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WO2005053555A1 - Elektrodenleitung für die elektrotherapie von herzgewebe - Google Patents

Elektrodenleitung für die elektrotherapie von herzgewebe Download PDF

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Publication number
WO2005053555A1
WO2005053555A1 PCT/EP2004/013857 EP2004013857W WO2005053555A1 WO 2005053555 A1 WO2005053555 A1 WO 2005053555A1 EP 2004013857 W EP2004013857 W EP 2004013857W WO 2005053555 A1 WO2005053555 A1 WO 2005053555A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
electrode
electrode line
electrical conductor
magnetic resonance
electrotherapy
Prior art date
Application number
PCT/EP2004/013857
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Karl-Heinz Hiller
Matthias Nahrendorf
Wolfgang Bauer
Original Assignee
Biotronik Crm Patent Ag
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 Biotronik Crm Patent Ag filed Critical Biotronik Crm Patent Ag
Priority to EP04803558.8A priority Critical patent/EP1691704B1/de
Priority to US10/596,091 priority patent/US7896873B2/en
Publication of WO2005053555A1 publication Critical patent/WO2005053555A1/de

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
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    • A61N1/02—Details
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    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B18/00—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body
    • A61B18/04—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating
    • A61B18/12—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by heating by passing a current through the tissue to be heated, e.g. high-frequency current
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    • A61B18/1492—Probes or electrodes therefor having a flexible, catheter-like structure, e.g. for heart ablation
    • H—ELECTRICITY
    • H01—ELECTRIC ELEMENTS
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    • A61N1/086—Magnetic resonance imaging [MRI] compatible leads

Definitions

  • the invention relates to an electrode line for electrotherapy or examination of cardiac tissue, that is to say of myocardium.
  • the electrode line has a connection with which the electrode line is connected to an electrical generator, an electrotherapy device or also to an implant, such as a pacemaker or defibrillator.
  • the therapy device is preferably a generator for high-frequency current for tissue ablation.
  • the electrode line has one or more sensing electrodes (sensing electrodes) or, additionally or alternatively, treatment electrodes.
  • Electrode lines of this type are known in the field of electrophysiology, in particular for the detection and treatment of conduction disturbances in the heart, and are also referred to as EP catheters (electrophysiology catheters). In the present case, this designation is intended to include both mapping catheters for detecting a myocardial conduction line or ablation catheters for the local obliteration of heart tissue (myocardium) or combinations of such electrode lines. Such electrode lines are used in a first step to spread the excitation in the myocardium with the aid of sensing electrodes to detect disturbances in the spread of excitation.
  • tissue sclerotherapy can be brought about by the application of generally high-frequency alternating current, which is deliberately delivered via treatment electrodes, with the result that there is no longer any conduction of stimulation where the cardiac tissue is obliterated.
  • Corresponding catheters and therapies are known in principle and so far have the major disadvantage that the therapy cannot be carried out under observation in the context of magnetic resonance imaging (magnetic resonance tomography), since the electrical lines are located between the proximal end of the electrode line and the electrodes at the distal end of the Electrode line can heat up considerably as a result of the induced currents induced by the magnetic resonance tomograph.
  • the electrical conductors of the usual electrode lines lead to undesirable artifacts in the image recorded with the magnetic resonance tomograph.
  • the aim of the invention is therefore to provide an electrode line which also allows use in an MRI scanner.
  • this aim is achieved with an electrode line of the type mentioned at the beginning, in which the electrical conductor or conductors running from the proximal to the distal end of the electrode line are formed from carbon.
  • electrical conductors made of carbon can avoid both the undesired effect of the heating of the electrical conductors due to alternating magnetic fields in currents induced by magnetic resonance imaging and the undesirable effect of artifacts in magnetic resonance imaging.
  • US Pat. Nos. 4,467,817, 4,721, 118 and 4,585,013 each disclose electrode lines for connection to a pacemaker, in which the electrical conductor is located between the proximal end connected to the pacemaker and the distal end of carbon located in the heart Fibers are formed, which are in the form of a bundle in a variety of about 3000 high-modulus filaments. The aim of those electrode lines was to create an electrode line with the smallest possible diameter.
  • electrode lines for electrophysiology, in particular ablation electrode lines can also be constructed similarly or that electrode lines with an electrical conductor formed by carbon fibers permit the use or observation in the context of magnetic resonance imaging.
  • An essential aspect of the invention thus consists in the knowledge that electrode lines, the electrical conductors of which are formed by carbon, also permit use in the context of magnetic resonance imaging.
  • a further finding on which the invention is based is that the use of carbon-formed electrical conductors is particularly suitable for use in the context of electrophysiology, especially in electrode lines.
  • Such electrode lines differ from stimulation electrode lines for connection to a pacemaker on the one hand in that the number of electrodes which the electrode line carries in the region of its distal end is typically a multiple of the number of electrodes in electrode lines for electrophysiology which a pacemaker electrode has.
  • This plurality of electrodes of a typical electrode line for electrophysiology is also electrically connected to the proximal end of the electrode line via a corresponding number of electrical conductors.
  • a pacemaker electrode usually has only two electrodes in the region of the distal end if the electrode line is designed as a bipolar electrode line. It is also necessary for the ablation to transmit greater energies via the electrode line than is the case with pacemaker electrodes.
  • Electrode lines for the ablation - that is to say an ablation catheter - are usually designed such that a distal end section of the electrode line - that is to say the catheter shaft - can be bent out laterally by means of a control handle attached to the proximal end of the electrode line. Electrode leads intended for permanent implantation for connection to a pacemaker or defibrillator do not have this feature.
  • a preferred embodiment variant of the electrode line has a plurality of ablation electrodes or a plurality of sensing electrodes or both. These electrodes are each electrically connected to a connection at the proximal end of the electrode line via a separate electrical conductor.
  • An alternative electrode line designed for connection to an implantable defibrillator has at least one defibrillation electrode. Defibrillation electrodes differ from conventional stimulation or sensing electrodes, as they are connected to a pacemaker, by their usually considerably larger spatial expansion, which is a sufficiently large electrode surface to limit the current density to a level at the usual current intensities required for defibrillation in which tissue injuries are avoided.
  • the electrode line according to the invention is constructed from materials that are compatible with magnetic resonance.
  • magnetic resonance compatible and nuclear spin compatible are used here as synonyms.
  • the magnetic resonance-compatible material forming the electrical conductor is carbon, which in a preferred embodiment of the invention is in the form of carbon fibers which comprise a large number of individual elements.
  • the electrical conductor is preferably encased by an insulating sheath made of a flexible and magnetic resonance-compatible plastic.
  • This plastic can consist entirely or partially of silicone, for example.
  • the insulating sheath preferably contains an X-ray contrast agent, since neither the electrical conductor formed from carbon nor an insulating sheath, for example made of silicone, gives a sufficient contrast in an X-ray image.
  • the X-ray contrast medium can contain, for example, barium sulfate or metal particles. The distribution of the metal particles within an insulating plastic matrix is preferably such that it does not influence the compatibility with magnetic resonance and at most leads to low artifacts in the context of magnetic resonance imaging.
  • the electrical conductors of the electrode line have the desired electrical properties, they preferably have a cross section between 0.5 and 1.5 mm and a length between 40 cm and 120 cm. In preferred Design variants correspond to smaller cross-sections with shorter lengths and larger cross-sections with longer lengths.
