DE7609456U1 - Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitung - Google Patents

Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitung

Info

Publication number
DE7609456U1
DE7609456U1 DE7609456U DE7609456U DE7609456U1 DE 7609456 U1 DE7609456 U1 DE 7609456U1 DE 7609456 U DE7609456 U DE 7609456U DE 7609456 U DE7609456 U DE 7609456U DE 7609456 U1 DE7609456 U1 DE 7609456U1
Authority
DE
Germany
Prior art keywords
tissue
electrode
line
stimulus
measuring line
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired
Application number
DE7609456U
Other languages
English (en)
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Medtronic Inc
Original Assignee
Medtronic Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Medtronic Inc filed Critical Medtronic Inc
Publication of DE7609456U1 publication Critical patent/DE7609456U1/de
Expired legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A61N1/057—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart
    • A61N1/0573—Anchoring means; Means for fixing the head inside the heart chacterised by means penetrating the heart tissue, e.g. helix needle or hook

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Vascular Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Cold Cathode And The Manufacture (AREA)
  • Physical Vapour Deposition (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Description

PATENTANWALT DlPL-ING. GERHARD SCHWAN
ELFEN3TRASSE32 · D.8000 MÜNCHEN 83
Aktenzeichen: G 76 09 456.9 13. Juni 1977
Anmelder: Medtronic, Inc.
/^ Implantable biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung "*""---...
Die Erfindung betrifft eine implantable, über ein Körpergefäß einführbare biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung aus gegenüber Körpermedien und Gewebe im wesentlichen inerten Werkstoffen, mit einem elektrisch isolierten Leiter, einem am hinteren Ende der Leitung angebrachten Anschlußstück, einer am vorderen Leitungsende sitzenden, mit Korpergewebe in Kontakt bringbaren Elektrode und einem Gewebedurchstoßteil. Eirie solche Leitung eignet sich für verschiedene Zwecke; sie ist im folgenden anhand einer endokardiaien Schrittmacher- und Meßleitung näher erläutert, über die ein Schrittmacher an Herzgewebe angeschlossen wird.
Allgemein stehen zwei Arten von implantablen Leitungen zur Verfügung. Die eine erfordert einen chirurgischen Eingriff, um den Körperteil freizulegen, an dem die Elektrode angebracht werden soll. Die andere wird durch ein Körpergefäß, z.B. eine Vene hindurch zu der gewünschten Stelle geführt. Auf dem kardiovaskulären Gebiet stehen myokardiale und endokardiale Leitungen zur Verfügung. Mit einer myokardialen Leitung (z. B. US-PS 3 21 6 424) wird meist ein hervorragender elektrischer Kontakt erzielt; sie erfordert jedoch eine Thorakotomie, um die Elektroden in der Außenwand des
FERNSPRECHER: 089/6012039 · KABEL: ELECTRICPATENT MÜNCHEN
7609456 08.09.77
Herzens festzulegen. Diese Art von chirurgischem Eingriff stellt eine starke Belastung für den Patienten, insbesondere für ältere Menschen, dar. Selbst die verbesserten myokardialen Leitungen, wie sie beispielsweise in den US-PSen 3 416 534, 3 472 234 und 3 737 579 beschrieben sind, erfordern einen kleineren transthorakalen chirurgischen Eingriff, um an das Myokard heranzukommen und die Elektrode mit einem Spezialwerkzeug oder chirurgischen Instrument im Herzgewebe einschrauben zu können.
Wird dagegen eine normale endokardiale Leitung, wie sie beispielsweise aus der US-PS 3 348 548 bekannt ist, verwendet, ist kein größerer chirurgischer Eingriff erforderlich, da die Leitung in eine Vene emgesexzt una durch üietjc iuuu'ui Cl'iy«" führt wird. Die derzeit benutzten endokardialen Leitungen sind jedoch schwierig zu positionieren und in geeigneter Lage zu halten; sie stellen ferner nicht den beste-n elektrischen Kontakt sicher, da die Elektrode nur gegen die Innenwand des Herzens oder Endokards im Bereich oder nahe der Spitze der rechten Herzkammer anliegt. Infolgedessen neigen derartige bekannte Elektroden zu einer Verlagerung aus der Sollstellung, was häufig zu einem Verlust der Herzmitnahme und damit zu einem Ausfall der Reizung des Herzens des Patienten führt. Da ferner die Elektroden einer endokardialen Leitung nicht in dem Herzgewebe festgelegt sind, sucht sich die Leitung bei jeder Kontraktion des Herzmuskels zu bewegen. Es kommt dadurch zu
7609456 08.09.77
einem unerwünschten schwieligen oder fibrösen Wachstum auf der Innenwand der rechten Herzkammer. Ein weiteres Problem er··· gibt sich daraus, daß bei der Kontraktion des Herzens die an de" Leitungsspitze sitzende oder vordere Elektrode gelegentlich die Herzwand durchstoßen kann, was eine äußerst gefähr.liche Verletzung des Herzens darstellt und zum Verlust der Herzmitriahme führt.
Es wurden zahlreiche Versuche unternommen, eine endokardiale Leitung zu entwickeln, die für einen ständigen Schrittmacherbetrieb auf einfache und verläßliche Weise im endokardialen Gewebe festgelegt werden kann. Beispiele derartiger Leitungsausbildungen sind in den US-PSen 3 754 555 und 3 814 104 beschrieben. Dabei sitzt innerhalb der Leitung ein Mechanismus, der es erlaubt, Stacheln oder Haken von Ausnehmungen im vorderen Ende der Leitung in endokardiales Gewebe hineinzudrücken, nachdem die Leitung transvenös vorgeschoben und innerhalb des Herzens in die geeignete Lage gebracht ist. Entsprechend einer weiteren Abwandlung dieses Lösungsprinzips wird eine Hülse ode^ ein Einführkatheter vorgesehen, der die gleiche Länge wie die Leitung hat und die Elektrode ummantelt, während sie transvenös in die geeignete Lage im Herzen gebracht wird, worauf die Elektrode von der Hülse oder dem Einführkatheter aus in endokardiales Gewebe hineinbewegt wird. Typische Anordnungen dieser Art sind aus der US-PS 3 844 292 und dem Aufsatz "New Pacemaker Electrodes" von Max Schaldock in Band 17 Transactions:
