DE69636565T2 - Elektrophysiologiekatheter mit führungsdraht - Google Patents

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Description

  • HINTERGRUND DER ERFINDUNG
  • Diese Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf ein System zum Erfassen von elektrischer Aktivität oder Signalen innerhalb des Herzens eines Patienten und insbesondere zum Bestimmen der Quelle von Signalen, die Arrythmie verursachen, vom Innern eines Blutgefäßes des Herzens des Patienten her.
  • Vorbekannte Verfahren zum Behandeln einer Arrhythmie eines Patienten umfassen den Gebrauch von antiarrhythmischen Arzneimitteln, wie beispielsweise Natrium- und Calcium-Kanalblockern, oder Arzneimitteln, die die Beta-adrenerge Aktivität verringern. Andere vorbekannte Verfahren umfassen chirurgisches Trennen des Ursprungs der Signale, die die Arrhythmie verursachen, oder der Leitungsbahnen für derartige Signale. Häufiger wird jedoch, um die Arrhythmie zu beenden, das die Arrhythmie verursachende Herzgewebe durch Wärme, z.B. durch Anwenden eines Laserstrahls oder elektrischer Hochfrequenzenergie, z.B. HF oder Mikrowelle, auf eine gewünschte Position auf dem Endokardium des Patienten zerstört.
  • Im letzteren Fall muss die Position der Gewebestelle, die die Arrhythmie verursacht oder daran beteiligt ist, genau bekannt sein, um in der Lage zu sein, die gewünschte Position mit einer gewebezerstörenden Vorrichtung zu kontaktieren. Ein Hauptproblem mit dem Abladieren der Stelle des Ursprungs der Signale oder einer Leitungsbahn besteht darin, die Position der Stelle genau zu bestimmen, sodass keine übermäßige Menge von gesundem Gewebe zusammen mit der arrhythmogenen Stelle beschädigt oder zerstört wird, während zur gleichen Zeit sichergestellt wird, dass die Arrhythmie nicht zurückkehrt. Beispielsweise besteht die durchschnittliche arrhythmogene Stelle aus einem Bereich von etwa 1,4 cm2 des endokardialen Gewebes, wohingegen eine Wiedereintrittsstelle viel größer sein kann. HF-Ablationstechniken erzeugen Läsionen einer Fläche von ungefähr 0,5 cm2, sodass mehrere Läsionen notwendig sein können, um eine interessierende Fläche vollständig zu abladieren. Wenn die arrhythmogene oder re-entrant Stelle nicht genau abgebildet wird, wird viel gutes Gewebe, das die Stelle umgibt, unnötigerweise beschädigt oder zerstört werden.
  • Eine Vielfalt von vorbekannten Verfahren wurde verwendet, um die elektrische Aktivität innerhalb eines Herzen eines Patienten zu erfassen, um das Mapping der elektrischen Aktivität zu ermöglichen, die die Arrhythmie verursacht. Eine Anzahl dieser vorbekannten Verfahren werden in US-Patenten offenbart, die längliche intravaskuläre Signalabfühlvorrichtungen mit einer oder mehreren Elektroden an einem distalen Abschnitt der Vorrichtung verwenden, die durch die Gefäßanordnung des Patienten vorgerückt werden, bis die distalen Abschnitte der Abfühlvorrichtungen innerhalb einer oder mehrerer der Herzkammern des Patienten angeordnet sind, wobei eine oder mehrere Elektroden in Kontakt mit der endokardialen Auskleidung sind. Obwohl diese Prozedur vielfach verwendet wird, ermöglicht sie nicht immer, die Stelle der arrhythmogenen Signale genau zu bestimmen.
  • In der Anmeldung US-A-5509411 wird Bezug auf intravaskuläre Vorrichtungen genommen, die durch Koronararterien oder Herzvenen eines Patienten zu gewünschten Positionen in dem Epikardium des Patienten vorgerückt werden, wobei die elektrische Aktivität durch Elektroden an den distalen Enden der Vorrichtung erfasst wird, um arrhythmogene Stellen oder Leitungsbahnen zu lokalisieren, die die Arrhythmie verursachen oder die an dieser beteiligt sind. In der Anmeldung WO-A-9524160 wird eine intravaskuläre Vorrichtung beschrieben, die HF-Energie verwendet, um ein Blutgefäß zu okkludieren, um Gewebe distal zu dem Katheter zu zerstören, indem ischämische Bedingungen darin erzeugt werden.
  • Was benötigt wurde, ist ein Verfahren und System zum genauen Bestimmen der Quelle von Signalen, die die Arrhythmie verursachen, und um eine Läsion zu erzeugen, die die Arrhythmie wirksam beendet, ohne Gewebe nachteilig zu beeinflussen, das bei der Arrhythmie nicht beteiligt ist.
  • ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
  • Diese Erfindung ist auf eine längliche intravaskuläre Vorrichtung gerichtet, um eine Läsion im Gewebe eines Körpers eines Patienten benachbart einem Blutgefäß eines Patienten vom Innern eines Blutgefäßes eines Patienten her zu erzeugen. Die Vorrichtung umfasst vorzugsweise ein Mittel zum Erfassen von elektrischer Aktivität in benachbartem Gewebe vom Innern des Blutgefäßes her, um eine genaue Platzierung der Vorrichtung in dem Blutgefäß zu ermöglichen, um das Erzeugen einer effektiven Läsion sicherzustellen. Die Vorrichtung ist besonders zum Erzeugen einer Läsion in einem Herz eines Patienten geeignet, die die eine Arrhythmie verursachende elektrische Aktivität beendet.
  • Die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung gemäß Anspruch 1 umfasst einen länglichen Schaft mit proximalen und distalen Enden, eine Öffnung in dem distalen Ende und ein Führungsdraht-Lumen, das sich durch mindestens den distalen Abschnitt des Schafts zu der Führungsdraht-Öffnung in dem distalen Abschnitt erstreckt. Der distale Abschnitt des Schafts ist ausgestaltet, um durch das gewünschte Blutgefäß oder ein anderes gewünschtes Körperlumen, wie beispielsweise die Koronararterien oder Herzvenen des Patienten, vorrückbar zu sein. Die Vorrichtung kann ebenfalls in Blutgefäßen oder anderen Körperlumen in anderen Teilen des Körpers des Patienten verwendet werden.
  • In Übereinstimmung mit der Erfindung wird ein distaler Schaftabschnitt mit mindestens einer Emissionselektrode ausgestattet, die elektrisch mit einem Leiter verbunden ist, der sich durch den Schaft zu einer elektrischen Hochfrequenzenergiequelle außerhalb des Patienten erstreckt. Die Emissionselektrode an dem distalen Schaftabschnitt bildet vorzugsweise die distale Spitze des länglichen Schafts und umfasst ein inneres Lumen, das sich zu der Öffnung in dem distalen Ende erstreckt, die eine Fortsetzung des sich innerhalb des Schafts erstreckenden Lumens ist. Dies ermöglicht, dass die intravaskuläre Vorrichtung über einen Führungsdraht zu der gewünschten Position innerhalb eines Körpers eines Patienten vorgerückt werden kann, wo die Ablation stattzufinden hat.
  • Um eine wirksame Läsion in dem Gewebe benachbart einem Körperlumen ohne Verursachen von unnötigem Gewebeschaden zu bilden, sollte die Temperatur der Emissionselektrode während der Emission zwischen etwa 70°C und 100°C und vorzugsweise etwa 75°C bis 85°C gesteuert werden.
  • Um die Elektrode wirksam zu kühlen, wird sie vorzugsweise mit einem oder mehreren Fluid-lenkenden Durchgängen ausgestattet, die sich radial oder der Länge nach erstrecken, um den Durchgang von Kühlfluid zu ermöglichen, wenn die Emissionselektrode in Betrieb ist. Alternativ kann die Emissionselektrode mit einer Hülle an ihrem Äußeren ausgestattet sein, die das Kühlfluid entlang der äußeren Oberfläche lenkt, um Oberflächentemperaturen zu steuern. Die Emissionselektrode kann mit einer proximalen röhrenförmigen Verlängerung ausgestattet sein, die durch ein geeignetes Klebemittel in dem sich innerhalb des Schafts erstreckenden inneren Lumen befestigt werden kann.