  • An aspect that can also be protected independently relates to the connection of a metallic electrical conductor, for example a copper wire, to an electrical conductor formed by carbon fibers.
  • a connection variant consists in that one end of the metallic conductor is arranged to overlap the carbon fibers of the electrical conductor formed by carbon fibers and the metallic conductor and the conductor formed by carbon fibers are non-positively connected by means of a crimp sleeve. Such an overlap can be produced by pushing one end of the metallic conductor in the longitudinal direction into the initially loose fiber bundle, which forms the electrical conductor formed by carbon fibers, so that the corresponding end of the electrical conductor is completely made of carbon fibers is surrounded.
  • An alternative, also independently protectable connection variant consists in that a sleeve is crimped (crimped) or glued with an electrically conductive adhesive onto a respective end of an electrical conductor made of carbon fibers and this sleeve is connected to a further electrical conductor by soldering or welding becomes.
  • the end of an electrical conductor formed by carbon fibers can also be glued directly to a metallic conductor.
  • the electrical conductor between a respective electrode and the proximal end of the corresponding electrode line does not extend over the entire length is formed by carbon fibers. Rather, the electrical conductor can be formed in a short longitudinal section of the electrode line - preferably in a longitudinal section provided for the lateral deflection - by conventional metallic conductors, for example copper wires, which in the previously described manner then with that of carbon fibers formed electrical conductors are connected.
  • these metallic electrical conductors is chosen to be so short that it is shorter than a quarter of the wavelength of the alternating magnetic field, this metallic conductor is hardly heated despite the use of a metallic conductor, since the length of the metallic conductor does not match the wavelength of the magnetic alternating field is matched.
  • a particularly preferred variant of a controllable ablation or mapping catheter consists in that a distal longitudinal section of a respective electrical conductor running within a flexible catheter section is formed by a metallic conductor, preferably a copper wire, while the longitudinal section of the conductor is in a proximal, stiffer one Catheter section is formed by carbon.
  • the variants of an electrode line with an electrical conductor mentioned here which is formed in sections along the length by a metallic conductor and the other by an electrical conductor formed by carbon fibers, and the variants mentioned here of connecting an electrical conductor formed by carbon fibers to a metallic one Electrical conductors represent features that can be realized not only with catheters, such as mapping catheters or ablation catheters, but also with electrode lines, such as stimulation electrode lines or defibrillation electrode lines, for connection to implantable medical devices.
  • Such electrode lines regardless of whether they are used as defibrillation electrodes for connection to an implantable defibrillator or as electrophysiology catheters, that is, they are designed as mapping or ablation catheters, which allow new, previously unknown or deemed to be impracticable methods to be carried out.
  • These methods include methods for cardiac electrotherapy, in which electrotherapy takes place during magnetic resonance imaging (magnetic resonance imaging), which is made possible by using an electrode line which is constructed to be magnetic resonance compatible using an electrical conductor formed from carbon.
  • Such electrotherapy preferably comprises ablation of the heart by high-frequency current to the tissue of the heart.
  • the electrotherapy can also include electrostimulation of the heart tissue.
  • an electrical conductor formed from carbon and having a magnetic resonance-compatible construction also allows a previously unknown and considered impracticable method for detecting electrical potentials of cardiac tissue, in which these potentials are recorded during magnetic resonance tomography by means of electrodes arranged intercardially, the electrodes being above carbon formed electrical conductors are electrically connected to a proximal end of the electrode line.
  • the electrodes themselves can be metallic or can also be formed from carbon.
  • Such electrodes and the basic structure of electrodes for defibrillation or for electrophysiology are known in principle with regard to the design of the electrodes and the external structure of the electrode line.
  • the decisive difference between known electrophysiology catheters or defibrillation electrode lines and the electrode line according to the invention lies in the construction of the electrical conductors, which in conventional electrode lines, both for example, are formed by metal wires or filaments, while these are formed by carbon in the electrode lines according to the invention.
  • Figure 1 A schematic diagram of a controllable, bipolar ablation catheter:
  • FIG. 2 A detailed representation of the distal end of the ablation catheter from FIG. 1 in a longitudinal section;
  • FIG. 3 shows a cross section through the distal end of the ablation catheter from FIG. 1 at the location indicated in FIG. 2;
  • Figure 4 A longitudinal section of an alternative to Figure 3 construction of the distal end of an ablation catheter, as in Figure 1;
  • Figures 5e) to g) representations of the cross sections designated in Figure 5b).
  • the ablation catheter 10 shown in FIG. 1 has a catheter shaft 12, which is also referred to as an electrode line 12 in the context of this description and the claims.
  • the electrode line 12 carries at its distal end two electrodes, namely a tip electrode 14 and a ring electrode 16.
  • the tip electrode 14 and the ring electrode 16 serve in the case of tissue sclerotherapy (ablation) to deliver high-frequency alternating current to surrounding tissue in order to heat the tissue by means of the alternating current to such an extent that that it desolates.
  • tissue sclerotherapy ablation
  • the electrode line 12 is connected to a handle 18, which has a holding piece 20 and a sliding piece 22.
  • the holding piece 20 and sliding piece 22 can be displaced relative to one another in the longitudinal direction of the holding piece 20 in a known manner in order to bring about a lateral deflection of a distal end section 24 of the electrode line 12. This is done in a generally known manner with the aid of a control wire 28 which is guided in a lumen 26 (see FIG. 3) of the electrode line 12 and is fastened in the region of the distal end of the electrode line 12.
  • the control wire 28 is guided in a longitudinally displaceable manner in the lumen 26 and is firmly connected to the holding piece 20 via a crimp connection 30, while the proximal end of the electrode line 12 is otherwise connected to the sliding piece 22.
  • the holding piece 20 of the sliding piece 22 can cause a relative displacement of the control wire 28 with respect to the rest of the electrode line 12, which due to the eccentric arrangement of the control wire 28 with respect to the cross section of the electrode line 12 leads to a corresponding lateral deflection of the distal end section 24 of the electrode line 12.
  • This form of controllability is a characteristic of conventional ablation catheters known to the person skilled in the art.
  • the distal end section 24 of the electrode line 12 is designed to be more flexible than an adjoining proximal shaft section 32 of the electrode line 12.
  • the proximal shaft section is reinforced by a braid ,
  • the electrodes 14 and 16 serve to deliver high-frequency alternating current for the ablation or also the sensing of electrical potentials of the heart tissue, i.e. the mapping.
  • the electrodes 14 and 16 must be electrically connected to a connection 40 which is connected to the handle 18 via a cable 42.
  • connection 40 The electrical connection between the respective electrode 14 or 16 and the connection 40 is described below by way of example only for the electrical connection between the tip electrode 14 and the connection 40.
  • the electrical connection between the ring electrode 16 and the connection 40 is designed accordingly.
  • the tip electrode 14 is connected to a conventional electrical conductor 46 of the cable 42 via an electrical conductor 44 formed by carbon fibers (carbon fibers).
  • the electrical conductor 44 formed by carbon fibers extends from the tip electrode 14 to a connection point within the holding piece 20, which is pushed onto the proximal end of the electrical conductor 44 formed by carbon fibers, if crimp sleeve 48 and a small one Board 50 is formed.
