DE69716306T2

DE69716306T2 - Anordnungen zur darstellung von körperinneren gewebeteilen

Info

Publication number: DE69716306T2
Application number: DE69716306T
Authority: DE
Inventors: David Mcgee; Dorin Panescu; K. Swanson; Harm Tenhoff; G. Whayne
Original assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Current assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date: 1996-10-28
Filing date: 1997-10-27
Publication date: 2003-07-31
Anticipated expiration: 2017-10-28
Also published as: CA2270150A1; EP0964644A1; ES2185000T3; CA2270150C; ATE225631T1; AU5088998A; EP0964644B9; US5752518A; EP0964644B1; DE69716306D1; JP2001504363A; WO1998018388A1

Description

Im allgemeinen Sinne ist die Erfindung auf Systeme zum Därstellen von inneren Bereichen des menschlichen Körpers gerichtet. Im spezielleren Sinne ist die Erfindung auf Systeme zum Abbilden und Ablatieren von Herzgewebe für die Behandlung von Herzzuständen gerichtet.
Systeme und Verfahren zum Darstellen von inneren Bereichen eines lebenden Körpers sind bekannt. Zum Beispiel sind Ultraschallsysteme und -verfahren in dem Patent der Vereinigten Staaten 5,313,949 von Yock und 5,485,846 von Webler et al. gezeigt.
Infolge von dynamischen Kräften innerhalb des Körpers kann es schwierig sein, innere bildgebende Vorrichtungen zu stabilisieren, um durchweg genaue Bilder zu erzeugen, die die Qualität haben, die erforderlich ist, um eine geeignete Behandlung oder Therapie zu verschreiben. Es gibt oft einen damit verbundenen Bedarf, das Bilderfassungselement fortwährend zu positionieren und wiederpositionieren. Außerdem können Gewebe- und anatomische Strukturen innerhalb des Körpers das Bilderfassungselement kontaktieren und einschließen.
Externe Bildmodalitäten sind verfügbar. Dennoch haben diese alternativen Modalitäten ihre eigenen Mängel.
Zum Beispiel wird beim Durchführen endokardialer Ablationsverfahren fluoroskopisches Abbilden weit und breit verwendet, um anatomische Kennzeichen innerhalb des Herzens zu identifizieren. Fluoroskopisches Abbilden wird auch weiter und breit verwendet, um die Position der Ablationselektrode oder -elektroden relativ zu der gezielten Ablationsstelle zu lokalisieren.
Es ist oft schwierig, diese anatomischen Stellen unter Verwendung von Fluoroskopie zu identifizieren. Es ist auch schwierig, wenn nicht unmöglich, Fluoroskopie zu verwenden, um zu ermitteln, dass das gewünschte Einschnittmuster nach der Ablation erzeugt wurde. Oft muss die Ausführung von gewünschten Einschnittcharakteristika basierend auf Messungen der aufgebrachten Ablationsenergie, Systemimpedanz, Gewebetemperatur und Ablaationszeit vermutet werden. Darüber hinaus kann Fluoroskopie nicht leicht die Grenzzonen zwischen infarziertem Gewebe und normalem Gewebe lokalisieren, wo geglaubt wird, dass sich wirksame Ablationszonen befinden.
Die WO 90/13259 offenbart ein System zum Darstellen von Herzgewebe, aufweisend einen Katheter, ein Bildelement, ein. Erfassungselement, eine Betätigungseinrichtung und eine Steuereinrichtung, die mit dem Erfassungselement und der Betätigungseinrichtung gekuppelt ist.
Die WO 95/07657 offenbart ein System gemäß dem Oberbegriff des Anspruchs 4.
Die Erfindung schafft verbesserte Systeme, um Bilder von inneren Körperbereichen zu erfassen. Die Erfindung ist in Anspruch 1 definiert. Vorteilhafte weitere Ausführungsformen sind in den abhängigen Ansprüchen beschrieben.
In einer bevorzugten Ausführungsform analysieren die Systeme Herzgewebe durch Einführen eines Katheterrohres in einen Herzbereich. Das Katheterrohr trägt ein Bildelement und eine zu dem Bildelement benachbarte Stützstruktur, die endokardiales Gewebe in dem Herzbereich von dem Bildelement weg kontaktiert. Die Systeme bewegen das Bildelement, wenn das Bildelement Gewebe in dem Herzbereich darstellt. Die Systeme erfassen auch ein ausgewähltes elektrisches Ereignis in umliegendem myokardialen Gewebe und regulieren die Bewegung des Bildelements zu dem ausgewählten elektrischen Ereignis. In einer Ausführung wird die Bewegung des Bildelements mit einem QRS eines Elektrogramms reguliert. In einer anderen Ausführung wird die Bewegung des Bildelements mit Zeitsteuerung der Elektrogrammaktivierung reguliert. Die Regulierung synchronisiert die Darstellung mit entweder enddiastolischen oder endsystolischen Perioden des Herzzyklus. Das Stützelement stabilisiert das sich bewegende Bildelement, wenn es Gewebe darstellt, was Widerstand gegen Verlagerung oder Desorientierung trotz des Vorhandenseins von dynamischen Kräften schafft.
In einer anderen bevorzugten Ausführungsform ermöglichen die Systeme, Gewebemorphologie zu charakterisieren. Die Systeme ermöglichen, ein Katheterrohr, das ein Ultraschallbildelement trägt, in einen inneren Gewebebereich einzuführen. Daher ist es möglich, potentielle Ablationsstellen zu identifizieren oder gewünschte Einschnittcharakteristika zu erkennen oder ein polymorphes Substrat zu charakterisieren oder eine infarzierte Gewebegrenze zu identifizieren. In einer bevorzugten Ausführung stabilisieren die Systeme das Bildelement unter Verwendung einer zu dem Bildelement benachbarten Stützstruktur, die Gewebe in dem Gewebebereich von dem Bildelement weg kontaktiert.
Andere Merkmale und Vorteile der Erfindungen werden in der folgenden Beschreibung und Zeichnung erläutert.
Fig. 1 ist eine Draufsicht eines Systems zum Darstellen von Gewebe, das eine Stützstruktur aufweist, die eine Bildsonde trägt;
Fig. 2 ist eine Seitenschnittansicht der Bildsonde und Stützstruktur aus Fig. 1 in einem zusammengefallenen Zustand innerhalb einer externen verschiebbaren Hülle;
Fig. 3 ist eine Seitenschnittansicht eines Abschnitts eines Keils, der, einen Teil der in Fig. 1 gezeigten Stützstruktur bildet;
Fig. 4A und 4B sind ziemlich schematische Seitenschnittansichten der Entfaltung der in Fig. 1 gezeigten Stützstruktur und Bildsonde innerhalb einer Herzkammer;
Fig. 5A ist eine Seitenschnittansicht der in Fig. 1 gezeigten Stützstruktur und Bildsonde, die verschiedene Pfade zeigt, in welchen die Bildsonde bewegt werden kann, wenn sie innerhalb eines Körperbereichs angeordnet ist;
Fig. 5B ist eine Seitenansicht einer alternativen Ausführungsform einer Bildsonde und einer Stützstruktur mit einem einzigen Keilelement;
Fig. 6 ist eine vergrößerte Ansicht einer Ausführungsform des Stützstruktur und Bildsonde, in welcher die Bildsonde einen sich drehenden Ultraschallwandlerkristall aufweist;
Fig. 7 ist eine vergrößerte Ansicht einer anderen Ausführungsform der Stützstruktur und Bildsonde, in welcher die Bildsonde eine Faseroptikanordnung aufweist;
Fig. 8 ist eine perspektivische und weitgehend schematische teilweise Seitenschnittansicht einer Stützstruktur und Bildsonde, wie in Fig. 1 gezeigt ist, in welcher die Bildsonde mit einem System verbunden ist, um Kontrast- Echokardiographie zu führen, um potentielle Ablationsstellen durch Bildgewebeperfusion zu identifizieren;
Fig. 9 ist eine weitgehend schematische teilweise Seitenschnittansicht der in Fig. 1 gezeigten Stützstruktur und Bildsonde mit einem elektromechanischen axialen Umsetzer, der mit der Bildsonde verbunden ist;
Fig. 10 ist eine Seitenschnittansicht etwas schematischer Art, die eine Stützstruktur und Bildsonde zeigt, in welcher die Struktur und die Sonde Elektroden tragen;
Fig. 11 ist eine Seitenschnittansicht eines Abschnitts eines Elektroden tragenden Keils, der einen Teil der in Fig. 10 gezeigten Stützstruktur bildet;
Fig. 12 ist eine Seitenschnittansicht eines Herzens und eine perspektivische Ansicht der in Fig. 10 gezeigten Stützstruktur und Bildprobe, die in Verbindung mit einer separaten umhergehenden Abbildungs-, Schrittsteuerungs- oder Ablationselektrode verwendet wird;
Fig. 13A ist eine Seitenansicht, mit entfernten Abschnitten, einer Stützanordnung, die einen expandierten porösen Körper aufweist, der geeignet ist, Ablationsenergie ionisch zu übertragen, welche eine innere Bildsonde trägt;
Fig. 13B ist eine Seitenaufrissansicht des in Fig. 13A gezeigten porösen Körpers, wobei der poröse Körper in einem zusammengefallenen Zustand zur Einführung in einen inneren Körperbereich gezeigt ist;
Fig. 14 ist eine Seitenansicht einer Stützanordnung, die in ihr den in Fig. 13A und 13B gezeigten porösen Körper und die Bildsondenanordnung trägt;
Fig. 15 ist eine Seitenansicht in etwas schematischer Form, die eine Stützstruktur zeigt, die in ihr eine bewegbare Bildsonde trägt, wobei die Stützstruktur auch mehrere Elektroden trägt, die derart bemessen sind, dass sie lange Einschnittmuster erzeugen;
Fig. 16 ist eine Darstellung, die ein typisches kleines Gewebeeinschnittmuster verkörpert;
Fig. 17 ist eine Darstellung, die ein typisches größeres Gewebeeinschnittmuster verkörpert;
Fig. 18 ist eine Darstellung, die ein typisches langes Gewebeeinschnittmuster verkörpert;
Fig. 19 ist eine Darstellung, die ein typisches komplexes langes Gewebeeinschnittmuster verkörpert;
Fig. 20 ist eine Darstellung, die ein typisches segmentiertes Gewebeeinschnittmuster verkörpert;
Fig. 21 ist eine Seitenschnittansicht in etwas schematischer Form, die eine Stützstruktur zeigt, die in ihr ein Bilderfassungselement trägt, das entsprechend einer intrakardialen Aktivität torgesteuert ist, die von einer Elektrode erfasst wird, die auch von der Stützstruktur getragen wird;
Fig. 22 ist eine Seitenschnittansicht, in etwas schematischer Form, einer Stützstruktur, die in ihr ein Bilderfassungselement trägt, auch mit einer vergrößerten perspektivischen Ansicht gezeigt, die eine phasengesteuerte Wandleranordnung aufweist, die mehrere Wandlerpaneele aufweist, die in verschiedenen ebenen Bereichen eines piezoelektrischen Materials markiert sind;
Fig. 23 ist eine Seitenschnittansicht einer Stützstruktur, die in ihr ein Bilderfassungselement trägt, das eine phasengesteuerte Mehrfachwandleranordnung aufweist, die an flexiblen Keilelementen getragen wird;
Fig. 24 ist eine Seitenschnittansicht einer Stützstruktur, die in ihr ein Bilderfassungselement trägt, das eine phasengesteuerte Mehrfachwandleranordnung aufweist, die an einem expandierbar-zusammenfaltbaren Körper getragen wird;
Fig. 25 ist eine Seitenschnittansicht, in etwas schematischer Form, einer Stützstruktur, die in ihr ein Bilderfassungselement trägt, das ein optisches Kohärenzbereichsreflektometer aufweist;
Fig. 26 ist eine schematische Ansicht eines Systems zum Identifizieren der physikalischen Eigenschaften einer Stützstruktur unter Verwendung eines maschinenlesbaren Codes, um die Erzeugung einer Positionierungsmatrix (in Fig. 10 gezeigt) zu ermöglichen, um die Bildsonde innerhalb der Struktur zu führen;
Fig. 27 ist eine schematische Ansicht einer Ausführung des maschinenlesbaren Codes, der verwendet wird, um die einzelnen physikalischen Eigenschaften der in Fig. 26 gezeigten Stützstruktur zu identifizieren; und
Fig. 28 ist eine schematische Ansicht einer anderen Ausführung des maschinenlesbaren Codes, der verwendet wird, um die einzelnen physikalischen Eigenschaften der in Fig. 26 gezeigten Stützstruktur zu identifizieren.
Fig. 1 zeigt ein System 10, welches Merkmale der Erfindung verkörpert, zum Darstellen innerer Bereiche eines lebenden Körpers. Die Erfindung ist wohl für die Verwendung an der Innenseite von Körperlumen, Kammern oder Hohlräumen für entweder diagnostische oder therapeutische Zwecke angepasst. Insbesondere eignet sie sich für auf Kathetern basierende Verfahren, wo Zugang zu dem inneren Körperbereich erreicht wird, zum Beispiel durch das Gefäßsystem oder den Verdauungskanal hindurch, ohne komplexe invasive chirurgische Verfahren.
Die Erfindung kann in diversen Körperbereichen zum Diagnostizieren oder Behandeln von Krankheiten verwendet werden. Zum Beispiel finden verschiedene Aspekte der Erfindung Anwendung für die Diagnose und Behandlung von Arrhythmiezuständen innerhalb des Herzens, wie ventrikulärer Tachykardie oder Vorhofflimmern. Die Erfindung findet auch Anwendung in der Diagnose oder Behandlung von intravaskulären Leiden in Verbindung zum Beispiel mit Angioplastie- oder Atherektomietechniken. Verschiedene Aspekte der Erfindung finden auch Anwendung für Diagnose oder Behandlung von Leiden im Magen-Darm-Trakt, der Prostata, Gehirn, Gallenblase;
Gebärmutter, und anderen Bereichen des Körpers. Die Erfindung kann auch in Verbindung mit Systemen und Verfahren verwendet werden, die nicht notwendigerweise auf Kathetern basierend sind. Die diverse Anwendbarkeit der Erfindung in diesen und anderen Verwendungsgebieten sind offensichtlich.