7609456 08.09.77
-A-
American Society for Artificial Internal Organs, 1971, Seiten 29 bis 35, bekannt.
Diese bekannten endokardialen Leitungsanordungen waren im Hinblick auf eine verläßliche Dauerbefestigung im endokardialen Gewebe nicht voll befriedigend. Die Stacheln oder Haken der Leitungen lösen sich zuweilen oder fangen sich in trabekularem Herzgewebe, so daß die Elektrode gegenüber dem Endokard versetzt bleibt und mit diesem nur einen schlechten elektrischen Kontakt herstellt. Die Katheter oder Hülsen der zuletzt erläuterten Leitungen vergrößern in unerwünschter Weise die Abmessungen der Leitung, während diese durch die Vene vorgeschoben wird; die erhöhte Steifigkeit macht es schwierig, die Elektrodenspitze im Herzen in die ■ gewünschte Lage zu bringen. In beiden Fällen wird durch den komplizierten Leitungsaufbau die statistische Zuverlässigkeit herabgesetzt, während die Kosten steigen. Wenn der die Implantation vornehmende Chirurg die Stacheln oder Haken irrtümlicherweise aus ihren Ausnehmungen in der Elektrodenspitze vorschiebt oder wenn dies durch eine Fehlfunktion der Leitung geschieht, während die Leitung durch die Venen und die Herzklappen geschoben wird, kann es zu ernsthaften Verletzungen kommen, da die Stacheln oder Haken die Klappen oder das die Venen auskleidende Gewebe aufreißen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine implantable Leitung zu schaffen, die alle Vorteile sowohl der myokardialen als auch der dndokardialen Leitungen bietet, ohne daß sie mit den
7609456 08,09.77
Mängeln behaftet ist, die bei diesen Leitungen bisher häufig anzutreffen sind. Es soll eine implantable intravaskulare Leitung geschaffen werden, die in das zu stimulierende Körpergewebe eingebettet und dort dauerhaft festgelegt, aber auch wieder entfernt werden kann, ohne daß komplizierte Elektro-
denvorschiebemechanismen oder platzraubende Einführhülsen §
II oder -katheter verwendet zu werden brauchen. Der Leitungs- ||j
m körper soll sich ohne weiteres so ausbilden lassen, daß er bei Daueranwendung eine hohe Verläßlichkeit hat; die Leitung soll mittels bekannter und bewährter Verfahren leicht im Herzen angeordnet werden könnnen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß eine am vorderen Leitungsende angebrachte, den Gewebedurchstoßteil ummantelnde Umkleidung aus flexibel nachgiebigem Werkstoff vorgesehen ist. Diese Umkleidung erlaubt es, die Leitung samt Elektrode in ein Körpergefäß einzubringen und durch dieses hindurch zu der gewünschten Stelle zu führen, ohne daß das Körpergefäß verletzt wird. Durch Zurückschieben der Umkleidung kann die Elektrode an der gewünschten Stelle sicher eingelagert und mit Bezug auf das Körpergewebe dauerhaft festgelegt werden, ohne daß Elektrodenvorschiebemechanismen, Einführhülsen, Katheter oder dergleichen erforderlich sind.
7609456 Q8.09.77
In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist die Umkleidung als bei Anlage am Körpergewebe von dem Gewebedurchstoßteil aufgrund ihrer Eigenflexibilität zurückschiebbare, dünnwandige, langgestreckte Manschette ausgebildet. Die Elektrode weist vorteilhaft einen mit dem Gewebe in Eingriff kommenden Elektrodenfixierungsteil auf, der durch Kontakt der Umkleidung mit dem Gewebe gleichfalls freilegbar ist. Als Umkleidung' ist vorzugsweise ein in Längsrichtung zusammendrückbarer Faltenbalg vorgesehen, der beim Anbringen der Elektrode zusammenschiebbar und derart elastisch ausgebildet ist, daß er sich bei einem Lösen der Elektrode von endothelialem Gewebe untvjr Rückkehr in die die Elektrode ummantelnde Lage streckt. Als Elektrodenfixierungsteil ist zweckmäßig eine in endotheliales Gewebe einschraubbare, mehrere Windungen aufweisende starre Wendel vorgesehen, die in einer den Gewebedurchstoßteil bildenden Spitze ausläuft.
Die Erfindung ist im folgenden anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels näher erläutert. In den beiliegenden Zeichnungen zeigen:
Fig. 1 eine bevorzugte Ausführungsform der implantablen intravaskularen Leitung nach der Erfindung in teilweise aufgeschnittener Darstellung und
7609456 08.oa77
Fig. 2 die Leitung nach Fig. 1 nach Einbetten und dauerhafter Festlegung in dem die Spitze der rechten Herzkammer bildenden Gewebe.
Die intravaskulare, endokardiale Leitung nach Fig. 1 weist einen langgestreckten Leitungsabschnitt 10, einen vorderen Elektrodenendabschnitt 12 und einen hinteren Anschiußendabschnitt 13 auf. In der veranschaulichten zweipoligen Ausführungsform ist die Leitung mit zwei enggewickelten gewendelten Leitern 14,15 versehen, von denen jeder die Form einer Federwendel hat, die um und entlang der Leiterachse gewickelt ist. Die . .gewendelten Leiter 14,15 reichen in gesonderten Hohlräumen eines Mantels oder einer Hülse 16 aus elektrisch isolierendem Werkstoff über die volle Länge der Leitung 10.