  • Bei einer gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform wird eine Mehrzahl von Abfühlelektroden ebenfalls an dem distalen Schaftabschnitt proximal zu der Emissionselektrode bereitgestellt, sodass elektrische Aktivität im Gewebe benachbart dem Körperlumen erfasst werden kann, um eine genaue Platzierung der Emissionselektrode in dem Körperlumen und eine wirksame Läsionsbildung sicherzustellen. Die Abfühlelektroden können elektrisch für monopolare oder multipolare Betriebsmoden ausgestaltet sein. Bis zu 15 oder mehr Abfühlelektroden können entlang des distalen Schaftabschnitts bereitgestellt werden. Die Abfühlelektroden können konstante oder variable Elektrodenbeabstandungen aufweisen, und sie können in einem ersten Array von Abfühlelektroden mit einer kompakten Beabstandung und einem zweiten Array von Abfühlelektroden mit einer viel größeren Beabstandung als bei dem ersten Array angeordnet sein. Bei dieser letzteren Ausführungsform kann das zweite Array von Abfühlelektroden verwendet werden, um die allgemeine Position von elektrischer Aktivität, wie beispielsweise eine arrhythmogene Stelle oder Bahn, zu erfassen, und dann kann das erste Array benutzt werden, um den interessierenden Bereich basierend auf der durch das erste Array von Abfühlelektroden-Mitteln erfassten allgemeinen Position genauer festzulegen. Die Zwischenelektroden-Beabstandung in dem zweiten Array von Elektroden sollte zwischen etwa 0,25 und etwa 2 mm, vorzugsweise zwischen etwa 0,5 und 1,5 mm liegen, und die Zwischenelektroden-Beabstandung zwischen den Elektroden in dem ersten Array kann etwa 1 bis etwa 10 mm betragen. Wenn eine bipolare oder multipolare Betriebsart des Abfühlens zu verwenden ist, kann die Beabstandung zwischen einem Paar von bipolaren Elektroden viel geringer als die Beabstandung zwischen Paaren von bipolaren Elektroden sein.
  • Der Schaft der intravaskulären Vorrichtung ist vorzugsweise aus einer Mehrzahl von einzelnen isolierten elektrischen Leitern gebildet, die in ein längliches röhrenförmiges Element geflochten oder gewunden werden, wobei sich das innere Lumen darin erstreckt. Nicht alle der geflochtenen Litzen, die das röhrenförmige Element bilden, müssen jedoch elektrische Leiter sein. Einige können hochfeste Fasern, wie beispielsweise Nylon, Kevlar® und dergleichen sein. Die Isolierung an einzelnen elektrischen Leitern wird angrenzend zu jeder Elektrode freigelegt, um eine elektrische Verbindung mit der Elektrode zu erleichtern, und die Elektrode kann an dem freigelegten Leiter mit einem geeigneten Lot- oder Hartlot-Material befestigt sein. Die Abfühlelektroden können durch ihren inneren Umfang an dem darunterliegenden röhrenförmigen Element, das aus elektrischen Leitern gebildet ist, durch ein geeignetes Klebemittel befestigt sein, um die Beibehaltung des elektrischen Kontakts zwischen den Elektroden und den freigelegten Leitern weiter sicherzustellen.
  • Die Abfühlelektroden können kreisförmige Bänder mit einer Breite (die Längsabmessung, wenn sie an der Vorrichtung sind) von ungefähr 0,25 bis etwa 1 mm sein und sind vorzugsweise aus einem leitenden Material, wie beispielsweise Gold hergestellt, das mit den Körperflüssigkeiten bioverträglich ist.
  • Eine Kunststoff-Ummantelung, vorzugsweise ein gleitfähiges Polymer, wie beispielsweise ein thermoplastisches Fluorpolymer, Pebax oder ein Polyethylen, kann an dem Äußeren des Schafts mit einer geringfügigen Überlappung der Ummantelung über den Rändern der aus Bändern gebildeten, einzelnen Elektroden bereitgestellt werden, um eine Freilegung eines scharfen metallischen Rands zu verhindern, der Schaden verursachen kann, wenn die längliche Vorrichtung durch Blutgefäße vorgerückt wird. Das gesamte Äußere einer Elektrode muss nicht freigelegt werden. Beispielsweise kann die Kunststoff-Ummantelung um den distalen Schaftabschnitt angeordnet sein, an dem die Elektroden angebracht sind, und Löcher können in der Ummantelung ausgeführt sein, um kleine Abschnitte der Barunterliegenden Elektroden freizulegen. Die proximalen Enden der mit den Elektroden verbundenen elektrischen Leiter sind elektrisch mit einem oder mehreren mehrpoligen Verbindern an dem proximalen Ende des Schafts verbunden, die ausgestaltet sein können, um mit einem Aufnahmeelement verbunden zu sein, das in elektrischer Kommunikation mit einer Videoeinheit ist, die Darstellungen der abgefühlten elektrischen Aktivität anzeigen kann.
  • Wenn die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung verwendet wird, wird zuerst ein Führungskatheter in die Gefäßanordnung des Patienten eingeführt und darin vorgerückt, bis die distale Spitze des Führungskatheters in dem Ostium des Koronarsinus oder dem Ostium einer Koronararterie sitzt. Ein Führungsdraht wird dann durch den Führungskatheter aus deren distalen Ende vorgerückt und dann zu einem gewünschten venösen oder arteriellen Zweig gelenkt. Die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung wird über den Führungsdraht zu der gewünschten Stelle vorgerückt, bei der die Läsion zu bilden ist. Die Abfühlelektroden an dem distalen Abschnitt der intravaskulären Vorrichtung werden verwendet, um die elektrische Aktivität zu erfassen, die die Arrhythmie verursacht oder daran beteiligt ist. Wenn sie einmal lokalisiert ist, kann die Position der intravaskulären Vorrichtung in dem Ausmaß eingestellt werden, das notwendig ist, um die Emissionselektrode an der distalen Spitze der Vorrichtung in dem Gefäß so nahe wie möglich zu dem Gewebe zu platzieren, das die Arrhythmie verursacht oder daran beteiligt ist, sodass, wenn die Läsion durch Emittieren elektrischer Hochfrequenzenergie gebildet wird, das infrage kommende Gewebe innerhalb der Läsion liegt.
  • Mit der Vorrichtung der Erfindung wird die arrhythmogene Stelle genau erfasst, und die gebildete Läsion ist groß genug, um die Stelle mit geringer Beschädigung an dem Gewebe zu umgeben, das nicht an der Arrhythmie beteiligt ist, um die Arrhythmie wirksam und dauerhaft zu beenden. Diese und weitere Vorteile der Erfindung werden aus der folgenden ausführlichen Beschreibung der Erfindung und den begleitenden beispielhaften Zeichnungen offensichtlicher werden.
  • KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
  • 1 ist ein Aufriss einer intravaskulären Vorrichtung, die Merkmale der Erfindung aufweist, bei der eine Emissionselektrode an dem distalen Ende der Vorrichtung für die Lieferung von elektrischer Hochfrequenzenergie bereitgestellt wird.
  • 2 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts der in 1 gezeigten intravaskulären Vorrichtung, die entlang der Linien 2-2 genommen ist.
  • 3 ist eine längsgerichtete Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts einer alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der eine Mehrzahl sich radial erstreckender Durchgänge in der Emissionselektrode bereitgestellt wird, um den Durchgang von Kühlfluid zu ermöglichen.
  • 4 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 3 gezeigten Ausführungsform, die entlang der Linien 4-4 genommen ist.
  • 5 ist eine längsgerichtete Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der eine Mehrzahl sich längsgerichtet erstreckender Durchgänge in der Emissionselektrode bereitgestellt wird, um den Durchgang von Kühlfluid zu ermöglichen.
  • 6 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 5 gezeigten Ausführungsform, die entlang der Linie 6-6 genommen ist.
  • 7 ist ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der ein Abschnitt der Emissionselektrode mit einer isolierenden Hülle ausgestattet ist.
  • 8 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 7 gezeigten Katheters, die entlang der Linien 8-8 genommen ist.
  • 9 ist ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der eine Hülle an dem Äußeren des proximalen Endes der Emissionselektrode positioniert ist, um Kühlfluid auf die Außenseite der Elektrode zu lenken.