T. Darstellung für diagnostische Zwecke

Die Erfindung macht es für einen Arzt möglich, Zwischenkörperbereiche zugänglich zu machen und darzustellen oder abzubilden, um dadurch Abnormalitäten, die vorhanden sein können, zu lokalisieren und identifizieren. Die Erfindung schafft eine stabile Plattform, durch welche hindurch genaue Anzeigen dieser Bilder zur Betrachtung und Analyse durch den Arzt erzeugt werden können. Genaue Bilder ermöglichen dem Arzt, eine geeignete Behandlung oder Therapie zu verschreiben.
Wie in der in Fig. 1 gezeigten Ausführungsform realisiert, schafft die Erfindung ein System 10, das eine Stützstruktur 20 aufweist, die in ihr eine Abbildungs- oder Darstellungssonde 34 trägt. Wie Fig. 1 zeigt, weist das System 10 ein flexibles Katheterrohr 12 mit einem proximalen Ende 14 und einem distalen Ende 16 auf. Das proximale Ende 14 trägt einen befestigten Handgriff 18. Das distale Ende 16 trägt die Stützstruktur 20.

A. Die Stützstruktur

Die Stützstruktur 20 kann verschiedenartig aufgebaut sein. In einer bevorzugten Ausführungsform (in Fig. 1 dargestellt) weist die Struktur 20 zwei oder mehrere flexible Keilelemente 22 auf. In Fig. 1 weist die Stützstruktur 20 acht Keilelemente 22 auf. Natürlich können weniger oder mehr Keilelemente 22 vorhanden sein. Zum Beispiel zeigt Fig. 5A die Stützstruktur 20, die gerade zwei im allgemeinen einander gegenüberliegend benachbarte Keilelemente 22 aufweist. Wie ein anderes Beispiel zeigt Fig. 5B die Stützstruktur 20, die ein einzelnes Keilelement 22 aufweist. In Fig. 5B ist das distale Ende 23 des Keilelements 22 an einem Stilett 25 angebracht, das von dem Katheterrohr 12 getragen wird, welches das distale Ende 23 (wie durch die Pfeile 27 gezeigt) entlang der Achse des Katheterrohres 12 bewegt, um die Krümmung des Keilelements 22 einzustellen.
Wie Fig. 3 zeigt, weist jedes Keilelement 22 vorzugsweise einen flexiblen Kernkörper 84 auf, der in einer flexiblen, elektrisch nichtleitenden Hülse 32 eingeschlossen ist. Die Hülse 32 ist zum Beispiel aus einem polymerischen, elektrisch nichtleitenden Material, wie Polyäthylen oder Polyurethan. Die Hülse 32 ist vorzugsweise um den Kernkörper 84 herum wärmegeschrumpft.
Der Kernkörper 84 ist aus federndem, trägen Draht oder Plastik. Material mit Formgedächtnis, wie Nickel-Titan (im Handel erhältlich als NITINOL® Material), kann verwendet werden. Federndes spritzgegossenes Plastik oder rostfreier Stahl kann auch verwendet werden. Vorzugsweise ist der Kernkörper 84 ein dünner, geradliniger Streifen. Der geradlinige Querschnitt gibt Widerstand gegen Verdrehen um die Längsachse des Kernkörpers 84 herum, wodurch eine strukturelle Stabilität und gute biomechanische Eigenschaften geschaffen werden. Andere Querschnittskonfigurationen, wie zylindrische, können verwendet werden, wenn es gewünscht wird.
Die Kernkörper 84 der Keilelemente 22 erstrecken sich längs zwischen einer distalen Nabe 24 und einer Basis 26. Die Basis 26 wird von dem distalen Ende 16 des Katheterrohres 12 getragen. Wie Figur. 1 zeigt, ist jeder Kernkörper 84 mit einer konvexen Ausrichtung vorgeformt, die eine normale offene dreidimensionale Korbstruktur bildet, die um eine Hauptmittelachse 89 herum expandiert.
Wie Fig. 2 zeigt, weist in der erläuterten und bevorzugten Ausführungsform das System 10 eine äußere Hülle 44 auf, die um das Katheterrohr 12 herum gehalten wird. Die Hülle 44 hat einen Innendurchmesser, der größer als der Außendurchmesser des Katheterrohres 12 ist. Infolgedessen gleitet die Hülle 44 entlang der Außenseite des Katheterrohres 12.
Eine Vorwärtsbewegung (Pfeil 43) rückt die verschiebbare Hülle 44 über die Stützstruktur 20 vor. In dieser Position drückt und klappt die verschiebbare Hülle 44 die Stützstruktur 20 zu einem schwachen Profil (in Fig. 2 gezeigt) zur Einführung durch einen Gefäß- oder anderen Körperdurchgang hindurch zu der beabsichtigten inneren Stelle zusammen.
Eine Rückwärtsbewegung (Pfeil 45) zieht die verschiebbare Hülle 44 von der Stützstruktur 20 weg zurück. Dies baut die Druckkraft ab. Die freigegebene Stützstruktur 20 öffnet sich (wie Fig. 1 zeigt) und nimmt ihre dreidimensionale Form an.

(i) Entfaltung der Stützanordnung

Die Methodik zum Entfalten der Stützstruktur 20 variiert natürlich entsprechend dem besonderen Zwischenkörperbereich, auf den der Zugang abzielt. Die Fig. 4A und 4B zeigen eine typische Entfaltungstechnik, die üblich ist, wenn ein Gefäßzugang zu einer Herzkammer erforderlich ist.
Der Arzt benutzt einen Intubator 85, der aus trägen Plastikmaterialien (z. B. Polyester) ist und eine hautdurchdringende Kanüle 86 aufweist. Die Kanüle 86 bildet einen perkutanen Zugang zum Beispiel zu der Femoralarterie 88. Das äußere Ende des Intubators 85 weist ein herkömmliches hämostatisches Ventil 90 auf, um den Ausfluß von Blut und anderen Flüssigkeiten aus dem Zugang zu blockieren. Das Ventil kann die Form einer herkömmlichen geschlitzten Membran oder einer herkömmlichen Sperrventilanordnung (nicht gezeigt) einnehmen. Ein Ventil 90, das für die Benutzung geeignet ist, kann im Handel von B. Braun Medical Company (Bethlehem, Pennsylvania) beschafft werden. Der Inkubator 95 weist eine Spülöffnung 87 auf, um sterile Saline einzuführen, um den Bereich des Ventils 90 periodisch zu reinigen.
Wie Fig. 4A zeigt, rückt der Arzt eine Führungshülse 92 durch den Intubator 85 hindurch zu der zugänglich gemachten Arterie 88 vor. Ein Führungskatheter oder Führungsdraht (nicht gezeigt) kann in Verbindung mit der Führungshülle 92 verwendet werden, um beim Ausrichten der Führungshülle 92 durch die Arterie 88 hindurch zu dem Herzen 94 hin zu helfen.
Es wird angemerkt, dass nicht beabsichtigt ist, dass die Ansichten des Herzens 94 und anderer innerer Bereiche des Körpers in jedem Detail anatomisch genau sind. Die Figuren zeigen anatomische Details in schematischer Form wie nötig, um die Merkmale der Erfindung zu zeigen.
Der Arzt überwacht das Vorrücken der Führungshülle 92 durch die Arterie 88 hindurch unter Verwendung von fluoroskopischem oder Ultraschall-Abbilden oder dergleichen. Die Führungshülle 92 kann zu diesem Zweck eine strahlenundurchlässige Zusammensetzung aufweisen, wie Barium. Alternativ kann eine strahlenundurchlässige Markierung an dem distalen Ende der Führungshülle 92 platziert sein.
In dieser Weise lenkt der Arzt die Führungshülle 92 durch die Arterie 88 hindurch rückwärts an der Aortenklappe vorbei und in den linken Ventrikel 98 hinein. Die Führungshülle 92 bildet einen Durchgang durch die Arterie 88 hindurch in den Ventrikel 98 hinein ohne einen invasiven chirurgischen Vorgang am offenen Herzen. Wenn ein alternativer Zugang zum linken Atrium oder Ventrikel gewünscht wird (wie Fig. 15 zeigt), kann eine herkömmliche transeptale Hüllenanordnung (nicht gezeigt) verwendet werden, um einen Durchgang durch das Septum zwischen dem linken und rechten Atrium hindurch zu erreichen. Der Zugang zu dem rechten Atrium oder Ventrikel wird in derselben Weise erreicht, aber ohne Vorrücken der transeptalen Hülle über das Atrialseptum.
Wie Fig. 4A zeigt, rückt, sobald die Führungshülle 92 in dem abgezielten Bereich platziert ist, der Arzt das Katheterrohr 12 vor, wobei die Stützstruktur 20 durch die Führungshülle 92 hindurch und in den abgezielten Bereich hinein in die verschiebbare Hülle 44 eingebunden ist.
Wie Fig. 4B zeigt, ermöglicht das Zurückschieben zu der verschiebbaren Hülle 44 (siehe Pfeil 45 in Fig. 4B), dass die Struktur 20 innerhalb des abgezielten Bereichs zur Benutzung aufspringt. Wenn sie zur Benutzung entfaltet wird (wie Fig. 4B zeigt), hält die Form der Stützstruktur 20 (welche in Fig. 4B dreidimensional ist) die Keilelemente 22 in engen Kontakt gegen die umliegende Gewebemasse. Wie später detaillierter erläutert wird (und wie Fig. 4B zeigt), hat die Stützstruktur 20 ein offenes Inneres 21, welches die Bildsonde 34 umgibt, was die Gewebemasse von dem Kontaktieren mit dieser abhält.
Wie Fig. 1 und 4B zeigen, ist die Geometrie der flexiblen Keilelemente 22 radial symmetrisch um die Hauptachse 89 herum. Das heißt, die Keilelemente 22 strahlen gleichmäßig von der Hauptachse 89 in insgesamt gleichen Bogen- oder Umfangsintervallen ab.
Die Elemente 22 stellen auch ein Geometrie dar, die axial symmetrisch entlang der Hauptachse 89 ist. Das heißt, dass von der Seite betrachtet (wie Fig. 1 und 4B zeigen) der proximale und distale Bereich der montierten Keile 22 im wesentlichen dieselbe krummlinige Geometrie entlang der Hauptachse 89 haben.
Natürlich können, wenn gewünscht, die Keilelemente 22 verschiedene andere Geometrien bilden, die entweder radial asymmetrisch oder axial asymmetrisch oder beides sind. Diesbezüglich wird die axiale Geometrie für die Struktur 20, ob symmetrisch oder asymmetrisch, ausgewählt, um am besten mit der erwarteten Innenkontur der Körperkammer übereinzustimmen, die die Struktur 20 bei der Benutzung einnimmt. Zum Beispiel unterscheidet sich die Innenkontur eines Herzventrikels von der Innenkontur eines Herzatriums. Die Fähigkeit, Stützstrukturen 20 mit unterschiedlichen asymmetrischen Formen zu schaffen, macht es möglich, eine gesonderte Konfiguration, die für atriale Verwendung zugeschnitten ist, und eine andere gesonderte Konfiguration zu schaffen, die für ventrikuläre Verwendung zugeschnitten ist. Beispiele asymmetrischer Anordnungen von Keilstrukturen 20 für die Verwendung im Herzen sind gezeigt in dem zusammenhängenden U.S. Patent No. 6,216,043, eingereicht am 10/28/96, mit dem Titel "Asymmetrische Mehrfachelektrodenstützstrukturen".

