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HINTERGRUND
DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung bezieht sich im Allgemeinen auf einen intravaskulären Katheter
zum Abtragen von Gewebe eines Herzen eines Patienten und insbesondere
auf einen Ablations-Katheter, der durch die Koronararterien oder
Kardiavenen eines Patienten vorgerückt werden kann, um Arrhythmie
vom Innern des Blutgefäßes her
zu behandeln.
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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 Hitze, z.B. durch Anwenden eines Laserstrahls oder
elektrischer Hochfrequenzenergie (HF oder Mikrowelle) auf eine gewünschte Position
auf dem Endokardium des Patienten, zerstört.
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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 Abtragen 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 Re-entrant-Stelle 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
abzutragen. Wenn die arrhythmogene oder wiedereintretende Stelle
nicht genau abgebildet wird, wird viel gesundes Gewebe, das die
Stelle umgibt, unnötigerweise
beschädigt
oder zerstört
werden.
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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.
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In
dem US-Patent Nr. 5 509 411 (Littmann u.a.), das am 23. April 1996
erteilt wurde, wird Bezug auf intravaskuläre Vorrichtungen genommen,
die durch Koronararterien oder Kardiavenen eines Patienten zu gewünschten
Positionen in dem Epikardium des Patienten vorgerückt werden,
wobei die elektrische Aktivität
mittels 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 gleichzeitig anhängigen
Anmeldung, Serien Nr. 08/207918, die am 8. März 1994 eingereicht wurde,
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.
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Obwohl
diese vorbekannten Vorrichtungen viele Vorteile lieferten, gab es
keine Möglichkeiten, die
Temperaturen der Emissionselektroden zu steuern. Die WO 94/02077
offenbart einen Ablations-Katheter mit einem Thermoelement in der
Elektrodenspitze.
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ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNG
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Diese
Erfindung ist auf eine längliche
intravaskuläre
Vorrichtung gemäß Anspruch
1 gerichtet, um eine Läsion
im Gewebe eines Körpers
eines Patienten und insbesondere im Gewebe 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.
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Die
intravaskuläre
Vorrichtung der Erfindung 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 Kardiavenen des Patienten,
vorrückbar
zu sein. Die Vorrichtung kann ebenfalls in Blutgefäßen oder
anderen Körperlumen in
anderen Teilen des Körpers
des Patienten verwendet werden.
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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.
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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
geregelt werden.
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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.
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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.
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Der
Schaft der intervaskulären
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.
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Bei
einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung, bei der die Emissionselektrode an dem distalen Ende
der Vorrichtung in der Form einer spiralförmigen Spule ist, die aus leitendem
metallischen Material gebildet ist, wird ein tragendes Rohr in der die
Elektrode bildenden spiralförmigen
Spule bereitgestellt, das aus geflochtenen Litzen, vorzugsweise metallisch,
gebildet ist, das einen Open-Weave-Aufbau aufweist, um es dem durch
den Schaft der Vorrichtung laufenden Fluid zu ermöglichen,
durch die geflochtenen Litzen zu laufen, wobei die spiralförmige Spule
der Emissionselektrode kontaktiert und somit gekühlt wird.
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Die
Abfühlelektroden
können
kreisförmige Bänder mit
einer Breite von ungefähr
0,25 bis etwa 1 mm sein (die Längsabmessung,
wenn sie an der Vorrichtung sind) und sind vorzugsweise aus leitendem Material,
wie beispielsweise Gold hergestellt, das mit den Körperflüssigkeiten
bioverträglich
ist.
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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 darunterliegenden 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.
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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.
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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.
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KURZBESCHREIBUNG
DER ZEICHNUNGEN
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1 ist
ein Aufriss einer intravaskulären Vorrichtung,
bei der eine Emissionselektrode an dem distalen Ende der Vorrichtung
für die
Lieferung von elektrischer Hochfrequenzenergie bereitgestellt wird.
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2 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts
der in 1 gezeigten intravaskulären Vorrichtung, die entlang
der Linien 2-2 genommen ist.
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3 ist
eine längsgerichtete
Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts einer alternativen intravaskulären Vorrichtung,
bei der eine Mehrzahl sich radial erstreckender Durchgänge in der
Emissionselektrode bereitgestellt wird, um den Durchgang von Kühlfluid
zu ermöglichen.
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4 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 3 gezeigten
Ausführungsform,
die entlang der Linien 4-4 genommen ist.
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5 ist
eine längsgerichtete
Querschnittsansicht eines distalen Abschnitts einer weiteren alternativen
intravaskulären
Vorrichtung, bei der eine Mehrzahl sich längsgerichtet erstreckender
Durchgänge
in der Emissionselektrode bereitgestellt wird, um den Durchgang
von Kühlfluid
zu ermöglichen.
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6 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 5 gezeigten
Ausführungsform,
die entlang der Linie 6-6 genommen ist.
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7 ist
ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen intravaskulären Vorrichtung,
bei der ein Abschnitt der Emissionselektrode mit einer isolierenden
Hülle ausgestattet
ist.