  • 10 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 9 gezeigten Katheters, die entlang der Linien 10-10 genommen ist.
  • 11 ist ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der ein dehnbarer Ballon an einer Seite des distalen Abschnitts der Vorrichtung bereitgestellt wird, sodass, wenn er aufgeblasen ist, die Emissionselektrode gegen das Innere des Körperlumens gedrängt wird.
  • 12 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 11 gezeigten Katheters, die entlang der Linien 12-12 genommen ist.
  • 13 ist eine längsgerichtete Querschnittsansicht einer weiteren alternativen Ausführungsform der Erfindung, bei der der distale Abschnitt der Vorrichtung mit einer aus einem gewendelten Draht gebildeten Emissionselektrode ausgestattet ist.
  • 14 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 13 gezeigten Katheters, die entlang der Linien 14-14 genommen ist.
  • 15 ist eine längsgerichtete Querschnittsansicht einer Ausführungsform, die der in 13 und 14 ähnlich ist, jedoch mit getrenntem Führungsdraht und Fluid-Lumen.
  • 16 ist ein quergerichtete Querschnitt des in 15 gezeigten Katheters, der entlang der Linien 16-16 genommen ist.
  • 17 ist eine längsgerichtete Querschnittsansicht des distalen Abschnitts einer weiteren Ausführungsform der Erfindung.
  • 18 ist eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 17 gezeigten Ausführungsform, die entlang der Linien 18-18 genommen ist.
  • AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
  • Bezug wird auf 1 bis 2 genommen, die schematisch eine Ausführungsform der Erfindung der Erfindung veranschaulichen, bei der die längliche intravaskuläre Vorrichtung 10 einen Schaft 11 mit einem distalen Abschnitt 12 und einem proximalen Abschnitt 13 und ein inneres Lumen 14 umfasst, das sich innerhalb des Schafts erstreckt. Der Schaft 11 umfasst ein geflochtenes röhrenförmiges Element 15, das aus einer Mehrzahl von elektrischen Leitern 16 gebildet ist. Nicht alle Litzen, die das röhrenförmige Element 15 bilden, müssen Leiter 16 sein, sondern können aus Polymer-Materialien, wie beispielsweise Nylon oder Kevlar®, gebildet sein. Der distale Abschnitt 12 des Schafts 11 ist mit einer Emissionselektrode 17 an der distalen Spitze und einer Mehrzahl von Abfühlelektroden 18, die proximal zu der Emissionselektrode angeordnet sind, ausgestattet.
  • Die Emissionselektrode 17 umfasst eine proximale röhrenförmige Verlängerung 19, die sich in dem inneren Lumen 14 erstreckt und durch ein geeignetes Klebemittel an der inneren Oberfläche des geflochtenen röhrenförmigen Elements 15 befestigt ist. Ein oder mehrere einzelne isolierte elektrische Leiter 16 sind elektrisch durch Lot 20 mit der Emissionselektrode 17 verbunden. Einzelne isolierte elektrische Leiter 16 sind ebenfalls elektrisch mit den Abfühlelektroden 18 durch Lot (nicht gezeigt) verbunden. Die Leiter 16 erstrecken sich zu dem proximalen Ende des Schafts 11, wo sie gebündelt und in ein Kabel 21 gebildet werden, das zu einem mehrpoligen elektrischen Verbinder 22 führt, bei dem jeder elektrische Leiter mit einem getrennten Stift (nicht gezeigt) verbunden ist. Die proximale Extremität des Leiters oder der Leiter, die elektrisch mit der Emissionselektrode 17 verbunden sind, sind elektrisch durch die Stifte mit einer Quelle elektrischer Hochfrequenzenergie (HF oder Mikrowelle) verbunden, und die proximalen Extremitäten der elektrisch mit den Abfühlelektroden 18 verbundenen Leiter sind durch die Stifte mit einem Anzeigesystem (nicht gezeigt) verbunden, wobei Darstellungen an dem durch die Abfühlelektroden empfangenen Signal präsentiert werden.
  • Vorzugsweise erstreckt sich ein Sicherheitsdraht 23 innerhalb der Wand des Schafts 11 und ist durch sein distales Ende an der Emissionselektrode 17 befestigt, um ihren Verlust in dem Patienten zu verhindern. Die distale Extremität 24 des Sicherheitsdrahtes 23 ist in der Schaftwand proximal zu der Emissionselektrode 17 gewendelt und durch ein geeignetes Klebemittel 25 an der proximalen Verlängerung 19 gebondet. Das proximale Ende des Sicherheitsdrahtes kann an dem einem Band (nicht gezeigt) in dem Schaft 11 befestigt sein, das proximal zu der Emissionselektrode 17 beabstandet ist.
  • Ein herkömmlicher Adapter 27, der an dem proximalen Ende des Schafts 11 befestigt ist, umfasst einen zentralen Arm 28 für den Eintritt eines Führungsdrahtes in das innere Lumen 14 und einen Seitenarm 29, der ebenfalls in Fluid-Kommunikation mit dem inneren Lumen 14 ist, für die Lieferung von Spül- oder Kühlfluid zu der Emissionselektrode 17 an dem distalen Abschnitt des Schafts. Ein O-Ring kann in der proximalen Nabe des zentralen Arms 28 bereitgestellt werden, um das Entweichen von Fluid zu verhindern.
  • Die in 3 und 4 gezeigte Ausführungsform ist im Wesentlichen die gleiche wie die in 1 und 2 gezeigte Ausführungsform (und ist ähnlich nummeriert), mit der Ausnahme, dass sich eine Mehrzahl radial erstreckender Durchgänge 30 zwischen dem inneren Lumen 14 und dem Äußeren der Elektrode 17 erstreckt. Der Führungsdraht 31, der einen Kern 32 und eine Spule 33 an der distalen Extremität des Kerns aufweist, ist verschiebbar in dem inneren Lumen 14 angeordnet, und die Spule an dem distalen Ende des Führungsdrahts erstreckt sich über die Durchgänge 30 hinaus und okkludiert zu einem bedeutenden Ausmaß das innere Lumen 14 und verringert beträchtlich den Durchgang von Fluid durch die Öffnung 34 in der distalen Spitze der Emissionselektrode 17. Durch das innere Lumen 14 strömendes Fluid wird dann gezwungen, durch die radialen Durchgänge 30 zu strömen, wodurch die Emissionselektrode 17 gekühlt wird.
  • Eine weitere Ausführungsform wird in 5 und 6 gezeigt, bei der die Emissionselektrode 17 längs angeordnete Durchgänge 35 zum Lenken von Kühlfluid von dem inneren Lumen 14 durch die Elektrode und aus den Öffnungen 36 in die distale Spitze der Elektrode aufweist. Eine röhrenförmige Hülle 37, die aus einem hochfestem Polymer-Material, wie beispielsweise Polyimid, gebildet ist, erstreckt sich zwischen dem Körper des Klebemittels 25, das die gewendelte distale Extremität des Sicherheitsdrahtes 24 an der röhrenförmigen Verlängerung 19 der Emissionselektrode 17 befestigt, zu dem proximalen Ende der Elektrode, um Fluid zu lenken, das von dem inneren Lumen 14 durch die Öffnungen 38 in der röhrenförmigen Verlängerung 19 zu den Durchgängen 35 läuft, wie durch in 5 gezeigte Pfeile angegeben ist. Die gezeigte intravaskuläre Vorrichtung ist ansonsten im Wesentlichen die gleiche wie die vorbekannten Vorrichtungen und ist auf ähnliche Weise nummeriert. Ein Führungsdraht 31 kann verwendet werden, um das innere Lumen 14 wie bei der vorbekannten Ausführungsform zu okkludieren, um eine ausreichende Strömung von Kühlfluid durch die Durchgänge 35 sicherzustellen, um die Temperatur der Emissionselektrode 17 auf einem gewünschten Niveau zu halten.
  • 7 und 8 veranschaulichen noch eine weitere Ausführungsform der Erfindung, bei der eine bogenförmige isolierende Hülle 40 um einen äußeren Abschnitt der Emissionselektrode 17 befestigt ist, um eine fokussiertere Emission von elektrischer Hochfrequenzenergie von einem kleineren freigelegten Abschnitt der Elektrode zu dem zu behandelnden Gewebe sicherzustellen, um die Größe der gebildeten Läsion zu steuern. Diese Vorrichtung ist mit Ausnahme der Isolationshülle 40 größtenteils die gleiche wie bei den zuvor erläuterten Ausführungsformen und wird daher auf ähnliche Weise nummeriert.