B. Die Bildsonde

Wie Fig. 5A zeigt, weist die Bildsonde 34, die innerhalb der Stützstruktur 20 liegt, einen flexiblen Körper 36 auf, welcher sich durch eine Mittelbohrung 38 in dem Katheterrohr 12 hindurch erstreckt. Der Körper 36 hat einen distalen Bereich 40, der über das distale Ende 16 des Katheterrohres 12 hinaus in das Innere der Stützstruktur 20 hineinragt. Der Körper 36 weist auch einen proximalen Bereich 42 auf, der einen Hilfsgriff 46 trägt. Ein anderes herkömmliches hämostatisches Ventil 48 ist an dem distalen Ende 16 des Katheterrohres 12 angeordnet, um den Rückfluß von Flüssigkeit durch das Katheterrohr 12 hindurch zu blockieren, während der Durchgang des Körpers 36 ermöglicht wird.
Der distale Körperbereich 40 trägt ein Bilderfassungselement 50, welches in abgekürzter Form das IAE genannt wird. Das IAE 50 erzeugt darstellende Signale, die das Bild des Gebiets und der das Gebiet einnehmenden Objekte und Gewebe repräsentieren, die die Struktur 20 umschließt. Das IAE 50 kann aus verschiedenen Konstruktionen sein.

(i) Ultraschall-Abbilden

In einer Ausführungsform (siehe Fig. 6) weist das IAE 50 einen Ultraschallwandler 52 auf. Der Wandler 52 bildet einen Teil eines herkömmlichen Ultraschallbildsystems 54 im allgemeinen des Typs, der in dem Patent der Vereinigten Staaten 5,313,949 gezeigt ist.
Der Wandler 52 weist ein oder mehrere piezoelektrische Kristalle auf, die zum Beispiel aus Bariumtitanat oder Zinnober gebildet sind, welches zum Betreiben in einem Frequenzbereich von 5 bis 20 Megahertz geeignet ist. Andere Typen von Ultraschallkristalloszillatoren können verwendet werden. Zum Beispiel können auch organische Elektrete, wie Polyvinylidendifluorid und Vinylidenfluoridtrifluoräthylen- Kopolymere, verwendet werden.
Das Bildsystem 54 weist einen Sender 56 auf, der mit dem Wandlerkrist all 52 gekuppelt ist (siehe Fig. 6). Der Sender 56 erzeugt Spannungsimpulse (typischerweise im Bereich von 10 bis 150 Volt) für die Erregung des Wandlerkristalls 52. Die Spannungsimpulse bewirken, dass der Wandlerkristall 52 Schallwellen erzeugt.
Wenn der Sender 56 dem Wandlerkristall 52 Spannungsimpulse zuführt, dreht ein Motor 58 den Wandlerkristall 52 (der mit der flexiblen Antriebswelle 53 verbunden ist, welche durch eine Bohrung in dem Rohr 36 hindurchtritt). Die Übertragung von Spannungsimpulsen (und daher der Schallwellen) und die Rotation des Wandlerkristalls 52 werden durch ein Zeitsteuerungs- und Steuerelement 60 synchronisiert. Typischerweise dreht der Motor 58 das Wandlerkristall 52 im Bereich von 500 bis 2000 U/min in Abhängigkeit von der Bilddauer des gewünschten Bildes. Der rotierende Wandlerkristall 52 projiziert dadurch die Schallwellen in einem 360º Muster in das Innere der Kammer oder des Hohlraums, der diesen umschließt.
Gewebe, einschließlich Gewebe, das anatomische Strukturen bildet, wie Herzklappen (welche in den Figuren insgesamt mit T bezeichnet ist), und innere Gewebestrukturen und Ablagerungen oder Einschnitte in dem Gewebe, die von dem rotierenden Wandlerkristall 52 abgetastet werden, streuen die Schallwellen. Die Stützstruktur 20 streut auch die Schallwellen. Die gestreuten Wellen kehren zu dem rotierenden Wandlerkristall 52 zurück. Der Wandlerkristall 52 wandelt die gestreuten Wellen in elektrische Signale um. Das Bildsystem 54 weist einen Empfänger 57 auf, welcher diese elektrischen Signale verstärkt. Das Bildsystem 54 verarbeitet digital die Signale, die von dem Zeitsteuerungs- und Steuerelement 60 zu der Rotation des Wandlerkristalls 52 synchronisiert werden, unter Verwendung bekannter Anzeigealorithmen; zum Beispiel herkömmliche Radar (PPI) Algorithmen. Diese Algorithmen basieren auf der direkten Beziehung, die die verstrichene Zeit (Δt) zwischen der Impulsemission und dem Rückecho zu dem Abstand (d) des Gewebes von dem Wandler hat, ausgedrückt wie folgt:
d = Δt/2ν
wobei v die Geschwindigkeit des Schalls in den umliegenden Medien ist.
Die digital verarbeiteten Signale werden einer Anzeigeeinheit 59 zugeführt. Die Anzeigeeinheit 59 weist einen Bildschirm auf, welcher zum Beispiel ein CRT Monitor sein kann. Der Anzeigebildschirm 59 zeigt ein Ultraschallbild oder Profil in dem gewünschten Format, welches das Gewebe und anatomische Strukturen darstellt, die von dem Wandlerkristall 52 abgetastet werden. Der Anzeigebildschirm 59 kann einen einzelnen oder mehrdimensionalen Echokardiographen oder eine nicht abbildende A-Modus Anzeige bereitstellen. Eine Steuerkonsole (nicht gezeigt) kann vorgesehen sein, um die Auswahl des gewünschten Anzeigeformats durch den Arzt zu ermöglichen.
Alternativ kann der Ultraschallwandlerkristall 52 in herkömmlicher Weise ohne Rotation betrieben werden, wie in den Patenten der Vereinigten Staaten 4,697,595 oder 4,706,681 oder 5,385,148 gezeigt ist.

(ii) Faseroptisches Abbilden

In einer anderen Ausführungsform (siehe Fig. 7) weist das IAE 50 eine Faseroptikanordnung 62 auf, welche eine direkte Darstellung von Gewebe erlaubt. Verschiedene Typen von Faseroptikanordnungen 62 können verwendet werden.
Die erläuterte Ausführungsform verwendet eine Faseroptikanordnung 62 des in dem Patent der Vereinigten Staaten No. 4,976,710 gezeigten Typs. Die Anordnung 62 weist einen transparenten Ballon 64 auf, der an dem Ende des Körpers 36 getragen wird. Bei der Benutzung wird der Ballon 64 mit einem(r) transparenten Gas oder Flüssigkeit aufgeblasen, wodurch ein Sichtfenster geschaffen wird, das die Faseroptikkanäle 66 und 68 vor Blutkontakt abschirmt.
Die Kanäle weisen einen eintretenden Faseroptikkanal 66 auf, welcher den Körper 36 passiert. Der Kanal 66 ist mit einer äußeren Lichtquelle 70 gekuppelt. Der Kanal 66 überträgt Licht von der Quelle 70, um den Gewebebereich um den Ballon 64 herum zu beleuchten.
Die Kanäle weisen auch einen austretenden Faseroptikkanal 68 auf, welcher auch den Körper 36 passiert. Der Kanal 68 ist mit einem Augenstück 72 gekuppelt, welches zum Beispiel an dem Griff 46 gehalten werden kann. Unter Verwendung des Augenstücks 72 kann der Arzt direkt den beleuchteten Bereich betrachten.

(iii) Anderes Abbilden

Das IAE 50 kann andere Bilderfassungstechniken einschließen. Zum Beispiel kann das IAE 50 eine Vorrichtung zum Erzielen eines Bildes mittels optischer Kohärenztomographie (OCT) aufweisen. Die Bilderfassung unter Verwendung von OCT ist in Huang et al., "Optische Kohärenztomographie", Science, 254, 22. Nov. 1991, pp 1178- 1181, beschrieben. Ein Typ der OCT Bildvorrichtung, ein optisches Kohärenzbereichsreflektometer (OCDR) genannt, ist in dem Patent der Vereinigten Staaten 5,321,501 von Swanson offenbart. Das OCDR ist in der Lage, zwei- und dreidimensionale Bildabtastungen über einen ausgedehnten Längen- oder Tiefenbereich mit scharfer Fokussierung und hoher Auflösung und Empfindlichkeit über dem Bereich elektronisch durchzuführen.
Wie in Fig. 25 gezeigt, weist das IAE 50 das distale Ende 220 eines Faseroptikpfades 222 auf. Das distale Ende 220 ist in eine innere Hülle 224 eingebettet, welche in einer äußeren Hülle 226 getragen wird. Die äußere Hülle 226 erstreckt sich in dem distalen Körperbereich 40 innerhalb der Stützstruktur 20.
Die innere Hülle 224 weist eine Linse 228 auf, mit welcher das distale Ende 220 des Faserpfades optisch gekuppelt ist. Die innere Hülle 224 endet in einer winkligen Spiegelfläche 230, welche sich über das Ende der äußeren Hülle 226 hinaus erstreckt. Die Fläche 230 reflektiert optische Energie entlang eines Pfades, der insgesamt senkrecht zu der Achse des distalen Endes 220 ist.
Ein Motor 232 dreht die innere Hülle 224 in der äußeren Hülle 226 (Pfeil 237). Die Linse 228 und die Spiegelfläche 230 drehen sich mit der inneren Hülle 224 um die Drehachse herum abtastend. Ein zweiter Motor 234 bewegt sich seitlich zu der äußeren Hülle 226 (Pfeil 236), um entlang der Drehachse zu tasten.
Eine Quelle 238 von optischer Energie ist mit dem Faseroptikpfad 222 über einen optischen Kuppler 240 gekuppelt. Die Quelle 238 erzeugt optische Energie von kurzer Kohärenzlänge, vorzugsweise weniger als 10 Mikrometer. Die Quelle 238 kann zum Beispiel eine Leuchtdiode, eine Superleuchtdiode oder eine andere Weißlichtquelle mit geeigneter Wellenlänge, oder ein Kurzimpulslaser sein.
Ein optischer Referenzreflektor 242 ist auch über einen Faseroptikpfad 244 mit dem optischen Kuppler 240 gekuppelt. Der optische Kuppler 240 verteilt optische Energie von der Quelle 238 über den Faseroptikpfad 222 zu dem distalen Ende 220 des optischen Pfades und über den Faseroptikpfad 244 zu dem optischen Reflektor 242.
Die optische Energie, die dem distalen Ende 220 des optischen Pfades zugeführt wird, wird mittels der Linse 228 zur Reflexion durch die Fläche 230 zu dem Gewebe T hin übertragen. Das abgetastete Gewebe T (das anatomische Strukturen, andere innere gewebetopographische Merkmale, und Ablagerungen oder Einschnitte in dem Gewebe aufweist) reflektiert die optische Energie, wie die umliegende Stützstruktur 20 ist. Die reflektierte optische Energie kehrt über den optischen Pfad 222 zu dem optischen Kuppler 240 zurück.
Die optische Energie, die dem optischen Referenzreflektor 242 zugeführt wird, wird zu dem optischen Kuppler 240 mittels eines Tripelspiegels 246 und eines Endspiegels 250 (als Phantomlinien 239 dargestellt) zurück reflektiert. Der Tripelspiegel 246 ist an einem Mechanismus 248 montiert, welcher den Tripelspiegel 246 zu dem optischen Pfad 244 und einem Endspiegel 250 hin und von diesen weg hin- und herbewegt (wie die Pfeile 241 zeigen). Der Mechanismus 248 bewegt vorzugsweise den Tripelspiegel 246 mit einer gleichmäßigen, relativ hohen Geschwindigkeit (zum Beispiel größer als 1 cm/sek), was eine Dopplerfrequenzmodulation bewirkt, die benutzt wird, um eine Frequenzwandlung durchzuführen.
Die Länge oder das Ausmaß der Bewegung des Tripelspiegels 246, die von dem Mechanismus 248 bewirkt wird, ist zumindest etwas größer als die Hälfte der gewünschten Abtasttiefe. Die Gesamtlänge des optischen Pfades 222 zwischen dem optischen Kuppler 240 bis zu dem gewünschten Abtasttiefpunkt ist auch im wesentlichen gleich der Gesamtlänge des optischen Pfades 244 zwischen dem optischen Kuppler 240 und dem Endspiegel 250. Die Bewegung des Tripelspiegels 246 bewirkt periodische Differenzen in den reflektierten Pfadlängen 222 und 244.
Reflexionen, die von dem optischen Pfad 222 (von der Linse 228) und dem optischen Pfad 244 (von dem Endspiegel 250) empfangen werden, werden von dem optischen Kuppler 240 aufgenommen. Der optische Kuppler 240 kombiniert die reflektierten optischen Signale. Infolge der Bewegung des Tripelspiegels 246 haben die kombinierten Signale Interferenzstreifen für Reflexionen, bei welchen die Differenz in den reflektierten Pfadlängen geringer als die Quellenkohärenzlänge ist. Infolge der Bewegung des Tripelspiegels 246 haben die kombinierten Signale auch eine momentane Modulationsfrequenz.
Die kombinierte Ausgabe ist über den Faseroptikpfad 252 mit einem Signalprozessor 254 gekuppelt. Der Signalprozessor 254 wandelt die optische Ausgabe des Kupplers 240 in spannungsvariierende elektrische Signale um, welche von einem Mikroprozessor demoduliert und analysiert werden, um eine Bildausgabe an einer Anzeigevorrichtung 256 vorzusehen.
Weitere Details der Bilderfassung und -verarbeitung unter Verwendung des OCDR sind nicht wesentlich für ein Verstehen der Erfindung, können jedoch in dem oben zitierten Patent der Vereinigten Staaten 5,321,501 von Swanson gefunden werden.