  • the crimp sleeve 48 is connected in a known manner by squeezing to the proximal end of the electrical conductor 44 formed by carbon fibers.
  • the crimp sleeve 48 is soldered to a conductor track in the circuit board 50 or welded to this conductor track.
  • the usual electrical conductor 46 is connected to the same conductor track of the circuit board 50.
  • the electrical connection between the tip electrode 14 and the distal end of the electrical conductor 44 formed by carbon fibers is constructed as follows: A distal crimp sleeve 52 is crimped onto the distal end of the electrical conductor 44. This metallic distal crimp sleeve 52 is electrically connected to the cap-shaped tip electrode 14 via a soldered or welded connection 54.
  • the electrical conductor 44 formed by carbon fibers is in a further lumen 56 a multi-lumen tube 58 out.
  • This multi-lumen tube 58 extends between the distal and the proximal end of the electrode line 12.
  • the multi-lumen tube 58 is made of flexible, electrically insulating plastic.
  • a suitable plastic is, for example, silicone.
  • the multi-lumen tube 58 has two further lumens, namely a lumen 60 in which another electrical conductor 62 formed by carbon fibers is guided, which serves to contact the ring electrode 16 and has a smaller diameter than the electrical conductor 44 for contacting the tip electrode 14.
  • a fourth lumen 64 serves to receive two electrical conductors or two light-conducting fibers 66, which lead to a temperature sensor 68, which is arranged in a cavity in the distal end of the tip electrode 14. With the help of the temperature sensor 68, tissue ablation can be carried out in a manner known per se in a temperature-controlled manner.
  • the temperature sensor 68 is connected to the tip electrode 14 by means of an electrically insulating but heat-conducting adhesive 70.
  • the temperature sensor 68 is preferably an optical temperature sensor which is connected to the proximal end of the electrode lines 12 via two light-conducting fibers.
  • an electrical temperature sensor such as a thermocouple
  • this sensor would have to be connected to the proximal end of the electrode line 12 with two electrical conductors.
  • These electrical conductors are preferably metallic conductors. However, they can be made so thin and thermally insulated so well from the outside of the electrode line 12 that heating of these conductors 66 is irrelevant in the context of magnetic resonance imaging.
  • the tip electrode 14 serves both as a sensing electrode and as a (unipolar) ablation electrode, while the ring electrode 16 serves exclusively as a sensing electrode. Therefore, the electrical conductor 62 can also have a smaller cross-sectional dimension than the electrical conductor 44.
  • the ring electrode 16 is pushed onto the multilumen tube 58 on the outside. In the same way, the cap-shaped tip electrode 14 is pushed onto the distal end of the multi-lumen tube 58.
  • the corresponding lumens 56 and 60 have lateral openings in the region of the electrodes 14 and 16 (not shown in the figures).
  • the transition from the proximal end of the ring electrode 16 to the outer surface of the multi-lumen tube 58 is filled with UV-curing plastic 72.
  • control wire 28 is connected at its distal end to the electrode line 12, so that the control wire 28, as an eccentrically arranged pulling wire, can cause the distal end section 24 of the electrode line 12 to bend laterally.
  • the necessary connection of the distal end of the control or pull wire 28 with the electrode line 12 is solved by gluing the distal end of the control wire 28 with the lumen 26 in the region of the distal end of the control wire 28.
  • the space between the control wire 28 and the wall of the lumen 26 is filled with an adhesive 74.
  • FIG. 4 shows an alternative to FIG. 2 construction of the distal end of the electrode line 12 in an enlarged longitudinal section.
  • the embodiment variant shown in FIG. 4 differs from that shown in FIG. 2 in that the connection of carbon Fibers formed electrical conductors 44 and 62 with the corresponding electrodes 14 and 16 are not made with the aid of crimp sleeves, but by means of an electrically conductive adhesive with which the distal ends of the electrical conductors 62 and 44 are glued to the ring electrode 16 or the tip electrode 14.
  • the remaining structure corresponds to that shown in Figure 2.
  • FIGS. 5a) to g) show a plurality of longitudinal and cross sections of an electrode line which differs from the electrodes illustrated above in that the electrical conductors 44 and 62 formed by carbon fibers only within the relatively rigid, proximal longitudinal section of the electrode line run while the electrical conductors in the flexible distal longitudinal section of the electrode line are conventional copper conductors 90, see FIGS. 5a) and 5b).
  • FIG. 5b shows the longitudinal section of the electrode line in longitudinal section in which the electrode line merges from a proximal, relatively rigid proximal shaft section to the flexible, distal shaft section.
  • the stiffness of the proximal shaft section is brought about, inter alia, by a tubular wire mesh 92, which is welded at the distal end to a metal sleeve 94 in the region of a welding point 96.
  • the multi-lumen tube 58 is glued into the metal sleeve 94.
  • the conductors 44 and 62 formed by carbon fibers are connected to conventional copper conductors 90.
  • this connection is in each case such that a respective end of the copper conductor 90 projects between the carbon fibers forming the respective electrical conductor 44 or 62, as shown in the cross section according to FIG. 5f). Slipping out of the copper conductor end is prevented in each case by a crimp sleeve 100, with which the carbon fibers of the electrical conductors 44 and 62 and the respective ends of the copper conductors 90 are squeezed together and are thus connected to one another in a force-locking manner.
  • the electrical conductors are also suitable for magnetic resonance, since the electrical conductors have a length that is shorter than a quarter of the wavelength of a typical magnetic alternating field, as is the case in the magnetic resonance nanztomographie is used.

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Abstract

Die Erfindung betrifft eine Elektrodenleitung für die Defibrillation oder für das Mapping oder die Ablation von Herzgewebe, mit einem Anschluss (40) an einem proximalen Ende der Elektrodenleitung und einer oder mehreren Abfühl- oder Behandlungselektroden (14, 16) oder beidem an oder nahe einem distalen Ende der Elektrodenleitung, sowie mit wenigstens einem elektrischen Leiter (44, 62), über den eine jeweilige Abfühl- oder Behandlungselektrode mit dem Anschluss elektrisch verbunden ist, wobei der elektrische Leiter (44, 62) von Kohlenstoff gebildet ist und die Elektrodenleitung für die Verwendung im Rahmen einer Magnetresonanztomographie tauglich aufgebaut sowie zum Anschluss an ein Elektrophysiologie-Therapiegerät ausgebildet ist und wenigstens eine Defibrillationselektrode oder eine wenigstens eine Abfühlelektrode (14, 16) für die Aufnahme und Auswertung von Herzgewebepotentialen oder wenigstens eine Behandlungselektrode (14) für die Abgabe von Hochfrequenzströmen zur Gewebeverödung (Ablation) aufweist.

Description

Elektrodenleitung für die Elektrotherapie von Herzgewebe
Die Erfindung betrifft eine Elektrodenleitung für die Elektrotherapie oder Untersuchung von Herzgewebe, also von Myokard. An ihrem proximalen Ende weist die Elektrodenleitung einen Anschluss auf, mit dem die Elektrodenleitung mit einem elektrischen Generator, einem Elektrotherapiegerät oder auch mit einem Implan- tat, wie einem Herzschrittmacher oder Defibrillator verbunden ist. Das Therapiegerät ist vorzugsweise ein Generator für hochfrequenten Strom für die Gewe- beablation. An ihrem distalen Ende weist die Elektrodenleitung eine oder mehrere Abfühlelektroden (Sensingelektroden) oder zusätzlich oder alternativ Behandlungselektroden auf.
