DE10058106A1 - Medizinische elektrische Leitung mit in Richtung des fernen ansteigender Biegesteifigkeit - Google Patents
Medizinische elektrische Leitung mit in Richtung des fernen ansteigender BiegesteifigkeitInfo
- Publication number
- DE10058106A1 DE10058106A1 DE10058106A DE10058106A DE10058106A1 DE 10058106 A1 DE10058106 A1 DE 10058106A1 DE 10058106 A DE10058106 A DE 10058106A DE 10058106 A DE10058106 A DE 10058106A DE 10058106 A1 DE10058106 A1 DE 10058106A1
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- medical electrical
- lead
- segment
- lead body
- line according
- 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.)
- Withdrawn
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
- A61N1/056—Transvascular endocardial electrode systems
-
- 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
- A61N2001/0585—Coronary sinus electrodes
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Cardiology (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)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Eine längliche Coronarvenenleitung mit einem Leitungskörper mit veränderlicher Steifigkeit und vorzugsweise dazu angepaßt, zum Abgeben eines Schrittmacher- oder Defibrillationssignals an einen vorbestimmten Bereich des Herzens eines Patienten abzugeben, wie bspw. die linke Herzkammer in ausgesuchte Coronarvenen eingeführt zu werden, wird offenbart. Ein Verfahren zum Schrittmachen und/oder Defibrillieren eines Herzens eines Patienten unter Verwendung der Leitung wird ebenfalls beschrieben. Das Verfahren zum Schrittmachen oder Defibrillieren des Herzens umfaßt das Voranführen der Coronarvenenleitung durch sowohl den Coronarsinus als auch in eine ausgesuchte Coronarvene des Herzens eines Patienten, Anschließen der Leitung an eine elektrische Schrittmacherquelle und Anwenden elektrischer Stimulation an eine bestimmte Kammer des Herzens des Patienten über die implantierte Leitung. Die Leitung beinhaltet einen Leitungskörper mit variabler Steifigkeit, der die Fähigkeit der Leitung verbessert, in einer Coronarvene zurückgehalten zu werden, nachdem die Leitung darin implantiert worden ist.
Description
Diese Patentanmeldung bindet hiermit durch Verweis die ebenfalls anhängige US-
Patentanmeldung mit der Anmeldenummer 09/449,934, eingereicht am 29.
November 1999 mit dem Titel "Medical Electrical Lead Having Variable Bending
Stiffness" auf den Anmelder Smits mit dem Vertreteraktenzeichen P-8975 in ihrer
Gesamtheit mit ein.
Die vorliegende Erfindung betrifft medizinische elektrische Leitungen zum
Schrittmachen und Defibrillieren. Die vorliegende Erfindung betrifft auch
medizinische elektrische Leitungen, die für eine Implantation in den Coronarsinus
und die Coronarvenen angepaßt und konfiguriert sind.
Transvenal eingeführte Leitungen für implantierbare Herzschrittmacher werden
üblicherweise jeweils zum Schrittmachen oder Defibrillieren des rechten Atriums
und/oder der rechten Herzkammer innerhalb des rechten Atriums oder der rechten
Herzkammer des Herzen eines Patienten positioniert. Während es vergleichsweise
sicher ist, eine Schrittmacher- oder Defibrillierleitung und die daran angeordneten
Elektroden in das rechte Atrium oder die rechte Herzkammer einzuführen, gibt es
wegen der Möglichkeit der Bildung eines Blutgerinnsels und eines daraus
resultierenden Infarkts eine Zurückhaltung, eine ähnliche Leitung in der linken
Herzkammer zu installieren.
Wenn eine Leitung innerhalb des Kreislaufsystems eines Patienten implantiert
wird, besteht stets die Möglichkeit, daß ein Thrombus erzeugt und abgelöst wird.
Wenn die Leitung in dem rechten Atrium oder der rechten Herzkammer positioniert
wird, neigt ein erzeugter Thrombus dazu, durch die Lungenarterie zu wandern, und
wird durch die Lungen des Patienten herausgefiltert. Ein in dem linken Atrium oder
der linken Herzkammer erzeugter Thrombus würde jedoch wegen der Möglichkeit
einer dadurch ausgelösten ischämischen Episode ein Gefahr für den Patienten
darstellen.
So ist es in den Fällen, in denen eine Stimulation des linken Herzbereichs
erwünscht ist, eine gängige Praxis, einen intercostalen Zugang zu verwenden
unter Verwendung einer myocardialen Einschraubleitung mit positiver Fixierung.
Die Einschraubleitung kann jedoch für den Patienten traumatisch sein. Es gibt
zusätzliche Fälle, in denen das Schrittmachen der linken Herzkammer erwünscht
ist, wie z. B. während eines biventrikulären Schrittmachens. In dem US-Patent
4,928,688 beschreibt Mower eine Anordnung zum Erreichen eines biventrikulären
Schrittmachens, bei der elektrische Stimulationspulse über an einer einzigen
Schrittmacherleitung angeordnete Elektroden an beide Herzkammern, sowohl an
die rechte als auch an die linke, angelegt werden, um so eine koordinierte
Kontraktions- und Pumptätigkeit des Herzen zu erreichen. Das '688 Patent
offenbart auch eine gespaltene Schrittmacherleitung mit einer ersten und einer
zweiten, jeweils getrennten Elektrode, wobei die erste Elektrode vorzugsweise
durch die Vena Cava Superior zum Schrittmachen der rechten Herzkammer
eingeführt wird und die zweite Elektrode zum Schrittmachen der linken
Herzkammer durch den Coronarsinus eingeführt wird. Andere Elektrodenleitungen,
die in den Coronarsinus eingeführt werden, sind beschrieben worden. Z. B. sind in
den US-Patenten US 5,014,696 von Mehra und US 4,932,407 von Williams
endocardiale Defibrillationselektrodensysteme offenbart.
Noch weitere Leitungen und Katheter sind vorgeschlagen worden, inklusive der in
den unten in Tabelle 1 aufgelisteten Patenten beschriebenen.
US-Patent | |
Titel | |
5,951,597 | Coronary Sinus lead having expandable matrix anchor |
5,935,160 | Left ventricular access lead for heart failure pacing |
5,931,864 | Coronary venous lead having fixation mechanism |
5,931,819 | Guidewire with a variable stiffness distal portion |
5,925,073 | Intravenous cardiac lead with wave shaped fixation segment |
5,897,584 | Torque transfer device for temporary transvenous endocardial lead |
5,871,531 | Medical electrical lead having tapered spiral fixation |
5,855,560 | Catheter tip assembly |
5,833,604 | Variable stiffness electrophysiology catheter |
5,810,867 | Dilation catheter with varied stiffness |
5,803,928 | Side access "over the wire" pacing lead |
5,755,766 | Open-ended intravenous cardiac lead |
5,755,765 | Pacing lead having detachable position member |
5,749,849 | Variable stiffness balloon catheter |
5,733,496 | Electron beam irradiation of catheters to enhance stiffness |
5,639,276 | Device for use in right ventricular placement and method for using same |
5,628,778 | Single pass medical electrical lead |
5,605,162 | Method for using a variable stiffness guidewire |
5,531,685 | Steerable variable stiffness device |
5,499,973 | Variable stiffness balloon dilatation catheters |
5,437,632 | Variable stiffness balloon catheter |
5,423,772 | Coronary sinus catheter |
5,330,521 | Low resistance implantable electrical leads |
5,308,342 | Variable stiffness catheter |
5,144,960 | Transvenous defibrillator lead and methods of use |
5,111,811 | Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the Coronary sinus and great vein |
4,930,521 | Variable stiffness esophageal catheter |
4,215,703 | Variable stiffness guide wire |
08/794,175 | Single Pass Medical Electrical Lead |
08/794,402 | Single Pass Medical Electrical Lead with Cap Electrodes |
Wie ein Fachmann nach dem Studium dieser Beschreibung und der Zeichnungen
erkennen wird, können zumindest einige der in den Patenten der Tabelle 1
diskutierten Vorrichtungen und Verfahren in Übereinstimmung mit der
vorliegenden Erfindung auf vorteilhafte Weise modifiziert werden. Alle in der
Tabelle 1 oben aufgelisteten Patente sind hiermit hierin durch Verweis jeweils in
ihrer Gesamtheit eingebunden.
Coronarvenenleitungen für Anwendungen bei Herzfehlern (d. h.
Schrittmacherleitungen) oder für Anwendungen bei plötzlich auftretendem Tod (d. h.
Defibrillationsleitungen) aus dem Stand der Technik müssen im allgemeinen in
einer Coronarvene verkeilt werden, um eine stabile mechanische Position zu
erhalten und um eine Verlagerung zu verhindern. Während eine solche Anordnung
für Defibrillationsleitungen (welche üblicherweise mit deren fernen Ende nahe dem
Apex des Herzen implantiert werden muß) im allgemeinen akzeptabel ist, ist dies
für Herzfehler- bzw. Schrittmacherleitungen nicht der Fall, wo im allgemeinen eine
mehr an der Basis liegende Stimulation des Herzen erwünscht ist. Eine an der
Basis liegende Stimulation des Herzen über die Coronarvene ergibt jedoch einige
Schwierigkeiten, da die Venendurchmesser in dem basisnahen Bereich des
Herzen groß sind und es im allgemeinen nicht ermöglichen, das ferne Ende bzw.
die Spitze einer Schrittmacherleitung darin hinreichend gut zu verkeilen.
Für eine Implantation in den rechten Herzvorhof und/oder die rechte Herzkammer
geeignete Leitungen sind im Stand der Technik wohl bekannt. Ebenfalls sind
Leitungen bekannt, die in ihrem fernen Enden J-förmig geformt sind. Solche
Leitungen mit J-förmigen fernen Enden weisen typischerweise eine deutliche
Biegesteifigkeit an ihrem fernen Ende auf und sind meistens für eine Plazierung in
dem rechten Herzvorhof konfiguriert. Es ist typisch, daß während der Implantation
einer solchen Leitung mit einem J-förmigen Abschnitt an deren fernem Ende, wenn
die Leitung erst einmal in dem rechten Herzvorhof plaziert worden ist, die Leitung
um ein geringes zurückgezogen wird, um eine positive Kraft auf die Spitze des
fernen Endes der Leitung auszuüben. Vergleichsweise kleine Lageveränderungen
der Leitung in einer solchen Weise können zu großen Veränderungen der durch
die Spitze der Leitung auf die Wand des Herzvorhofs ausgeübten Kraft führen. Es
ist daher nicht ungewöhnlich, daß die durch die Spitze ausgeübte Kraft entweder
zu groß oder sogar negativ wird, wobei in letzterem Fall das ferne Ende der
Leitung von ihren eigenen Zacken oder anderen am fernen Ende angeordneten
positiven Befestigungsmitteln gelöst wird. Dies wiederum führt zu einer
mechanischen Instabilität der Lage des fernen Abschnittes der Leitung innerhalb
des rechten Herzvorhofs oder der rechten Herzkammer.
Folglich gibt es einen Bedarf, eine medizinische elektrische Schrittmacher- bzw.
Difibrillationsleitung anzugeben, die nach der Implantation eine bessere
mechanische Stabilität aufweist.