  • Eine weitere Ausführungsform wird in 9 und 10 dargestellt, bei der eine Fluid-Steuerhülle 41 durch ihre proximate Extremität an dem Klebemittel 25 befestigt ist und sich über das Äußere der Emissionselektrode 17 erstreckt. Der Innendurchmesser des distalen Endes der Hülle 41 ist geringfügig größer als der Außendurchmesser der Elektrode 17, um einen ringförmigen Zwischenraum 42 dazwischen bereitzustellen, der Kühlfluid entlang der äußeren Oberfläche der Elektrode lenkt, wie durch die Pfeile angegeben ist. Das Kühlfluid läuft von dem inneren Lumen 14 durch die Öffnungen 38 in der röhrenförmigen Verlängerung 19 und durch den ringförmigen Zwischenraum 42. Bei dieser Ausführungsform ist ein Führungsdraht 31 in dem inneren Lumen 14 angeordnet, wobei die Spule 33 zumindest teilweise den distalen Abschnitt des inneren Lumen okkludiert, sodass eine ausreichende Strömung von Kühlfluid entlang dem Äußeren der Elektrode 17 läuft, um eine ausreichende Kühlung derselben sicherzustellen.
  • Bei größeren Blutgefäßen ist es häufig schwierig, Kontakt zwischen der Emissionselektrode 17 und der Blutgefäßwand aufrechtzuerhalten. Um dieses Problem zu überwinden, ist es wünschenswert, ein dehnbares Positionierungselement bereitzustellen, wie beispielsweise einen aufblasbaren Ballon 43, der, wenn aufgeblasen, Kontakt zwischen einem gewünschten Abschnitt der Blutgefäßwand 44 und der Emissionselektrode 17 sicherstellt, wie in 11 und 12 gezeigt ist. Ein Inflations-Lumen 45 erstreckt sich durch den Schaft 11 von seinem proximalen Ende zu einer Position in dem Innern des Ballons 43. Um das zusätzliche Lumen unterzubringen, ist ein dreiarmiger Adapter (nicht gezeigt) an dem proximalen Ende des Schafts befestigt. Obwohl lediglich eine Abfühlelektrode 18 in den Zeichnungen gezeigt ist, kann eine Mehrzahl von Abfühlelektroden proximal zu dem Ballon 43 bereitgestellt werden. Die maximale Querabmessung des Ballons 43 kann, wenn sie von der gegenüberliegenden Seite des Schafts 11 gemessen wird, von etwa 0,5 bis etwa 5 mm, vorzugsweise von etwa 1,5 bis etwa 4 mm reichen.
  • 13 und 14 stellen eine weitere Ausführungsform dar, bei der die Emissionselektrode 50 eine spiralförmige Spule an dem distalen Ende des Schafts 11 ist. Das proximale Ende der Spule 51 wird durch Lot 52 an dem distalen Ende des Schafts 11 befestigt, wie in 13 gezeigt ist, um eine elektrische Verbindung mit den Leitern 16 in dem Schaft 11 zu ermöglichen, und das distale Ende der Spule ist durch Klebemittel an dem vergrößerten distalen Ende 53 der Auskleidung 54 befestigt. Perfusionslöcher 55 werden in der Auskleidung 54 bereitgestellt, um zu ermöglichen, dass Fluid durch das innere Lumen 14 laufen kann, um die Spule 51 zu kontaktieren und somit zu kühlen.
  • Bei der in 15 und 16 gezeigten Ausführungsform ist das innere Lumen 14 innerhalb des inneren röhrenförmigen Elements 60 angeordnet, das sich zu der distalen Spitze 61 erstreckt. Ein ringförmiges Lumen 62 erstreckt sich zwischen der inneren Oberfläche des geflochtenen röhrenförmigen Elements 15 und der äußeren Oberfläche des inneren röhrenförmigen Elements 60. Eine Elektrodenspule 63 wird durch ihr proximales Ende an dem Schaft 11 durch Lot 64 befestigt und ist elektrisch mit einem Leiter des geflochtenen röhrenförmigen Elements 15 verbunden. Das distale Ende der Spule 63 ist an der distalen Spitze 61 durch ein geeignetes Klebemittel oder durch Schmelzen der distalen Spitze um das distale Ende der Spule befestigt. Bei dieser Ausführungsform ist die Lieferung von Kühlfluid durch das ringförmige Lumen 62 unabhängig von einem Führungsdraht (nicht gezeigt) in dem Lumen 14.
  • 17 und 18 veranschaulichen den distalen Abschnitt noch einer weiteren Ausführungsform der Erfindung, bei der eine Emissionsspulenelektrode 70 an der distalen Spitze des Schafts 11 mittels Klebemittel oder Lot befestigt ist. Ein Sicherheitsdraht 71, der sich wie bei den vorhergehenden Ausführungsformen durch den Schaft 11 erstreckt, ist an der distalen Spitze der Emissionsspulenelektrode 70 gelötet. Abfühlelektroden 18 werden an dem Schaft 11 proximal zu der Emissionselektrodespule 70 wie bei den vorhergehenden Ausführungsformen bereitgestellt. Die Einzelheiten des Schafts 11 sind die gleichen wie die, die bei den vorhergehenden Ausführungsformen gezeigt wurden.
  • Die Gesamtlänge der intravaskulären Vorrichtungen der Erfindung kann von etwa 80 bis etwa 300 cm, typischerweise von etwa 120 bis 175 cm zur Lieferung durch die Femoral-Arterie oder -Vene und etwa 80 bis etwa 120 cm zur Lieferung durch die brachiozephale Arterie oder interne Drosselvene reichen. Weil die intravaskuläre Vorrichtung über einen Führungsdraht vorzurücken ist, muss der Führungsdraht um etwa 20 bis etwa 60 cm länger als der Katheter sein. Der Außendurchmesser des Schafts der intravaskulären Vorrichtung sollte kleiner als etwa 0,065 Zoll (1,65 mm) und vorzugsweise etwa 0,035–0,06 Zoll (0,89–1,5 mm) sein. Das innere Lumen 14 weist einen Innendurchmesser von etwa 0,01 bis etwa 0,04 Zoll (0,25–1 mm) auf, um die Aufnahme und das Vorrücken eines Führungsdrahtes dadurch zu ermöglichen, der typischerweise etwa 0,010 bis etwa 0,018 Zoll (0,25–0,46 mm) im Außendurchmesser ist. Der Durchmesser des inneren Lumens durch die Emissionselektrode kann viel kleiner als der Durchmesser des inneren Lumens in den proximaleren Abschnitten des Schafts 11 sein. Der distale Abschnitt 12 des Schafts ist etwa 3 bis etwa 20 cm lang. Ein dazwischenliegender Abschnitt mit einer dazwischenliegender Steifigkeit kann zwischen dem proximalen Abschnitt 13 und dem distalen Abschnitt 12 mit einer Länge von etwa 5 bis etwa 40 cm, typischerweise etwa 20 cm, bereitgestellt werden. Die radialen Durchgänge 30 sind typischerweise etwa 0,02 Zoll (0,5 mm) und die längsgerichteten Durchgänge 35 sind typischerweise etwa 0,01 Zoll (0,25 mm) im Durchmesser. Die Emissionselektrode ist im Allgemeinen länger als etwa 2 mm.
  • Für Festelektroden beträgt die Länge im Allgemeinen weniger als etwa 10 mm, wobei jedoch für eine Emissionselektrode in der Form einer spiralförmigen Spule die Länge etwa 2 bis etwa 30 mm, vorzugsweise etwa 2 bis etwa 20 mm betragen kann.