Derartige Elektrodenleitungen sind im Bereich der Elektrophysiologie insbesondere zur Erfassung und Behandlung von Reizleitungsstörungen im Herzen bekannt und werden auch als EP-Katheter (Elektrophysiologie-Katheter) bezeichnet. Diese Bezeichnung soll im vorliegenden Fall sowohl Mappingkathter zum Erfassen einer myokardialen Reizleitung oder Ablationskatheter für die lokale Verödung von Herzgewebe (Myokard) oder Kombinationen solcher Elektrodenleitungen umfassen. Solche Elektrodenleitungen dienen dazu, in einem ersten Schritt die Erregungsausbreitung im Myokard mit Hilfe von Abfühlelektroden zu erfassen, um auf diese Weise Störungen der Erregungsausbreitung erkennen zu können. Anschließend kann durch Applikation von in der Regel hochfrequentem Wechselstrom, der über Behandlungselektroden gezielt abgegeben wird, eine Gewebeverödung (Ablation) herbeigeführt werden, mit der Folge, dass dort, wo das Herzgewebe verödet ist, keine Reizleitung mehr stattfindet.
Entsprechende Katheter und Therapien sind grundsätzlich bekannt und weisen bisher den großen Nachteil auf, dass die Therapie nicht unter Beobachtung im Rahmen einer Kernspintomographie (Magnetresonanztomographie) durchgeführt werden kann, da sich die elektrischen Leitungen zwischen dem proximalen Ende der Elektrodenleitung und den Elektroden am distalen Ende der Elektrodenleitung in Folge der vom Kernspintomographen induzierten Induktionsströme erheblich erwärmen können. Hinzu kommt, dass die elektrischen Leiter der üblichen Elektrodenleitungen zu unerwünschten Artefakten in dem mit dem Kernspintomographen aufgenommenen Bild führen.
Dieses Problem ist umso größer, da die maximale Leistungsaufnahme der elektrischen Leitungen dann gegeben ist, wenn deren Länge ein Vielfaches der Hälfte λ der vom Kernspinntomographen abgegebenen Wellenlänge, also von — , be¬
trägt. Dies ist bei üblichen elektrischen Leitungen üblicher EP-Katheter erfüllt. Erschwerend kommt hinzu, dass die größte Erhitzung ausgerechnet in der Nähe des distalen Endes der entsprechenden Elektrodenleitung in dem Gebiet zwischen Endokard und Myokard auftritt.
Diese Gründe führen bisher dazu, dass eine elektrophysiologische Untersuchung des Myokards oder eine Elektrotherapie des Myokards in Form von Ablation oder Ähnlichem nicht unter Beobachtung im Kernspintomographen durchgeführt wer- den dürfen.
Ähnliche Probleme ergeben sich auch im Zusammenhang mit Stimulationselektrodenleitungen oder Defibrillationselektrodenleitungen für den Anschluss an einen implantierbaren Herzschrittmacher, Kardioverter, Defibrillator oder derglei- chen. Da übliche Defibrillations- und Stimulationselektrodenleitungen nicht kemspinkompatibel sind, können die Patienten mit solchen Implantaten nicht mit einem Kernspintomographen untersucht werden
Ziel der Erfindung ist es daher, eine Elektrodenleitung zu schaffen, die auch eine Anwendung im Kernspintomographen erlaubt.
Erfindungsgemäß wird dieses Ziel mit einer Elektrodenleitung der eingangs genannten Art erreicht, bei dem der oder die vom proximalen zum distalen Ende der Elektrodenleitung verlaufenden elektrischen Leiter von Kohlenstoff gebildet sind.
Es hat sich gezeigt, dass sich mit elektrischen Leitern aus Kohlenstoff sowohl der unerwünschte Effekt der Erhitzung der elektrischen Leiter aufgrund von Wechselmagnetfeldern im Kernspintomographen induzierter Ströme als auch der unerwünschte Effekt von Artefakten in Kernspintomographen vermeiden lässt.
Interessanterweise sind aus den US-Patenten US 4,467,817, US 4,721 ,118 und US 4,585,013 jeweils Elektrodenleitungen zum Anschluss an einen Herzschritt- macher bekannt, bei denen der elektrische Leiter zwischen den mit dem Herzschrittmacher verbundenen proximalen Ende und dem im Herzen befindlichen distalen Ende von Kohlenstoff-Fasern gebildet sind, die in Form eines Bündels in einer Vielzahl von etwa 3000 Hochmodulfilamenten vorliegen. Mit jenen Elektrodenleitungen wurde das Ziel verfolgt, eine Elektrodenleitung möglichst geringen Durchmessers zu schaffen. In den Veröffentlichungen findet sich keinerlei Hinweis darauf, dass auch Elektrodenleitungen für die Elektrophysiologie, insbesondere Ablationselektrodenleitungen ähnlich aufgebaut sein können oder dass E- lektrodenleitungen mit einem von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter die Anwendung oder Beobachtung im Rahmen der Kernspintomographie zulassen.
Ein wesentlicher Erfindungsaspekt besteht somit in der Erkenntnis, dass Elektrodenleitungen, deren elektrische Leiter von Kohlenstoff gebildet sind, auch den Einsatz im Rahmen der Kernspintomographie erlauben. Eine weitere, der Erfindung zugrundeliegende Erkenntnis besteht darin, dass der Einsatz von von Kohlenstoff gebildeten elektrischen Leitern gerade bei Elektrodenleitungen für den Einsatz im Rahmen der Elektrophysiologie besonders geeignet ist.
Solche Elektrodenleitungen unterscheiden sich von Stimulationselektrodenleitungen zum Anschluss an einen Herzschrittmacher zum einen dadurch, dass die Anzahl der Elektroden, die die Elektrodenleitung im Bereich ihres distalen Endes trägt, bei Elektrodenleitungen für die Elektrophysiologie typischerweise ein Mehrfaches der Anzahl von Elektroden beträgt, die eine Herzschrittmacherelektrode aufweist. Diese Vielzahl der Elektroden einer typischen Elektrodenleitung für die Elektrophysiologie ist außerdem über eine entsprechende Anzahl elektrischer Leiter mit dem proximalen Ende der Elektrodenleitung elektrisch verbunden. Eine Herzschrittmacherelektrode weist demgegenüber üblicherweise gerade einmal zwei Elektroden im Bereich des distalen Endes auf, wenn die Elektrodenleitung als bipolare Elektrodenleitung ausgebildet ist. Auch ist es für die Ablation erforderlich, über die Elektrodenleitung größere Energien zu übertragen, als dies bei Herzschrittmacherelektroden der Fall ist.
Üblicherweise sind Elektrodenleitungen für die Ablation - also Ablationskatheter steuerbar derart ausgebildet, dass ein distaler Endabschnitt der Elektrodenleitung - also des Katheterschaftes - mittels eines am proximalen Ende der Elektrodenleitung befestigten Steuergriffes seitlich auszubiegen ist. Für die dauerhafte Implantation gedachte Elektrodenleitungen zum Anschluss an einen Herzschrittmacher oder Defibrillator weisen dieses Merkmal nicht auf.