Der vorliegenden Erfindung liegen verschiedene Ziele zugrunde. Das heißt, die
vorliegende Erfindung gibt Lösungen für ein oder mehrere im Stand der Technik
bestehende Probleme. Bspw. haben verschiedene Ausführungsbeispiele der
vorliegenden Erfindung eines oder mehrere der folgenden Ziele: (a) Angeben einer
medizinischen elektrischen Leitung, die für eine Implantation in den rechten
Herzvorhof oder die rechte Herzkammer geeignet ist, welche mechanisch nicht
instabil ist, wenn sie erst einmal darin implantiert ist; (b) Angeben einer
medizinischen elektrischen Leitung, die nach einer Implantation und einer Fibrose
eine verbesserte Entfernbarkeit bietet; (c) Angeben einer medizinischen
elektrischen Leitung, die für die Implantation innerhalb des rechten Herzvorhofs
oder der rechten Herzkammer geeignet ist, die für das Implantieren weniger Zeit
und Bemühungen erfordert; (d) Angeben einer medizinischen elektrischen Leitung,
welche insgesamt eine verringerte Steifigkeit an ihrem fernen Ende aufweist; (e)
Angeben einer medizinischen elektrischen Leitung, deren Implantation eine
verringerte Abhängigkeit von der Längsposition von deren Leitungskörper in den
zu dem rechten Atrium oder dem rechten Ventrikel führenden Venen aufweist; (f)
eine medizinische elektrische Leitung, bei der kleine, nahe dem Eintritt der Leitung
in die Vene nahe der Verankerungshülse auftretende Lageveränderungen nicht zu
einer Veränderung der Lage der Elektrodenspitze führen; und (g) eine
medizinische elektrische Leitung, bei der die Weite der bei dieser aufgrund der
Implantation innerhalb des rechten Herzvorhofes oder der rechten Herzkammer
ausgebildeten J-Form entsprechend dem Abstand zwischen der
Elektrodenposition und der Lage der Vena Cava Superior variieren kann.
Verschiedene Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung, die für eine
Implantation in dem rechten Herzvorhof oder in der rechten Herzkammer geeignet
sind, verfügen über verschiedene Vorteile, inklusive einen oder mehrere der
folgenden: (a) Bieten mehrerer mechanischer Stabilitätspunkte für die Leitung, die
für ein korrektes Positionieren verglichen mit Leitungen aus dem Stand der
Technik eine geringere Abhängigkeit von positiven Befestigungsmechanismen
aufweisen; (b) Bereitstellen einer Leitung, deren Rückhalt innerhalb des rechten
Herzvorhofes oder der rechten Herzkammer weniger abhängig ist von der
speziellen Form oder dem Durchmesser solcher Herzkammern und
Venenanatomie als Leitungen aus dem Stand der Technik; (c) Bereitstellen einer
Leitung, die eine verbesserte Positionierung einer Schrittmacherelektrode
innerhalb des rechten Herzvorhofs oder der rechten Herzkammer ermöglicht; (d)
Bereitstellen einer Leitung, die geringere Schrittmacherschwellen und eine
verbesserte Wahrnehmung intracardialer Signale ermöglicht; (e) Bereitstellen einer
Leitung, die verbesserte akute und chronische Schrittmacherschwellen und
Wahrnehmungscharakteristiken aufweist; (f) Bereitstellen einer Leitung, die keinen
oder einen verringerten, daran befestigten positiven Befestigungsmechanismus
aufweist; (g) Bereitstellen einer Leitung, die mit einer Einführvorrichtung von
reduzierter Größe implantiert werden kann; (h) Bereitstellen einer Leitung, die die
dauerhafte Entfernbarkeit der Leitung verbessert; (i) Bereitstellen einer geraden
Leitung, die einfacher, reproduzierbarer und weniger kostenaufwendig herstellbar
ist; (j) Bereitstellen einer Leitung, welche einen positiven Druck der
Elektrodenspitze auf die Seitenwand des rechten Atriums oder des rechten
Ventrikels ausübt; (k) Bereitstellen einer Leitung, bei der der von dieser ausgeübte
Druck der Spitze weniger von der speziellen Position des Leitungskörpers relativ
zu der in das rechte Atrium führenden Venenanatomie abhängt; (l) Bereitstellen
einer Leitung, bei der die Tiefe der Anordnung der Leitungsspitze in den Appendix
des rechten Atriums selektiv verändert werden kann; und (m) Bereitstellen einer
medizinischen elektrischen Leitung mit einer Steifigkeit, die in Abhängigkeit der
axialen Entfernung variiert, angepaßt für eine spezielle Plazierung und Stabilität
innerhalb anderer Venen als dem Coronarsinus und der großen Herzvene, wobei
die Leitung im fernen Bereich geeignete Krümmungen und Biegesteifigkeiten
aufweist, wie sie für eine Implantation innerhalb der hepatischen Vene, der
Wirbelsäule, subkutan oder in anderen Orten innerhalb des menschlichen Körpers
erforderlich sind.
Verschiedene Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung weisen eines oder
mehrere der folgenden Merkmale auf: (a) einen fernen Abschnitt einer
Schrittmacher- oder Defibrillationsleitung mit variabler Biegesteifigkeit, die
angepaßt und konfiguriert sind, um eine vorwärtstreibende Kraft der Leitung zu
erzeugen, wenn der Abschnitt des fernen Endes der Leitung mit variabler
Biegesteifigkeit einem zu einer ausreichenden Krümmung führenden
Biegemoment unterworfen wird; (b) eine Schrittmacher- oder Defibrillationsleitung
mit einem Abschnitt mit variabler Biegesteifigkeit in einem fernen Bereich
derselben, in dem die Biegesteifigkeit mit der axialen Entfernung ansteigt; (c) eine
medizinische elektrische Leitung, welche aufgrund von Veränderungen in der
Biegesteifigkeit entlang ihrer axialen Richtung eine positive Spitzenkraft bzw.
vorwärts gerichtete Kraft auf die Leitung ausübt und bei der ein Verbiegen der
Leitung vorzugsweise entlang verschiedener Biegeebenen stattfinden kann (z. B.
dreidimensionales Verbiegen entlang mehrerer bevorzugter Ausrichtungen); (d)
eine Schrittmacher- oder Defibrillationsleitung, bei der Variationen in der
Biegesteifigkeit rotationssymmetrisch sind; (e) eine Schrittmacher- oder
Defibrillationsleitung, bei der die Biegesteifigkeit asymmetrisch bezüglich einer
Rotation ist, um eine Ausrichtung einer oder mehrerer Elektroden,
Befestigungsmittel oder anderer Merkmale der Leitung relativ zu der Biegeebene
eines gebogenen oder gekrümmten Abschnitts zu ermöglichen; (f) eine
Schrittmacher- oder Defibrillatorleitung, die eine variable Biegesteifigkeit über
zumindest ferne Abschnitte von dieser aufweist und die sich des weiteren durch
aktive oder passive Befestigungsmittel oder durch keine derartigen Elemente
auszeichnet, und dadurch, daß sie einpolig oder mehrpolig ist, daß sie eine
Schrittmacher- oder Warhnehmungsleitung ist, daß sie eine Defibrillationsleitung
ist oder daß sie eine Kombination aus Schrittmacher-/Wahrnehmuns- und
Defibrillationsfähigkeiten verfügt; (g) Bereitstellen einer für eine Implantation
innerhalb des rechten Herzvorhofes oder der rechten Herzkammer geeigneten
Leitung; (h) Bereitstellen einer Leitung, welche innerhalb des rechten
Herzvorhofes, der rechten Herzkammer, dem Coronarsinus, irgendeiner der
verschiedenen und/oder innerhalb einer oder mehrerer der Coronarvenen
implantiert werden kann; (i) Bereitstellen einer medizinischen elektrischen Leitung
mit einem verbesserten durch die Spitze ausgeübten positiven Druck, um somit
den Transfer von von der fernen Spitze oder einem fernen Abschnitt davon
ausgelösten Medikamenten in die Herzwand anzutreiben; (j) Bereitstellen einer
medizinischen elektrischen Leitung mit einem sich davon ausgehend zu einer
Eindurchgangs-Mehrkammerleitung erstreckenden Seitenarm, wobei der
Seitenarm dazu verwendet wird, das rechte Atrium durch Schrittmacherpulse
anzuregen oder zu defibrillieren, und wobei die Größe des Herzen, innerhalb
dessen die Leitung implantiert wird, verglichen mit Leitungen aus dem Stand der
Technik eine geringere Rolle spielt, da der Leitungskörper innerhalb der Vena
Cava Superior eine größere Spanne an Positionen einnehmen kann; (k) bei einer
Eindurchgangs-Mehrkammerleitung eine medizinische elektrische Leitung mit
einem sich ausgehend von dieser zur Implantation innerhalb des rechten
Herzvorhofes erstreckenden Seitenarm, welcher einfacher entlang ferner
Abschnitte des Leitungskörpers positioniert werden kann, um so die Orientierung
und die Positionierung der Herzkammerelektrode zu vereinfachen; und (l) eine im
Zusammenhang mit einem gezogenen Draht zum Anbringen einer Krümmung an
deren fernen Ende verwendete medizinische elektrische Leitung, um ein
Handhaben zu erleichtern und die Elektrode davor zu bewahren, während des
Implantationsvorganges verrückt zu werden. Verfahren zum Herstellen,
Verwenden und Implantieren einer Leitung der vorliegenden Erfindung sind
gleichfalls Bestandteil der vorliegenden Erfindung.
Diese und andere Ziele, Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung
werden einem Fachmann in Ansehen der folgenden ausführlichen Beschreibung
der bevorzugten Ausführungsbeispiele im Zusammenhang mit den beiliegenden
Zeichnungen, in denen gleiche Nummern in den verschiedenen Ansichten
einander entsprechende Teile bezeichnen, unmittelbar deutlich sein.
Fig. 1A und 1B zeigen zwei verschiedene, innerhalb eines menschlichen Herzen
implantierte Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung.
Fig. 2A zeigt für eine Modellrechnung eines Ausführungsbeispiels der
vorliegenden Erfindung verwendete Parameter.
Fig. 2B zeigt unter der Verwendung der Modellannahmen aus Fig. 2A gewonnene
Ergebnisse.
Fig. 3A zeigt ein Ausführungsbeispiel eines fernen Abschnittes eines
Leitungskörpers der vorliegenden Erfindung und dessen zugehöriges
Biegesteifigkeitsprofil.
Fig. 3B zeigt eine innerhalb eines rechten Herzvorhofs implantierte, herkömmliche
Leitung.
Fig. 3C zeigt eine innerhalb eines rechten Herzvorhofs implantierte Leitung der
vorliegenden Erfindung.
Fig. 4A-4E zeigen verschiedene Mittel zum Erhöhen der Biegesteifigkeit des
fernen Abschnitts eines Leitungskörpers bei der vorliegenden Erfindung in
Abhängigkeit von der axialen Entfernung.
Fig. 5 zeigt eine teilgeschnittene Ansicht eines Herzen mit einem darin gezeigten
Ausführungsbeispiel einer Leitung der vorliegenden Erfindung.
Fig. 6A-6C zeigen verschiedene mit der Biegesteifigkeit verbundene Prinzipien
im Zusammenhang mit mehreren Ausführungsbeispielen der vorliegenden
Erfindung.
Fig. 7A-7C zeigen schematisch verschiedene Ausführungsbeispiele von
Leitungen der vorliegenden Erfindungen und deren zugehörige
Biegesteifigkeiten sowie Ableitungen der gespeicherten, mechanischen
Energie nach der axialen Entfernung.
Fig. 8A und 8B zeigen zwei verschiedene Ausführungsbeispiele eines
Leitungskörpers der vorliegenden Erfindung im Querschnitt.
Fig. 9A und 9B zeigen kombinierte Querschnitts- und perspektivische Ansichten
von zwei verschiedenen Leitungskörpern der vorliegenden Erfindung.
Fig. 10 zeigt eine vergrößerte Querschnittsansicht eines Ausführungsbeispiels
einer Leitung der vorliegenden Erfindung, angeordnet in Bereichen der
Venenanatomie.