C. Bedienung der Bildsonde

Unabhängig von der besonderen Konstruktion des IAE 50 bleibt die Stützstruktur 20, die um den distalen Bereich der Sonde 34 herum positioniert ist, im wesentlichen gegen umliegende Gewebemasse T in Kontakt, wenn das IAE 50 arbeitet, um das gewünschte Bild oder Profil zu erfassen (siehe Fig. 5 bis 8). Die Stützstruktur 20 dient zum Stabilisieren des IAE 50 und hält Gewebe T vom Kontaktieren ab und schließt möglicherweise das IAE 50 ein.
Das Stabilisieren des IAE 50 ist besonders hilfreich, wenn die Geometrie der umliegenden Körperkammer oder Passage 100, wie das Innere einer Herzkammer, während der Systole und Diastole dynamische geändert wird. Dadurch wird ermöglicht, dass das IAE 50 Gewebe und anatomische Strukturen T ohne den damit verbundenen Bedarf zum konstanten Positionieren und Wiederpositionieren darstellt. Die Struktur 20 macht daher die Erzeugung von genauen Bildern des abgezielten Körperbereichs durch das IAE 50 möglich.

(i) Manuell

In einer bevorzugten Ausführungsform (siehe Fig. 5A) kann der Arzt das IAE 50 innerhalb der Struktur 20 durch Drücken oder Ziehen an dem Hilfsgriff 46 vorwärts und rückwärts bewegen (jeweilige Pfeile 101 und 103 in Fig. 5A). Durch Drehen des Griffs 46 (Pfeil 105 in Fig. 5A) kann der Arzt auch manuell das IAE 50 innerhalb der Struktur 20 drehen.
Die erläuterte und bevorzugte Ausführungsform weist ferner einen Mechanismus 74 zum Auslenken oder Steuern des distalen Bereichs 40 des Körpers 36 und mit ihm des IAE 50 quer zu der Achse 89 auf (wie in den Phantomlinien 40 in Fig. 5A gezeigt).
Die Konstruktion des Steuermechanismus 74 kann variieren. In der erläuterten Ausführungsform ist der Steuermechanismus 74 von dem im Patent der Vereinigten Staaten 5,336,182 gezeigten Typ. Der Steuermechanismus 74 dieser Konstruktion weist eine Betätigungseinrichtung 76 in dem Hilfsgriff 46 auf. In der erläuterten Ausführungsform nimmt die Betätigungseinrichtung 76 die Form eines Nockenrades an, das mittels eines äußeren Steuerhebels 78 gedreht wird. Das Nockenrad 76 hält die proximalen Enden des rechten und linken Steuerdrahtes 80. Die Steuerdrähte 80 erstrecken sich von dem Nockenrad 76 und durch den Körper 36 hindurch.
Die Steuerdrähte 80 verbinden die linke und rechte Seite eines federnden biegbaren Drahtes 82 oder einer Feder, die innerhalb des distalen Bereichs 40 vorgesehen ist. Die Rotation des Nockenrades 76 bringt Zug auf die Steuerdrähte 80, um den distalen Bereich 40 des Körpers 36 und mit ihm das IAE 50 auszulenken (wie durch die Pfeile 107 in Fig. 5A gezeigt).
Daher kann der Arzt das IAE 50 bezüglich der Struktur 20 in drei Hauptrichtungen manuell bewegen. Erstens kann das IAE 50 entlang der Achse 86 der Struktur 20 durch Drücken und Ziehen an dem Hilfsgriff 46 (Pfeile 101 und 103) bewegt werden. Zweitens kann das IAE 50 drehend um die Achse 86 der Struktur 20 durch Drehen des Hilfsgriffs 46 (Pfeil 105) bewegt werden. Drittens kann das IAE 50 in einer Richtung normal zu der Achse 86 der Struktur 20 durch Bedienen des Steuermechanismus 74 (Pfeil 107) bewegt werden.
Durch Zusammenwirken der Druck-Zug- und Drehbewegung des Griffs 46 mit der Bedienung des Steuerhebels 78 kann der Arzt das IAE 50 virtuell in irgendeiner Richtung und entlang irgendeines Pfades innerhalb der Struktur 20 manuell bewegen. Das lAE 50 kann dadurch Gewebestellen entweder in Kontakt mit der Außenfläche der Struktur 20 oder an der Außenseite des Bereichs der Struktur 20 selbst liegend abgebildet werden.

(ii) Automatisiert (Erfassen von Bildausschnitten)

Fig. 9 zeigt ein elektromechanisches System 102 zum Bedienen des IAE 50 innerhalb der Struktur 20. Das System 102 synchronisiert die Bildrate des IAE 50 mit der Bewegung des IAE 50 innerhalb der Struktur 20. Das System erlaubt dem Arzt, die Struktur 20 zu benutzen, um einen Satz von Bildausschnitten genau zu erfassen, welche in automatisierter Weise für die Anzeige verarbeitet werden können.
Die Details des Systems 102 können variieren. Wie in Fig. 9 gezeigt ist, weist das System 102 einen Längspositionsumsetzer 104 auf, der mit dem Sondengriff 46 mechanisch gekuppelt ist. Der Umsetzer 104 weist einen Schrittmotor 106 auf, der eine axiale Schraubenspindel 111 zunehmend bewegt, die an dem Griff 46 angebracht ist. Der Motor 106 dreht die Schraubenspindel 111, um das IAE 50 mit einer spezifizierten axialen Übertragungsrate innerhalb der Struktur 20 entweder vorwärts (Pfeile 101) oder rückwärts (Pfeile 103) zu bewegen. Wie Fig. 9 zeigt, wird während der axialen Übertragung der distale Körperbereich 40, der das IAE 50 trägt, vorzugsweise in einer insgesamt geraden Konfiguration ohne Querauslenkung gehalten. Durch Synchronisieren der axialen Übertragung des IAE 50 innerhalb der Struktur 20 mit der Bildrate des IAE 50 stellt das System 102 als Ausgabe axial im Abstand voneinander angeordnete Datenmusterausschnitte des das IAE 50 umgebenden Bereichs bereit.
Zum Beispiel wird die Verwendung eines axialen Umsetzers 104 des in Fig. 4 gezeigten allgemeinen Typs in Verbindung mit einem rotierenden Wandlerkristall 52 des in Fig. 6 gezeigten Typs in dem Patent der Vereinigten Staaten 5,485,846 beschrieben. Durch Drehen des Wandlerkristalls 52 synchron mit der axialen Übertragungsrate des Umsetzers 104 stellt das System 102 axial im Abstand voneinander angeordnete 360º Datenmusterausschnitte des Bereichs senkrecht zu dem Wandlerkristall 52 bereit. Herkömmliche Signalverarbeitungstechniken werden verwendet, um die Datenausschnitte zu rekonstruieren, die in spezifizierten Abständen entlang der Achse in dreidimensionalen Bildern zur Anzeige aufgenommen werden. Diese Technik ist gut passend für erfassende Bilder an der Innenseite von Blutgefäßen oder anderen Körperbereichen, die eine bekannte, relativ stabile Geometrie haben.
Bei der Verwendung zum Erfassen von Bildern an der Innenseite einer schlagenden Herzkammer wird der Schrittmotor 106 vorzugsweise mittels einer Gatterschaltung 190 (siehe Fig. 9) zu dem QRS eines Elektrokardiogrammes durchgeschaltet, das gleichzeitig mit dem Bilderfassen zum Beispiel unter Verwendung einer in Fig. 9 gezeigten Oberflächenelektrode 188 aufgenommen wird. Die Gatterschaltung 190 ist auch mit dem Bildsystem 54 synchronisiert (wie detaillierter in Verbindung mit Fig. 6 beschrieben ist), so dass die Datenbildausschnitte in axialen Zunahmen an entweder enddiastolischen oder endsystolischen Punkten des Herzschlages aufgezeichnet werden. Wenn ein Atrium abgebildet wird, werden die Datenausschnittaufzeichnungen vorzugsweise auf die p-Welle durchgeschaltet. Wenn ein Ventrikel abgebildet wird, wird die Abbildung vorzugsweise auf die r- Welle durchgeschaltet.
Alternativ wird die Schaltung 190 auf die Zeitsteuerung von lokaler intrakardialer Elektrogrammaktivierung durchgeschaltet. In dieser Anordnung (siehe Fig. 21) trägt der flexible Körper 36, welcher den Wandler 54 innerhalb der Struktur 20 trägt, auch eine Elektrode 184, um Elektrogramme in dem Bereich der Struktur 20 abzutasten. Die abgetasteten Elektrogramme werden zu der Schaltung 190 geleitet, um den Schrittmotor 106 zu steuern, wie zuvor beschrieben ist. Wenn ein Atrium abgebildet wird, werden die Datenausschnittaufzeichnungen auf die atriale intrakardiale Elektrogrammaktivierung durchgeschaltet. Gleichfalls werden beim Abbilden eines Ventrikels die Datenausschnittaufzeichnungen auf die ventrikuläre intrakardiale Elektrogrammaktivierung durchgeschaltet.
Wie Fig. 21 zeigt, ist der Körper 36, der den Wandler 54 und die Elektrode 184 trägt, vorzugsweise an die Bewegung innerhalb einer geraden, insgesamt festen Hülle 186 gebunden. Die Hülle 186 führt den Körper 36 entlang einer bekannten, stabilen Referenzachse 183.
Die Hülle 186 ist auch vorzugsweise aus einem ultraschalltransparenten Material, wie Polyäthylen, konstruiert. Der Wandler 54 und die Elektrode 184 bewegen sich nacheinander innerhalb der Grenzen der Hülle 186 (wie durch die Pfeile 187 und 189 in Fig. 21 gezeigt ist) in Erwiderung auf die durchgeschaltete Wirkung des Schrittmotors 106. Da die Hülle 186 ultraschalltransparent ist, kann der Wandler 54 innerhalb der Grenzen der Hülle 186 während des Erfassens von Bildern bleiben. Nichtlinearitäten bei der Bildrekonstruktion, die durch Auslenkung des Wandlers außerhalb der Achse 183 verursacht werden, wie sie auftreten würden, wenn sich der Wandler 54 über die Hülle 186 hinaus bewegen würde, werden vermieden. Die erfassten Datenbildausschnitte, die von den Elektrogrammen während des Beibehaltens entlang einer bekannten, stabilen Referenzachse 183 positionsgesteuert werden, werden zur genauen Rekonstruktion in das gewünschte dreidimensionale Bild erzeugt.
Alternativ kann ein wie im Patent der Vereinigten Staaten 5,515,853 von Smith et al. beschriebenes Katheterkursführungssystem verwendet werden, um die Lage und Orientierung des IAE 50 während der Bewegung zu verfolgen. Ein anderes System, das für diesen Zweck verwendet werden kann, ist in dem zusammenhängenden Patent der Vereinigten Staaten mit der Patentnummer 5,724,978, eingereicht am 20. September 1996, mit dem Titel "Erhöhte Genauigkeit von 3- dimensionaler intraluminaler Ultraschall (ILUS) Bildrekonstruktion", auf den Namen Harm TenHoff wie ein Erfinder, beschrieben.