Entsprechend dem Einsatzzweck als Elektrodenleitung für die Elektrophysiologie weist eine bevorzugte Ausführungsvariante der Elektrodenleitung mehrere Abla- tionselektroden oder mehrere Abfühlelektroden oder beides auf. Diese Elektroden sind jeweils über einen separaten elektrischen Leiter mit einem Anschluss am proximalen Ende der Elektrodenleitung elektrisch verbunden. Eine alternative, für den Anschluss an einen implantierbaren Defibrillator ausgebildete Elektrodenleitung weist wenigstens eine Defibrillationselektrode auf. De- fibrillationselektroden unterscheiden sich von üblichen Stimulations- oder Abfühlelektroden, wie sie an einen Herzschrittmacher angeschlossen werden, durch ihre üblicherweise wesentliche größere räumliche Ausdehnung, die eine ausreichend große Elektrodenoberfläche um die Stromdichte bei den üblichen, für die Defibrillation erforderlichen Stromstärken auf ein Maß zu begrenzen, bei dem Gewebeverletzungen vermieden werden.
In allen Ausführungsvarianten ist die erfindungsgemäße Elektrodenleitung aus magnetresonanzkompatiblen Werkstoffen aufgebaut. Die Begriffe magnetreso- nanzkompatibel und kemspinkompatibel werden hier als Synonyme verwendet.
Der den elektrischen Leiter bildende, magnetresonanzkompatible Werkstoff ist Kohlenstoff, der in einer bevorzugten Ausführungsvariante der Erfindung in Form von Kohlefasern vorliegt, die eine Vielzahl von Einzelelementen umfassen.
Der elektrische Leiter ist vorzugsweise von einer isolierenden Hülle aus einem biegeweichen und magnetresonanzkompatiblem Kunststoff umhüllt. Dieser Kunststoff kann beispielsweise ganz oder teilweise aus Silikon bestehen.
Vorzugsweise enthält die isolierende Hülle einen Röntgenkontrastmittel, da weder der von Kohlenstoff gebildete elektrische Leiter noch eine isolierende Hülle beispielsweise aus Silikon einen ausreichenden Kontrast in einem Röntgenbild ergibt. Das Röntgenkontrastmittel kann beispielsweise Bariumsulfat oder Metallpartikel enthalten. Die Verteilung der Metallpartikel innerhalb einer isolierenden Kunststoffmatrix ist dabei vorzugsweise dergestalt, dass sie die Kernspinkompatibilität nicht beeinflusst und höchstens zu geringen Artefakte im Rahmen der Kernspintomographie führt.
Damit die elektrischen Leiter der Elektrodenleitung die gewünschten elektrischen Eigenschaften aufweisen, haben diese vorzugsweise eine Querschnitt zwischen 0,5 und 1,5 mm sowie eine Länge zwischen 40 cm und 120 cm. In bevorzugten Ausführungsvarianten korrespondieren dabei geringere Querschnitte mit kürzeren Längen und größere Querschnitte mit größeren Längen.
Weitere bevorzugte Ausgestaltungsmerkmale oder selbstständige Erfindungsgedanken, die Gegenstände bisher nicht formulierter Ansprüche sein können, sind im Folgenden genannt.
Ein auch selbstständig schutzfähiger Aspekt betrifft die Verbindung eines metallischen elektrischen Leiters, beispielsweise eines Kupferdrahtes, mit einem von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter.
Eine Verbindungsvariante besteht darin, dass ein Ende des metallischen Leiters überlappend zu den Kohlenstoff-Fasern des von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters angeordnet wird und der metallische Leiter und der von Kohlenstoff-Fasern gebildete Leiter mittels einer Crimphülse kraftschlüssig verbunden werden. Ein derartiges Überlappen kann dadurch erzeugt werden, dass ein Ende des metallischen Leiters in Längsrichtung in das zunächst lockere Faser- bündel geschoben wird, welches den von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter bildet, so dass das entsprechende Ende des elektrischen Leiters vollständig von Kohlenstoff-Fasern umgeben ist.
Eine alternative, ebenfalls selbstständig schutzfähige Verbindungsvariante besteht darin, dass auf ein jeweiliges Ende eines von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters eine Hülse aufgequetscht (gecrimpt) oder mit einem elektrisch leitfähigen Klebstoff aufgeklebt wird und diese Hülse durch Löten oder Schweißen mit einem weiterführenden elektrischen Leiter verbunden wird. Alternativ kann das Ende eines von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters auch mit einem metallischen Leiter direkt verklebt sein.
Ein weiterer, selbstständig schutzfähiger Erfindungsaspekt, insbesondere im Zusammenhang mit steuerbaren Ablations- oder Mappingkathetern besteht darin, dass der elektrische Leiter zwischen einer jeweiligen Elektrode und dem proximalen Ende der entsprechenden Elektrodenleitung nicht über die gesamte Länge von Kohlenstoff-Fasern gebildet ist. Vielmehr kann der elektrische Leiter in einem kurzen Längsabschnitt der Elektrodenleitung - vorzugsweise in einem für die seitliche Auslenkung vorgesehenen Längsabschnitt - von herkömmlichen metallischen Leitern, beispielsweise Kupferdrähten, gebildet sein, die dann auf die zu- vor beschriebene Art und Weise mit dem von Kohlenstoff-Fasern gebildeten e- lektrischen Leiter verbunden sind. Wenn die Länge dieser metallischen elektrischen Leiter so kurz gewählt wird, dass sie kürzer ist als ein Viertel der Wellenlänge des magnetischen Wechselfeldes, kommt es trotz Einsatz eines metallischen Leiters kaum zur Erwärmung dieses metallischen Leiters, da die Länge des metallischen Leiters nicht auf die Wellenlänge des magnetischen Wechselfeldes abgestimmt ist.
Eine besonders bevorzugte Variante eines steuerbaren Ablations- oder Mapping- katheters besteht darin, dass ein distaler, innerhalb eines flexiblen Katheterabschnitts verlaufender Längsabschnitt eines jeweiligen elektrischen Leiters von einem metallischen Leiter, vorzugsweise einem Kupferdraht gebildet ist, während der Längsabschnitt des Leiters in einem proximalen, steiferen Katheterabschnitt von Kohlenstoff gebildet ist.
Die hier angesprochenen Varianten einer Elektrodenleitung mit einem elektrischen Leiter, der längsabschnittsweise einmal von einem metallischen Leiter und zum anderen von einem von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter gebildet ist sowie die hier angesprochenen Varianten der Verbindung eines von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters mit einem metallischen elektrischen Leiter stellen Merkmale dar, die nicht nur bei Kathetern, wie Mapping- kathetern oder Ablationskathetem, zu verwirklichen sind, sondern die auch bei Elektrodenleitungen, wie Stimulationselektrodenleitungen oder Defibrillationse- lektrodenleitungen zum Anschluss an implantierbare medizinische Geräte vorgesehen sein können.
Derartige Elektrodenleitungen, egal ob sie als Defibrillationselektrode zum Anschluss an einen implantierbaren Defibrillator oder als Elektrophysiologiekatheter, also als Mapping- oder Ablationskatheter ausgebildet sind, erlauben das Durchführen neuer, bisher unbekannter bzw. als undurchführbar erachteter Verfahren.