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8 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 7 gezeigten
Katheters, die entlang der Linien 8-8 genommen ist.
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9 ist
ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen intravaskulären Vorrichtung,
bei der eine Hülle
an dem Äußeren des
proximalen Endes der Emissionselektrode positioniert ist, um Kühlfluid
auf die Außenseite
der Elektrode zu lenken.
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10 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 9 gezeigten
Katheters, die entlang der Linien 10-10 genommen ist.
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11 ist
ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren alternativen intravaskulären Vorrichtung,
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.
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12 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 11 gezeigten
Katheters, die entlang der Linien 12-12 genommen ist.
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13 ist
eine längsgerichtete
Querschnittsansicht einer Ausführungsform
der Erfindung, bei der der distale Abschnitt der Vorrichtung mit
einer aus einem gewendelten Draht gebildeten Emissionselektrode
ausgestattet ist.
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14 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht des in 13 gezeigten
Katheters, die entlang der Linien 14-14 genommen ist.
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15 ist
eine längsgerichtete
Querschnittsansicht einer Ausführungsform,
die der in 13 und 14 ähnlich ist,
jedoch mit getrenntem Führungsdraht
und Fluid-Lumen.
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16 ist
ein quergerichtete Querschnitt des in 15 gezeigten
Katheters, der entlang der Linien 16-16 genommen ist.
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17 ist
eine längsgerichtete
Querschnittsansicht des distalen Abschnitts einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung.
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18 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 17 gezeigten
Ausführungsform, die
entlang der Linien 18-18 genommen ist.
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19 ist
ein Aufriss, teilweise im Schnitt, einer weiteren Ausführungsform
der Erfindung, die ein geflochtenes internes röhrenförmiges Stützelement aufweist, das sich
in einer spiralförmigen
Spule erstreckt, die die Emissionselektrode an dem distalen Ende
der Vorrichtung bildet.
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20 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 19 gezeigten
Vorrichtung, die entlang der Linien 20-20 genommen ist.
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21 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 19 gezeigten
Vorrichtung, die entlang der Linien 21-21 genommen ist.
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22 ist
eine quergerichtete Querschnittsansicht der in 19 gezeigten
Vorrichtung, die entlang der Linien 22-22 genommen ist.
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Die
in 1 bis 12 gezeigten intravaskulären Vorrichtungen
sind nicht in Übereinstimmung mit
der vorliegenden Erfindung.
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AUSFÜHRLICHE
BESCHREIBUNG DER ERFINDUNG
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Bezug
wird auf die 1 und 2 genommen,
bei denen 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 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.
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Die
Emissionselektrode 17 umfasst eine proximate 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 proximate
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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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7 und 8 veranschaulichen
noch eine weitere Ausführungsform,
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.
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Eine
weitere Ausführungsform
wird in 9 und 10 dargestellt,
bei der eine Fluid-Steuerhülle 41 durch
ihre proximale 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.
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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.
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13 und 14 stellen
eine erfindungsgemäße Ausführungsform
dar, bei der die Emissionselektrode 50 eine spiralförmige Spule
an dem distalen Ende des Schafts 11 ist. Das proximate
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.
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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.
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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 in den vorhergehenden Ausführungsformen gezeigt wurden.
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19 bis 22 veranschaulichen
schematisch eine weitere Ausführungsform
der Erfindung, bei der die Vorrichtung 100 einen länglichen
Schaft 101 mit einem distalen Schaftabschnitt 102,
einen proximalen Schaftabschnitt 103 und ein erstes inneres
Lumen 104 aufweist, das sich durch den Schaft erstreckt.
Ein inneres röhrenförmiges Element 105 ist in
dem ersten inneren Lumen 104 des Schafts 101 angeordnet
und definiert ein zweites inneres Lumen 106, das sich zu
der Öffnung 107 in
der distalen Spitze 108 des Schafts 101 erstreckt.
Die distale Spitze 108 ist vorzugsweise aus einem relativ
weichen polymeren Material, wie beispielsweise Pebax® 4033,
gebildet und durch ein geeignetes Klebemittel an dem distalen Ende
des inneren röhrenförmigen Elements 105 befestigt.
Eine Emissionselektrode 109 in der Form einer gedehnten
Spule wird an dem distalen Schaftabschnitt 103 bereitgestellt,
der eine kurze Entfernung von der distalen Spitze 108 beabstandet ist,
und eine Mehrzahl von Abfühl-
oder Abbildungselektroden 110 in der Form von Spulen sind
längsgerichtet
entlang einer Länge
des distalen Schaftabschnitts proximal zu der Emissionselektrode
beabstandet.