(iii) Lokalisierte Führung

Die Struktur 20 selbst kann eine lokalisierte Positionskoordinatenmatrix um das IAE 50 herum bilden. Die Matrix macht es möglich, die relative Position des IAE 50 innerhalb der Struktur 20 (und daher innerhalb der abgezielten Körperkammer) zu ermitteln und dadurch zu führen, um spezifische Bereiche innerhalb der abgezielten Körperkammer abzubilden.
In dieser Ausführungsform (siehe Fig. 10) trägt das IAE 50 eine Elektrode 31 zum Übertragen elektrischer Energie. Gleichfalls trägt jeder Keil 22 eine Anordnung von mehreren Elektroden 30 zum Übertragen elektrischer Energie.
In der erläuterten Ausführungsform (siehe Fig. 11) sind die Elektroden 30 um den Kernkörper 84 herum an der bereits beschriebenen flexiblen, elektrisch nichtleitenden Hülle 32 abgestützt. Die Elektroden 30 sind mit Drähten (nicht gezeigt) elektrisch gekuppelt, welche sich unter der Hülle 32 durch das Katheterrohr 12 hindurch zu den äußeren Verbindern 32 erstrecken, welche den Griff 18 trägt (siehe Fig. 1).
In der erläuterten Ausführungsform weist jede Elektrode 30 einen festen Ring aus leitendem Material, wie Platin, auf, welcher um die Hülse 32 herum im Presssitz ist. Alternativ weisen die Elektroden 30 ein leitendes Material, wie Platin- Iridium oder Gold, auf, das auf der Hülse 32 unter Verwendung herkömmlicher Beschichtungstechniken oder eines ionenstrahlunterstützten Auftragungs- (IBAD) Verfahrens aufgebracht ist. Noch alternativ weisen die Elektroden 30 im Abstand voneinander angeordnete Längen von eng gewundenen spiralförmigen Wicklungen auf, die um die Hülse 32 herum gewickelt sind. Die Wicklungen sind aus elektrisch leitendem Material, wie Kupferlegierung, Platin oder rostfreiem Stahl. Das elektrisch leitende Material der Wicklungen kann ferner mit Platin- Iridium oder Gold beschichtet sein, um deren Leiteigenschaften und Biokompatibilität zu verbessern. Weitere Details der Verwendung von gewickelten Elektroden sind in dem Patent der Vereinigten Staaten 5,545,193 mit dem Titel "schraubenförmig gewundene hochfrequenzemittierende Elektroden zum Erzeugen von Einschnitten in Körpergewebe" zu finden.
In noch einer anderen alternativen Ausführungsform können die Elektroden 30 als Teil einer Bandkabelschaltungsanordnung ausgebildet sein.
Bei dieser Anordnung (siehe Fig. 10) ist ein mikroprozessorgesteuertes Führungselement 108 mit den Elektroden 30 an der Struktur 20 und der von dem IAE 50 getragenen Elektrode 31 elektrisch gekuppelt. Das Element 108 bedingt, daß die Elektroden 30 an der Struktur 20 und die IAE Elektrode 31 ein elektrisches Feld (in den Phantomlinien 113 in Fig. 10 gezeigt) innerhalb der Struktur 20 erzeugt, während die Elektrode auch elektrische Potentiale in dem elektrischen Feld abtastet. Insbesondere befiehlt das Element 108 einer übertragenden Elektrode, welche entweder die IAE Elektrode 31 oder zumindest eine der Elektroden 30 in der Struktur 20 sein kann, elektrische Energie zu übertragen. Das Element 108 befiehlt einer abtastenden Elektrode, welche entweder die IAE Elektrode 31 oder zumindest eine der Elektroden 30 an der Struktur 20 sein kann, elektrische Energie abzutasten, die von der emittierenden Elektrode emittiert wird.
Das Element 108 erzeugt eine Ausgabe durch Analysieren räumlicher Variationen in den elektrischen Potentialen innerhalb des Feldes 113, welche sich basierend auf der relativen Position der IAE Elektrode 31 relativ zu der Elektrode 30 an der Struktur 20 ändern. Die Variationen können Variationen in der Phase, Variationen in der Amplitude, oder beides aufweisen. Alternativ erzeugt das Element 108 eine Ausgabe durch Analysieren räumlicher Variationen in den Impedanzen zwischen dem übertragenden und abtastenden Elektroden. Die Ausgabe lokalisiert das IAE 50 innerhalb des Raumes, der von der Struktur 20 definiert wird, hinsichtlich seiner Position relativ zu der Position der Mehrfachelektroden 30 an der Struktur 20.
Das Element 108 weist eine Ausgabeanzeigevorrichtung 110 (z. B. eine CRT, LED-Anzeige, oder einen Drucker) auf, welche die positionsidentifizierende Ausgabe in einem Realzeitformat darstellt, die für den Arzt zum entfernten Führen des IAE 50 innerhalb der Struktur 20 am zweckmäßigsten ist.
In einer bevorzugten Ausführungsform (siehe Fig. 26) trägt die Struktur 20 eine Identifikationskomponente 270. Die Identifikationskomponente 270 trägt einen zugewiesenen Identifikationscode XYZ. Der Code XYZ identifiziert die Form und Größe der Struktur 20 und die Verteilung der Elektroden 30, die von der Struktur 20 getragen werden, hinsichtlich der Anzahl von Elektroden und ihrer räumlichen Anordnung an der Struktur 20. Die strukturspezifische. Information, die in dem Code XYZ enthalten ist, unterstützt das Element 108 beim Erzeugen einer Positionierungsmatrix unter Verwendung der Elektroden 30, um das Führen des IAE 50 innerhalb der Struktur 20 zu unterstützen.
In der erläuterten Ausführungsform (siehe Fig. 26) ist die kodierte Komponente 270 innerhalb des Griffs 46 gelegen, der an dem proximalen Ende 14 des Katheterrohres 12 angebracht ist, das die Struktur 20 trägt. Jedoch könnte die Komponente 270 bezüglich der Struktur 20 anderswo gelegen sein.
Die kodierte Komponente 270 ist mit einem externen Interpretierer elektrisch gekuppelt, wenn die Struktur 20 mit dem Element 108 für die Benutzung gekuppelt ist. Der Interpreter 278 gibt den Code XYZ ein, der die kodierte Komponente 270 enthält. Der Interpretierer 278 vergleicht elektronisch den Eingabecode XYZ mit zum Beispiel einer vorbestimmten Leittabelle 280 von Coden, die im Speicher enthalten sind. Die Leittabelle 280 listet für jeden Code XYZ die strukturspezifische Information auf, die erforderlich ist, um die Positionierungsmatrix zum Führen des IAE 50 innerhalb der Struktur 20 zu erzeugen.
Das Element 108 weist vorzugsweise funktionelle Algorithmen 288 auf, welche Führungsparameter basierend auf dem Code XYZ festsetzen. Diese Führungsparameter werden von den Signalverarbeitungskomponenten 274 des Elements beim Analysieren der räumlichen Variationen des elektrischen Feldes benutzt, das innerhalb der Struktur 20 erzeugt wird, um das IAE 150 zu führen. Die Führungsparameter werden auch benutzt, um die positionsidentifizierende Ausgabe zu erzeugen, die an der Vorrichtung 110 angezeigt wird.
Da die Kenntnis über die physikalische Eigenschaft der Struktur 20 und die räumliche Beziehung der Elektroden 30 beim Festsetzen genauer Führungsparameter wichtig ist, schalten die Algorithmen 288 vorzugsweise die Führungssignalverarbeitungskomponente 274 mangels eines erkennbaren Codes XYZ aus. Daher können nur Strukturen 20, die eine kodierte Komponente 270 besitzen, die den geeigneten Identifikationscode XYZ trägt, in Verbindung mit dem Element 108 verwendet werden, um das IAE 50 zu führen.
Die kodierte Komponente 270 kann verschiedenartig konstruiert sein. Sie kann zum Beispiel die Form eines integrierten Schaltkreises 284 (siehe Fig. 27) annehmen, welcher in digitaler Form den Code XYZ für die Eingabe in ROM Chips, EPROM Chips, RAM Chips, Widerständen, Kondensatoren, programmierten Logikvorrichtungen (PLD's) oder Dioden ausdrückt. Beispiele von Katheteridentifikationstechniken dieses Typs sind im Patent der Vereinigten Staaten 5,383,874 von Jackson et al. gezeigt.
Alternativ kann die kodierte Komponente 270 separate elektrische Elemente 286 (siehe Fig. 28) aufweisen, von denen jede eine individuelle Charakteristik ausdrückt. Zum Beispiel können die elektrischen Elemente 286 Widerstände (R1 bis R4) mit unterschiedlichen Widerstandswerten aufweisen, die parallel gekuppelt sind. Der Interpreter 278 misst den Widerstandswert jedes Widerstands R1 bis R4. Der Widerstandswert des ersten Widerstands R1 drückt im vorbestimmten Code zum Beispiel die Anzahl von Elektroden an der Struktur aus. Der Widerstandswert des zweiten Widerstands R2 drückt im vorbestimmten Code zum Beispiel die Verteilung von Elektroden an der Struktur aus. Der Widerstandswert des dritten Widerstands R3 drückt im vorbestimmten Code zum Beispiel die Größe der Struktur aus. Der Widerstandswert des vierten Widerstands R4 drückt im vorbestimmten Code zum Beispiel die Form der Struktur aus.
Alternativ können die Elektroden 30/31 passive Markierungen definieren, die bei der Benutzung keine elektrische Energie übertragen oder abtasten. Die Markierungen werden von dem Arzt unter Verwendung zum Beispiel externer Fluoroskopie, magnetischer Abbildung oder Röntgenstrahlung erfasst, um die Lage der Struktur 20 und des IAE 50 zu bestimmen.

D. Mehrphasengesteuerte Wandleranordnungen

Die Stabilität und Stütze, die die Struktur 20 dem IAE 50 verleiht, ist gut geeignet für die Verwendung in Verbindung mit einem IAE 50, das eine oder mehrere phasengesteuerte Reihenwandleranordnungen. Die Stabilität und Stütze, die von der Struktur 20 bereitgestellt wird, macht es möglich, diverse Anzahlen und Lagen von phasengesteuerten Reihenwandlern in enger Nähe zu dem Gewebe unterzubringen, um die Auflösung und Genauigkeit von Bildern, die von dem IAE 50 erzeugt werden, weiter zu erhöhen.
In einer Ausführungsform, wie Fig. 22 zeigt, trägt die Struktur 20 ein IAE 50 mit einer phasengesteuerten Anordnung 192 von Ultraschallwandlern des Typs, der zum Beispiel im U.S. Patent 4,671,293 von Shaulov gezeigt ist. Wie Fig. 22 zeigt, weist die Anordnung 192 zwei Gruppen 194 und 196 von Elektroden auf. Die Elektrodengruppen 194 und 196 sind unterschiedlich durch Kanäle 206 an einander gegenüberliegenden Flächen oder ebenen Abschnitten 194' und 196' eines piezoelektrischen Materials 198 abgeteilt. Die Kanäle 206 schneiden durch die Elektrodenflächen hindurch teilweise in und durch das piezoelektrische Material 198 hindurch, um das mechanische und elektrische Kupplung der Elemente zu verhindern.
Die Kanäle 206 an dem ebenen Abschnitt 194' schaffen im Abstand voneinander angeordnete Wandlerelemente 202a, 202b, 202c, usw. Gleichfalls schaffen die Kanäle 206 an dem ebenen Abschnitt 196' im Abstand voneinander angeordnete Wandlerelemente 204a, 204b, 204c, usw.
Die Elektrodengruppen 194 und 196 werden von einer herkömmlichen phasengesteuerten Reihenschaltung 200 alternativ gepulst. Während eines Impulszyklus wird die Elektrodenelementgruppe 194 geerdet, während die Wandlerelemente 204a, 204b, 204c, usw. an dem anderen ebenen Abschnitt 196' gleichzeitig gepulst werden, wobei die Phasenbeziehung der Stimulation unter den Wandlerelementen 204a, 204b, 204c, usw. festgesetzt wird, um einen gewünschten Strahlwinkel unter Erfassen eines Bildes entlang des einen ebenen Abschnitts 196' zu schaffen. Während des nächsten Impulszyklus wird die andere Elektrodenelementgruppe 196 geerdet, während die Wandlerelemente 202a, 202b, 202c, usw. an dem anderen ebenen Abschnitt 194' ebenso gleichzeitig unter Erfassen eines anderen Bildes entlang des ebenen Abschnitts 194' gepulst werden. Weitere Details, die für die Erfindung nicht wesentlich sind, sind in Haykin, Anpassungsfähige Filtertheorie, Prentice-Hall, Inc. (1991), pp. 60 bis 65, vorgesehen.
Die Signale, die von den Wandlergruppen 202a, 202b, 202c, usw. und 204a, 204b, 204c, usw. beim Pulsen empfangen werden, werden in Amplitude, Phase, Frequenz und Zeiterwiderungskomponenten verarbeitet. Die verarbeiteten Signale werden mit bekannten Konfigurationen mit verschiedenen Wandlern verglichen, die aktiviert werden, um die gewünschte Wellenform zu erzeugen und zu messen. Wenn Signale aus Kombinationen von Wandlern verarbeitet werden, wird ein zusammengesetztes Bild erzeugt.
Die phasengesteuerte Anordnung 192, die in Fig. 22 gezeigt ist, erlaubt das Realzeitabbilden von zwei unterschiedlichen ebenen Abschnitten, welche in einem Winkel in Bezug zueinander sein können.
Fig. 23 und 24 zeigen andere Ausführungsformen eines IAE 50 mit einer phasengesteuerten Anordnung von Wandlern, die innerhalb der Struktur 20 getragen werden.
In der Ausführungsform, die in Fig. 23 gezeigt ist, weist das IAE 50 eine Anordnung von flexiblen Keilelementen 208 mit einer bekannten Geometrie auf. Die Keilelemente 208 werden innerhalb der Stützstruktur 20 getragen, welche selbst eine Anordnung von flexiblen Keilelementen 22 mit großem Durchmesser aufweist, wie zuvor in Verbindung mit Fig. 1 erläutert. Jedes flexible Keilelement 208 trägt eine Gruppierung von mehreren Ultraschallwandlern 210.
Das Zusammendrücken der äußeren Struktur 20 von Keilelementen 22 durch Vorrücken der Hülle 44 (zuvor beschrieben und in Fig. 1 und 2 gezeigt) drückt auch die innere IAE Struktur von Keilelementen 208 zusammen. Die gemeinsam zusammengedrückte Geometrie präsentiert ein flaches Profil, das eine gemeinsame Einführung der Strukturen 22 und 208 in den gewünschten Körperbereich ermöglicht.
In der Ausführungsform, die in Fig. 24 gezeigt ist, weist das IAE 50 einen expandierbaren-zusammendrückbaren Körper 212 auf, der innerhalb der Stützstruktur 20 getragen wird. Wieder ist die Struktur 20 gezeigt, wie sie die Anordnung von flexiblen Keilelementen 22 aufweist. Gleich den flexiblen Keilelementen 208, die in Fig. 23 gezeigt sind, trägt die äußere Fläche des Körpers 212 eine Anordnung von mehreren Ultraschallwandlern 210.
Ein inneres Lumen 214 innerhalb des Körpers 216, der das IAE 50 trägt, leitet ein Fluid unter Druck in das Innere des Körpers 212 (wie durch die Pfeile 213 in Fig. 24 gezeigt ist), um ihn zu einer bekannten expandierten Geometrie zur Benutzung aufzublasen. Beim Fehlen der Flüssigkeit nimmt der Körper 212 eine zusammengedrückte Geometrie (nicht gezeigt) an. Die vorgerückte Hülle 44 umhüllt den zusammengedrückten Körper 212 zusammen mit der äußeren Struktur 20 zur Einführung in den gewünschten Körperbereich.
In der erläuterten Ausführungsform sind die Ultraschallwandler 210 auf den Keilelementen 208 oder dem expandierbaren Körper 212 (welche in der Gesamtheit das "Substrat" genannt wird) durch Auftragen gewünschter Wandlermaterialien oder Zusammensetzungen davon auf das Substrat platziert. Ionenstrahlunterstütztes Auftragen, Aufdampfen, Zerstäuben, oder andere Verfahren können für diesen Zweck verwendet werden.
Um eine einander benachbarte Anordnung von Wandlern 210 zu schaffen, wird ein Abdeckmaterial an dem Substrat platziert, um die Bereiche von dem aufgetragenen Material frei zu halten. Das Entfernen des Abdeckmaterials nach dem Auftragen der Wandlermaterialien schafft die einander benachbarte Anordnung an dem Substrat. Alternativ kann ein Ätzvorgang verwendet werden, um Bereiche des Wandlermaterials von dem Substrat selektiv zu entfernen, um die gewünschte einander benachbarte Anordnung zu bilden. Die Größe jedes aufgetragenen Wandlers 210 und die Dichte der gesamten Anordnung von Wandlern 210 sollte gegen die für das Substrat gewünschte Flexibilität ausgeglichen sein, da herkömmliches Wandlermaterial dazu neigt, eigens steifer zu sein als das darunterliegende Substrat.
Alternativ können Wandler 210 in einem vorgeformten Zustand durch Kleber oder dergleichen an den Keilelementen 208 oder dem flexiblen Körper 212 angebracht sein. Wiederum sollte die Größe jedes angebrachten Wandlers 210 und die Dichte der gesamten Anordnung von Wandlern 210 gegen die für das Substrat gewünschte Flexibilität ausgeglichen werden.
Signaldrähte können mit den Wandlern 210 in verschiedener Weise nach oder während dem Auftragen oder Anbringen gekuppelt werden; zum Beispiel durch Löten oder durch Kleben, oder durch Auftragen darüber. Verschiedene andere Wege zum Kuppeln der Signaldrähte mit festen oder aufgetragenen Oberflächen an einem expandierbaren-zusammendrückbaren Körper sind in dem zusammenhängenden US- Patent Nummer 5,853,411 mit dem Titel "Erhöhte elektrische Verbindungen für Elektrodenstrukturen", eingereicht am 8. April 1996, beschrieben.
Die Signaldrähte können für den Durchgang durch das zugehörige Katheterrohr 12 zusammengebündelt sein oder in Bandkabeln für denselben Zweck in der im Patent der Vereinigten Staaten 5,499,981 von Kordis offenbarten Weise untergebracht sein.
Es wird angemerkt, dass die mehreren Ultraschallwandler 210 an anderen Typen von Körpern innerhalb der Struktur 20 abgestützt sein könnten. Zum Beispiel könnten nicht zusammendrückbare hemisphärische oder zylindrische Körper mit feststehender vorbestimmter Geometrie das Innere der Struktur 20 für den Zweck von abstützenden phasengesteuerten Anordnungen von Ultraschallwandlern 210 einnehmen. Alternativ können die Signaldrähte und Wandler zu einer gewünschten dreidimensionalen Struktur geflechtet werden. Die geflechtete Struktur kann ferner beschichtet werden, um eine aufblasbare ballonartige Struktur zu erzeugen. Die Dimensionen dieser alternativen Wandlerstützkörper können in Abhängigkeit von dem Erfordernis der unterbringenden Einführung und Entfaltung in einem inneren Körperbereich variieren.
Andere Beispiele von phasengesteuerten Anordnungen von Mehrfachwandlern sind zum Beispiel im Patent der Vereinigten Staaten 4,841,977 von Griffith et al. und im Patent der Vereinigten Staaten 4,917,097 von Proudian et al. zu finden.
Phasengesteuerte Anordnungen von Mehrfachwandlern können in Verbindung mit Torsteuerungstechniken verwendet werden, die oben in Verbindung mit Fig. 9 beschrieben sind, um die Bilderfassungszeit zu verringern. In der dynamischen Umgebung des Herzens kann das Durchschalten verwendet werden, um die phasengesteuerte Erfassung von mehreren ebenen Bildern mit dem QRS oder intrakardialer Elektrogrammaktivierung zu synchronisieren, besonders wenn es erwünscht ist, die Bilder über mehr als einen Herzschlag zu analysieren.