Diese Verfahren schließen Verfahren zur Elektrotherapie des Herzens ein, bei denen eine Elektrotherapie während einer Magnetresonanztomographie (Kerns- pintomographie) erfolgt, was durch Verwendung einer Elektrodenleitung ermöglicht wird, die unter Verwendung eines von Kohlenstoff gebildeten elektrischen Leiters magnetresonanzkompatibel aufgebaut ist.
Eine derartige Elektrotherapie umfasst vorzugsweise eine Gewebeverödung (Ablation) des Herzens durch abgabehochfrequenten Stromes an das Herzge- webe.
Alternativ oder zusätzlich kann die Elektrotherapie auch eine Elektrostimulation des Herzgewebes umfassen.
Außerdem erlauben unter Verwendung eines von Kohlenstoff gebildeten elektrischen Leiters magnetresonanzkompatibel aufgebaute Elektrodenleitungen auch ein bis dahin unbekanntes und für undurchführbar erachtetes Verfahren zum Erfassen elektrischer Potentiale von Herzgewebe, bei dem diese Potentiale während einer Magnetresonanztomographie mittels interkardial angeordneter Elektroden aufgenommen werden, wobei die Elektroden über von Kohlenstoff gebildete elektrische Leiter mit einem proximalen Ende der Elektrodenleitung elektrisch verbunden sind.
In allen hier beschriebenen Fällen können die Elektroden selbst metallisch sein oder ebenfalls von Kohlenstoff gebildet sein. Derartige Elektroden sowie der grundsätzliche Aufbau von Elektroden für die Defibrillation oder für die Elektrophysiologie sind bezüglich der Gestaltung der Elektroden und des äußeren Auf- baus der Elektrodenleitung grundsätzlich bekannt. Der entscheidende Unterschied zwischen an sich bekannten Elektrophysiologiekathetem oder Defibrillati- onselektrodenleitungen und der erfindungsgemäßen Elektrodenleitung besteht im Aufbau der elektrischen Leiter, die bei herkömmlichen Elektrodenleitungen, bei- spielsweise von Metalldrähten oder Metallwendeln, gebildet sind, während diese bei den erfindungsgemäßen Elektrodenleitungen von Kohlenstoff gebildet sind.
Im Folgenden soll ein erfindungsgemäßer Elektrophysiologiekatheter beispielhaft anhand der in den Figuren abgebildeten Ablationskathetervarianten beschrieben werden.
Von den Figuren zeigt:
Figur 1: Eine Prinzipskizze eines steuerbaren, bipolaren Ablati- onskatheters:
Figur 2: Eine Detaildarstellung des distalen Endes des Ablati- onskatheters aus Figur 1 in längsgeschnittener Darstellung;
Figur 3: Einen Querschnitt durch das distale Ende des Ablati- onskatheters aus Figur 1 , an dem in Figur 2 bezeichneten Ort;
Figur 4: Einen Längsschnitt eines gegenüber Figur 3 alternativen Aufbaus des distalen Endes eines Ablationskatheters, wie aus Figur 1 ;
Figuren 5a) bis d): Vier aufeinanderfolgende Längsabschnitte eines alternativen Katheteraufbaus in längsgeschnittener Darstellung; und
Figuren 5e) bis g): Darstellungen der in Figur 5b) bezeichneten Querschnitte.
Der in Figur 1 dargestellte Ablationskatheter 10 besitzt einen Katheterschaft 12, der im Rahmen dieser Beschreibung und der Ansprüche auch als Elektrodenleitung 12 bezeichnet wird. Die Elektrodenleitung 12 trägt an ihrem distalen Ende zwei Elektroden, nämlich eine Tipp-Elektrode 14 und eine Ringelektrode 16. Die Tipp-Elektrode 14 und die Ringelektrode 16 dienen im Falle der Gewebeverödung (Ablation) der Abgabe hochfrequenten Wechselstroms an umliegendes Gewebe, um das Gewebe mittels des Wechselstroms so weit zu erhitzen, dass es verödet.
Am proximalen Ende ist die Elektrodenleitung 12 mit einem Handgriff 18 verbunden, der ein Haltestück 20 und ein Schiebestück 22 aufweist. Haltestück 20 und Schiebestück 22 sind in bekannter Weise in Längsrichtung des Haltestücks 20 relativ zueinander verschiebbar, um eine laterale Ausbiegung eines distalen Endabschnitts 24 der Elektrodenleitung 12 zu bewirken. Dies geschieht in grundsätzlich bekannter Weise mit Hilfe eines in einem Lumen 26 (siehe Figur 3) der Elektrodenleitung 12 geführten Steuerdrahtes 28, der im Bereich des distalen Endes der Elektrodenleitung 12 befestigt ist. Proximal dieser Befestigungsstelle ist der Steuerdraht 28 längsverschieblich in dem Lumen 26 geführt und über eine Crimpverbindung 30 fest mit dem Haltestück 20 verbunden, während das proxi- male Ende der Elektrodenleitung 12 im übrigen mit dem Schiebestück 22 verbunden ist. Auf diese dem Fachmann bekannte Weise lässt sich mit Hilfe des Haltestückes 20 des Schiebestückes 22 eine relative Verschiebung des Steuerdrahtes 28 gegenüber der übrigen Elektrodenleitung 12 bewirken, die wegen der in Bezug auf den Querschnitt der Elektrodenleitung 12 exzentrischen Anordnung des Steuerdrahtes 28 zu einer entsprechenden lateralen Ausbiegung des distalen Endabschnitts 24 der Elektrodenleitung 12 führt. Diese Form der Steuerbarkeit ist ein dem Fachmann bekanntes Merkmal üblicher Ablationskatheter.
Damit sich eine laterale Ausbiegung des distalen Endabschnitts 24 der Elektro- denleitung 12 auf diesen distalen Endabschnitt 24 beschränkt, ist der distale Endabschnitt 24 biegeweicher aufgebaut, als ein daran anschließender proxima- ler Schaftabschnitt 32 der Elektrodenleitung 12. Der proximale Schaftabschnitt ist durch ein Geflecht verstärkt.
Wie erwähnt, dienen die Elektroden 14 und 16 der Abgabe hochfrequenten Wechselstroms für die Ablation oder auch dem Abfühlen elektrischer Potentiale des Herzgewebes, also dem Mapping. Zu beiden Zwecken müssen die Elektroden 14 und 16 elektrisch mit einem Anschluss 40 verbunden sein, der über ein Kabel 42 mit dem Handgriff 18 verbunden ist.
Die elektrische Verbindung zwischen der jeweiligen Elektrode 14 bzw. 16 und dem Anschluss 40 ist im Folgenden beispielhaft nur für die elektrische Verbindung zwischen der Tipp-Elektrode 14 und dem Anschluss 40 beschrieben. Die elektrische Verbindung zwischen der Ringelektrode 16 und dem Anschluss 40 ist entsprechend gestaltet.
Die Tipp-Elektrode 14 ist über einen von Kohlenstoff-Fasern (Carbon-Fasern) gebildeten elektrischen Leiter 44 mit einem üblichen elektrischen Leiter 46 des Kabels 42 verbunden. Der von Kohlenstoff-Fasern gebildete elektrische Leiter 44 erstreckt sich von der Tipp-Elektrode 14 bis zu einer Verbindungsstelle innerhalb des Haltestückes 20, die von einer auf das proximale Ende des von Kohlenstoff- Fasern gebildeten elektrischen Leiters 44 aufgeschoben, wenn Crimphülse 48 und einer kleinen Platine 50 gebildet ist.