Jeder der gewendelten Leiter 14,15 besteht aus einem elektrisch leitenden Werkstoff, der einen geringen elektrischen Widerstand hat und gegenüber Korrosion durch Körpermedien beständig ist. Für diesen Zweck eignet sich beispielsweise eine Platirr-Iridium-Legierung. Die Hülse 16 ist aus einem elektrisch isolierenden Werkstoff gefertigt, vorzugsweise einem Silikonkautschuk, der inert ist und von Körpergewebe gut toleriert wird.
Am hinteren Ende 13 der Leitung 10 sind die Leiter 14 und 15 in rohrförmige Anschlußstifte 17 bzw. 18 eingeführt und mit diesen durch Quetschen verbunden. Ein gaoelförmiger Schufen 19 aas dem" gleichen Werkstoff wie- die Müüise 1 6 iist um die-Aw-
7609456 08.09.77
schlußstifte 17,18, die Anschlußenden der gewendelten Leiter 14,15 und die Hülse 16 herumgespritzt, wobei die Stifte 17 und 18 über den Schuh 19 vorstehen. Die Anschlußstifte lassen sich in Buchsen des Impulsgenerators einführen. Bei dem Impulsgenerator kann es sich um einen beliebigen zweckentsprechenden implantablen Impulsgenerator handeln, beispielsweise einen Generator, der aus der US-PS 3 057 356 bekannten Art.
Die beiden Anschlußstifte 17, 18 und die zugehörigen gewendelten Leiter 14,15 sind hohl, so daß ein Sondenführer 20 eingeschoben werden kann, der über die voll-s Länge der Leitung reicht. Der Sondenführer 20 versteift die Leitung 10, Das vordere Ende des Sondenführers ist im Bereich des vorderen
hintere Sondenführerende benachbart dem hinteren Endabschnitt 13 der Leitung so ausgestaltet, beispielsweise mit einer Schlaufe 21 versehen ist, daß der Sondenführer um seine Achse gedreht werden kann, um auf diese Weise dem vorderen Endabschnitt 12 der Leitung eine vorbestimmte Richtung zu geben, wenn die Leitung durch die Vene hindurch eingeführt wird. Der Sondenführer versteift den hinteren Abschnitt der Leitung; er läßt sich so handhaben, daß der vordere Elektrodenendabschnitt eine geeignete Krümmung erhält, um die Leitung in eine Vene, beispielsweise eine der Halsvenen, einführen und das vordere Ende 12 der Leitung durch die Vene hindurch in die rechte Herzkammer schieben zu können.
7609456 08.09.77
Am vorderen Ende der Leitung 10 sind zwei Elektroden 22 und 23 mit den Enden der Leiter 14 bzw. 15 verschweißt oder auf ändere Weise elektrisch verbunden. Die Elektrode 23 hat vorzugsweise die Form eines Ringes aus einem korrosionsbeständigen, elektrisch leitenden Werkstoff, beispielsweise Platin oder einer Platinlegierung, einem Metalloxid oder einer Kohlenstoffverbindung. Die Ringelektrode 23 umfaßt beide gewendelten Leiter 14 und 15. Die Elektrode 22 ist in ähnlicher Weise mit dem vorderen Ende des gewendelten Leiters 14 elektrisch verbunden. Das zwischen den Elektroden 22 und 23 verlaufende Stück des gewendelten Leiters 14 ist mittels eines Mantels 24 aus dem gleichen Werkstoff wie die Hülse 16 isoliert, der um den Leiter 14 herumgespritzt ist. Auf diese Weise wird mit Ausnahme der Elektroden 22 und 23 die gesamte Leitung gegenüber dem Körper isoliert, wenn sie an den Impulsgenerator angeschlossen wird.
Die insoweit beschriebene Leitung 10 gemäß den Fig. 1 und 2 entspricht der aus der US-PS 3 348 548 bekannten Leitung. Es zeigte sich, daß eine derartige Leitung den ständigen, sich rasch wiederholenden Biegebeanspruchungen über Jahre hinweg standhalten kann. Die Leiterwindungen sind verhältnismäßig enggewickelt, obwohl zwischen benachbarten Windungen ein geringer Zwischenraum vorgesehen sein kann. Durch den enggewickelten Aufbau wird für eine maximale Anzahl von Leiterwindungen je Längeneinheit gesorgt; die Beanspruchungen werden
7609456 08.03.77
Il t
- 10 -
optimal verteilt. Die Ausbildung der Leiter in Form von gewendelten Federn erlaubt auch eine erhebliche Streckung innerhalb der Elastizitätsgrenzen des Werkstoffes sowie eine Verteilung der Biegebeanspruchungen in Längsrichtung des Leiters, die sich andernfalls an einem bestimmten Punkt konzentrieren könnten. Sowohl die Leiter 14 und 15 als auch die isolierenden Mantel 16, 19 und 24 sind elastisch. In Verbindung mit dem gewendelten Aufbau der Leiter stellt dies eine maximale Verteilung von Biegekräften sicher.
Von der bekannten Anordnung unterscheidet sich die veranschaulichte Leitung durch die Elektrode 22, die mit gewebedurchstoßenden und die Elektrode fixierenden Teilen versehen ist, sowie durch eine mit der Leitung fest verbundene Umkleidung oder Manschette zum Schutz der intravaskularen Körpergefäße gegen Beschädigung durch den das Gewebe durchstoßenden Abschnitt während des Einführens der Leitung. Diese Manschette zieht sich von dem das Gewebe durchstoßenden und dem der Fixierung dienenden Abschnitt zurück, wenn diese in endotheliales Gewebe hinein- und/oder durch dieses hindurchgeschoben werden. Die elektrisch leitende Elektrode 22 hat die Form eines im Querschnitt kreisförmigen Korkenziehers oder einer Wendel 25 mit ungefähr 5 Windungen. Die Wendel hat eine Länge von ungefähr 6,4 mm und einen Nennaußendurchmesser, der ungefähr gleich demjenigen des isolierten Körpers der Leitung 10 ist, d. h. ungefähr 3,2 mm beträgt. Die Wendel 25 kann mit Ausnahme
7603456 08.09.77
- 11 -