Fig. 11 zeigt ein für eine Implantation innerhalb verschiedener Teile der
Venenanatomie angepaßtes Ausführungsbeispiel der vorliegenden
Erfindung.
Fig. 12 zeigt mehrere Verfahren zum Implantieren einer Leitung der vorliegenden
Erfindung innerhalb eines menschlichen Herzen und zum elektrischen
Stimulieren desselben.
Fig. 1A zeigt ein menschliches Herz 1 mit einer darin implantierten medizinischen
elektrischen Leitung 10 der vorliegenden Erfindung. Das nahe Ende 20 der
medizinischen elektrischen Leitung 10 ist mittels eines Steckers oder einer
Anschlußklemme 18 an einen implantierbaren Herzstimulator 30 angeschlossen.
Der Herzstimulator 30 kann ein Schrittmacher, ein implantierbarer Pulsgenerator
(IPG), ein implantierbarer Cardiodefibrillator (ICD), ein Schrittmacher-Cardioverter-
Defibrillator (PCD) oder irgendein anderer im Stand der Technik wohl bekannter
Typ eines ähnlichen Herzstimulators sein. Die medizinische elektrische Leitung 10
weist einen nahen Abschnitt 20, einen fernen Abschnitt 22 und einen
Leitungskörper 12 auf. Eine Spitze 50 ist an dem fernsten Ende der Leitung 10
angeordnet. Eine Elektrode 14 kann nahe der Spitze 50 oder an einer beliebigen
anderen geeigneten Stelle entlang des Leitungskörpers 12 positioniert sein. Die
Spitze 50 kann zudem daran angeordnete oder daran angrenzend angeordnete
Zacken 57 oder irgendein anderes positives Befestigungsmittel, wie bspw. eine
helisch gewundene Schraube, einen Widerhaken, einen Haken oder dergleichen
aufweisen.
Wie in Fig. 1A gezeigt, kann die Leitung 10 der vorliegenden Erfindung in dem
rechten Herzvorhof 3 implantiert werden und weist nach der Implantation an ihrem
fernen Ende vorzugsweise eine J-förmige Biegung auf. Die medizinische
elektrische Leitung 10 weist eine oder mehrerer, daran zum Schrittmachen,
Wahrnehmen und/oder Defibrillieren des Herzen 1 angeordnete Elektroden 14 auf.
Es wird nun auf Fig. 1B Bezug genommen. Dort ist ein menschliches Herz 1 mit
einer innerhalb der rechten Herzkammer 5 implantierten medizinischen
elektrischen Leitung 10 der vorliegenden Erfindung gezeigt. Der ferne Abschnitt 22
der medizinischen elektrischen Leitung 10 kann ähnlich wie oben eine J-förmige
Krümmung, ähnlich wie in Fig. 1A gezeigt, aufweisen. Bei einem bevorzugten
Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung weist der ferne Abschnitt 22 der
medizinischen elektrischen Leitung 10 keine darin ausgebildete, vorgeformte J-
förmige Krümmung auf, sondern nimmt statt dessen vor der Implantation eine im
wesentlichen gerade Konfiguration ein, welche deren Implantation erleichtert. Bei
weniger bevorzugten Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung kann der
fernen Abschnitt 22 der Leitung 10 jedoch nach Belieben vorgeformt sein, bspw. in
eine J-Form.
Es ist ein grundlegendes Prinzip der vorliegenden Erfindung, daß der ferne
Abschnitt 22 des Leitungskörpers 12 eine erhöhte Biegesteifigkeit verglichen mit
weiter in Richtung des nahen Endes angeordneten Abschnitten des
Leitungskörpers 12 aufweist. Ein solches Profil der Biegesteifigkeit in Abhängigkeit
einer axialen Entfernung x führt zu dem überraschenden Ergebnis einer in
Richtung des fernen Endes gerichteten, auf die Leitung 10 wirkenden Kraft, die
dadurch die Leitung 10 nach vorn bzw. in Richtung des fernen Endes drückt,
worüber unten mehr gesagt werden wird.
Da die Biegesteifigkeit der Leitung 10 mit der axialen Position x ansteigt, hängt die
Menge entlang der in dem fernen Abschnitt 22 ausgebildeten Kurve gespeicherten
mechanischen Energie von der Position des fernen Abschnitts 22 relativ zu der
Kurve ab. Wenn der ferne Abschnitt 22 entlang der Kurve vorwärts bewegt wird,
nimmt die Biegesteifigkeit und damit die gespeicherte mechanische Energie des in
der Kurve angeordneten Teils des Abschnitts 22 ab. Das heißt, eine Leitung,
welche vor der Implantation eine im wesentlichen gerade Form einnimmt und bei
der der ferne Abschnitt 22 eine variable Biegesteifigkeit aufweist, wobei die
Biegesteifigkeit nach der Implantation in Richtung des fernen Endes ansteigt, übt
mit der Spitze einen positiven Druck bzw. eine positive Kraft auf die Wände des
Atriums 3 bzw. des Ventrikels 5 aus, wenn sie in einem Versuch, die Menge der
gespeicherten mechanischen, potentiellen Energie zu minimieren, zu einer
gebogenen J-Form verformt ist. Tatsächlich führt, wenn die Leitung 10 im fernen
Abschnitt 22 einen Steifigkeitsgradienten von etwa 1 Nmm/Radian aufweist, dies zu
einer Kraft der Spitze von etwa 0,1 N (unter der Annahme, die Leitung 10 wurde
um eine 180°-Kurve über einen Kurvenradius von 15 mm gebogen).
Es liegt im Rahmen der vorliegenden Erfindung, daß die Gradienten der
Biegesteifigkeit des fernen Abschnitts 22 der Leitung 10 im Bereich zwischen etwa
0,05 und etwa 1,0 Nmm pro Radian oder zwischen etwa 0,05 und etwa 1,5 Nmm
pro Radian liegen. Die durch die Spitze 50 der Leitung 10 der vorliegenden
Erfindung ausgeübten Kräfte können zwischen etwa 0,005 N und etwa 0,1 N
liegen. Andere Wertebereiche für die Gradienten der Biegesteifigkeit und für die
Kräfte fallen ebenfalls unter die vorliegenden Erfindung, wie bspw. zwischen etwa
0,1 bis etwa 0,5 Nmm pro Radian liegende Steifigkeitsgradienten und zwischen
etwa 0,01 und etwa 0,05 N liegende, durch das ferne Ende 22 ausgeübte Kräfte.
Andere Bereiche von Steifigkeitsgradienten und Kräften sind gleichermaßen
Gegenstand der vorliegenden Erfindung, auch wenn sie hier nicht ausdrücklich
angegeben werden.
Es wird nun auf Fig. 2A Bezug genommen. Die Zuverlässigkeit der vorliegenden
Erfindung wurde mit Hilfe eines Computerprogramms getestet. Die in dem
Programm verwendeten physikalischen Parameter sind in Fig. 2A gezeigt. Die
durch das Programm ermittelten Ergebnisse sind in Fig. 2B dargestellt.
Die als Eingabewerte für das Programm verwendeten Konstruktionsparameter der
Leitung beinhalteten die folgenden: Die Leitung 10, durch die "feste Welt" 99 starr
an ihrem nahen Ende eingeklemmt, wies einen ursprünglich geraden
Leitungsabschnitt 22 auf, der um etwa 180° umgebogen wurde. Die Spitze 50
wurde als einen etwa 15 mm langen Abschnitt ausbildend angenommen, während
die Länge des verstärkten bzw. vergleichsweise steifen Abschnitts 2 in seiner
Länge zwischen etwa 10 mm und etwa 40 mm verändert wurde. Der verstärkte
Abschnitt 2 entspricht einem weiter unten im Zusammenhang mit verschiedenen
Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung beschriebenen,
vergleichsweise steifen Abschnitt. Der Abschnitt 4 des in Fig. 2A gezeigten
Leitungskörpers 12 entspricht einem weiter unten im Zusammenhang mit
verschiedenen Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung beschriebenen,
vergleichsweise flexiblen Abschnitt 4. Die berechnete, auf den fernen Abschnitt 22
der verschiedene Längen des vergleichsweise steifen Abschnitts 2 aufweisenden
Leitung 10 ausgeübte Spitzenkraft ist in Fig. 2B dargestellt. Die in Fig. 2B
gezeigten, berechneten Spitzenkräfte bewiesen die Zuverlässigkeit des
Grundkonzepts der vorliegenden Erfindung. Eine positive Kraftkomponente Fy der
auf die Spitze 50 wirkenden Gesamtkraft F steht für eine stabile Position der
Spitze 50. Für eine Verstärkung (2) von 40 mm Länge (E40) ist Fy positiv für
vertikale Spitzenpositionen von y = -10 mm bis y = 30 mm, entsprechend einer
Spanne von 40 mm.
Es wird nun auf Fig. 3A Bezug genommen. Dort ist eine Leitung 10 der
vorliegenden Erfindung gezeigt, wobei direkt unterhalb der Leitung das zugehörige
Profil ihrer Biegesteifigkeit (Sb) dargestellt ist, wobei die Biegesteifigkeit in
Abhängigkeit der axialen Entfernung x variiert. Die Leitung 10 weist einen fernen
Abschnitt 22, einen Leitungskörper 12, einen vergleichsweise flexiblen Abschnitt 4
einen vergleichsweise steifen Abschnitt 2, eine Spitze 50 und Zacken 57 auf.
Andere positive Befestigungsmittel, wie bspw. eine Schraube mit helischen
Windungen, ein Widerhaken, ein Haken und dergleichen können an oder nahem
der Spitze 50 angeordnet sein, wie bspw. die rechts von der gezackten Spitze 57
in Fig. 3A dargestellte, optionale Spitze 50. In dem Profil der Biegesteifigkeit der
Leitung 10 ist dargestellt, daß diese über die Länge des Abschnittes der Leitung
10 ansteigt, der nach einer Implantation innerhalb des rechten Atriums 3 eine J-
förmige Biegung einnehmen wird (bspw. zumindest Teils des fernen Abschnitts
22). Das heißt, wenn die ursprünglich gerade Leitung 10 in das Herz 1 eines
Menschen implantiert wird, wird die Leitung 10 innerhalb des rechten Atriums 3
(oder des rechten Ventrikels 5) zu einer J-förmigen Konfiguration gebogen.
Es wird nun auf Fig. 3B und 3C Bezug genommen. Dort sind zwei verschiedene
Leitungen gezeigt. Fig. 3B zeigt eine im rechten Herzvorhof 3 so angeordnete,
herkömmliche Leitung 10, daß der ferne Abschnitt 22 zu einer J-Form gebogen ist.
Dem Querschnitt der Leitung 10 und des Herzen 1 überlagert sind in Fig. 3B
zugehörige Kraftvektoren, die in Antwort auf durch die Leitung 10 auf die Wände
des Atriums 3 ausgeübten Kräfte auf den fernen Abschnitt 22 der Leitung 10
wirken. Man beachte, daß diese Kraftvektoren hinsichtlich ihrer Größe
vergleichsweise gleich sind.
Im Gegensatz dazu sind die in Fig. 3C gezeigten, auf die Leitung 10 wirkenden
Kräfte nicht gleichgroß und nehmen in ihrer Größe in Richtung des fernen Endes
der Leitung 10 zu. Dieses Merkmal der vorliegenden Erfindung führt zu der in Fig.