Die Crimphülse 48 ist in bekannter Weise durch Quetschen mit dem proximalen Ende des von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters 44 verbunden. Darüber hinaus ist die Crimphülse 48 auf eine Leiterbahn in der Platine 50 aufgelötet oder mit dieser Leiterbahn verschweißt. In gleicher Weise ist der übliche elektrische Leiter 46 mit derselben Leiterbahn der Platine 50 verbunden.
Die elektrische Verbindung zwischen der Tipp-Elektrode 14 und dem distalen Ende des von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiters 44 ist wie folgt aufgebaut: Auf das distale Ende des elektrischen Leiters 44 ist eine distale Crimphülse 52 aufgequetscht. Diese metallische distale Crimphülse 52 ist über eine Löt- oder Schweißverbindung 54 elektrisch mit der kappförmig gestalteten Tipp-Elektrode 14 elektrisch verbunden.
Wie dem in Figur 3 abgebildeten Querschnitt A-A zu entnehmen ist, ist der von Kohlenstoff-Fasern gebildete elektrische Leiter 44 in einem weiteren Lumen 56 eines Multilumenschlauches 58 geführt. Dieser Multilumenschlauch 58 erstreckt sich zwischen dem distalen und dem proximalen Ende der Elektrodenleitung 12. Der Multilumenschlauch 58 ist aus biegeweichen, elektrisch isolierendem Kunststoff gefertigt. Ein geeigneter Kunststoff ist beispielsweise Silicon. Neben den bereits erwähnten Lumina 26 und 56 für den Steuerdraht 28 bzw. den von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter 44 weist der Multilumenschlauch 58 zwei weitere Lumina auf, nämlich ein Lumen 60, in dem ein weiterer, von Kohlenstoff-Fasern gebildeter elektrischer Leiter 62 geführt ist, der der Kontaktierung der Ringelektrode 16 dient und einen geringeren Durchmesser aufweist, als der elektrische Leiter 44 zur Kontaktierung der Tipp-Elektrode 14.
Ein viertes Lumen 64 dient der Aufnahme von zwei elektrischen Leitern oder zwei lichtleitenden Fasern 66, die zu einem Temperatursensor 68 führen, welcher in einem Hohlraum im distalen Ende der Tipp-Elektrode 14 angeordnet ist. Mit Hilfe des Temperatursensors 68 kann eine Gewebeablation in an sich be- kannter Weise temperaturgesteuert durchgeführt werden. Der Temperatursensor 68 ist mittels eines elektrisch isolierenden, aber wärmeleitenden Klebstoffs 70 mit der Tipp-Elektrode 14 verbunden. Aus Gründen der Magnetresonanzkompatibilität ist der Temperatursensor 68 vorzugsweise ein optischer Temperatursensor, der über zwei lichtleitende Fasern mit dem proximalen Ende der Elektrodenlei- tungen 12 verbunden ist. Falls alternativ ein elektrischer Temperatursensor, wie beispielsweise ein Thermoelement verwendet werden sollte, müsste dieser Sensor mit zwei elektrischen Leitern mit dem proximalen Ende der Elektrodenleitung 12 verbunden sein. Diese elektrischen Leiter sind vorzugsweise metallische Leiter. Sie können jedoch so dünn ausgeführt sein und thermisch so gut gegenüber dem Äußeren der Elektrodenleitung 12 isoliert sein, dass eine Erwärmung dieser Leiter 66 im Rahmen der Magnetresonanztomographie unbeachtlich ist.
Bei der dargestellten Elektrodenkonfiguration dient die Tipp-Elektrode 14 sowohl als Abfühlelektrode als auch als (unipolare) Ablationselektrode, während die Ringelektrode 16 ausschließlich als Abfühlelektrode dient. Daher kann der elekt- rische Leiter 62 auch ein geringeres Querschnittsmaß aufweisen als der elektrische Leiter 44. Die Ringelektrode 16 ist außen auf den Multilumenschlauch 58 aufgeschoben. In gleicher Weise ist die kappenförmige Tipp-Elektrode 14 auf das distale Ende des Multilumenschlauches 58 aufgeschoben. Für die Kontaktierung der jeweiligen Elektroden 14 bzw. 16 weisen die entsprechenden Lumina 56 bzw. 60 im Bereich der Elektroden 14 und 16 laterale Öffnungen auf (in den Figuren nicht dargestellt). Eine umlaufende Vertiefung, die sich außen auf die Elektrodenleitung 12 in einem zwischen den beiden Elektroden 14 und 16 befindlichen Längsabschnitt ergibt, ist mit einem UV-härtenden Kunststoff 72 aufgefüllt. In gleicher Weise ist der Übergang vom proximalen Ende der Ringelektrode 16 zur Außenoberfläche des Multilumenschlauches 58 mit UV-härtendem Kunststoff 72 verfüllt.
Wie zuvor beschrieben, ist der Steuerdraht 28 an seinem distalen Ende mit der Elektrodenleitung 12 verbunden, damit der Steuerdraht 28 als exzentrisch angeordneter Zugdraht eine seitliche Ausbiegung des distalen Endabschnitts 24 der Elektrodenleitung 12 bewirken kann. Die dazu erforderliche Verbindung des distalen Endes des Steuer- oder Zugdrahts 28 mit der Elektroden leitung 12 ist durch eine Verklebung des distalen Endes des Steuerdrahtes 28 mit dem Lumen 26 im Bereich des distalen Endes des Steuerdrahtes 28 gelöst. Dazu ist der Zwischenraum zwischen dem Steuerdraht 28 und der Wand des Lumens 26 mit einem Klebstoff 74 ausgefüllt. Damit dieser Klebstoff 74 auch im ungehärteten Zu- stand am Ort der Verklebung bleibt, sind zwei Schlauchabschnitte 76 so in das Lumen 26 ein- und auf den Steuerdraht 28 aufgeschoben, dass die Schlauchabschnitte 26 einen Längsabschnitt voneinander haben und zwischen sich die beabsichtigte Klebestelle dichtend einschließen.
Wie erwähnt, stellt Figur 4 einen zu Figur 2 alternativen Aufbau des distalen En- des der Elektrodenleitung 12 in einem vergrößert dargestelltem Längsschnitt dar. Die in Figur 4 dargestellte Ausführungsvariante unterscheidet sich von der in Figur 2 dargestellten dadurch, dass die Verbindung der von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter 44 und 62 mit den entsprechenden Elektroden 14 bzw. 16 nicht mit Hilfe von Crimphülsen erfolgt, sondern mittels eines elektrisch leitenden Klebstoffs, mit dem die distalen Enden der elektrischen Leiter 62 und 44 mit der Ringelektrode 16 bzw. der Tipp-Elektrode 14 verklebt sind. Der übrige Aufbau entspricht den in Figur 2 dargestellten.