  • Die Materialien für die Konstruktion der intravaskulären Vorrichtung der Erfindung können in einem zuvor nicht beschriebenen Ausmaß aus herkömmlichen Materialien gebildet sein. Die elektrischen Leiter 16 können aus Kupferdraht elektrischer Güte mit einem Durchmesser von etwa 0,003 Zoll (0,08 mm) sein, die mit einem dünnen isolierten Mantel oder einer Beschichtung aus Polyimid oder anderem geeigneten Isolator versehen sind. Der äußere Mantel kann ein thermoplastisches Polyurethan, wie beispielsweise PBAX sein, das von Eif Atochem Polymers von Philadelphia, Pennsylvania, verfügbar ist. Der Mantel des proximalen Abschnitts ist vorzugsweise aus Pebax 1147, der Mantel des Zwischenabschnitts ist aus Pebax 6333 und der Mantel des distalen Abschnitts ist aus Pebax 4033. Die Abfühl- und Emissionselektroden sind vorzugsweise aus einer Legierung aus Platin und Iridium, z.B. 90% Pt und 10% Ir (Gew.-%), oder aus Gold (100%) gebildet. Der Sicherheitsdraht 23 kann ein rostfreier Stahldraht von etwa 0,003 Zoll (0,08 mm) im Durchmesser mit einer Polyimid-Beschichtung sein. Das bevorzugte Lot, das verwendet wird, um die elektrischen Leiter mit den verschiedenen Elektroden zu verbinden, ist aus 95% Sn–5% Ag oder 80% Au–20% Sn.
  • Ein gegenwärtig bevorzugtes Verfahren zum Verwenden der länglichen intravaskulären Vorrichtung umfasst zuerst ein Vorrücken eines Führungskatheters durch das vaskuläre System des Patienten, bis die distale Spitze des Führungskatheters in dem Koronarsinus-Ostium oder dem Ostium einer der Koronararterien sitzt. Der Führungskatheter wird durch seine proximale Extremität verdreht, die sich aus dem Patienten erstreckt, um die distale Spitze in das ausgewählte Ostium zu führen. Sobald das distale Ende des Führungskatheters sitzt, wird die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung mit einem verschiebbar in dem inneren Lumen derselben angeordneten Führungsdraht durch den Führungskatheter und aus dessen distalen Ende vorgerückt. Der Führungsdraht wird zuerst in die Zielvene oder -arterie vorgerückt, und die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung wird über den Führungsdraht in das Zielblutgefäß vorgerückt. Die Abfühlelektroden 18 der intravaskulären Vorrichtung der Erfindung werden verwendet, um elektrische Aktivität zu erfassen, die es dem Arzt oder Bediener ermöglicht, die Position des arrhythmogenen Fokus zu bestimmen. Wenn der Fokus lokalisiert ist, wird die intravaskuläre Vorrichtung innerhalb des Blutgefäßes nach Bedarf bewegt, um die Emissionselektrode 17 so nahe wie möglich zu dem Fokus zu positionieren. Elektrische Hochfrequenzenergie, vorzugsweise im HF-Bereich, wird durch die mit der Emissionselektrode 17 verbundenen elektrischen Leiter 16 geleitet, um die gewünschte Läsion zu bilden, die den arrhythmogenen Fokus umschließt. Energiepegel von etwa 5 Watt bis etwa 100 Watt, vorzugsweise etwa 30 Watt bis etwa 70 Watt, sind geeignet, um die meisten Arrhythmien zu beenden. Typische gebildete Läsionen sind etwa 3 mm bis etwa 20 mm im Durchmesser und etwa 3 mm bis etwa 20 mm lang. In einigen Fällen, in denen die Stelle der arrhythmischen Aktivität durch andere Mittel erfasst wird, kann eine intravaskuläre Vorrichtung benutzt werden, die keine Abfühlelektroden aufweist. Beispielsweise kann der Führungsdraht, der benutzt wird, um die intravaskuläre Vorrichtung der Erfindung in das gewünschte Blutgefäß vorzurücken, mit Abfühlelektroden zum Erfassen der interessierenden elektrischen Aktivität ausgestattet sein. Eine geeignete Vorrichtung wird in der US-A-5509411 beschrieben.
  • Obwohl es verschiedene hier beschriebene Mittel gibt, um die Emissionselektrode zu kühlen, kann eine weite Vielfalt von Mitteln verwendet werden, um die Temperatur der Emissionselektrode zu steuern. Beispielsweise kann die elektrische Energie zu der Emissionselektrode gesteuert werden, um deren Temperatur aufrechtzuerhalten. Ein Thermistor oder eine andere Temperatur-Abfühlvorrichtung kann benutzt werden, um die Elektrodentemperatur zu überwachen, und die abgefühlte Temperatur wird verwendet, um in einer herkömmlichen Rückkopplungsanordnung die elektrische Leistungsabgabe zu steuern.
  • Obwohl einzelne Merkmale einer Ausführungsform der Erfindung hier beschrieben und in einer oder mehreren der Zeichnungen und nicht in anderen gezeigt werden können, wird ein Fachmann erkennen, dass einzelne Merkmale einer Ausführungsform der Erfindung mit beliebigen oder allen Merkmalen einer anderen Ausführungsform der Erfindung kombiniert werden können. Verschiedene Modifikationen und Verbesserungen können an der Erfindung durchgeführt werden, ohne von dem Schutzumfang davon, wie durch die beigefügten Ansprüchen definiert, abzuweichen.

Claims (22)

  1. Intravaskulärer Katheter (10) zum Abfühlen elektrischer Aktivität innerhalb einer Koronararterie eines Patienten mit einem länglichen Schaft (11) mit proximalen und distalen Enden, einer Öffnung (34) in dem distalen Ende (61), und einem inneren Lumen (14), das konfiguriert ist, um verschiebbar einen Führungsdraht (31) aufzunehmen, und das sich in dem Schaft zu der Öffnung in dem distalen Ende erstreckt, wobei der Katheter einen distalen Schaftabschnitt (12) umfasst, mit: a) einem Außendurchmesser, der kleiner als 1,65 mm ist; b) einer Mehrzahl von Abfühlelektroden (18); c) einem elektrischen Leiter, der sich von jeder der Abfühlelektroden erstreckt; d) einer Emissionselektrode (17) an dem distalen Ende des länglichen Schafts distal zu den Abfühlelektroden (18), wobei die Öffnung (34) in der distalen Spitze der Emissionselektrode (17) vorgesehen ist; und e) einem elektrischen Leiter (16), der elektrisch mit der Emissionselektrode verbunden und konfiguriert ist, um elektrisch mit einer elektrischen Hochfrequenzenergiequelle verbunden zu sein (22).
  2. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem sich ein Sicherheitsdraht (23) durch den Katheterschaft (11) erstreckt und an der Emissionselektrode (17) befestigt ist.
  3. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem ein Adapter (27) an dem proximalen Ende des Katheterschafts (11) vorgesehen ist, der einen Arm (28) mit einem inneren Lumen (14) darin in Fluid-Kommunikation mit dem inneren Lumen des Katheterschafts und einen zweiten Arm (29) mit einem zweiten inneren Lumen darin in Fluid-Kommunikation mit dem inneren Lumen des Katheterschafts aufweist, wobei sich das zweite innere Lumen des Adapters mit dem ersten inneren Lumen des Adapters schneidet.
  4. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Emissionselektrode (17) das distale Ende des länglichen Schafts (11) bildet und das innere Lumen (14) sich dadurch erstreckt.
  5. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem Mittel bereitgestellt sind, um die Temperatur der Emissionselektrode (17) zu steuern.
  6. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 5, bei dem die Mittel, um die Temperatur der Emissionselektrode zu steuern, mindestens einen Durchgang (30) in Fluid-Kommunikation mit dem inneren Lumen (14) umfassen, der sich durch die Emissionselektrode (17) zu einer äußeren Region um die Emissionselektrode erstreckt, um den Durchgang von Kühlfluid von dem inneren Lumen zu ermöglichen.
  7. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 6, bei dem ein Führungsdraht verschiebbar in dem inneren Lumen (14) angeordnet ist und eine okkludierende distale Spitze aufweist, um die Fluidströmung aus der Öffnung in dem distalen Ende des Katheters einzuschränken und die Fluidströmung durch mindestens einen Durchgang (30) zu ermöglichen, der sich durch die Emissionselektrode (17) erstreckt und in Fluid-Kommunikation mit dem sich in dem Katheterschaft erstreckenden inneren Lumen ist, oder wobei sich mindestens ein Durchgang seitlich durch die Emissionselektrode erstreckt und in Fluid-Kommunikation mit dem sich in dem Katheterschaft erstreckenden inneren Lumen ist.