3C gezeigten, in Richtung des fernen Endes gerichteten Vorschubkraft (Fpush),
welcher die axiale Spitzenkraft Ftip und eine axiale, auf den Leitungskörper 12
wirkende Kraft entgegenwirken, um ein statisches Gleichgewicht von Kräften und
Momenten zu bilden. Wie oben erläutert ist diese Schubkraft das direkte Ergebnis
des einzigartigen Profils der Biegesteifigkeit des fernen Abschnitts 22 des
Leitungskörpers 12.
Fig. 4A-4E zeigen verschiedene Mittel zum Erhöhen der Biegesteifigkeit des
fernen Abschnitts 22 des Leitungskörpers 12 in Abhängigkeit der axialen
Entfernung x. Fig. 4A zeigt eine innerhalb des Leitungskörpers 12 angeordnete
Spirale 59. Die Ganghöhe der Spirale 59 steigt mit der axialen Richtung x an, um
so die Biegesteifigkeit zu erhöhen, wenn man entlang des Leitungskörpers 12 in
Richtung der Spitze 50 fortschreitet.
Fig. 4B zeigt ein anderes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei
dem die Biegesteifigkeit des Leitungskörpers 12 entlang der axialen Richtung x in
Richtung des fernen Endes mittels einer Zunahme der Dicke der äußeren
Abdeckung bzw. der Außenschicht des Leitungskörpers 12 ansteigt. Man beachte,
daß auch eine innen gelegene Schicht bzw. ein innenliegender Träger eine in
Richtung der fernen Richtung ansteigende Dicke aufweisen kann, um das gleiche
Ergebnis zu erreichen. Um das gleiche Ergebnis zu erhalten, kann gleichfalls auch
ein Material von gleichmäßiger Dicke verwendet werden, welches jedoch
Veränderungen seines Elastizitätsmoduls in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x aufweist.
Fig. 4C zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei
dem ein Anstieg der Biegesteifigkeit mit steigender axialer Entfernung x durch
Erhöhen des Durchmessers des Leitungskörpers 12 in der fernen Richtung
erreicht wird.
Fig. 4D zeigt einen fernen Abschnitt 22 der Leitung 10 mit aufeinanderfolgend
mehr Schichten 61A, 61B und 62B, die über äußere Bereiche des fernen
Abschnitts 22 angeordnet sind, um einen Anstieg der Biegesteifigkeit in
Abhängigkeit von der axialen Entfernung x auszubilden.
Fig. 4E zeigt ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei dem ein
Anstieg der Biegesteifigkeit mit der axialen Entfernung x durch Verringern des
Durchmessers einer innerhalb der Leitung angeordneten Spirale in Abhängigkeit
von der axialen Entfernung x erreicht wird.
Es wird einem Fachmann nun, nachdem er die Beschreibung gelesen hat und die
Zeichnungen hierzu gesehen hat, klar werden, daß viele andere Mittel zum
Erreichen der Ergebnisse der vorliegenden Erfindung möglich sind, wobei die
Biegesteifigkeit des Leitungskörpers 12 in dem fernen Abschnitt 22 in Richtung
des fernen Endes ansteigt.
Es ist Bestandteil der vorliegenden Erfindung festgehalten, daß andere als die
hierin oben unter Bezugnahme auf die Fig. 4A-4E beschriebenen Mittei zum
Variieren der Biegesteifigkeit des fernen Abschnitts der Leitung der vorliegenden
Erfindung unter den Umfang der vorliegenden Erfindung fallen. Bspw. kann das
Material, aus dem der Leitungskörper 12 geformt wird, in seiner
Zusammensetzung oder auf andere Weise in Abhängigkeit der axialen Entfernung
x verändert werden, um so Veränderungen der Biegesteifigkeit des ersteren zu
bewirken. Der Grad, zu dem ein den Leitungskörper 12 bildendes Polymer vernetzt
ist, kann als Funktion der axialen Entfernung x verändert werden. Die Dichte der
Polymere oder anderer zum Bilden des Leitungskörpers 12 verwendeten
Materialien kann in Abhängigkeit von der axialen Entfernung x variiert werden. Das
Molekulargewicht der Polymere oder anderer Materialien, aus denen der
Leitungskörper 12 gebildet ist, können in Abhängigkeit von der axialen Entfernung
x verändert werden. Ein ein Formgedächtnis aufweisenden Schlauch
enthaltendes, flexibles, schlauchförmiges Element kann in einem sich entlang
einer zentralen Achse des Leitungskörpers erstreckenden Hohlraum enthalten
sein, und ein Steuersystem kann dann selektiv Abschnitte des ein Formgedächtnis
aufweisenden Schlauches erwärmen, um deren Biegesteifigkeit bzw. Form zu
verändern. Die voranstehenden sowie andere Verfahren zum Verändern der
Biegesteifigkeit des fernen Abschnittes eines Leitungskörpers der vorliegenden
Erfindung sind Bestandteil dieser Erfindung. Siehe bspw. US-Patent 5,437,632
"Variable stiffness balloon catheter"; US-Patent 5,499,973 "Variable stiffness
balloon dilatation catheters"; US-Patent 5,531,685 für "Steerable variable stiffness
device"; US-Patent 5,639,276 "Device for use in right ventricular placement and
method for using same"; US-Patent 5,833,604 "Variable stiffness
electrophysiology catheter"; und US-Patent 5,733,496 "Electron beam irradiation
of catheters to enhance stiffness", wobei die Offenbarungen der genannten
Patente durch Verweis jeweils in ihrer Gesamtheit mit eingebunden sind.
Es wird nun auf Fig. 5 Bezug genommen. Dort ist eine Querschnittsansicht einer
bspw. über den Coronarsinus 13 und die große Herzvene 23 in der hinteren
Herzvene 17 eines Herzen 1 angeordneten Leitung 10 dargestellt. Zumindest
Bereiche des fernen Abschnittes 22 der Leitung 10 sind in der hinteren Herzvene
17 gelegen. Fig. 5 stellt dar, wie die Leitung 10 durch eine Reihe von
gewundenen, verschlungenen Gängen geführt werden muß, wenn sie in die
Herzvenen implantiert wird. Solche Gänge gestalten nicht nur eine Implantation
und eine Plazierung der Leitung 10 in erwünschten Abschnitten des Herzen 1
schwierig, sondern weisen auch eine Neigung auf, daß aus dem Stand der
Technik bekannte Leitungen aus der Herzvene, in der sie durch Implantation
angeordnet sind, herausgeschoben werden, wobei eine weitere Diskussion
bezüglich dieser Tatsache unten folgt.
Es wird weiter auf Fig. 5 Bezug genommen. Dort ist eine medizinische elektrische
Leitung 10 der vorliegenden Erfindung gezeigt, die vor einer Implantation
vorzugsweise einen geraden fernen Abschnitt 22 aufweist, und die für eine
Implantation innerhalb des Coronarsinus 13, der großen Herzvene 23 oder
innerhalb einer beliebigen anderen der Herzvenen des linken Ventrikels oder
Herzvenen des linken Atriums angepaßt ist, wenn sie entsprechend konfiguriert
und bemessen ist. Bei der vorliegenden Erfindung ist die Biegesteifigkeit des
fernen Abschnitts 22 der Leitung 10 variabel gestalten, um so in einer
vorbestimmten singulären oder periodischen Weise anzusteigen oder abzufallen.
So weist bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der ferne
Abschnitt 22 der Leitung 10 zumindest einen am meisten entfernten, steifen
Abschnitt 2 auf, der jenseits eines daran angrenzenden, flexiblen Abschnitts 4
angeordnet ist. Das heißt, der Leitungskörper 12 kann so konfiguriert sein, daß er
mindestens einen steifen Abschnitt 2 und mindestens einen flexiblen Abschnitt 4
aufweist, die an seinem fernen Abschnitt 22 angeordnet sind. Die medizinische
elektrische Leitung 10 der vorliegenden Erfindung kann zusätzlich benachbarte,
angrenzende Bereiche aufweisen, die relativ zueinander abwechselnd flexibel und
steif sind. Insbesondere können die Flexibilität bzw. der Steifigkeit der Abschnitte 2
bzw. 4 der Leitung 10 genauer gekennzeichnet werden als verschiedene
Biegesteifigkeiten (Sb) aufweisend, wobei im Verhältnis der Wert der
Biegesteifigkeit des steifen Abschnittes 2 (Sbs) mindestens das 1,5-fache des
Wertes der Biegesteifigkeit des flexiblen Abschnitts 4 (Sbf) beträgt. Die
Verhältnisse der Biegesteifigkeiten zwischen flexibleren Abschnitten 4 und
steiferen Abschnitten 2 der Leitung 10 können auch Werte von etwa 1,8, etwa 2,
etwa 2,2, etwa 2,4, etwa 2,6, etwa 2,8, etwa 3,0, etwa 4, etwa 5, etwa 6, etwa 7,
etwa 8, etwa 9, etwa 10, etwa 20, etwa 30, etwa 40, etwa 50, etwa 100 oder sogar
noch höhere Werte übersteigen.
Mathematisch beträgt das Verhältnis der Werte der Biegesteifigkeiten der steifen
Abschnitte 2 und der flexiblen Abschnitte 4 der Leitung 10 der vorliegenden
Erfindung:
Wenn die Leitung 10 bspw. durch den Coronarsinus 13 in die große Herzvene 23
und dann in die hintere Herzvene 17 vorgeschoben wird, wird die Leitung 10 eine
gewundene, nahezu wellenförmige Gestalt annehmen, so daß der ferne Bereich
22 in dem Übergang zwischen dem Coronarsinus 13 und der hinteren Herzvene
17 gebogen ist, ebenso wie entlang des Durchganges der hinteren Herzvene 17.
Es wurde gefunden, daß die Leitung 10 versuchen wird, eine Position mit
minimaler gespeicherter, mechanischer Energie einzunehmen, nachdem sie
innerhalb der Venen 17 und 13 implantiert worden ist. Es wurde ferner
herausgefunden, daß die flexiblen Abschnitte 4 der Leitung 10 vorzugsweise in
den Bereichen des Venendurchgangs plaziert sind, die die Kurven mit den
kleinsten Radien aufweisen (und aus diesem Grunde die geringsten Mengen
gespeicherter, mechanischer potentieller Energie erfordern).
So wird der erste Radius der in Fig. 1A und 1B gezeigten Krümmung 36 des
Leitungskörpers vorzugsweise entlang der Abschnitte der Leitung 10 plaziert, die
einen flexiblen Abschnitt 4 des Leitungskörpers 12 aufweisen. Gleichermaßen sind
in Fig. 5 gezeigte zweite, dritte und vierte Radien der Krümmungen 38, 40 bzw. 42
des Leitungskörpers auf ähnlich Weise entlang flexible Abschnitte 4 aufweisender
Bereiche der Leitung 10 angeordnet. In einer gewünschten Position gelegene,
vergleichsweise gerade Abschnitte der innerhalb des menschlichen Herzen 1
implantierten Leitung 10 weisen vorzugsweise vergleichsweise steife Abschnitte 2
des Leitungskörpers 12 auf, wie in Fig. 5 gezeigt.
Bei der vorliegenden Erfindung erfordert ein Bewegen der flexiblen Abschnitte 4
aus ihren Lagen innerhalb der ersten, zweiten, dritten und vierten Biegungen 38,
40 und 42 daher, daß eine axiale Kraft auf die Leitung 10 ausgeübt wird, um die
Leitung 10 in Richtung des fernen Endes vorzutreiben (d. h. die Ausübung einer
Druckkraft) oder um die Leitung 10 zurückzuziehen (d. h. die Ausübung einer
Zugkraft). Somit weist die Leitung 10 ob der einzigartigen Variation der
Biegesteifigkeit entlang der Länge und der axialen Richtung x des Leitungskörpers
12 der Leitung 10, wenn sie einmal implantiert ist, eine ausgesprochene Neigung
auf, implantiert zu bleiben und nicht von der Herzvene deplaziert zu werden,
innerhalb derer sie implantiert worden ist.