ihrer Spitze oder einer oder mehrerer Windungen oder Windungsteile mit Hilfe einer dünnen Schicht aus nichtleitendem Werkstoff isoliert sein, so daß die Reizstromdichte bezogen auf die leitende Elektrodenfläche größer wird. Die Wendel 25 ist mit einem Anschlußteil 27 des Leiters 14 verschweißt oder auf ondere Weise elektrisch verbunden. Vorzugsweise ist die Wendel 25 mit einer angeschärften Spitze 26 zum Durchstoßen von endokardialem Gewebe und mit einer ausreichenden Anzahl von Windungen versehen, so daß bei Drehen der Leitung 10 und der Elektrode 22 durch Drehung des hinteren Endabschnittes 13 die Wendel 25 durch das endokardiale Gewebe hindurch in myokardiales Gewebe vorgeschoben und dort durch die Windungen der Wendel 25 gehalten und an einer Verlagerung gehindert werden kann.
Eine Einführhülse oder Manschette 28 sitzt über den Windungen und der Spitze 26 der Wendel 25; sie ist mit dem das Anschlußteil 27 umgebenden Manxel 24 dicht verbunden. Die Manschette 28 besteht aus einem Silikonkautschuk oder einem anderen zweckentsprechenden Werkstoff und hat die Form eines dünnwandigen, ziehharmonikaartig gefalteten Rohrs, dessen Faltenzahl mindestens gleich der Windungszahl der Wendelelektrode 25 ist. In dem in Fig. 1 veranschaulichten entspannten Zustand strekken sich die Falten; sie bilden miteinander Winkel von ungefähr 9O°. Im entspannten Zustand hat die Manschette 28 eine Länge von ungefähr 7,6 mm, einen äußeren maximalen Faltendurchmesser von ungefähr 4,0 mm und eine Wandstärke von ungefähr
7609456 08.09.77
0,25 mm.
Die Manschette 28 ist so gestaltet, daß sie das Körpergefäß oder die Vene schützt, durch die hindurch die Leitung bis zu dem endothelialen Gewebe eines Körperorgans eingeführt wird, bis die gewünschte Implantationsstelle erreicht ist. Wenn sich im Falle eines Herzschrittmachers die Leitung in der Herzkammer befindet und an der gewünschten Stelle des Endokards befestigt wird, schieben sich die ziehharmonikaartigen Falten der Manschette 28 zusammen; sie falten sich über den Windungen der Wendel 25 zurück, während diese in das Endokard eingeschraubt wird.
Fig. 2 zeigt eine teilweise eingerührte Leitung 10 in einer Vene (Position A) sowie eine vollständig eingeführte Leitung 1O1, deren Elektrode 22' in dem die Spitze der rechten Herzkammer bildenden Gewebe dauerhaft festgelegt ist (Position B).
Wie aus Fig. 2 hervorgeht, weist das im Schnitt dargestellte Herz vier Kammern, nämlich die rechte Herzkammer 31, den rechten Vorhof 32, den linken Vorhof 33 und die linke Herzkammer 34 auf. Eine endokardiale Leitung wird vorzugsweise über eine Vene auf der Niederdruckseite des Kerzens eingeführt. Dafür können die rechte oder die linke äußere Halsvene oder die rechte oder linke Vena cephalica 35, die obere Hohlvene 36, der rechte Vcrhof 32, die Trikuspidalklappe 37 und die rechte
7609456 08.09.77
Herzkammer 31 verwendet werden. Während des Einführens der Leitung 10 muß diese durch die Venen hindurch einen gekrümmten Weg nehmen sowie die Klappe 37 durchlaufen, ohne daß das Gewebe beschädigt wird. Es ist ferner erwünscht, daß die Leitung 10 einen kleinen Querschnitt hat, um leicht durch die Venen hindurchgeschoben werden zu können und keine übermäßige Streckung der Venen zu verursachen.
In der Position A der Fig. 2 ist das vordere Ende 12 der Leitung 1O teilweise veranschaulicht. Während des Vorschiebens der Leitung wird die scharfe Spitze der Wendel 25 von der Manschette 28 ummantelt, so daß sie nicht die Auskleidung der Venen und die Klappe 37 aufreißen kann. Auch beim Zurückziehen der Leitung 10 bleibt die Spitze der Wendel 25 umhüllt; es kann' nicht zu Beschädigungen des intravaskularen Gewebes kommen .
In der Position B ist die Leitung 10' in das Endokard an der Spitze der rechten Herzkammer 31 eingeschraubt. Das Einschrauben der Wendel 25' erfolgt durch Drehen der ganzen Leitung, indem ein entsprechendes Drehmoment auf das in Fig. 2 nicht gezeigte hintere Ende 13 der Leitung 10' ausgeübt wird. Wenn die Leitung 10' während des Drehens gegen das Endokard gedrückt wird, legen sich die Falten der Manschette 28' immer weiter zusammen; die Windungen der Wendel 25' schlupfen an dem offenen Ende der Manschette 28' vorbei und drehen sich in das Her'zge-
7609456 08,0177
- 14 webe hinein.
Klinische Versuche mit der beschriebenen Leitung 10 zeigten, daß die Wendel 25 leicht und wiederholt durch die Vene und.die Herzklappe hindurch eingeführt, in das Endokard eingeschraubt, wieder herausgeschraubt und aus dem Körper über den gleichen ' Weg herausgezogen werden kann, ohne daß das Gewebe, mit dem die
Leitung in Kontakt kommt, in irgendeinem nennenswerten Umfang verletzt wird. Wenn die Leitung herausgeschraubt wird, strecken sich die Falten der Manschette 28; die Manschette gleitet über die Windungen der korkenzieherartigen Elektrode 22 zurück. Die einfache Handhabung der Leitung und die sichere Festlegung, die durch eine Korkenzieher- oder Wendelelektrode erreicht wird, machen die Leitung überlegen gegenüber allen bekannten endokardialen Leitungen.
Während die veranschaulichte und beschriebene bevorzugte Ausführungsform der Leitung zweipolig ist, versteht es sich, daß das erläuterte Prinzip ohne weiteres auch bei einpoligen Leitungen angewendet werden kann, d. h. Leitungen, die nur eine Elektrode und einen Leiter aufweisen. Die Elektrode 23 kann in anderer Form ausgebildet oder an anderer Stelle der Leitung vorgesehen sein. Während die Leitung 1O in Verbindung mit einer Herzschrittmacheranordnung beschrieben wurde, versteht es sich ferner, daß; ,die Leitung 10 auch für andere Stimulationsaufgaben herangezogen werden kann.
7609456 08.IS.77