E. Darstellung während kardialer Abbildungsvorgänge

(i) Elektrische Aktivitätsabtastung

Wie eben gezeigt (siehe Fig. 10) und beschrieben, kann die Struktur 20 eine Anordnung von Elektroden 30 für den Zweck des Führens des IAE 50 tragen: Diese selben Elektroden 30 können auch zum Abtasten elektrischer Impulse im Gewebe, wie myokardialem Gewebe, dienen. Diese Abtastfunktion im Herzgewebe wird allgemein "Abbilden" genannt.
Wie Fig. 10 zeigt, hält die Stützstruktur 20, wenn sie für die Verwendung an der Innenseite einer Herzkammer entfaltet wird, die Elektroden 30 in Kontakt gegen das Endokard. Die Elektroden tasten die elektrischen Impulse innerhalb des Myokards ab, die die Herzfunktion steuern. In dieser Anordnung weist das Element 108 einen zum Beispiel von Prucka Engineering, Inc. (Houston, Texas) hergestellten externen Signalprozessor auf oder bildet diesen. Die verarbeiteten Signale werden analysiert, um anomale leitende Durchgänge zu lokalisieren und. Brennpunkte zu identifizieren. Die Brennpunkte sind auf die potentiellen Ablationsstellen gerichtet.
Alternativ oder in Kombination mit Abbilden können die Elektroden 30 an der Stützstruktur 20 genutzt werden, um eine elektrische Charakteristik, wie Impedanz, im Herzgewebe für den Zweck des Charakterisierens von Gewebe und des Lokalisierens von anomalen leitenden Durchgängen herzuleiten. Systeme und Verfahren zum Herleiten einer elektrischen Charakteristik von Gewebe für diesen Zweck sind zum Beispiel im Patent der Vereinigten Staaten 5,494,042 von Panescu et al offenbart. Eine elektrische Charakteristik wird durch Übertragen elektrischer Energie von einer oder mehreren Elektroden auf Gewebe und Abtasten des resultierenden Flusse von elektrischer Energie durch das Gewebe hindurch hergeleitet.
Das IAE 50, das innerhalb der Mehrfachelektrodenstruktur 20 getragen wird, unterstützt erheblich den Arzt beim Abbilden oder Charakterisieren von Gewebe, ob im Herzen oder anderswo im Körper, durch Lokalisieren der Elektroden 30 in der gewünschten Orientierung bezüglich den ausgewählten anatomischen Stellen. Zum Beispiel kann bei der Verwendung innerhalb des Herzens der Arzt das IAE 50 in der zuvor beschriebenen Weise manipulieren, um den Koronarsinus, die Herzklappen, die obere und untere Hohlvene, die fossa ovalis, die Lungenvenen, und andere anatomische Schlüsselstellen in dem Herzen. Vertrauend auf die von dem IAE 50 erhaltene visuelle Information kann der Arzt dann die Mehrfachelektrodenstruktur 20 bezüglich einer oder mehrerer dieser anatomischen Stellen orientieren. Sobald genau orientiert ist, kann sich der Arzt mit dem IAE 50 weiter ein Bild machen, um sicherzustellen, dass alle oder eine gewünschte Anzahl der von der Struktur 20 getragenen Elektroden 30 in engem Kontakt mit Gewebe sind, was für eine gute Signalübertragung oder eine gute Signalerfassung erforderlich ist.

(ii) Kontrastechokardiographie

Fig. 8 zeigt ein System 170, das die Struktur 20 aufweist, die ein IAE 50 trägt, um Perfusionsmuster in myokardialem Gewebe zu identifizieren und dadurch potentielle Ablationsstellen innerhalb des Herzens zu diagnostizieren. In dieser Ausführungsform weist das innerhalb der Struktur 20 getragene IAE 50 einen rotierenden Ultraschallwandler 52 des in Verbindung mit Fig. 6 zuvor beschriebenen Typs auf. Das in Fig. 8 gezeigte System 170 weist auch vorzugsweise ein elektromechanisches System 102 zum zunehmenden Bewegen des Wandlers 52 innerhalb der Struktur 20 auf, um im axialen Abstand voneinander angeordnete Datenmusterstücke des den Wandler 52 umgebenden Bereichs zu erhalten. Die Details dieses Systems 102 wurden in Verbindung mit Fig. 9 zuvor beschrieben. Das elektromechanische System 102 kann auch zu dem QRS eines Elektrokardiagramms oder zu einer intrakardialen Elektrogrammaktivierung durchgeschaltet werden, um Bilder mit entweder enddiastolischen oder endsystolischen Punkten des Herzzyklus in der in Verbindung mit Fig. 9 oder 21 auch zuvor beschriebenen Weise zu erfassen.

II. Darstellung für therapeutische Zwecke

Die vorhergehende Beschreibung der Struktur 20 und des zugeordneten IAE 50 dienen als Beispiel für die Verwendung bei der Ausführung von allgemeinen diagnostischen Funktionen, um Abnormalitäten genau zu lokalisieren und zu identifizieren, die in Körperkammern oder in elektrischen Aktivitäten innerhalb von Gewebe vorhanden sein können. Die Struktur 20 und zugehörige IAE 50 können auch, allein oder in Kombination mit diesen und anderen diagnostischen Funktionen, beim Bereitstellen therapeutischer Funktionen behilflich sein.
Das folgende dient als Beispiel für diese Verwendung im Zusammenhang mit behandelnden kardialen Arrhythmien. Jedoch wird angemerkt, dass es diverse Anwendungen gibt, wo die Erfindung therapeutischen Funktionen oder sowohl diagnostischen als auch therapeutischen Funktionen dient.

A. Einschnittgestaltung

Sobald eine potentielle Ablationsstelle durch Abbilden (typischerweise in dem Ventrikel) oder durch Bezugnahme auf eine anatomische Markierung innerhalb des Herzens (typischerweise in dem Atrium) oder durch Herleitung einer elektrischen Charakteristik identifiziert wurde, entfaltet der Arzt ein Ablationselement an der Stelle. Während verschiedene Arten von Ablationsenergie verwendet werden können, überträgt bei der bevorzugten Realisierung die Ablationselektrode Hochfrequenzenergie, die von einem externen Generator (nicht gezeigt) übertragen wird. Das Ablationselement kann verschiedene Formen einnehmen, die von der Art des erforderlichen Einschnitt abhängen, welcher seinerseits von der gewünschten therapeutischen Wirkung abhängt.