Die Fig. 6A-6C stellen verschiedene mit der voranstehenden Erörterung
betreffend die Fig. 1A, 1B und 5 verbundene Prinzipien dar. Das Prinzip einer
relativ geraden Leitung mit einer in Abhängigkeit der Leitungsposition variablen
Steifigkeit basiert auf zwei mechanischen Gesetzen: (1) Ein einer äußeren Last
oder Verformung unterworfener mechanischer Körper nimmt eine Form an, die die
in diesem Körper gespeicherte potentielle mechanische Energie minimiert; und (2)
eine Veränderung der gespeicherten potentiellen Energie in einem Körper bei
einer Verschiebung des Körpers rührt aus einer äußeren darauf wirkenden Kraft.
Die äußere Kraft (F) ist gleich der Ableitung der Energie (E) nach der
Verschiebung (x), wie nachfolgend dargestellt:
wobei Sb = Biegesteifigkeit, Rb = Biegeradius und ϕb der Biegewinkel ist.
In Fig. 6A ist die zusätzliche, in dem gebogenen flexiblen Abschnitt 4 des
Leitungskörpers 12 gespeicherte Energie durch die zum Verschieben der Leitung
10 in die gezeigte Position benötigte Kraft F definiert gemeinsam gezeigt mit der
Veränderung der Verschiebung dx. Die Fig. 6B und 6C stellen dar, daß die
Menge der zum Verbiegen des Leitungskörpers 12 um eine Biegung von etwa 90°
erforderliche Biegeenergie für die in Fig. 6C gezeigte Geometrie größer ist als für
die in Fig. 6B gezeigte. Dies liegt daran, daß in Fig. 6C der steife Abschnitt 2 in
dem gebogenen Abschnitt des Leitungskörpers 12 angeordnet ist. Aus diesem
Grund ist eine höhere Biegeenergie erforderlich, um den Leitungskörper in die in
Fig. 6C gezeigte Konfiguration zu biegen als in die in Fig. 6B gezeigte
Konfiguration, in der der flexible Abschnitt 4 entlang dem überwiegenden Teil des
gebogenen Abschnitts angeordnet ist. In anderen Worten, die in Fig. 66 gezeigte
Leitungskonfiguration ist mechanisch stabiler als die in Fig. 6C gezeigte
Konfiguration, da die Konfiguration der Fig. 6B ein geringeres Niveau an
gespeicherter mechanischer Energie erreicht.
Wendet man das Gesetz der minimalen gespeicherten mechanischen Energie auf
den fernen Abschnitt der Leitung 10 an, können die folgenden Schlußfolgerungen
gezogen werden. Wenn die Leitung 10 in den Coronarsinus 13 und die große
Herzvene 23 implantiert wird, wird mechanische Energie in den gebogenen
Abschnitten der Leitung 10 gespeichert, die in dem Übergang von dem
Coronarsinus 13 in die Herzarterie 23 bzw. 17 gelegen sind. Eine solche
gespeicherte mechanische Energie ist zu der Steifigkeit der Leitung 10 und der
Länge des gebogenen Abschnitts proportional ebenso wie zu der Krümmung
(welche der Kehrwert des Biegeradius ist). Es soll angenommen werden, daß die
Krümmung hauptsächlich durch die Anatomie der Venen bestimmt ist, daß der
Winkel der Krümmung etwa 90° beträgt und daß der Biegeradius etwa 5 mm
beträgt. Eine solche Kurve wird durch Kräfte, die auf beide Seiten des
Leitungskörpers wirken, beibehalten. Die in dem Leitungskörper 12 gespeicherte
Energie ist proportional zu der durchschnittlichen Steifigkeit in dem gebogenen
Abschnitt.
Da die Steifigkeit in dem gebogenen Abschnitt mit der Position der Leitung entlang
der Kurve variiert, wird sich die mittlere Steifigkeit des in der Kurve angeordneten
Leitungskörpers ändern, wenn die Leitung entlang der Kurve fortbewegt wird bzw.
die Kurve relativ zu der Leitung fortbewegt wird. Folglich führt die axiale
Verschiebung x der Leitung 10 entlang der durch die Venenanatomie bestimmten
Kurve zu einer Veränderung der gespeicherten mechanischen Energie. Wenn eine
Leitung der vorliegenden Erfindung innerhalb der Venenanatomie eines Patienten
angemessen implantiert worden ist, muß zusätzliche Energie aus einer externen
Quelle (z. B. ein die Leitung entlang der axialen Richtung x schiebender oder
ziehender Arzt) aufgewandt werden, um die Leitung 10 aus ihrer bevorzugten
Position mit minimaler gespeicherter mechanischer Energie zu verschieben.
Es wurde gefunden, daß es bevorzugt wird, den flexibelsten Abschnitt der Leitung
in den Abschnitten der Venenanatomie zu positionieren, die die größte Krümmung
aufweisen (bzw. die maximalen Biegeradien). In einer solchen Konfiguration
erhöht sich die Steifigkeit der Leitung 10 sowohl in Richtung des nahen Endes als
auch in Richtung des fernen Endes verglichen mit dem in dem gebogenen
Abschnitt angeordneten, flexiblen Abschnitt, und somit wird gespeicherte Energie
des Leitungskörpers zunehmen, wenn die Leitung entweder in Richtung des
nahen Endes oder in Richtung des fernen Endes bewegt wird oder wenn die
Venenanatomie sich relativ zu der Leitung entweder in Richtung des fernen Endes
oder in Richtung des nahen Endes bewegt. Die gespeicherte mechanische
Energie wird minimal gehalten, wenn der flexible Abschnitt in der Mitte der Kurve
verbleibt. Dies führt zu einem stabilen mechanischen Gleichgewicht, welches es
wiederum erforderlich macht, daß eine äußere Kraft von ausreichender Größe auf
die Leitung 10 ausgeübt wird, um sie aus ihrer Position mit minimaler
gespeicherter mechanischer Energie vor oder zurück zu bewegen.
Gemäß einiger Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung kann die Leitung
10 so ausgebildet sein, daß sie einen vergleichsweise steifen Abschnitt 2 und
daran angrenzend an einen vergleichsweise flexiblen Abschnitt 4 aufweist, oder
sie kann eine Reihe von abwechselnd angeordneten, vergleichsweise steifen
Abschnitten 2 und vergleichsweise flexiblen Abschnitten 4 aufweisen. Die
Biegesteifigkeit angrenzender Bereiche kann schrittweise ansteigen oder abfallen,
oder sie kann monoton, exponentiell oder logarithmisch ansteigen bzw. abfallen.
Die jeweiligen Längen der vergleichsweise steife Abschnitte 2 und der
vergleichsweise flexiblen Abschnitte 4 kann auch entsprechend der speziellen
Venenanatomie, in der die Leitung 10 implantiert werden soll, verändert werden.
Bei einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist die Leitung 10 vor
der Implantation im wesentlichen gerade und weist eine variable Steifigkeit in
ihrem fernen Abschnitt 22 auf, so daß zumindest an einen flexiblen Abschnitt 4 in
Richtung des nahen Endes und in Richtung des fernen Endes jeweils ein
benachbarter, steifer Abschnitt 2 angrenzt. Eine solche Ausgestaltung einer
Leitung zeigt ein zweiseitiges, stabiles Gleichgewicht (siehe Fig. 7C).
Bei einem anderen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung weist die
Leitung 10 einen einzigen in dem fernen Bereich 22 angeordneten steifen
Abschnitt 2 auf, an den in Richtung des nahen Endes ein benachbarter,
vergleichsweise flexibler Abschnitt 4 angrenzt. Eine solche Leitungsausgestaltung
weist ein einseitiges, mechanisch stabiles Gleichgewicht auf, wobei die
Verbindung der Biegesteifigkeit zwischen den zwei verschiedene Steifigkeiten
aufweisenden Abschnitten 2 und 4 optimalerweise an einem der Enden einer
Kurve in einer Venenanatomie plaziert wird (siehe Fig. 7B).
Die Fig. 7A-7C zeigen das Verhalten verschiedener ausgesuchter
Ausführungsbeispiele der Leitung 10 der vorliegenden Erfindung, wobei die
Biegesteifigkeit (Sb) des Leitungskörpers 12 als Funktion der axialen Position x der
Leitung variiert wird. Bei jeder der Fig. 7A-7C illustriert das obere Diagramm die
Biegesteifigkeit Sb in Abhängigkeit der axialen Position x der Leitung, das mittlere
Diagramm zeigt die Ableitung der gespeicherten mechanischen Energie E nach
der axialen Entfernung x (wobei eine solche Ableitung der gespeicherten Energie
zu der durch die Leitung ausgeübten, axialen Kraft Fax proportional ist), und das
untere Diagramm zeigt eine Leitungsstruktur korrespondierend zu der darüber
dargestellten Biegesteifigkeit und den axialen Kräften. In jeder der Fig. 7A-7C ist
die ferne Spitze der Leitung an der rechten Seite der Diagramme positioniert,
vergleichsweise steife Abschnitte der Leitung 10 sind durch das Bezugszeichen 2
und relativ flexible Abschnitte der Leitung 10 durch das Bezugszeichen 4
bezeichnet.
Es wird nun auf die Fig. 7A Bezug genommen. Der monotone Anstieg der
Biegesteifigkeit beginnt an der Verbindung zwischen den Abschnitten 4 und 2 und
steigt bis auf ein Maximum an der Spitze 50 an. Eine solche Konfiguration führt
dazu, daß eine axiale Kraft (Fax) auf die Leitung 10 ausgeübt wird, wie sie in dem
mittleren Diagramm gezeigt ist. Hier ist, wie bei anderen Diagrammen der axialen
Kraft, die unten folgen, eine positive axiale Kraft eine solche, die ein Schieben der
Leitung in Richtung des fernen Endes bewirkt, wohingegen eine negative axiale
Kraft eine solche ist, die ein Ziehen der Leitung in Richtung des nahen Endes (d. h.
aus der Vene heraus, innerhalb derer sie implantiert wurde) bewirkt.
Es wird nun auf Fig. 7B Bezug genommen. Dort ist eine Leitung gezeigt, die einen
stufenartigen Sprung der Biegesteifigkeit aufweist, der an dem Übergang von ihren
Abschnitten 2 und 4 auftritt. Wenn der am weitesten entfernte steife Abschnitt 2
einmal hinter die interessierende Kurve der Vene geschoben und der flexible
Abschnitt 4 in einer solchen Kurve plaziert worden ist, ist die durch den fernen
Abschnitt 22 der Leitung 10 auf die Venenanatomie ausgeübte axial Kraft (Fax)
wiederum positiv und neigt dazu, die Leitung in der implantierten Position
zurückzuhalten, solange keine in Richtung des nahen Endes wirkende, axiale
Zugkraft auf die Leitung 10 ausgeübt wird, um die Leitung 10 um die
interessierende Kurve zu ziehen, um dadurch Fax zu überwinden.