Claims (8)

Aktenzeichen: G 76 O9 456.9 13. Juni 1977 Anmelder: MEDTRONIC·, INC S/ 9Γ Schutzan s ρ rüche
1. Implantable, über ein Körpergefäß einführbare biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung aus gegenüber Körpermedien und Gewebe im wesentlichen inerten Werkstoffen, mit einem elektrisch isolierten Leiter, einem am hinteren Ende der Leitung angebrachten Anschlußstück, einer am vorderen Leitungsende sitzenden, mit Körpergewebe in Kontakt bringbaren Elektrode und einem Gewebedurchstoßteil, gekennzeichnet durch eine am vorderen Leitungsende (12) angebrachte, den Gewebedurchstoßteil ummantelnde Umkleidung aus flexibel nachgiebigem Werkstoff.
2. Reiz-und/oder Meßleitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Umkleidung als bei Anlage am Körpergewebe von dem Gewebedurchstoßteil aufgrund ihrer
Eigenflexibilität zurückschiebbare, dünnwandige, langge-
streckte Manschette (28) ausgebildet ist.
3. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet;, daß die Elektrode (22) einen mit dem Gewebe in Eingriff kommenden Elektroden-
7609456 08.09.77
S* I» * 3***1
* t t t I ti i
- 16 -
fixierungsteil aufweist, der durch Kontakt der Umkleidung mit dem Gewebe gleichfalls freilegbar ist.
4. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Umkleidung ein in Längsrichtung zusammendrückbarer Faltenbalg vorgesehen ist, der beim Anbringen der Elektrode (22) zusammenschiebbar und derart elastisch ausgebildet ist, daß er sich bei einem Lösen der Elektrode von endothelialem Gewebe unter Rückkehr in die die Elektrode ummantelnde Lage streckt.
5. Reiz- und/oder Meßleitung nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß als Elektrodenfixierungsteil eine in endotheliales Gewebe einschraubbare, mehrere Windungen aufweisende starre Wendel (25) vorgesehen ist, die in einer den Gewebedurchstoßteil bildenden Spitze (26) ausläuft.
6. Reiz- und/oder Meßleitung nach einemcer vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine die Leitung (1O) und einen Teil der Elektrode (22) umschließende, gegenüber Körpermedien und Gewebe abdichtende Umhüllung aus einem gegenüber Körpermedien und Gewebe im wesentlichen inerten Werkstoff.
7609456 08.09.77
7. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Leitung (1O) als intravaskulare Leitung ausgebildet ist.
8. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, gekennzeichnet durch eine in Leitungslängsrichtung verlaufende Öffnung zur Aufnahme eines Sondenführers (20).
7609456 08.09.77
DE7609456U 1975-04-23 1976-03-26 Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitung Expired DE7609456U1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US05/570,917 US3974834A (en) 1975-04-23 1975-04-23 Body-implantable lead