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Die
röhrenförmige Struktur
des Schafts 101 wird teilweise durch geflochtene Litzen
aus isolierten elektrischen Leitern 111, isolierten Thermoelementdrähten 112 und
einem metallischem Band 113 gebildet, das ebenso vorzugsweise
isoliert ist, die in einem Polymer-Mantel 114 eingebettet
sind. Die distalen Enden einzelner elektrischer Leiter 111 sind
elektrisch durch Lot 116 (oder einem anderen geeigneten Mittel)
mit den Abfühlelektroden 110 verbunden,
und ein oder mehrere der elektrischen Leiter sind elektrisch durch
ihre distalen Enden mit der Emissionselektrode 109 durch
Lot 117 verbunden. Die proximalen Extremitäten der
elektrischen Leiter 111 werden zusammengebündelt und
mit einem Polymer-Mantel versehen, um eine Verbinderanschlussleitung 118 zu bilden,
die sich aus dem Adapter 119 erstreckt. Die proximalen
Enden der Leiter 111 sind elektrisch mit einem mehrpoligen
elektrischen Verbinder 119 zur Verbindung mit einer elektrischen
Hochfrequenzquelle (nicht gezeigt) verbunden. Die distalen Enden
der Thermoelementdrähte 112 sind
mit einem Thermoelement 120 (z.B. Typ T, Kupfer-Constantan)
verbunden, das im Innern der Emissionselektrode 109 bereitgestellt
wird. Die proximalen Extremitäten
der Thermoelementdrähte 11 sind
ebenso gebündelt
und ummantelt, um eine Anschlussleitung 121 mit den proximalen
Enden der mit dem Verbinder 122 verbundenen Thermoelementdrähte zu bilden,
die ausgestaltet ist, um elektrisch mit einer Temperatur-Auslesevorrichtung
(nicht gezeigt) verbunden zu sein. Die Anschlussleitungen 118 und 121 können ebenfalls
gebündelt
und beim Austreten aus dem Adapter 119 mit einem Mantel
versehen sein, wie in 19 gezeigt ist.
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Die
geflochtenen isolierten metallischen Bänder 113 erstrecken
sich durch das Innere der Emissionselektrode 109 und sind
an dem proximalen Ende der Emissionselektrode durch Lot 117 und
an dem distalen Ende der Emissionselektrode durch Lot 123 befestigt.
Die Umflechtung aus metallischen Bändern 113 ist von
einem Open-Weave-Aufbau, sodass Kühlfluid, wie beispielsweise
Salzlösung,
das durch das erste innere Lumen 104 läuft, durch den Open-Weave-Aufbau
laufen und die gedehnte Spule der Emissionselektrode 109 kühlen kann,
wie durch die Pfeile in 19 und 20 gezeigt
ist.
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Die
die Emissionselektrode 109 bildende Spule umfasst im Allgemeinen
einen zentralen oder dazwischenliegenden Abschnitt, der freigelegte, nicht
isolierte Wicklungen 124 aufweist, und proximale und distale
Abschnitte, die freigelegte isolierten Wicklungen 125 bzw. 126 aufweisen.
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Der
Adapter 118 ist mit einem zentralen Arm 127 mit
einer Führungsdrahtöffnung 128 ausgestattet,
die in Fluid-Kommunikation mit dem zweiten inneren Lumen 106 des
inneren röhrenförmigen Elements 105 ist,
und die vorzugsweise ausgestaltet ist, um Führungsdrähte aufzunehmen, die Durchmesser von
etwa 0,01 bis etwa 0,018 Zoll (0,25–0,46 mm), vorzugsweise von
etwa 0,01 bis etwa 0,015 Zoll (0,25–0,38 mm) aufweisen, und um
derartige Führungsdrähte zu dem
zweiten inneren Lumen zu führen.
Kühlfluid
kann in das erste innere Lumen 104 durch einen Seitenarm 129 des
Adapters 119 eingeführt
werden.
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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 nicht größer als etwa
0,08 Zoll (1 mm) und die distalen Abschnitte 12 und 102 etwa
0,035–0,072
Zoll (0,89–1,8
mm) sein. Das innere Lumen innerhalb des inneren röhrenförmigen Elements
weist einen Durchmesser von etwa 0,02 bis etwa 0,04 Zoll (0,5–1 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 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
eine Emissionselektrode in der Form einer spiralförmigen Spule
kann die Länge
etwa 2 bis etwa 30 mm, vorzugsweise etwa 2 bis etwa 10 mm betragen.
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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 Elf Atochem Polymers aus Philadelphia, Pennsylvania,
verfügbar
ist. Der Mantel des proximalen Abschnitts ist vorzugsweise aus Pebax® 1147
oder 6833, der Mantel des Zwischenabschnitts ist vorzugsweise aus
Pebax® 6333
und der Mantel des distalen Abschnitts ist aus Pebax® 4033
oder 3533. 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. Wenn die Emissionselektroden in Spulenform sind,
ist der die Spule bildende Draht typischerweise etwa 0,005 Zoll (0,13
mm) im Durchmesser. 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.
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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 deren 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 oder 110 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 oder 109 so nahe
wie möglich
zu dem Fokus zu positionieren. Elektrische Hochfrequenzenergie,
vorzugsweise in dem HF-Bereich, wird durch die mit der Emissionselektrode 17 oder 109 verbundenen
elektrischen Leiter 16 oder 111 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 dem US-Patent Nr. 5 509
411 beschrieben, das am 23. April 1996 erteilt wurde.
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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.
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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.