Fig. 7C zeigt eine Leitung 10, die eine Reihe von aneinander angrenzenden, sich
abwechselnden, vergleichsweise flexiblen und vergleichsweise steifen Abschnitten
2 bzw. 4 aufweist. Die in Fig. 7C gezeigte Leitung 10 weist eine Reihe von
Punkten mit zweiseitiger Stabilität auf, getrennt durch eine Entfernung, die gleich
der Länge eines vergleichsweise flexiblen bzw. eines vergleichsweise steifen
Abschnitt 4 bzw. 2 ist. Eine solche Leitungsausgestaltung bietet den Vorteil, daß
eine Spitze oder eine Elektrode derselben in einer von mehreren Positionen
entlang einer oder mehrerer Coronarvenen positioniert werden kann. Das heißt,
daß das in Fig. 7C gezeigte Ausführungsbeispiel der Leitung 10 eine Anzahl
verschiedener Positionen mit minimaler gespeicherter mechanischer Energie
aufweist, welche sie innerhalb der Venenanatomie eines Patienten einnehmen
kann. Die relativen Längen vergleichsweise flexibler Bereiche 4 und
vergleichsweise steifer Bereiche 2 können entsprechend der Radien der
verschiedenen Venenkurven verändert werden, welche während der Implantation
der Leitung anzutreffen vorausgesehen werden.
Wenn also vorausgesehen wird, daß die Leitung 10 in einem Bereich der
Venenanatomie implantiert werden wird, welcher sich durch eng gebogene
Venenbereiche auszeichnet, kann die Leitung 10 so konfiguriert sein, daß sie
vergleichsweise kurze steife und flexible Abschnitte 2 bzw. 4 aufweist, um optimale
Ergebnisse zu erzielen. Im Gegensatz dazu kann, in dem Fall, daß erwartet wird,
daß die während des Implantationsvorganges anzutreffende Venenanatomie sich
durch vergleichsweise sanfte Kurven auszeichnet, die Leitung 10 so konfiguriert
sein, daß vergleichsweise steife Abschnitte 2 und vergleichsweise flexible
Abschnitte 4 größere Längen aufweisen, um hierdurch optimale Ergebnisse zu
erzielen. Die Leitung 10 kann auch in der Weise angemessen konfiguriert sein,
daß die Bereiche 2 und 4 unterschiedliche geeignete Längen für von derselben
Leitung 10 angetroffene Kurven mit kurzen, mittleren und großen Radien
aufweisen.
Es ist wichtig anzumerken, daß, wenn ein vergleichsweise steifer Abschnitt 2 der
Leitung 10 in einem oder entlang eines gebogenen Abschnittes der
Venenanatomie angeordnet ist, daraus ein in der Kurve liegendes, unstabiles
mechanisches Gleichgewicht resultiert, verbunden mit einem Vokalen Maximum der
gespeicherten potentiellen mechanischen Energie. Es ist daher bei der
vorliegenden Erfindung erwünscht, daß die Leitung 10 einander abwechselnde, in
der Venenanatomie derart positionierte relativ flexible Abschnitte 4 und relativ
steife Abschnitte 2 aufweist, daß die vergleichsweise flexiblen Abschnitte 4 in
zumindest der Mehrzahl der Kurven zu liegen kommen.
Das Prinzip des Variierens der Biegesteifigkeit der Leitung 10 in Abhängigkeit der
axialen Entfernung x kann auch ausgedehnt werden, um Umstände mit
abzudecken, in denen die Biegesteifigkeit (Sb) symmetrisch und gleich um jede
Biegeachse bzw. unsymmetrisch und ungleich um jede Biegeachse ist.
Es wird nun auf Fig. 8A und 8B Bezug genommen. Dort ist in Fig. 8A im
Querschnitt ein Leitungskörper 12 gezeigt, der symmetrische und gleiche
Biegesteifigkeiten um jede Biegeachse aufweist, und in Fig. 8B im Querschnitt ein
Leitungskörper 12, der asymmetrische und ungleiche Biegesteifigkeiten um jede
Biegeachse aufweist. So kann die in Fig. 8A gezeigte Leitung in jeder Richtung
von 0° bis 360° gebogen werden, ohne daß eine Veränderung des
Biegemomentes erforderlich ist. Im Gegensatz dazu erfordert die in Fig. 8B
gezeigte Leitung ein höheres Biegemoment, wenn die Leitung 10 in die
Richtungen von 0° und 180° gebogen wird, wohingegen ein kleineres
Biegemoment erforderlich ist, wenn die Leitung 10 in die 90° und 270° Richtungen
gebogen wird.
Die Fig. 9A und 9B zeigen Leitungskörper, die asymmetrische Biegemomente in
Abhängigkeit der Winkelrichtung erfordern. Um eine minimale mechanische
Energie beizubehalten, wird der in Fig. 9B dargestellte Leitungskörper 12
versuchen, sich selbst entlang der Ebene der Kurve auszurichten, innerhalb derer
sie so angeordnet ist, daß ein Verbiegen vorzugsweise um die Leitungsachse
entlang des flexibelsten Leitungsquerschnitts (z. B. die 90° und die 270°
Ausrichtung) auftritt. Diese Eigenschaft kann ausgenutzt werden, so daß der
Leitungskörper 12 so angeordnet werden kann, daß eine entlang oder nahe eines
solchen, asymmetrische Biegesteifigkeit aufweisenden Abschnitts angeordnete
Elektrode strategisch innerhalb der Vene plaziert ist. Somit kann bspw. eine nahe
eines solchen Abschnitts asymmetrischer Biegesteifigkeit angeordnete
Schrittmacher- oder Defibrillationselektrode 14 hin zu dem Myocaridum
ausgerichtet werden (was hilfreich bei einem Erreichen geringer
Schrittmacherschwellen und einer verbesserten Wahrnehmung von Signalen sein
kann).
Fig. 9A zeigt die natürliche Ausrichtung, die die Leitung aus Fig. 8B innerhalb
eines gebogenen Abschnittes der Venenanatomie einnehmen wird. Die in Fig. 9B
gezeigte Leitungskonfiguration ist eine solche, die maximale mechanische Energie
erfordert und aus diesem Grunde nicht von der Leitung 10 eingenommen werden
wird, wenn sie in einem gebogenen Abschnitt der Venenanatomie angeordnet
wird.
Es wird nun auf Fig. 10 Bezug genommen. Dort ist eine vergrößerte
Querschnittsansicht einer Leitung 10 gezeigt, wie sie innerhalb der hinteren
Herzvene 17 angeordnet ist, nachdem sie durch den Coronarsinus 13 geführt
worden ist. Fig. 10 zeigt, wie das venale Gefäßsystem Kurven mit hinsichtlich der
Richtung und der Größe unterschiedlichen Radien aufweist. Ein Verbiegen des
Leitungskörpers 12 entlang der hinteren Herzvene 17 erfolgt im wesentlichen
innerhalb einer einzigen Ebene (d. h. R1, R2 und R3 liegen im wesentlichen
innerhalb der gleichen Ebene). Da die Radien R1, R2 und R3 so viel kleiner sind als
der Radius R4, ist ein radikaleres Verbiegung der Leitung 10 in der hinteren
Herzvene 17 erforderlich. Ein entlang R4 des Coronarsinus 13 auftretendes
Verbiegen des Leitungskörpers 12 erfolgt in einer Ebene, die ungefähr senkrecht
zu der Ebene liegt, innerhalb derer R1, R2 und R3 liegen. Es sei darauf
hingewiesen, daß R4 wesentlich länger ist als R1-R3 und daß folglich die
Krümmung des Coronarsinus 13 nicht nur entlang einer anderen Ebene verläuft,
sondern wesentlich kleiner ist. Folglich ist eine bevorzugte Ausrichtung der Leitung
10 prinzipiell durch die Radien R1-R3 bestimmt anstelle durch den Radius R4. Das
bedeutet wiederum, daß eine Leitung mit einem asymmetrischen Querschnitt bzw.
einer Biegesteifigkeit, die in Abhängigkeit der Winkelposition des Querschnitts
asymmetrisch variiert, erfolgreich verwendet werden kann, um ein Zurückhalten
der Leitung 10 innerhalb einer erwünschten Position in der Venenanatomie sicher
zu stellen. Bspw. kann die Leitung 10 so gestaltet sein, daß sie eine erste
asymmetrische Querschnittskonfiguration zur Implantation entlang der am
weitesten entfernten Bereiche einer ausgesuchten Herzvene in einer ersten
bevorzugten Orientierung, wo die Biegeradien klein sind, aufweist und daß sie eine
zweiten asymmetrischen Querschnittskonfiguration zur Implantation in oder
entlang mehr in Richtung des nahen Endes gelegener Abschnitte der
Venenanatomie und in einer zweiten bevorzugten Orientierung aufweist, wobei die
erste und die zweite Orientierung unterschiedlich sind, abhängig bspw. von dem
ersten und dem zweiten Querschnitt, die relativ zueinander um einen Winkel
verdreht sind.
Angenommen das in den Fig. 8B und 9A dargestellte Ausführungsbeispiel der
vorliegenden Erfindung wird für eine Implantation innerhalb eines erwünschten
Abschnitts der Venenanatomie verwendet, so wird eine solche Leitung zwei
Orientierungen aufweisen, in welchen ein Speichern mechanischer Energie
erreicht werden wird, nämlich bei ϕ = 90° bzw. ϕ = 270°, wenn angenommen
wird, daß die Biegesteifigkeit der Leitung in diesen, einander gegenüberliegenden
Richtungen gleich ist. Eine Elektrode 14(b) kann auf der einen oder der anderen
Seite des Leitungskörpers 12 positioniert sein, um einen gewünschten Bereich des
Herzen, wie in Fig. 10 gezeigt, zu stimulieren. Ein solches Positionieren kann
mittels der Verwendung von Röntgen- oder Echountersuchungen der Orientierung
der Elektrode 14(b) bestätigt werden. Wenn erforderlich kann die Leitung 10 um
180° gedreht werden, so daß die Elektrode 14(b) in eine erwünschte Richtung
zeigt.
Fig. 11 zeigt ein weiteres Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung, bei
dem die Leitung 10 für eine Implantation innerhalb des rechten Herzvorhofes 3,
des Coronarsinus 13 und einer ausgesuchten Herzvene angepaßt ist. Die ferne
Spitze 50 der Leitung 10 ist in der ausgesuchten Herzvene angeordnet, während
davon näher gelegen ein Abschnitt der Leitung 10 mit
Biegesteifigkeitseigenschaften liegt, die von denen der am weitesten entfernt
gelegenen Abschnitte der Leitung 10 abweichen. Genauer gesagt und unter
nochmaliger Bezugnahme auf Fig. 11 wird gesehen werden, daß der ferne Bereich
22 der Leitung 10 sich dadurch auszeichnet, daß er ein Biegesteifigkeitsprofil
aufweist, welches zwischen vergleichsweise steifen Abschnitten 2 und
vergleichsweise flexiblen Abschnitten 4 abwechselt. Ausgehend von solchen
Abschnitten alternierender vergleichsweise steifer bzw. vergleichsweise flexibler
Abschnitte 2 bzw. 4 in Richtung des nahen Endes gelegen ist ein Abschnitt des
Leitungskörpers 12 angeordnet, in dem die Biegesteifigkeit in Richtung des fernen
Endes ansteigt, vorzugsweise in der in Fig. 11 gezeigten Weise. Es soll jedoch
angemerkt werden, daß der über diese Abschnitte der in Fig. 11 dargestellten, für
die Implantation in das rechte Atrium 3 und optional zumindest in Abschnitte des
Coronarsinus 13 vorgesehenen Leitung 10 gezeigte Anstieg der Biegesteifigkeit
monoton, exponentiell, stufenartig oder logarithmisch ansteigen kann. Der wichtige
Punkt ist, daß die Biegesteifigkeit über den innerhalb des rechten Atriums und
optional zumindest Bereiche des Coronarsinus implantierte Abschnitt der Leitung
eine ansteigende Biegesteifigkeit aufweist, um eine Kraft zu erzeugen, die eine
Tendenz aufweisen wird, die Leitung in Richtung des fernen Endes zu schieben,
auch nach der Implantation.