Publications (1)

Publication Number Publication Date
DE7609456U1 true DE7609456U1 (de) 1977-09-08

Family

ID=24281586

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE7609456U Expired DE7609456U1 (de) 1975-04-23 1976-03-26 Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitung
DE2613044A Expired DE2613044C3 (de) 1975-04-23 1976-03-26 Implantierbare elektrische Leitung

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
DE2613044A Expired DE2613044C3 (de) 1975-04-23 1976-03-26 Implantierbare elektrische Leitung

Country Status (12)

Country Link
US (1) US3974834A (de)
JP (1) JPS51136389A (de)
AR (1) AR210273A1 (de)
BR (1) BR7602414A (de)
CA (1) CA1085932A (de)
DE (2) DE7609456U1 (de)
FR (1) FR2308383A1 (de)
GB (1) GB1521852A (de)
IL (1) IL49441A (de)
NL (1) NL165382C (de)
NO (1) NO140728C (de)
SE (1) SE416520B (de)

Families Citing this family (81)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2539553A1 (de) * 1975-09-05 1977-03-10 Osypka Peter Elektrodenanordnung fuer medizinische zwecke
US4046151A (en) * 1976-04-30 1977-09-06 Medtronic, Inc. Body implantable lead with stiffening stylet
US4106512A (en) * 1976-12-16 1978-08-15 Medtronic, Inc. Transvenously implantable lead
US4146035A (en) * 1977-09-23 1979-03-27 Edward Basta Endocardial electrode and applicator therefor
US4257428A (en) * 1977-12-09 1981-03-24 Barton Steven A Retractable stimulation electrode apparatus and method
US4321931A (en) * 1978-04-10 1982-03-30 Hon Edward D Electrode structure and applicator therefor
US4209019A (en) * 1979-01-05 1980-06-24 Medtronic, Inc. Stylet insertion guide and rotation control device for use with body implantable lead
US4235246A (en) * 1979-02-05 1980-11-25 Arco Medical Products Company Epicardial heart lead and assembly and method for optimal fixation of same for cardiac pacing
US4299239A (en) * 1979-02-05 1981-11-10 Intermedics, Inc. Epicardial heart lead assembly
SE422885B (sv) * 1980-04-11 1982-04-05 Ursus Konsult Ab Elektrodanordning
US4355642A (en) * 1980-11-14 1982-10-26 Physio-Control Corporation Multipolar electrode for body tissue
US4381013A (en) * 1981-03-19 1983-04-26 Medtronic, Inc. "J" Stylet wire
USRE32227E (en) * 1981-03-19 1986-08-19 Medtronic, Inc. "J" Stylet wire
US4419819A (en) * 1982-01-29 1983-12-13 Medtronic, Inc. Method of making biomedical lead with lobed lead anchor
US4614192A (en) 1982-04-21 1986-09-30 Mieczyslaw Mirowski Implantable cardiac defibrillator employing bipolar sensing and telemetry means
US4598708A (en) * 1984-09-17 1986-07-08 Cordis Corporation Torque clamp for use with pervenous lead having fixation device
US4628943A (en) * 1985-06-21 1986-12-16 Cordis Corporation Bipolar screw-in packing lead assembly
US4827940A (en) * 1987-04-13 1989-05-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Soluble covering for cardiac pacing electrode
US4967766A (en) * 1989-05-16 1990-11-06 Intermedics, Inc. Implantable endocardial lead with fixation apparatus retractable by a lanyard
US5246014A (en) * 1991-11-08 1993-09-21 Medtronic, Inc. Implantable lead system
US5324327A (en) * 1991-12-17 1994-06-28 Cohen Donald M Low threshold cardiac pacing lead
US5231996A (en) * 1992-01-28 1993-08-03 Medtronic, Inc. Removable endocardial lead
US5330521A (en) * 1992-06-29 1994-07-19 Cohen Donald M Low resistance implantable electrical leads
US5328442A (en) * 1992-11-20 1994-07-12 Siemens Pacesetter, Inc. System and method for stimulating a heart having undergone cardiac myoplasty using a single-chamber pacemaker
US5383922A (en) * 1993-03-15 1995-01-24 Medtronic, Inc. RF lead fixation and implantable lead
US5374286A (en) * 1993-03-31 1994-12-20 Medtronic, Inc. Torque indicator for fixed screw leads
US5354327A (en) * 1993-04-07 1994-10-11 Medtronic, Inc. Conductor coil with specific ratio of torque to bending stiffness
US5522876A (en) * 1994-10-26 1996-06-04 Vitatron Medical, B.V. Screw-in pacing lead
US5593433A (en) * 1994-12-19 1997-01-14 Intermedics, Inc. Implantable endocardial lead with self-healing retractable fixation apparatus
SE9502058D0 (sv) * 1995-06-06 1995-06-06 Pacesetter Ab Ändskydd för implanterbar elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd
SE9503144D0 (sv) * 1995-09-12 1995-09-12 Pacesetter Ab Skyddskropp för implanterbar elektrisk ledare jämte elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd
US5824030A (en) * 1995-12-21 1998-10-20 Pacesetter, Inc. Lead with inter-electrode spacing adjustment
SE9602000D0 (sv) * 1996-05-24 1996-05-24 Pacesetter Ab Medikamentavgivande ändskydd för implanterbar elektrisk ledare jämte elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd
US5716390A (en) * 1996-08-09 1998-02-10 Pacesetter, Inc. Reduced diameter active fixation pacing lead using concentric interleaved coils
US7416554B2 (en) 2002-12-11 2008-08-26 Usgi Medical Inc Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds
US7744613B2 (en) 1999-06-25 2010-06-29 Usgi Medical, Inc. Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds
US7637905B2 (en) 2003-01-15 2009-12-29 Usgi Medical, Inc. Endoluminal tool deployment system
US6408213B1 (en) * 1999-09-29 2002-06-18 Cardiac Pacemakers, Inc. Low profile, ventricular, transvenous, epicardial defibrillation lead