In den Figuren 5a) bis g) sind mehrere Längs- und Querschnitte einer Elektrodenleitung dargestellt, die sich von den zuvor dargestellten Elektroden dadurch unterscheidet, dass die von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter 44 und 62 nur innerhalb des relativ biegesteifen, proximalen Längsabschnitts der Elektrodenleitung verlaufen, während die elektrischen Leiter im biegeweichen distalen Längsabschnitt der Elektrodenleitung herkömmliche Kupferleiter 90 sind, siehe Figur 5a) und 5b).
In Figur 5b) ist derjenige Längsabschnitt der Elektrodenleitung im Längsschnitt dargestellt, in dem die Elektrodenleitung von einem proximalen, relativ biegesteifen proximalen Schaftabschnitt zu dem biegeweichen, distalen Schaftabschnitt übergeht. Die Steifigkeit des proximalen Schaftabschnitts wird unter anderem durch ein schlauchartiges Drahtgeflecht 92 bewirkt, welches am distalen Ende mit einer Metallhülse 94 im Bereich einer Schweißstelle 96 verschweißt ist. In die Metallhülse 94 ist der Multilumenschlauch 58 eingeklebt.
Sowohl an ihrem jeweiligen proximalen Ende als auch an ihrem jeweiligen distalen Ende sind die von Kohlenstoff-Fasern gebildeten Leiter 44 und 62 mit herkömmlichen Kupferleitern 90 verbunden. Diese Verbindung ist bei der Ausfüh- rungsvariante gemäß Figur 5 jeweils dergestalt, dass ein jeweiliges Ende der Kupferleiter 90 dabei zwischen die den jeweiligen elektrischen Leiter 44 bzw. 62 bildenden Kohlenstoff-Fasern ragt, wie in dem Querschnitt gemäß Figur 5f) dargestellt ist. Ein Herausrutschen des Kupferleiterendes wird jeweils durch eine Crimphülse 100 verhindert, mit der die Kohlenstoff-Fasern der elektrischen Leiter 44 und 62 und die jeweiligen Enden der Kupferleiter 90 miteinander verquetscht und somit kraftschlüssig miteinander verbunden sind. Diese Art der Verbindung zwischen einem von Kohlenstoff-Fasern gebildeten elektrischen Leiter mit einem herkömmlichen Metall-Leiter (insbesondere Kuperleiter) stellt einen auch unabhängig von den hier beschriebenen Ausführungsdetails zu realisierenden Erfin- dungsgedanken dar. Der Vorteil der in Figur 5 abgebildeten Ablationskathetervariante gegenüber den zuvor beschriebenen Ablationskathetervarianten besteht darin, dass der flexible, distale Endabschnitt der Elektrodenleitung durch den Einsatz metallischer Leiter, konkret durch den Einsatz von Kupferkabeln, eine größere Flexibilität aufweist und sich daher besser seitlich ausbiegen und genauer steuern lässt. Trotz des Einsatzes metallischer Leiter bei der Ausführungsvariante gemäß Figur 5 ist auch der in Figur 5 abgebildete Ablationskatheter magnetresonanztauglich, da die e- lektrischen Leiter eine Länge besitzen, die kürzer ist als ein Viertel der Wellenlänge eines typischen magnetischen Wechselfeldes, wie es in der Magnetreso- nanztomographie eingesetzt wird. Die ansonsten durch eine Art Antennenwirkung bedingte Erwärmung von metallischen elektrischen Leitern in solchen Wechselfeldern findet dann aufgrund der Fehlanpassung nur in sehr geringem, unbeachtlichen Maße statt.
Der übrige Aufbau der Elektrodenleitung gemäß Figur 5 ergibt sich analog zu den zuvor beschriebenen Ausführungsbeispielen. Dementsprechend sind sich entsprechende Bauteile mit denselben Bezugszeichen versehen, wie in den vorangegangen Figuren.

Claims

Patentansprüche
1. Elektrodenleitung für die Defibrillation oder für das Mapping oder die Ablation von Herzgewebe, mit einem Anschluss an einem proximalen Ende der Elektrodenleitung und einer oder mehreren Abfühl- oder Behandlungselekt- roden oder beidem an oder nahe einem distalen Ende der Elektrodenleitung, sowie mit wenigstens einem elektrischen Leiter, über den eine jeweilige Abfühl- oder Behandlungselektrode mit dem Anschluss elektrisch verbunden ist, dadurch gekennzeichnet, dass der elektrische Leiter von Kohlenstoff gebildet ist und die Elektrodenleitung für die Verwendung im Rahmen einer Magnetresonanztomographie tauglich aufgebaut sowie zum Anschluss an ein Elektrophysiologie- Therapiegerät ausgebildet ist und wenigstens eine Defibrillationselektrode oder wenigstens eine Abfühlelektrode für die Aufnahme und Auswertung von Herzgewebepotentialen oder wenigstens eine Behandlungselektrode für die Abgabe von Hochfrequenzströmen zur Gewebeverödung (Ablation) aufweist.
2. Elektrodenleitung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass der e- lektrische Leiter von Kohlefasern gebildet ist, die eine Vielzahl von Filamen- ten umfassen.
3. Elektrodenleitung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der e- lektrische Leiter von einer isolierenden Hülle aus einem biegeweichen und magnetresonanzkompatiblen Kunststoff umhüllt ist
4. Elektrodenleitung nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, dass die iso- lierende Hülle ein Röntgenkontrastmittel enthält.
5. Elektrodenleitung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass das Röntgenkontrastmittel Bariumsulfat oder Metallpartikel enthält.
6. Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 3 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass die isolierende Hülle zum größten Teil von Silikon gebildet ist.
7. Elektrodenleitung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass der e- lektrische Leiter einen Querschnitt zwischen 0,5 mm und 1 ,5 mm sowie eine Länge zwischen 40 und 120 cm besitzt.
8. Elektrodenleitung nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Fi- lamente einen Durchmesser zwischen 5μm und 7μm besitzen.
9. Elektrodenleitung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die E- lektrodenleitung als Defibrillationselektrode zum Anschluss an einen implantierbaren Defibrillator ausgebildet ist.
10. Elektrodenleitung nach Anspruch 1 , dadurch gekennzeichnet, dass die E- lektrodenleitung als Elektrophysiologiekatheter für das Mapping oder die Ablation von Herzgewebe oder beidem ausgebildet ist.
11. Verfahren zur Elektrotherapie eines Herzens, dadurch gekennzeichnet, dass die Elektrotherapie während einer Magnetresonanztomographie unter Verwendung einer Elektrodenleitung erfolgt, die unter Verwendung eines von Kohlenstoff gebildeten elektrischen Leiters magnetresonanzkompatibel aufgebaut ist.
12. Verfahren zur Elektrotherapie eines Herzens nach Anspruch 11 , dadurch gekennzeichnet, dass die Elektrotherapie eine Gewebeverödung des Herzgewebes durch Abgabe hochfrequenten Stroms an das Herzgewebe um- fasst.
13. Verfahren zur Elektrotherapie eines Herzens nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Elektrotherapie eine Elektrostimulation von Herzgewebe umfasst.
14. Verfahren zum Erfassen elektrischer Potentiale von Herzgewebe, dadurch gekennzeichnet, dass das Erfassen während einer Magnetresonanztomographie unter Verwendung einer Elektrodenleitung erfolgt, die unter Verwendung eines von Kohlenstoff gebildeten elektrischen Leiters magnetresonanzkompatibel aufgebaut ist.
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