(ii) Größere Einschnitte

Die Eliminierung von ventrikulären Tachykardie (VT) Substraten ist angedacht, um bedeutend größere und tiefere Einschnitte zu fordern, mit einer Durchdringungstiefe größer als 1,5 cm, einer Weite von mehr als 2,0 cm, mit einem Einschnittvolumen von mindestens 1 cm³. Es bleibt auch der Bedarf, Einschnitte mit relativ großen Flächenbereichen mit geringen Tiefen zu bilden. Fig. 17 dient als Beispiel für die Geometrie eines typischen größeren Flächenbereichseinschnitts 120 im Vergleich zu der Geometrie des kleineren Einschnitts 118, der in Fig. 16 gezeigt ist.
Fig. 13A und 13B zeigen eine alternative Ausführungsform der Erfindung, welche eine zusammengesetzte Struktur 122 schafft, die eine Bildsonde 124 und ein Ablationselement 126 trägt, welches zum Schaffen größerer Einschnitte geeignet ist. Die zusammengesetzte Struktur 122 (wie die in Fig. 1 gezeigte Struktur 20) wird an dem distalen Ende eines flexiblen Katheterrohres 12 getragen. Das proximale Ende des Katheterrohres trägt einen angebrachten Handgriff 18 zum Manipulieren der zusammengesetzten Struktur in den zuvor beschriebenen Weisen.
Die zusammengesetzte Struktur 122 weist einen expandierbar-zusammenfaltbaren Hohlkörper 128 aus einem porösen transparenten thermoplastischen oder elastomeren Material auf. Die Größe der Poren 129 in dem Körper 128 ist zu dem Zweck der Erläuterung in Fig. 13A vergrößert. Der gesamte Körper 128 kann porös sein, oder der Körper 128 kann einen gesonderten porösen Bereich aufweisen.
Der Körper 128 trägt in ihm eine innere Elektrode 130, welche aus einem elektrisch leitenden Material geformt ist, das sowohl eine relativ hohe elektrische Leitfähigkeit als auch eine relativ hohe thermische Leitfähigkeit hat. Materialien, die diese Eigenschaften besitzen, weisen unter anderem Gold, Platin, Platin/Iridium auf. Edelmetalle werden bevorzugt. Ein isolierter Signaldraht 132 ist mit der Elektrode 130 gekuppelt, welcher die Elektrode 130 mit einem externen Hochfrequenzgenerator 134 elektrisch kuppelt.
Ein inneres Lumen 136 innerhalb des Katheterrohres 12 führt eine elektrisch leitende Flüssigkeit 140 unter Druck von einer äußeren Quelle 138 zu dem hohlen Inneren des expandierbaren-zusammenfaltbaren Körper 128. Wie Fig. 13A zeigt, bläst die elektrisch leitende Flüssigkeit 140 den Körper 128 zu einer vergrößerten oder expandierten Geometrie auf. Wie später erläutert wird, ist es diese expandierte Geometrie, die die Bildung der gewünschten größeren Einschnitte möglich macht. Wie Fig. 13B zeigt, nimmt bei Fehlen der Flüssigkeit 140 der expandierbar-zusammenfaltbare Körper 128 ein zusammengefaltetes, flaches Profil an. Es ist dieses Profil, das eine geradlinige Einführung der Struktur 122 von vorn in den Körper erlaubt.
Wenn Hochfrequenzenergie über die innere Elektrode 130 übertragen wird, bildet die elektrisch leitende Flüssigkeit 140 innerhalb des Körpers 128 einen elektrisch leitenden Pfad. Die Poren des porösen Körpers 128 bilden einen ionischen Transport von Ablationsenergie von der Elektrode 130 über die elektrisch leitende Flüssigkeit 140 zu dem Gewebe an der Außenseite des Körpers. Die Pfade von ionischem Transport sind durch Pfeile 142 in Fig. 13A bezeichnet.
Vorzugsweise besitzt die Flüssigkeit 140 einen geringen spezifischen Widerstand, um ohmsche Verluste und daher ohmsche Wärmeeffekte innerhalb des Körpers 128 zu verringern. Die Zusammensetzung der elektrisch leitenden Flüssigkeit 140 kann variieren. In der erläuterten und bevorzugten Ausführungsform weist die Flüssigkeit 140 eine hypertonische Salzlösung auf, die eine Natriumchloridkonzentration bei oder nahe der Sättigung hat, welche über 9% spezifisches Gewicht ist. Die hypertonische Salzlösung hat einen geringen spezifischen Widerstand von nur etwa 5 Ohm/cm im Vergleich zum spezifischen Widerstand von Blut von etwa 150 Ohm/cm und dem spezifischen Widerstand von myokardialem Gewebe von etwa 500 Ohm/cm.
Alternativ kann die Zusammensetzung der elektrisch leitenden Flüssigkeit 140 eine hypertonische Kaliumchloridlösung aufweisen. Dieses Medium erfordert, während die gewünschte ionische Übertragung begünstigt wird, ein näheres Überwachen der Rate, mit welcher ionischer Transport 142 durch die Poren hindurch auftritt, um eine Kaliumübermenge zu verhindern. Wenn hypertonische Kaliumchloridlösung verwendet wird, wird es bevorzugt, die ionische Transportrate unter etwa 10 mEq/min zu halten. Die Bildsonde 124 ist auch innerhalb des Körpers 128 angeordnet. Wie zuvor beschrieben, weist die Sonde 124 einen flexiblen Körper 36, welcher sich durch eine Mittelbohrung 38 hindurch erstreckt, und ein hämostatisches Ventil (nicht gezeigt) an dem distalen Ende des Katheterrohres 12 auf. Der Körper 36 hat einen distalen Bereich 40, der sich über das distale Ende 16 des Katheterrohres 12 hinaus in das Innere der Stützstruktur 20 erstreckt. Der distale Körperbereich 40 trägt ein IAE 150, welches von der umliegenden Flüssigkeit 140 abgedichtet ist, zum Beispiel innerhalb eines Gehäuses. Wie das zuvor beschriebene IAE 50 erzeugt das IAE 150 darstellende Signale, die ein Bild von Objekten repräsentieren, die den Körper 128 umgeben.
Wie in Verbindung mit Fig. 5A zuvor erläutert, wird das IAE 150 vorzugsweise zur Vorwärts- und Rückwärtsbewegung durch Drücken oder Ziehen auf den Körper 36 mitgenommen. Das IAE 150 ist vorzugsweise quer zur Körperachse durch Vorsehen eines Steuermechanismus 76 in dem distalen Bereich 40 bewegbar, wie bereits beschrieben.
Das IAE 150 kann in Abhängigkeit von der Transparenz des Körpers 128 zur Bildenergie verschiedenartig konstruiert sein.
Zum Beispiel kann, wenn der Körper 128 zu optischer Energie transparent ist, da IAE 150 einen faseroptischen Kanal aufweisen, wie bereits allgemein beschrieben ist (siehe Fig. 7 oder Fig. 25). Regenerierte Zellulosemembranmaterialien, die typischerweise für Blutoxygenation, Dialyse oder Ultrafiltration verwendet werden, können optisch transparent gemacht werden. Regenerierte Zellulose ist elektrisch nichtleitend; jedoch erlauben die Poren dieses Materials (die typischerweise einen Durchmesser kleiner als etwa 0,1 um haben) einen wirksamen ionischen Transport 142 in Erwiderung auf das ausgeübte HF Feld. Gleichzeitig verhindern die relativ kleinen Poren die Übertragung von Makromolekülen durch den Körper 128 hindurch, so dass weniger wahrscheinlich ist, daß druckgetriebene Flüssigkeitsperfusion durch die Poren 129 hindurch den ionischen Transport 142 begleitet, wenn sich nicht relativ hohe Druckzustände innerhalb des Körpers 128 entwickeln.
Regenerierte Zellulose ist auch transparent zu Ultraschallenergie. Das IAE 50 kann daher alternativ einen Ultraschallwandlerkristall aufweisen, wie auch bereits beschrieben ist (siehe Fig. 6).
Andere poröse Materialien, welche entweder optisch transparent oder anderweitig transparent zu der ausgewählten Bildenergie sind, können für den Körper 128 verwendet werden. In Frage kommende Materialien mit Porengrößen größer als regeneriertes Zellulosematerial, wie Nylon, Polykarbonat, Polyvinylidendifluorid (PTFE), Polyethersulfon, modifizierte Akrylkopolymere und Zelluloseazetat, werden typischerweise für Mikrofiltration und Oxydation von Blut verwendet. Poröse oder mikroporöse Materialien können auch durch Weben eines Materials (wie Nylon, Polyester, Polyäthylen, Polypropylen, Fluorkohlenstoff, rostfreier Stahl mit feinem Durchmesser, oder anderen Fasern) zu einem Netz mit einer gewünschten Porengröße und Porösität hergestellt werden. Diese Materialien erlauben einen wirksamen Durchgang von Ionen in Erwiderung auf das ausgeübte HF Feld. Jedoch wird auch wahrscheinlicher, da viele dieser Materialien größere Porendurchmesser besitzen, daß druckgetriebene Flüssigkeitsperfusion und der begleitende Transport von Makromolekülen durch die Poren hindurch bei normalen Aufblasdrücken für den Körper 128 auftreten. Betrachtungen der gesamten Porösität, Perfusionsraten und Deponierung von Blutzellen innerhalb der Poren des Körpers 128 müssen mehr berücksichtigt werden, wie die Porengröße steigt.
Geringe oder im wesentlichen keine Flüssigkeitsperfusion durch den porösen Körper 128 hindurch wird bevorzugt. Begrenzte oder im wesentlichen keine Flüssigkeitsperfusion durch den porösen Körper 128 hindurch ist aus verschiedenen Gründen vorteilhaft. Erstens begrenzt sie Salz- oder Wasserübermengen, die durch den Transport der hypertonischen Lösung in das Blutbecken verursacht werden. Dies ist besonders zutreffend, sollte die hypertonische Lösung Kaliumchlorid aufweisen, wie oben angemerkt. Ferner erlaubt begrenzte oder im wesentlichen keine Flüssigkeitsperfusion durch den porösen Körper 128 hindurch ionischen Transport 142, damit kein Bruch auftritt. Wenn er durch die begleitende Flüssigkeitsperfusion ungestört ist, erzeugt der ionische Transport 142 eine kontinuierliche virtuelle Elektrode an der Gewebegrenzfläche des Körper 128. Die virtuelle Elektrode überträgt effizient HF Energie ohne Bedarf für eine elektrisch leitende Metallfläche.
Wie in Fig. 13A gezeigt, dient der poröse Körper 128 einem doppelten Zweck. Gleich der Struktur 20 hält der poröse Körper 128 die innere Kammer oder Durchgänge innerhalb des auf das Abbilden abgezielten Körpers des Patienten offen, während gleichzeitig das Gewebe T von potentiell ausschließendem Kontakt mit dem IAE 150 ferngehalten wird. Der Körper 128 hilft auch, die Position des IAE 50 zu stabilisieren. Auf diesen Wegen schafft der Körper 128 gleich der Stützstruktur 20 eine im wesentlichen stationäre Plattform für die Darstellung von Gewebe und anatomischen Strukturen für diagnostische Zwecke, was die Bildung eines genauen Bildes der abgezielten Körperkammer möglich macht.
Ferner dient der poröse Körper 128 durch die ionische Übertragung 142 des innerhalb des Körpers 128 erzeugten KHF- Feldes auch der therapeutischen Funktion als ein Gewebeablationselement. Die Verwendung eines porösen Körpers 128, der nach der Einführung auf einen vergrößerten Durchmesser expandiert wird (siehe Fig. 13A), macht die Bildung von größeren Einschnitten in einer gesteuerten Form möglich, um epikardiale, endokardiale oder intramurale VT Substrate zu ablatieren. Auch durch Steuerung der Porösität, und daher des spezifischen elektrischen Widerstandes des Körpers 128 kann der Arzt die Tiefe des Einschnitts bedeutend beeinflussen. Aus der Verwendung eines Körpers 128 mit geringem spezifischen Widerstand ergeben sich tiefere Einschnitte, und umgekehrt.
Weitere Details der Verwendung von porösen Körpern zur Zuführung von Ablationsenergie mittels des ionischen Transports sind in dem zusammenhängenden Patent No. 5,840,076, eingereicht am 12. April 1996 mit dem Titel "Systeme zum Erwärmen und Ablatieren von Gewebe und Verfahren unter Verwendung von Elektrodenstrukturen mit distal orientierten porösen Bereichen" zu finden.
In einer alternativen Ausführungsform können der poröse Körper 128 und das IAE 150 selbst das Innere einer Mehrfachkeilstützstruktur 146 einnehmen, wie in Fig. 14 gezeigt ist. In dieser Anordnung schafft die äußere Mehrfachkeilstruktur 146 zusätzliche Stabilisierung und Schutz für den porösen Körper und das IAE 150. Wie in Fig. 14 gezeigt ist, kann die Mehrfachkeilstützstruktur 146 auch eine Reihe von Elektroden 148 tragen. Diese Elektroden 148 können zum Abbilden oder Charakterisieren von Gewebe oder zur Führung des inneren porösen Ablationskörpers und des IAE 150 in den zuvor beschriebenen Weisen verwendet werden.
Atriale Geometrie, atriale Anisotropie und histopathologische Änderungen im linken oder rechten Atrium können allein oder zusammen anatomische Hindernisse bilden. Die Hindernisse können die normale gleichmäßige Ausbreitung von elektrischen Impulsen in dem Atrium behindern, woraus sich ein abnormaler, unregelmäßiger Herzrhythmus, Vorhofflimmern genannt, ergibt.
Das U.S. Patent No. 5,549,661, eingereicht am 1. Dezember 1995 mit dem Titel "Systeme und Verfahren zum Erzeugen komplexer Einschnittmuster im Körpergewebe", offenbart auf Katheter basierende Systeme und Verfahren, die komplexe lange Einschnittmuster in myokardialem Gewebe erzeugen. Zu Zweck und Wirkung bilden die Systeme und Verfahren das Labyrinthverfahren am offenen Herzen nach, erfordern aber keine kostspielige und teure Chirurgie am offenen Herzen. Diese Systeme und Verfahren können verwendet werden, um andere Heilverfahren in dem Herzen so gut durchzuführen.
Die in Fig. 15 gezeigte Mehrfachkeilstützstruktur 152 ist gut für therapeutische Verwendung in den atrialen Bereichen des Herzens geeignet. In Fig. 15 ist eine transeptale Entfaltung vom rechten Atrium (RA) durch das Septum (5) hindurch in das linke Atrium (LA) gezeigt, wo die Stützstruktur 152 für die Benutzung angeordnet ist.
Die Längskeile 154 tragen eine Anordnung von Elektroden 156. Die Elektroden 156 dienen als Übertrager von Ablationsenergie. Ein IAE 50 wird, wie zuvor beschrieben, innerhalb des Inneren der Struktur 152 bewegbar getragen.
Die Elektroden 156 werden vorzugsweise in einem unipolaren Modus betrieben, in welchem die von den Elektroden 156 übertragene Hochfrequenzablationsenergie über eine neutrale Schaltelektrode 158 zurückgeführt wird, die außen an der Haut des Patienten angebracht ist. Alternativ können die Elektroden 156 in einem bipolaren Modus betrieben werden, in welchem von einer oder mehreren Elektroden 156 emittierte Ablationsenergie an eine benachbarte Elektrode 156 an dem Keil 154 zurückgeführt wird.
Die Größe und der Abstand der in Fig. 15 gezeigten Elektroden 156 voneinander sind absichtlich zum Bilden kontinuierlicher, langer Einschnittmuster im Gewebe festgelegt. Fig. 18 zeigt ein repräsentatives langes, kontinuierliches Einschnittmuster 160, welches zum Behandeln von Vorhoffflimmern geeignet ist. Kontinuierliche, lange Einschnittmuster 160 werden infolge zusätzlicher Erwärmungseffekte gebildet, wenn HF Ablationsenergie in einem unipolaren Modus gleichzeitig auf die benachbarten Elektroden 156 aufgebracht wird, vorausgesetzt, daß die Größen- und Abstandserfordernisse überwacht werden. Die zusätzlichen Erwärmungseffekte bewirken, dass das Einschnittmuster 160 mit im Abstand voneinander angeordneten Elektroden 156 zusammenpaßt, was die in Fig. 18 gezeigte gewünschte Längsgeometrie bildet. Die zusätzlichen Erwärmungseffekte treten auch auf, wenn die Elektroden 156 gleichzeitig in einem bipolaren Modus zwischen den Elektroden 156 betrieben werden, wieder vorausgesetzt, dass die Größen- und Abstandserfordernisse überwacht werden.
Die zusätzlichen Erwärmungseffekte zwischen im Abstand voneinander angeordneten Elektroden 156 verstärken die gewünschte therapeutische Behandlung von Gewebe, das durch die Elektroden 156 kontaktiert wird. Die zusätzlichen Effekte erwärmen das Gewebe an und zwischen den einander benachbarten Elektroden 156 auf höhere Temperaturen, als die Elektroden 156 andererseits das Gewebe erwärmen, wenn bedingt ist, dass sie individuell Energie auf das Gewebe übertragen, oder wenn sie genügend im Abstand voneinander angeordnet sind, um zusätzliche Erwärmungseffekte zu verhindern.
Wenn die Beabstandung zwischen den Elektroden 156 gleich oder weniger als etwa 3 mal des kleinsten der Durchmesser der Elektroden 156 ist, bildet die gleichzeitige Emission von Energie durch die Elektroden 156, entweder bipolar zwischen den Segmenten oder unipolar zu der neutralen Schaltelektrode, das längliche, kontinuierliche Einschnittmuster 160, das in Fig. 18 gezeigt ist, infolge der zusätzlichen Erwärmungseffekte. Umgekehrt, wenn die Beabstandung zwischen den Elektroden 156 größer als etwa 5 mal des kleinsten der Durchmesser der Elektroden 156 ist, erzeugt die gleichzeitige Emission von Energie durch die Elektroden 156, entweder bipolar zwischen den Segmenten oder unipolar zu der neutralen Schaltelektrode, keine zusätzliche Erwärmungseffekte. Stattdessen bildet die gleichzeitige Emission von Energie durch die Elektroden 156 ein längliches, in Abschnitt geteiltes oder unterbrochenes Einschnittmuster 162 in dem kontaktierten Gewebebereich, wie in Fig. 20 gezeigt ist.
Alternativ, wenn die Beabstandung zwischen den Elektroden 156 entlang dem kontaktierten Gewebebereich gleich oder weniger als etwa 2 mal des längsten der Längen der Elektroden 156 ist, erzeugt die gleichzeitige Aufbringung von Energie durch die Elektroden 156, entweder bipolar zwischen den Elektroden 156 oder unipolar zu der neutralen Schaltelektrode, auch ein längliches kontinuierliches Einschnittmuster 160 (Fig. 18) infolge zusätzlicher Erwärmungseffekte. Umgekehrt, wenn die Beabstandung zwischen den Elektroden 156 entlang dem kontaktierten Gewebebereich größer als etwa 3 mal des längsten der Längen der Elektroden 156 ist, bildet die gleichzeitige Aufbringung von Energie, entweder bipolar zwischen den Elektroden 156 oder unipolar zu der neutralen Schaltelektrode, ein längliches, in Abschnitte geteiltes oder unterbrochenes Einschnittmuster 162 (Fig. 20).
In einer alternativen Ausführungsform (siehe Fig. 15) weist die Anordnung periodische Brückenkeile 164 auf. Die Brückenkeile 164 sind an den einander benachbarten Längskeilen 154 gelötet oder anderweitig befestigt. Die Brückenkeile 164 tragen Elektroden 166 oder sind anderweitig ausgebildet, um Ablationsenergie durch Exponieren von elektrisch leitendem Material zu übertragen. Auf die Übertragung von Ablationsenergie bilden die Brückenkeile 166 lange quer verlaufende Einschnittmuster 168 (siehe Fig. 19), die über die langen längs verlaufenden Einschnittmuster 160 spannen, die von den einander benachbarten Keilen 154 gebildet werden. Die quer verlaufenden Einschnitte 168 verbinden die längs verlaufenden Einschnitte 160, um komplexe Einschnittmuster zu bilden, die die Muster nachbilden, die von Einschnitten während des chirurgischen Labyrinthverfahrens gebildet werden.
Weitere Details der Bildung von komplexen langen Einschnittmustern bei der Behandlung von Vorhoffflimmern sind in dem zusammenhängenden U.S. Patent No. 5,549,661, eingereicht am 1. Dezember 1995 mit dem Titel "Systeme und Verfahren zum Bilden komplexer Einschnittmuster in Körpergewebe", zu finden.