US6445954B1 (en) 2000-04-04 2002-09-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Pulse generator header lead introducer tool
US6757970B1 (en) 2000-11-07 2004-07-06 Advanced Bionics Corporation Method of making multi-contact electrode array
EP1341579B1 (de) * 2000-12-07 2006-11-29 Medtronic, Inc. Leitung zur direktionalen stimulation und erfassung des gehirns
US6968235B2 (en) * 2001-07-17 2005-11-22 Medtronic, Inc. Enhanced method and apparatus to identify and connect a small diameter lead with a low profile lead connector
US6675049B2 (en) 2001-07-17 2004-01-06 Medtronic, Inc. Method and apparatus for automatic implantable medical lead recognition and configuration
US6695793B2 (en) 2001-07-31 2004-02-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Guide catheter for placing cardiac lead
US7904161B2 (en) * 2001-10-22 2011-03-08 Oscor Inc. Lead adaptor having low resistance conductors and/or encapsulated housing
US6745079B2 (en) * 2001-11-07 2004-06-01 Medtronic, Inc. Electrical tissue stimulation apparatus and method
US6704605B2 (en) 2002-01-31 2004-03-09 Cardiac Pacemakers, Inc. Medical electrode assembly
US8956280B2 (en) 2002-05-30 2015-02-17 Intuitive Surgical Operations, Inc. Apparatus and methods for placing leads using direct visualization
AU2003240831A1 (en) * 2002-05-30 2003-12-19 The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University Apparatus and method for coronary sinus access
US7942884B2 (en) 2002-12-11 2011-05-17 Usgi Medical, Inc. Methods for reduction of a gastric lumen
US7942898B2 (en) 2002-12-11 2011-05-17 Usgi Medical, Inc. Delivery systems and methods for gastric reduction
US7392094B2 (en) 2002-12-19 2008-06-24 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead for septal placement of pacing electrodes
US20050228452A1 (en) * 2004-02-11 2005-10-13 Mourlas Nicholas J Steerable catheters and methods for using them
US20050197623A1 (en) * 2004-02-17 2005-09-08 Leeflang Stephen A. Variable steerable catheters and methods for using them
US7703459B2 (en) 2004-03-09 2010-04-27 Usgi Medical, Inc. Apparatus and methods for mapping out endoluminal gastrointestinal surgery
US7918869B2 (en) 2004-05-07 2011-04-05 Usgi Medical, Inc. Methods and apparatus for performing endoluminal gastroplasty
US7238883B2 (en) * 2004-08-11 2007-07-03 Cardiac Pacemakers, Inc. Lead assembly with flexible portions and method therefor
US7993350B2 (en) * 2004-10-04 2011-08-09 Medtronic, Inc. Shapeable or steerable guide sheaths and methods for making and using them
ATE448830T1 (de) 2005-01-31 2009-12-15 Medtronic Inc Verfahren zur herstellung einer medizinischen leitung
WO2006122061A1 (en) * 2005-05-06 2006-11-16 Acumen Medical, Inc. Complexly shaped steerable catheters and methods for making and using them
US8239039B2 (en) * 2005-08-30 2012-08-07 Cardiac Pacemakers, Inc. Device on lead to prevent perforation and/or fixate lead
DE602006003288D1 (de) * 2005-10-12 2008-12-04 Biotronik Crm Patent Ag Aktive Fixierungsherzelektrode
US8726909B2 (en) 2006-01-27 2014-05-20 Usgi Medical, Inc. Methods and apparatus for revision of obesity procedures
US7848821B1 (en) 2006-07-11 2010-12-07 Pacesetter, Inc. Apparatus and method for electrode insertion in heart tissue
US20080280341A1 (en) * 2007-05-08 2008-11-13 Kenknight Bruce System And Method For Local Field Stimulation
US8469971B2 (en) 2008-08-12 2013-06-25 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Stylet for guiding leads of implantable electric stimulation systems and methods of making and using
US8160721B2 (en) * 2008-08-15 2012-04-17 Cardiac Pacemakers, Inc. Implantable lead with flexible tip features
US9468364B2 (en) 2008-11-14 2016-10-18 Intuitive Surgical Operations, Inc. Intravascular catheter with hood and image processing systems
WO2010071494A1 (en) 2008-12-19 2010-06-24 St.Jude Medical Ab A medical implantable lead and a method for ensuring proper and safe attachment of such a lead to an organ
EP2266657A1 (de) * 2009-06-23 2010-12-29 Biotronik CRM Patent AG Elektrodensonde zur medizinischen Anwendung
US9468755B2 (en) * 2009-09-30 2016-10-18 Respicardia, Inc. Medical lead with preformed bias
AU2011265023A1 (en) * 2010-06-07 2013-01-10 Thoratec Corporation Bi-ventricular percutaneous cable
US20120123496A1 (en) 2010-11-12 2012-05-17 Medtronic, Inc. Connectivity detection and type identification of an implanted lead for an implantable medical device
US9265514B2 (en) 2012-04-17 2016-02-23 Miteas Ltd. Manipulator for grasping tissue
US10244956B2 (en) 2016-02-12 2019-04-02 Nuvectra Corporation Stimulation needle apparatus and method
EP3950053B1 (de) 2017-11-06 2023-06-21 Pacesetter, Inc. Biostimulator mit befestigungselement
US11026791B2 (en) 2018-03-20 2021-06-08 Medtronic Vascular, Inc. Flexible canopy valve repair systems and methods of use
US11577086B2 (en) 2018-08-20 2023-02-14 Pacesetter, Inc. Fixation mechanisms for a leadless cardiac biostimulator
USD894396S1 (en) 2019-03-08 2020-08-25 Pacesetter, Inc. Leadless biostimulator attachment feature
US11541243B2 (en) 2019-03-15 2023-01-03 Pacesetter, Inc. Biostimulator having coaxial fixation elements
US20230007971A1 (en) * 2021-07-08 2023-01-12 Heartware, Inc. Dual stator pump split connnector