  8. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 5, bei dem die Mittel, um die Temperatur der Emissionselektrode zu steuern, eine Scheide (37) umfassen, die um einen proximalen Abschnitt der Emissionselektrode angeordnet ist, um ein Kühlmittel um die äußere Oberfläche der Elektrode zu lenken, wobei die Scheide ein Inneres in Fluid-Kommunikation mit dem sich in dem Katheterschaft erstreckenden inneren Lumen umfasst.
  9. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Emissionselektrode (17) eine äußere Oberfläche aufweist, die etwa zu 25% bis etwa 75% mit einer Isolierscheide (40) abgedeckt ist, um die Übertragung von elektrischer Energie davon zu verhindern, und wobei sich die Scheide an einer Seite der Emissionselektrode entlang einer Länge derselben erstreckt.
  10. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem ein dehnbares Positionierelement (43) an einer Seite des distalen Abschnitts der Katheterschafts bereitgestellt wird, so dass das dehnbare Positionierelement gedehnt werden kann, wenn der distale Abschnitt des Katheterschafts in einem Blutgefäß eines Patienten (44) angeordnet ist, um den distalen Abschnitt in dem Blutgefäß seitlich zu positionieren.
  11. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem das innere Lumen (14) des Katheterschafts konfiguriert ist, um einen Führungsdraht verschiebbar aufzunehmen, der einen Außendurchmesser von etwa 0,2 bis 0,76 mm (0,008 bis 0,03 Zoll) aufweist.
  12. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem das innere Lumen (14) des Katheterschafts konfiguriert ist, um einen Führungsdraht verschiebbar aufzunehmen, der einen Außendurchmesser von etwa 0,25 bis 0,51 mm (0,010 bis 0,02 Zoll) aufweist.
  13. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Emissionselektrode (17) eine proximale röhrenförmige Erweiterung aufweist, die in dem inneren Lumen des Katheterschafts befestigt ist.
  14. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem der Katheterschaft mindestens teilweise ein röhrenförmiges Element umfasst, das durch Litzen gebildetes ist, die einzeln isolierte elektrische Leiter umfassen, und wobei die Litzen geflochten sind.
  15. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Emissionselektrode eine spiralförmige Spule (50) ist.
  16. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Abfühlelektroden kreisförmige Bänder von elektrisch leitenden Materialien mit Breiten von etwa 0,25 bis etwa 1 mm sind.
  17. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem die Emissionselektrode eine feste Elektrode ist.
  18. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 16, bei dem die feste Emissionselektrode etwa 2 bis etwa 10 mm lang ist.
  19. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 15, bei dem die spiralförmige Spule etwa 2 bis etwa 30 mm lang ist.
  20. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 15, bei dem die spiralförmige Spulenelektrode etwa 2 bis etwa 20 mm lang ist.
  21. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 1, bei dem das innere Lumen (14) in einem inneren röhrenförmigen Element (60) angeordnet ist, das sich zu dem distalen Ende (61) erstreckt, und wobei sich ein ringförmiges Lumen (62) zwischen der inneren Oberfläche eines geflochten röhrenförmigen Elements (15) und der äußeren Oberfläche des inneren röhrenförmigen Elements (60) erstreckt.
  22. Intravaskulärer Katheter gemäß Anspruch 15, mit einer Auskleidung (54), die mit Perfusionslöchern (55) versehen ist, um zu ermöglichen, dass durch das innere Lumen laufendes Fluid die Spule (51) berühren und somit kühlen kann.
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Families Citing this family (180)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5843077A (en) * 1994-06-24 1998-12-01 Somnus Medical Technologies, Inc. Minimally invasive apparatus for internal ablation of turbinates with surface cooling
US5823197A (en) * 1994-06-24 1998-10-20 Somnus Medical Technologies, Inc. Method for internal ablation of turbinates
US6002956A (en) * 1995-05-23 1999-12-14 Cardima, Inc. Method of treating using an over-the-wire EP catheter
US5895355A (en) * 1995-05-23 1999-04-20 Cardima, Inc. Over-the-wire EP catheter
AU3204097A (en) * 1996-05-22 1997-12-09 Somnus Medical Technologies, Inc. Method and apparatus for ablating turbinates
US5755766A (en) 1997-01-24 1998-05-26 Cardiac Pacemakers, Inc. Open-ended intravenous cardiac lead
US6134463A (en) * 1997-03-31 2000-10-17 Cordis Webster, Inc. Electrophysiology catheter with a bullseye electrode
US6078830A (en) * 1997-10-01 2000-06-20 Ep Technologies, Inc. Molded catheter distal end assembly and process for the manufacture thereof
US6325800B1 (en) 1998-04-15 2001-12-04 Boston Scientific Corporation Electro-cautery catheter
US6432104B1 (en) 1998-04-15 2002-08-13 Scimed Life Systems, Inc. Electro-cautery catherer
WO1999064100A1 (en) * 1998-06-12 1999-12-16 Cardiac Pacemakers, Inc. Modified guidewire for left ventricular access lead
US6634364B2 (en) 2000-12-15 2003-10-21 Cardiac Pacemakers, Inc. Method of deploying a ventricular lead containing a hemostasis mechanism
US6240321B1 (en) 1998-08-12 2001-05-29 Cardiac Pacemakers, Inc. Expandable seal for use with medical device and system
US6129749A (en) * 1998-08-25 2000-10-10 Cardiac Pacemakers, Inc. Monorail left ventricular access lead
US6832115B2 (en) 2000-08-17 2004-12-14 William N. Borkan Catheter leads for the intrathecal space and method of use
US7200446B2 (en) * 1999-07-21 2007-04-03 Borkan William N Catheter leads for the intrathecal space and method of use
US6478769B1 (en) 2000-02-22 2002-11-12 The Board Of Trustees Of The University Of Arkansas Anatomical fluid evacuation apparatus and method
US6810286B2 (en) * 2000-03-06 2004-10-26 Medtronic, Inc Stimulation for delivery of molecular therapy
US7497844B2 (en) * 2000-03-31 2009-03-03 Medtronic, Inc. System and method for positioning implantable medical devices within coronary veins
US6733500B2 (en) 2000-03-31 2004-05-11 Medtronic, Inc. Method and system for delivering a medical electrical lead within a venous system
US6836687B2 (en) 2000-03-31 2004-12-28 Medtronic, Inc. Method and system for delivery of a medical electrical lead within a venous system
WO2001072368A2 (en) 2000-03-31 2001-10-04 Medtronic, Inc. Intralumenal visualization system with deflectable mechanism
US6692486B2 (en) * 2000-05-10 2004-02-17 Minnesota Medical Physics, Llc Apparatus and method for treatment of cerebral aneurysms, arterial-vascular malformations and arterial fistulas
US6405067B1 (en) 2000-07-07 2002-06-11 Biosense Webster, Inc. Catheter with tip electrode having a recessed ring electrode mounted thereon
US6477396B1 (en) 2000-07-07 2002-11-05 Biosense Webster, Inc. Mapping and ablation catheter
US6746446B1 (en) 2000-08-04 2004-06-08 Cardima, Inc. Electrophysiological device for the isthmus
US6510347B2 (en) * 2000-08-17 2003-01-21 William N. Borkan Spinal cord stimulation leads
US6584362B1 (en) * 2000-08-30 2003-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Leads for pacing and/or sensing the heart from within the coronary veins
US6533779B2 (en) * 2001-01-16 2003-03-18 Scimed Life Systems, Inc. PMR catheter and associated methods
US20030181900A1 (en) * 2002-03-25 2003-09-25 Long Gary L. Endoscopic ablation system with a plurality of electrodes
US20020177847A1 (en) * 2001-03-30 2002-11-28 Long Gary L. Endoscopic ablation system with flexible coupling
US7097644B2 (en) * 2001-03-30 2006-08-29 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Medical device with improved wall construction
US6918906B2 (en) * 2001-03-30 2005-07-19 Gary L. Long Endoscopic ablation system with improved electrode geometry
US6697667B1 (en) 2001-05-31 2004-02-24 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for locating coronary sinus
US7532920B1 (en) 2001-05-31 2009-05-12 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Guidewire with optical fiber