B. Einschnittdarstellung

Das IAE 50/150, das mit den gezeigten Strukturen verbunden ist, erlaubt es dem Arzt, das Einschnittmuster während oder nach der Ablation visuell zu prüfen, um zu bestätigen, dass das gewünschte Muster und die Tiefe gebildet wurden. Durch Manipulieren des IAE 50/150 in der oben beschriebenen Weise während oder nach der Ablation kann der Arzt die Einschnitte aus verschiedenen Richtungen betrachten, um sicherzustellen, dass die Einschnittgeometrie und die Tiefe mit den Erwartungen übereinstimmen. Das IAE 50/150 kann auch ein langes Einschnittmuster (wie Muster 160 oder 168 in Fig. 19) während oder nach der Ablation für Spalte oder Unterbrechungen prüfen, welche, wenn vorhanden, ungewollte Bahnen für fehlerhafte elektrische Impulse schaffen könnten. Da die Perfusion durch thermisch zerstörtes Gewebe hindurch bedeutend geringer als in anderem Gewebe ist, erscheinen Spalte in langen Einschnittmustern (d. h. Gewebe, das nicht thermisch zerstört wurde) in der Gegenwart von Kontrastmedien ultraschall- "klarer" als Gewebe in dem Einschnittbereich. Die Ablation dieser Spalte vollendet das lange Einschnittmuster, sobald es durch das IAE 50/150 identifiziert ist, um sicherzustellen, dass das beabsichtigte therapeutische Ergebnis erreicht wird.
Das IAE 50/150 kann auch dem Arzt helfen, die Breite, Länge und Tiefe des Einschnittmusters zu messen. Unter Verwendung des IAE 50/150 kann der Arzt direkt diese physikalischen Einschnittcharakteristika anstelle von oder als ein Zusatz zum Vorhersagen solcher Charakteristika aus Messungen von Strom, Impedanz, Gewebetemperatur und Ablationszeit, die angewendet werden, messen.
Das IAE 50/150 kann weiter dem Arzt helfen, Gewebemorphologie zu charakterisieren. Unter Verwendung des IAE 50/150 kann der Arzt Grenzbereiche zwischen gesundem und infarziertem Gewebe allein oder in Kombination mit elektrischen Impulsen, die mit den Elektroden 156 abgetastet werden, darstellen.

Claims

1. System zum Darstellen von Herzgewebe, aufweisend:

einen Katheter (12) mit einem distalen Bereich, der zum Entfalten innerhalb eines Herzens angepasst ist;

ein Bildelement (34, 50), das an dem distalen Bereich des Katheters (12) getragen wird;

ein Stützkörper (20, 22), der an dem distalen Bereich des Katheters (12) getragen wird, der über dem Bildelement (34, 50) expandierbar ist, um Gewebe dieses fernhaltend von dem Bildelement (34, 50) zu kontaktieren;

ein Erfassungselement zum Erfassen eines ausgewählten elektrischen Ereignisses im umliegenden myokardialen Gewebe; und

eine Betätigungseinrichtung (76) zum Bewegen des Bildelements (34, 50) innerhalb des Herzens; gekennzeichnet durch eine Steuereinrichtung (60), die mit dem Erfassungselement (34, 50) und der Betätigungseinrichtung (76) zum Regulieren der Bewegung des Bildelements (34, 50) zu dem ausgewählten elektrischen Ereignis gekuppelt ist.

2. System nach Anspruch 1, wobei das Erfassungselement (34, 50) von dem Katheter (12) getragen wird.

3. System nach Anspruch 1, wobei das Erfassungselement (34, 50) ein Elektrogramm mit einem QRS erfasst, und wobei die Steuereinrichtung (60) die Bewegung des Bildelements (34, 50) zu dem QRS des Elektrogramms reguliert.

4. System nach Anspruch 1, wobei die Steuereinrichtung (60) die Bewegung des Bildelements (34, 50) zur Zeitsteuerung der Elektrogrammaktivierung reguliert.

5. System nach Anspruch 1, wobei die Betätigungseinrichtung (76) das Bildelement (34, 50) bewegt, ohne den Stützkörper (20, 22) zu bewegen.

6. System nach Anspruch 1, wobei das Bildelement (34, 50) einen Ultraschallwandler (52) aufweist.

7. System nach Anspruch 1, wobei das Bildelement eine Faseroptikanordnung aufweist.

8. System nach Anspruch 1, ferner aufweisend ein diagnostisches oder therapeutisches Bauteil, das von dem Stützkörper getragen wird.

9. System nach Anspruch 8, wobei das diagnostische oder therapeutische Bauteil eine Elektrode (31) aufweist, die zum Übertragen von Energie auf das Gewebe geeignet ist.

10. System nach Anspruch 8, wobei das diagnostische oder therapeutische Bauteil ein Elektrodenelement aufweist, das zum Erfassen elektrischer Signale im Gewebe geeignet ist.

11. System nach Anspruch 1, ferner aufweisend ein Elektrodenelement (32), das von dem Bildelement getragen wird.

12. System nach Anspruch 1, wobei die Stützstruktur eine Achse (89) aufweist, und wobei die Betätigungseinrichtung wahlweise das Bildelement in eine erste Richtung entlang der Achse, in eine zweite Richtung quer zu der Achse, oder drehbar um die Achse bewegt.

13. System nach Anspruch 1, wobei der Stützkörper zumindest zwei im Abstand voneinander angeordnete Stützteile aufweist.

14. System nach Anspruch 13, wobei die Stützteile aus einem Material mit Formgedächtnis sind.

15. System nach Anspruch 13, wobei die Stützteile längliche Keilelemente aufweisen, die in einer am Umfang einander benachbarten Beziehung angeordnet sind.

16. System nach Anspruch 15, wobei die Stützteile angepasst sind, eine zusammengefallene Geometrie in Erwiderung auf eine äußere Kraft einzunehmen, wobei die Stützstruktur durch die Stützteile zu einer normalerweise expandierten Geometrie beim Fehlen der Kraft vorgespannt ist.

17. System nach Anspruch 16, ferner aufweisend eine Hülle, die relativ zu dem Stützkörper in eine erste Richtung, um eine äußere Kraft zum Vorspannen der Stützkörper in die zusammengefallene Geometrie auszuüben, und in eine zweite Richtung verschiebbar ist, um die äußere Kraft freizugeben, wodurch ermöglicht wird, dass die Stützstruktur die expandierte Geometrie annimmt.

18. System nach Anspruch 1, wobei der Stützkörper eine dreidimensionale Struktur mit einem offenen Innenbereich bildet, der das Bildelement am Umfang umgibt.

19. System nach Anspruch 18, wobei die dreidimensionale Struktur verhindert, dass die Bildelemente das Gewebe kontaktieren.

20. System nach Anspruch 18, wobei die dreidimensionale Struktur einen expandierbaren Körper aufweist.

21. System nach Anspruch 20, wobei der expandierbare Körper in Erwiderung auf Fluiddruck zu einer expandierten Geometrie expandiert, und bei Fehlen des Fluiddrucks zusammenfällt.

22. System nach Anspruch 20, wobei der expandierbare Körper porös ist.

23. System nach Anspruch 1, ferner aufweisend ein Element, das mit dem Bildelement zum Anzeigen des umliegenden endokardialen Gewebes gekuppelt ist, das von dem Bildelement dargestellt wird.