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US2831174A (en) * 1956-08-14 1958-04-15 Oscar M Hilmo Electric test prod
US3348548A (en) * 1965-04-26 1967-10-24 William M Chardack Implantable electrode with stiffening stylet
US3416534A (en) * 1966-04-11 1968-12-17 Gen Electric Body organ electrode
US3472234A (en) * 1967-08-15 1969-10-14 Gen Electric Body organ electrode
US3508545A (en) * 1967-11-16 1970-04-28 Dow Corning Catheter placement unit for paracervical anesthesia
US3750650A (en) * 1970-12-15 1973-08-07 Hewlett Packard Gmbh Double spiral electrode for intra-cavity attachment
US3827428A (en) * 1971-01-20 1974-08-06 R Hon Bipolar electrode structure for monitoring fetal heartbeat and the like
US3844292A (en) * 1972-06-09 1974-10-29 Medtronic Inc Intravascular lead assembly

Also Published As

Publication number Publication date
GB1521852A (en) 1978-08-16
US3974834A (en) 1976-08-17
NO140728B (no) 1979-07-23
CA1085932A (en) 1980-09-16
SE416520B (sv) 1981-01-19
DE2613044B2 (de) 1981-04-23
NL7603388A (nl) 1976-10-26
AU1316976A (en) 1977-09-08
DE2613044A1 (de) 1976-11-04
IL49441A0 (en) 1976-06-30
SE7603620L (sv) 1976-10-24
BR7602414A (pt) 1976-10-19
NL165382C (nl) 1981-04-15
IL49441A (en) 1979-05-31
JPS51136389A (en) 1976-11-25
JPS5533346B2 (de) 1980-08-30
AR210273A1 (es) 1977-07-15
DE2613044C3 (de) 1982-02-04
NL165382B (nl) 1980-11-17
FR2308383B1 (de) 1979-06-22
FR2308383A1 (fr) 1976-11-19
NO140728C (no) 1979-11-07
NO761380L (de) 1976-10-26

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE2613044C3 (de) Implantierbare elektrische Leitung
DE2719287C2 (de) Implantierbare Elektrodenanordnung
DE2506694C2 (de) Implantierbare, transvenös einführbare Elektrodenanordnung
DE69216431T2 (de) Implantierbares leitungssystem
DE2652195C3 (de) Herzschrittmacherelektrodenanordnung
DE60311487T2 (de) Zuführsystem für medizinische vorrichtungen
DE69839259T2 (de) Anordnung von leitungen zum herzen
DE2918741C2 (de) In den rechten Vorhof des Herzens transvenös einführbarer Katheter mit verschiebbarem Draht
DE69029564T2 (de) Geflochtene Elektrodenleitungen und Katheter für ihre Benutzung
DE69518543T2 (de) Implantierbare endokardiale leitung mit selbstheilender zurückziehbarer vorrichtung zum befestigen
DE69200527T2 (de) Abnehmbare endocardiale leitung.
DE69726585T2 (de) Begrenzung des rückstellungshubes für eine medizinische schraubelektrode
DE69429634T2 (de) Elektrokatheter zur sequentiellen Herzreizung (DDD) mit einer durch den Sinus coronarius eingeführten einzigen Leitung
DE69525125T2 (de) Medizinischer elektrischer Leiter mit verstärkten Zinken
DE8207842U1 (de) Implantierbare leitung
DE3016497A1 (de) Elektrodenleitung mit sich nach hinten erstreckenden zinken
DE2917173A1 (de) Vorrichtung zum anbringen einer elektrode an koerpergewebe
EP0563614A1 (de) Defibrillierungselektrode
DE2219044A1 (de) In Körpergewebe einschraubbare Elektrodenanordnung
DE3024359A1 (de) Temporaere, einstellbare bipolare leitungsanordnung
DE2737787C2 (de) Herzschrittmacher-Elektrodenanordnung
DE2539553A1 (de) Elektrodenanordnung fuer medizinische zwecke
EP1334745B1 (de) Führungsdraht und implantierbare Elektrodenleitung
DE10153842A1 (de) Elektrodenanordnung
DE4108269C2 (de) Elektroden-Katheter