US7329223B1 (en) 2001-05-31 2008-02-12 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Catheter with optical fiber sensor
US6716178B1 (en) 2001-05-31 2004-04-06 Advanced Cardiovascular Systems, Inc. Apparatus and method for performing thermal and laser doppler velocimetry measurements
US7077842B1 (en) * 2001-08-03 2006-07-18 Cosman Jr Eric R Over-the-wire high frequency electrode
US20030039226A1 (en) * 2001-08-24 2003-02-27 Kwak Joseph A. Physical layer automatic repeat request (ARQ)
US7137981B2 (en) * 2002-03-25 2006-11-21 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Endoscopic ablation system with a distally mounted image sensor
US7572257B2 (en) 2002-06-14 2009-08-11 Ncontact Surgical, Inc. Vacuum coagulation and dissection probes
US8235990B2 (en) 2002-06-14 2012-08-07 Ncontact Surgical, Inc. Vacuum coagulation probes
US7063698B2 (en) * 2002-06-14 2006-06-20 Ncontact Surgical, Inc. Vacuum coagulation probes
US6893442B2 (en) * 2002-06-14 2005-05-17 Ablatrics, Inc. Vacuum coagulation probe for atrial fibrillation treatment
US9439714B2 (en) * 2003-04-29 2016-09-13 Atricure, Inc. Vacuum coagulation probes
US20040082859A1 (en) 2002-07-01 2004-04-29 Alan Schaer Method and apparatus employing ultrasound energy to treat body sphincters
US6866662B2 (en) 2002-07-23 2005-03-15 Biosense Webster, Inc. Ablation catheter having stabilizing array
US6780183B2 (en) 2002-09-16 2004-08-24 Biosense Webster, Inc. Ablation catheter having shape-changing balloon
US20040082947A1 (en) 2002-10-25 2004-04-29 The Regents Of The University Of Michigan Ablation catheters
US20050033137A1 (en) * 2002-10-25 2005-02-10 The Regents Of The University Of Michigan Ablation catheters and methods for their use
US6922579B2 (en) * 2002-12-12 2005-07-26 Scimed Life Systems, Inc. La placian electrode
EP2455037A1 (de) * 2003-03-27 2012-05-23 Terumo Kabushiki Kaisha Verfahren und Gerät zur Behandlung eines offenen Foramen ovale
DE10323566B4 (de) * 2003-05-26 2006-03-23 Fehling Ag Instrument zur unipolaren Ablation von Herzgewebe
DE202004021943U1 (de) 2003-09-12 2013-05-13 Vessix Vascular, Inc. Auswählbare exzentrische Remodellierung und/oder Ablation von atherosklerotischem Material
US7245973B2 (en) * 2003-12-23 2007-07-17 Cardiac Pacemakers, Inc. His bundle mapping, pacing, and injection lead
US8007495B2 (en) * 2004-03-31 2011-08-30 Biosense Webster, Inc. Catheter for circumferential ablation at or near a pulmonary vein
WO2005113057A1 (en) * 2004-05-17 2005-12-01 C. R. Bard, Inc. Articulated catheter
EP2368512A1 (de) * 2004-05-17 2011-09-28 C.R. Bard, Inc. Bewässerter Katheter
US7533439B2 (en) * 2004-06-25 2009-05-19 Healthy Gain Investments Limited Handle assembly for a cleaning apparatus
US7232438B2 (en) 2004-07-09 2007-06-19 Ethicon Endo-Surgery, Inc. Ablation device with clear probe
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US20060089637A1 (en) 2004-10-14 2006-04-27 Werneth Randell L Ablation catheter
US8617152B2 (en) 2004-11-15 2013-12-31 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation system with feedback
US7429261B2 (en) 2004-11-24 2008-09-30 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter and method of use
US7468062B2 (en) 2004-11-24 2008-12-23 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter adapted for treatment of septal wall arrhythmogenic foci and method of use
US7407503B2 (en) * 2004-12-21 2008-08-05 Ethicon Endo-Surgey, Inc. Medical-treatment electrode assembly having treatment-monitoring application
US7862563B1 (en) 2005-02-18 2011-01-04 Cosman Eric R Integral high frequency electrode
US7330765B2 (en) * 2005-04-25 2008-02-12 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac lead having self-expanding fixation features
US8128621B2 (en) * 2005-05-16 2012-03-06 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Irrigated ablation electrode assembly and method for control of temperature
US20080091193A1 (en) 2005-05-16 2008-04-17 James Kauphusman Irrigated ablation catheter having magnetic tip for magnetic field control and guidance
AU2006262447A1 (en) 2005-06-20 2007-01-04 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation catheter
US8834461B2 (en) 2005-07-11 2014-09-16 Medtronic Ablation Frontiers Llc Low power tissue ablation system
US8657814B2 (en) 2005-08-22 2014-02-25 Medtronic Ablation Frontiers Llc User interface for tissue ablation system
US20070055334A1 (en) * 2005-08-23 2007-03-08 Cardiac Pacemakers, Inc. Cardiac lead and stylet assembly
US8197505B2 (en) * 2005-10-14 2012-06-12 Endocross Ltd. Balloon catheter system for treating vascular occlusions
US8303505B2 (en) * 2005-12-02 2012-11-06 Abbott Cardiovascular Systems Inc. Methods and apparatuses for image guided medical procedures
JP5213252B2 (ja) * 2006-02-27 2013-06-19 エドワーズ ライフサイエンシーズ コーポレイション 一体化したバイオセンサを有するカテーテル
US7976542B1 (en) 2006-03-02 2011-07-12 Cosman Eric R Adjustable high frequency electrode
DE102006020363A1 (de) * 2006-04-28 2007-10-31 Gebr. Pajunk Besitzverwaltung Ohg Katheterset für die epidurale oder periphere Nervenblockade
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
EP2181728B1 (de) * 2006-05-15 2012-06-27 Endocross Ltd. Ballon Katheter
DE102006047366A1 (de) * 2006-10-04 2008-04-10 Celon Ag Medical Instruments Biegeweicher Katheter zur Hochfrequenztherapie von biologischem Gewebe
ES2407329T3 (es) 2006-10-18 2013-06-12 Vessix Vascular, Inc. Sistema para inducir efectos de temperatura deseables sobre un tejido corporal
EP2954868A1 (de) 2006-10-18 2015-12-16 Vessix Vascular, Inc. Abgestimmte hf-energie- und elektrische gewebecharakterisierung zur selektiven behandlung von zielgeweben
EP2455035B1 (de) 2006-10-18 2015-11-25 Vessix Vascular, Inc. Herbeiführung gewünschter Temperatureffekte auf Körpergewebe
EP2086441A4 (de) * 2006-11-09 2012-04-25 Ncontact Surgical Inc Vakuum-gerinnungssonden
US8641704B2 (en) 2007-05-11 2014-02-04 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation
US7976537B2 (en) * 2007-06-28 2011-07-12 Biosense Webster, Inc. Optical pyrometric catheter for tissue temperature monitoring during cardiac ablation
US20090024015A1 (en) * 2007-07-17 2009-01-22 Edwards Lifesciences Corporation Sensing element having an adhesive backing
WO2009053839A2 (en) * 2007-10-22 2009-04-30 Endocross Ltd. Balloons and balloon catheter systems for treating vascular occlusions
KR101108569B1 (ko) * 2008-05-15 2012-01-30 전명기 생체조직을 응고 괴사시키는 고주파 전기수술기용 전극
US8128617B2 (en) * 2008-05-27 2012-03-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrical mapping and cryo ablating with a balloon catheter
WO2010056745A1 (en) 2008-11-17 2010-05-20 Minnow Medical, Inc. Selective accumulation of energy with or without knowledge of tissue topography
US8652129B2 (en) 2008-12-31 2014-02-18 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Apparatus, systems, and methods for achieving intravascular, thermally-induced renal neuromodulation
WO2010080886A1 (en) 2009-01-09 2010-07-15 Recor Medical, Inc. Methods and apparatus for treatment of mitral valve in insufficiency
EP2555699B1 (de) 2010-04-09 2019-04-03 Vessix Vascular, Inc. Stromerzeugungs- und steuervorrichtung zur gewebebehandlung
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
TW201221174A (en) 2010-10-25 2012-06-01 Medtronic Ardian Luxembourg Microwave catheter apparatuses, systems, and methods for renal neuromodulation
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9060755B2 (en) 2010-10-26 2015-06-23 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation cryotherapeutic devices and associated systems and methods
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
US9717553B2 (en) * 2010-12-29 2017-08-01 Biosence Webster (Israel) Ltd. Braid with integrated signal conductors
US9220561B2 (en) 2011-01-19 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US8818525B2 (en) * 2011-02-11 2014-08-26 Medtronic, Inc. Lead having thin distal end portion
EP2734259B1 (de) 2011-07-20 2016-11-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Perkutane vorrichtung zur visualisierung; anvisierung und ablation von nerven
US9186209B2 (en) 2011-07-22 2015-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve modulation system having helical guide
EP2765942B1 (de) 2011-10-10 2016-02-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische vorrichtungen mit ablationselektroden
US10085799B2 (en) 2011-10-11 2018-10-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
US9162046B2 (en) 2011-10-18 2015-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
US9079000B2 (en) 2011-10-18 2015-07-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
WO2013070724A1 (en) 2011-11-08 2013-05-16 Boston Scientific Scimed, Inc. Ostial renal nerve ablation
US9119600B2 (en) 2011-11-15 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
WO2013096920A1 (en) 2011-12-23 2013-06-27 Vessix Vascular, Inc. Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage
WO2013101452A1 (en) 2011-12-28 2013-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for nerve modulation using a novel ablation catheter with polymeric ablative elements
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US20130231658A1 (en) * 2012-03-01 2013-09-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Expandable ablation device and methods for nerve modulation
US9717554B2 (en) * 2012-03-26 2017-08-01 Biosense Webster (Israel) Ltd. Catheter with composite construction
WO2013169927A1 (en) 2012-05-08 2013-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US10321946B2 (en) 2012-08-24 2019-06-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices with weeping RF ablation balloons
EP2892588B1 (de) * 2012-09-04 2020-01-15 Asher Holzer Führung für intravaskuläre vorrichtung
WO2014043687A2 (en) 2012-09-17 2014-03-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation
WO2014047454A2 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
WO2014047411A1 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
US10835305B2 (en) 2012-10-10 2020-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods
US9693821B2 (en) 2013-03-11 2017-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
WO2014151876A1 (en) 2013-03-15 2014-09-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Open irrigated ablation catheter with proximal cooling
CN105050523B (zh) * 2013-03-15 2017-11-10 波士顿科学医学有限公司 开放式灌注消融导管
AU2014237950B2 (en) 2013-03-15 2017-04-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control unit for use with electrode pads and a method for estimating an electrical leakage
EP2967734B1 (de) 2013-03-15 2019-05-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Verfahren und vorrichtungen zur gewebeneumodellierung in oder neben einem körperdurchgang
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
US10022182B2 (en) 2013-06-21 2018-07-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts
EP3010437A1 (de) 2013-06-21 2016-04-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Nierendenervierungsballonkatheter mit lauf entlang eines elektrodenträgers
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
US9833283B2 (en) 2013-07-01 2017-12-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
EP3019106A1 (de) 2013-07-11 2016-05-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische vorrichtung mit dehnbaren elektrodenanordnungen
CN105377169B (zh) 2013-07-11 2019-04-19 波士顿科学国际有限公司 用于神经调制的装置和方法
CN105682594B (zh) 2013-07-19 2018-06-22 波士顿科学国际有限公司 螺旋双极电极肾脏去神经支配气囊
WO2015013205A1 (en) 2013-07-22 2015-01-29 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
CN105392435B (zh) 2013-07-22 2018-11-09 波士顿科学国际有限公司 具有扭绞球囊的肾神经消融导管
US10722300B2 (en) 2013-08-22 2020-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible circuit having improved adhesion to a renal nerve modulation balloon
WO2015035047A1 (en) 2013-09-04 2015-03-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Radio frequency (rf) balloon catheter having flushing and cooling capability
US10952790B2 (en) 2013-09-13 2021-03-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablation balloon with vapor deposited cover layer
CN105592778B (zh) 2013-10-14 2019-07-23 波士顿科学医学有限公司 高分辨率心脏标测电极阵列导管
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
JP6259098B2 (ja) 2013-10-15 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 医療デバイスおよび同医療デバイスを製造する方法
JP6259099B2 (ja) 2013-10-18 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 可撓性を備える導電性ワイヤを備えるバルーン・カテーテル、並びに関連する使用および製造方法
JP2016534842A (ja) 2013-10-25 2016-11-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 除神経フレックス回路における埋め込み熱電対
EP3091922B1 (de) 2014-01-06 2018-10-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Reissfeste flexible schaltungsanordnung
WO2015119890A1 (en) 2014-02-04 2015-08-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Alternative placement of thermal sensors on bipolar electrode
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
EP3492035B1 (de) * 2014-02-06 2022-10-05 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Längliche medizinische vorrichtung mit abgeschrägter ringelektrode und variabler welle
JP6401856B2 (ja) * 2015-04-30 2018-10-10 有限会社日本エレクテル 高周波バルーンカテーテルシステム
EP3115011A1 (de) * 2015-07-10 2017-01-11 AFreeze GmbH Ablationskathetervorrichtung mit elektroden zur erkennung einer elektrischen reaktion von biologischem material
WO2017011664A1 (en) 2015-07-15 2017-01-19 Teleflex Medical Incorporated Conductive tip catheter
MX2019003483A (es) 2016-10-04 2019-09-02 Avent Inc Sondas rf frias.
CN110087571B (zh) 2016-12-19 2022-04-12 波士顿科学医学有限公司 具有近端插入件冷却的开放式冲洗消融导管
EP3886959B1 (de) * 2018-11-27 2024-03-13 Neuwave Medical, Inc. Endoskopisches system zur energiebereitstellung
KR20220037903A (ko) * 2020-09-18 2022-03-25 (주) 타우피엔유메디칼 심방세동 시술용 카테터 및 이를 이용한 심방세동 시술 방법

Family Cites Families (16)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4832648A (en) * 1987-12-09 1989-05-23 Those Characters From Cleveland, Inc. Stuffed figure toy useable as a book cover
US5257635A (en) * 1988-11-25 1993-11-02 Sensor Electronics, Inc. Electrical heating catheter
SU1690786A1 (ru) * 1989-06-30 1991-11-15 Каунасский Медицинский Институт Эндокардиальный электрод
CA2032883A1 (en) * 1989-12-29 1991-06-30 Neal E. Fearnot Flexible, kink-resistant catheter
US5156151A (en) * 1991-02-15 1992-10-20 Cardiac Pathways Corporation Endocardial mapping and ablation system and catheter probe
US5509411A (en) * 1993-01-29 1996-04-23 Cardima, Inc. Intravascular sensing device
US5324284A (en) * 1992-06-05 1994-06-28 Cardiac Pathways, Inc. Endocardial mapping and ablation system utilizing a separately controlled ablation catheter and method
WO1994002077A2 (en) * 1992-07-15 1994-02-03 Angelase, Inc. Ablation catheter system
US5545161A (en) * 1992-12-01 1996-08-13 Cardiac Pathways Corporation Catheter for RF ablation having cooled electrode with electrically insulated sleeve
US5348554A (en) * 1992-12-01 1994-09-20 Cardiac Pathways Corporation Catheter for RF ablation with cooled electrode
IT1266217B1 (it) * 1993-01-18 1996-12-27 Xtrode Srl Elettrocatetere per la mappatura e l'intervento su cavita' cardiache.
US5364352A (en) * 1993-03-12 1994-11-15 Heart Rhythm Technologies, Inc. Catheter for electrophysiological procedures
WO1994024931A1 (en) * 1993-05-05 1994-11-10 Arrow International Investment Corp. Electrode-carrying catheter and method of making same
EP0722289B1 (de) * 1993-10-01 2003-12-03 Target Therapeutics, Inc. Mehrpoliger katheter und mehrpoliger führungsdraht zur messung der elektrischen herzaktivität
WO1995010322A1 (en) * 1993-10-15 1995-04-20 Ep Technologies, Inc. Creating complex lesion patterns in body tissue
US5517989A (en) * 1994-04-01 1996-05-21 Cardiometrics, Inc. Guidewire assembly

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Publication number Publication date
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DE69636565D1 (de) 2006-11-02

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