Eine äußere Schicht oder Hülse kann den Leitungskörper 12 umgeben. Ohne
irgendeine Einschränkung vornehmen zu wollen, kann die Hülse aus einem
kohlenstoffbeschichteten Silikon, einem Steroid, einem Steroid herauslösenden
Silikon oder einer Kombination aus Silikon und einem Anti-Faser-
Oberflächenbehandlungselement aufgebaut sein. Irgendeine dieser
Zusammensetzungen können dazu beitragen, Reaktionen des Gewebes auf ein
Einführen der Leitung zu verringern, so daß die Leitung 10 keine Klümpchen oder
Anhaftungen an der Gefäßwand verursachen wird, wodurch ein Zurückziehen der
Leitung zu einem späteren Zeitpunkt möglich ist, wenn dieses erforderlich ist.
Diese Kompositionen können auch dazu beitragen, eine Einkapselung der
Elektrode zu verhindern, und damit die Effizienz der Schrittmacher- und
Wahrnehmungsmöglichkeiten zu verbessern.
Ein oder mehrere elektrische Leiter sind auf oder in dem Leitungskörper 12
angeordnet und transportieren von der Elektrode 14 wahrgenommene Signale
oder ermöglichen die Abgabe elektrischer Schrittmacher- oder
Defibrillationssignale durch diese. Solche Leiter können schraubenförmig
gewundene Spulen oder verdrehte Mehrstrang Kabel, ETFE-beschichtet oder
innerhalb eines in Längsrichtung des Leitungskörpers 12 in dessem Inneren
verlaufenden Hohlraumes festgelegt sein. Das ferne Ende des Leitungsleiters 16
kann an der Elektrode 14 befestigt sein, während das nahe Ende desselben durch
Crimpen oder mittels eines einem Fachmann wohl bekannten
Laserschweißgerätes an einen Anschlußstift 18 festgelegt ist. Ohne irgendeine
Einschränkung vornehmen zu wollen, können die Elektrode 14 und der
Anschlußstift 18 aus Titan oder platinbeschichtetem Titan gefertigt sein. Der Leiter
16 enthält vorzugsweise elektrisch leitfähige, geflochtene oder verseilte Drähte.
Ein Hohlraum 30 kann innerhalb des Leitungskörpers 12 gebildet sein, in welche
ein Stylet von bekannter Konstruktion positioniert werden kann.
Nachdem die Merkmale und die Positionierung der Leitung 10 allgemein
beschrieben worden ist, wird nun auf das Flußdiagramm aus Fig. 12 Bezug
genommen, und es werden einige Verfahren zum Schrittmachen und/oder
Defibrillieren des Herzen eines Patienten unter Verwendung einer
Coronarvenenleitung 10 und Implantieren derselben erörtert werden. Das in dem
Ablaufdiagramm der Fig. 12 zu erkennende Verfahren zum Schrittmachen des
Herzen eines Patienten ermöglicht es einem Anwender, die linke Herzkammer
effektiv durch Schrittmacherpulse zu unterstützen, ohne ein erhöhtes Risiko einer
ischämischen Episode.
Der Operateur positioniert zunächst einen Führungskatheter der Art eines der
Fachwelt geläufigen Ausreißkatheters innerhalb des Coronarsinus 13 (Block 150).
Obwohl die Verwendung eines Führungskatheters nicht unbedingt erforderlich ist,
erhöht ein Führungskatheter die Möglichkeit des Operateurs, die Leitung 10
innerhalb einer vorausgewählten Coronarvene genau zu positionieren. Wenn der
Führungskatheter erst einmal innerhalb des Coronarsinus 13 positioniert worden
ist, wird die Leitung 10 durch den Hohlraum des Führungskatheters und in eine
vorbestimmte Herzvene unter Beobachtung mit einem Fluoroskop eingebracht
(Block 152). Die Leitung 10 wird innerhalb der ausgesuchten Coronarvene
positioniert, wobei die Elektroden der Leitung 10 mit der ausgesuchten, zu
unterstützenden Kammer ausgerichtet werden. Ein Fachmann wird zu würdigen
wissen, daß die Elektroden aus einem radiopaken Material gefertigt sein können,
so daß die Position der Elektroden ohne weiteres bestimmt werden kann.
Nachdem die Leitung 10 in dem Herzen 1 korrekt positioniert worden ist, wird das
Stylet bzw. der Führungsdraht (falls vorhanden) aus der Leitung 10 entfernt (siehe
Block 154). Der Katheter wird dann aus dem Coronarsinus 13 entfernt (Block 156),
und der Katheter wird abgerissen, sobald der Katheter hinter die Anschlußstifte der
Leitung 10 zurückgezogen worden ist. Vor dem Entfernen des Katheters von der
Leitung können jedoch elektrische Meßwerte aufgenommen werden. Wie oben
angemerkt, kann ein Führungskatheter verwendet werden, um einen
Führungsdraht zu leiten, welcher verwendet wird, um einen
Unterstützungskatheter in eine erwünschte Stellung innerhalb einer vorgewählten
Coronarvene zu führen. Der Unterstützungskatheter wird dann verwendet, um die
Leitung 10 wie oben beschrieben zu positionieren.
Nachdem der Führungskatheter entfernt worden ist, entscheidet der Operateur, ob
weitere Coronarvenenleitungen in die Coronarvenen des Herzen eines Patienten
eingeführt und positioniert werden müssen (siehe Entscheidungsblock 158). Falls
weitere Leitungen 10 innerhalb vorgewählter Coronarvenen positioniert werden
müssen, werden die obigen, durch die Blöcke 150-156 veranschaulichten Schritte
wiederholt (siehe Schleife 160). Ein Fachmann wird verstehen, daß eine
zusätzliche Leitung von geeigneter Konstruktion innerhalb des rechten Atriums
oder Ventrikels positioniert werden kann. Wenn keine weiteren Leitungen 10
eingeführt und positioniert werden müssen, werden die an jeder
Coronarvenenleitung 10 angebrachten Anschlußstifte 18 an korrespondierende
Anschlußbuchsen des Herzstimulators 30 angeschlossen (Block 162). Der
Stimulator 30 wird dann mittels bekannte Mittel programmiert, um einen
Schrittmacher- und/oder Defibrillationspuls durch jede angeschlossene Leitung 10
zu übertragen (Block 164), um die vorgewählte Kammer des Herzen des
Patienten unterstützend anzuregen oder zu defibrillieren.
Zum Plazieren der Leitungsspitze in dem Appendix des Atriums wird ein Stylet
eingeführt, und die Leitung vorgeschoben, bis das ferne Ende der Leitung sich im
rechten Herzvorhof befindet. Das Stylet wird durch ein J-förmiges Stylet ersetzt,
um dem fernen Ende der Leitung eine Krümmung beizubringen und um die Spitze
in der erwünschten Position des Appendix des rechten Herzvorhofes zu plazieren.
Wenn die Leitung 10 eines geeigneten Ausführungsbeispiels der vorliegenden
Erfindung in das Herz 1 erst einmal eingeführt und dort positioniert worden ist, und
ohne daß hiermit eine Einschränkung beabsichtigt ist, hat der Operateur die
Möglichkeit, bspw. sowohl die linke Herzkammer als auch den linken Herzvorhof
zu erregen oder Signale aus diesen Kammern wahrzunehmen oder aber das linke
Atrium, das linke Ventrikel und das rechte Atrium zu erregen bzw. Signale aus
diesen Kammern wahrzunehmen. Wenn eine separate Leitung für die rechte
Herzkammer positioniert worden ist, kann ein Schrittmachen und/oder
Wahrnehmen aller Kammern des Herzen möglich sein. Der Durchmesser und die
Konstruktion der Leitung 10 sorgen für die Flexibilität, die notwendig ist, um die
Wahrscheinlichkeit merklich zu verringern, daß ein Verbiegen der Leitung 10 dazu
führen wird, daß die Coronarvene bis zum Durchbruch abgenutzt wird. In dieser
Hinsicht kann der Leitungskörper 12 der Leitung 10 mit einem biomedizinischen
Steroid beschichtet oder imprägniert sein, um entzündliche Reaktionen der
Coronarvenen auf das Einführen und Positionieren der Leitung 10 zu verringern.
Das ausgewählte biomedizinische Steroid kann auch verwendet werden, um die
Menge von zwischen der Leitung 10 und der Herzvene ausgebildeten Fasern zu
reduzieren. Die Leitung 10 kann auch so ausgebildet sein, daß sie ein
Verankerungselement aufweist, so daß die Leitung 10 zusätzlich innerhalb der
Coronarvene oder dem Coronarsinus verankert werden kann.
Obwohl spezielle Ausführungsbeispiel der Erfindung hier in einiger Genauigkeit
angegeben wurden, soll verstanden werden, daß dies lediglich zum Zwecke der
Veranschaulichung getan wurde und nicht als eine Einschränkung des Umfanges
der Erfindung zu sehen ist, wie sie in den nachfolgenden Ansprüchen angebeben
wird. So kann die vorliegende Erfindung unter Verwendung von anderen als den
hierin besonders beschriebenen Geräten und Vorrichtungen ausgeführt werden.
Verschiedene Modifikationen, sowohl bei den Geräten als auch bei den
Verwendungsverfahren können vorgenommen werden, ohne den Umfang der
Erfindung selbst zu verlassen. Es soll verstanden werden, daß verschiedene
Alternativen, Ersetzungen und Modifikationen bei den hierin beschriebenen
Ausführungsbeispielen vorgenommen werden können, ohne von dem
Grundgedanken und dem Umfang der nachfolgenden Ansprüche abzuweichen.
In den Ansprüchen sollen Mittel-plus-Funktions-Formulierungen die hierin
beschriebenen Strukturen abdecken, wie sie die zitierten Funktionen ausüben, und
nicht nur strukturelle Äquivalente, sondern auch äquivalente Strukturen.
Demzufolge sind auf dem Gebiet der Befestigungsmittel Operationskleber und
eine Schraube äquivalente Strukturen, obwohl sie strukturell nicht ähnlich sein
können, dahingehend, als daß Operationskleber chemische Bindungen verwendet,
um biokompatible Komponenten miteinander zu verbinden, wohingegen eine
Schraube eine schraubenförmig gewundene Oberfläche verwendet.
Alle oben zitierten Patente sind hierdurch durch Verweis in die Beschreibung mit
eingebunden, ein jedes in seiner jeweiligen Gesamtheit.
Claims (67)
1. Längliche, implantierbare medizinische elektrische Leitung zum elektrischen
Stimulieren eines menschlichen Herzen oder Wahrnehmen von aus diesem
stammenden elektrischen Signalen mit:
- a) einem Leitungskörper mit einem fernen und einem nahen Abschnitt;
- b) mindestens einer Elektrode zum Wahrnehmen oder zum elektrischen Stimulieren des Herzen;
- c) einem nahen Ende, welches einen elektrischen Anschluß aufweist, wobei der elektrische Anschluß an den nahen Abschnitt des Leitungskörpers anschließt;
- d) einem fernen Ende, welches sich an den fernen Abschnitt des Leitungskörpers anschließt;
- e) mindestens einem elektrischen Leiter mit einem nahen und einem fernen Ende, wobei das ferne Ende des Leiters zum Zusammenwirken mit derselben an die mindestens eine Elektrode angeschlossen ist, wobei das nahe Ende des Leiters zum Zusammenwirken mit demselben an den elektrischen Anschluß angeschlossen ist;
2. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis der Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) zu der
des zweiten Segmentes (Sbf) durch die folgende Gleichung bestimmt ist:
3. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis der Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) zu der
des zweiten Segmentes (Sbf) durch die folgende Gleichung bestimmt ist:
4. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis der Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) zu der
des zweiten Segmentes (Sbf) durch die folgende Gleichung bestimmt ist:
5. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis der Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) zu der
des zweiten Segmentes (Sbf) durch die folgende Gleichung bestimmt ist:
6. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) mindestens 1,5 mal so
groß ist wie die Biegesteifigkeit des zweiten Segments (Sbf).
7. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) mindestens 1,8 mal so
groß ist wie die Biegesteifigkeit des zweiten Segments (Sbf).
8. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) mindestens doppelt so
groß ist wie die Biegesteifigkeit des zweiten Segments (Sbf).
9. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) mindestens viermal so
groß ist wie die Biegesteifigkeit des zweiten Segments (Sbf).
10. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) mindestens sechsmal so
groß ist wie die Biegesteifigkeit des zweiten Segments (Sbf).
11. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das Verhältnis der Biegesteifigkeit des ersten Segmentes (Sbs) zu der
des zweiten Segmentes (Sbf) aus der folgenden Gruppe gewählt ist:
mindestens etwa 2,2; mindestens etwa 2,4; mindestens etwa 2,6; mindestens
etwa 2,8; mindestens etwa 3,0; mindestens etwa 4; mindestens etwa 5;
mindestens etwa 6; mindestens etwa 7; mindestens etwa 8; mindestens etwa
9; mindestens etwa 10; mindestens etwa 20; mindestens etwa 30;
mindestens etwa 40; mindestens etwa 50; mindestens etwa 100.
12. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers eine Vielzahl von einander
abwechselnden Serien im wesentlichen aneinander angrenzender erster und
zweiter Segmente aufweist.
13. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers ein drittes Segment mit einer
Biegesteifigkeit aufweist, die die Biegesteifigkeit des zweiten Segments
übersteigt, wobei das zweite Segment zwischen dem ersten und dem dritten
Segment angeordnet ist.
14. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers ein drittes Segment mit einer
Biegesteifigkeit aufweist, welche kleiner ist als die Biegesteifigkeit des ersten
Segments, wobei das erste Segment zwischen dem zweiten und dem dritten
Segment angeordnet ist.
15. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des fernen Abschnitts des Leitungskörpers in
Richtung des fernen Endes schrittweise oder in einer monotonen oder
exponentiellen oder logarithmischen Weise ansteigt.
16. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des fernen Abschnitts des Leitungskörpers in
Richtung des fernen Endes schrittweise oder in einer monotonen oder
exponentiellen oder logarithmischen Weise abnimmt.
17. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Längen des ersten und des zweiten Segments entsprechend einer
bestimmten Venenanatomie ausgewählt sind, in der die Leitung implantiert
werden soll.
18. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Leitung vor der Implantation eine im wesentlichen gerade Form
einnimmt.
19. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper mindestens eine darin angeordnete vorgeformte
Kurve aufweist.
20. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers zu einer gebogenen
Konfiguration geformt ist.
21. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers und das erste sowie das zweite
Segment desselben für eine Verwendung in einem Coronarsinus oder einer
Herzvene des Herzen bemessen und konfiguriert sind.
22. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß an dem Leitungskörper eine Befestigungsvorrichtung angeordnet ist.
23. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 22, dadurch
gekennzeichnet, daß die Befestigungsvorrichtung aus der folgenden Gruppe
ausgewählt ist: eine Schraube mit schraubenförmigen Windungen, ein
Widerhaken, ein Haken, mindestens eine Zinke sowie mindestens ein Arm.
24. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 22, dadurch
gekennzeichnet, daß die Befestigungsvorrichtung nahe dem fernen Ende
angeordnet ist.
25. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode entlang des fernen Abschnitts des
Leitungskörpers an einer Stelle angeordnet ist, die dazu geeignet ist, die
Elektrode angrenzend an den linken Herzvorhof oder die linke Herzkammer
des Herzen zu positionieren.
26. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode und das erste sowie das zweite Segment
so konfiguriert und dimensioniert sind, daß sie eine Eindurchgangs-Leitung
für ein Zweikammerschrittmachen eines linken Herzvorhofs und einer linken
Herzkammer durch Implantation innerhalb eines Coronarsinus und einer
großen Herzvene des Herzen bilden.
27. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper zum Ermöglichen einer bevorzugten Verbiegung
desselben entlang mindestens einer vorbestimmten Biegeebene ausgestaltet
ist.
28. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper zum Ermöglichen eines dreidimensionalen
Verbiegens desselben entlang mindestens zweier vorbestimmter
Biegeebenen konfiguriert ist.
29. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten und/oder des zweiten Segments
rotationssymmetrisch ist.
30. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit des ersten und/oder des zweiten Segments
asymmetrisch bezüglich einer Rotation ist.
31. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 30, dadurch
gekennzeichnet, daß die mindestens eine Elektrode und der Leitungskörper
so dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb eines
Venenabschnitts des Herzen implantiert ist, das bezüglich Rotation
asymmetrische Segment durch einen Arzt verwendet werden kann, um die
Plazierung der mindestens einen Elektrode auszurichten, so daß die
Elektrode gegen einen ausgewählten Bereich des Herzen gedrückt oder in
Richtung desselben gelenkt wird.
32. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Leitung eine einpolige Elektrodenkonfiguration aufweist.
33. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Leitung eine mehrpolige Elektrodenkonfiguration aufweist.
34. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Leitung zudem mindestens eine Defibrillationselektrode aufweist.
35. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 34, dadurch
gekennzeichnet, daß die mindestens ein Defibrillationselektrode entweder
eine Spulenelektrode oder eine Ringelektrode ist.
36. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Leitung Schrittmacher- und Defibrillationselektroden aufweist.
37. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper so konfiguriert und bemessen ist, daß, wenn die
Leitung innerhalb eines Venenabschnitts des menschlichen Herzen
implantiert ist, das zweite Segment in Bereichen des Venenabschnitts liegt,
welche die größte Krümmung aufweisen.
38. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 37, dadurch
gekennzeichnet, daß die Biegesteifigkeit des Leitungskörpers bezüglich des
zweiten Segments sowohl in Richtung des fernen Endes als auch in Richtung
des nahen Endes ansteigt.
39. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das zweite Segment ausgehend von dem ersten Segment näher zum
nahen Ende hin angeordnet ist, wobei das erste und das zweite Segment
entlang einer Verbindung aneinander angrenzen und die Verbindung entlang
des Leiterkörpers in einer axialen Position so angeordnet ist, daß, wenn die
Leitung innerhalb einer Venenanatomie des menschlichen Herzen implantiert
ist, die Verbindung nahe einem Ende einer Kurve in der Venenanatomie liegt.
40. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper einen ersten asymmetrischen Querschnitt aufweist,
der für eine Implantation in einer ersten bevorzugten Orientierung in
vorbestimmten, am weitesten entfernt gelegenen Abschnitten der
Venenanatomie des Herzen, in dem Biegeradien klein sind, konfiguriert ist,
daß der Leitungskörper einen zweiten asymmetrischen Querschnitt aufweist,
der für eine Implantation in einer zweiten bevorzugten Orientierung, die von
der ersten Orientierung verschieden ist, in vorbestimmten Abschnitten der
Venenanatomie des Herzen konfiguriert ist, die ausgehend von den am
weitesten entfernt liegenden Abschnitten derselben näher in Richtung des
nahen Endes gelegen sind.
41. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Biegesteifigkeit eines nahen Bereichs des fernen Abschnitts des
Leitungskörpers in Richtung des fernen Endes ansteigt und daß der nahe
Bereich des fernen Abschnitts des Leitungskörpers so konfiguriert und
dimensioniert ist, daß der nahe Bereich des fernen Abschnitts des
Leitungskörpers nach der Implantation in einem rechten Herzvorhof und
einem Coronarsinus des Herzen angeordnet ist.
42. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 41, dadurch
gekennzeichnet, daß eine Länge des nahen Bereichs des fernen Abschnitts
des Leitungskörpers aus der folgenden Gruppe gewählt wird: zwischen etwa
5 cm und etwa 15 cm, etwa 10 cm, zwischen etwa 2 cm und etwa 17 cm,
zwischen etwa 7 cm und etwa 13 cm sowie zwischen etwa 9 cm und etwa 11 cm.
43. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper ein aus der folgenden Gruppe ausgewähltes Material
enthält: Silikongummi, Polyurethan, PEBAX, PTFE sowie ETFE.
44. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das erste und das zweite Segment Mittel zum Verändern der
Biegesteifigkeit des Leitungskörpers in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung aufweisen, die aus der folgenden Gruppe ausgewählt sind:
Spulen mit einer in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlicher Ganghöhe, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichen Windungen, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichem Durchmessern, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlicher Ganghöhe, wobei der Leitungskörper einen in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichen Durchmesser aufweist, fortschreitendes Zufügen von mehr Material zu dem Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Hinzufügen von mehr Spulen zu dem Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der Dicke der Isolierung des Leitungskörpers in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern des Typs der Isolierung des Leitungskörpers in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, fortschreitendes Einbinden von mehr ringförmigen Elementen in den Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der Elektrodenstruktur in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der, Elektrodenpositionierung in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Einbeziehen von Elementen mit sich ändernder Biegesteifigkeit entlang einem Abschnitt der Außenseite des Leitungskörpers, Anordnen eines Elementes im Innern des Leitungskörpers, welches einen veränderliche Dicke in Abhängigkeit von der axialen Entfernung aufweist, Abflachen von Abschnitten des Leitungskörpers und Einbeziehen von Vertiefungen in den Leitungskörper.
Spulen mit einer in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlicher Ganghöhe, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichen Windungen, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichem Durchmessern, Spulen mit in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlicher Ganghöhe, wobei der Leitungskörper einen in Abhängigkeit von der axialen Entfernung veränderlichen Durchmesser aufweist, fortschreitendes Zufügen von mehr Material zu dem Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Hinzufügen von mehr Spulen zu dem Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der Dicke der Isolierung des Leitungskörpers in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern des Typs der Isolierung des Leitungskörpers in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, fortschreitendes Einbinden von mehr ringförmigen Elementen in den Leitungskörper in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der Elektrodenstruktur in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Verändern der, Elektrodenpositionierung in Abhängigkeit von der axialen Entfernung, Einbeziehen von Elementen mit sich ändernder Biegesteifigkeit entlang einem Abschnitt der Außenseite des Leitungskörpers, Anordnen eines Elementes im Innern des Leitungskörpers, welches einen veränderliche Dicke in Abhängigkeit von der axialen Entfernung aufweist, Abflachen von Abschnitten des Leitungskörpers und Einbeziehen von Vertiefungen in den Leitungskörper.
45. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das erste und das zweite und Segment aus der folgenden Gruppe
ausgewählte Mittel zum Verändern der Biegesteifigkeit des Leitungskörpers
in Abhängigkeit von der axialen Entfernung x aufweist: Verändern des
Biegemoduls des Materials, aus dem der Leitungskörper gebildet ist, in
Abhängigkeit von der axialen Entfernung x, Verändern der Dichte in des
Materials, aus dem der Leitungskörper geformt ist, Abhängigkeit von der
axialen Entfernung x, Verändern der Zusammensetzung des Polymers, aus
dem der Leitungskörper geformt ist, in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x, Verändern des Grades der Vernetzung bei einem Polymer, aus
dem der Leitungskörper geformt ist, in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x, Verändern der Flexionsmodule des Materials, aus dem der
Leitungskörper geformt ist, in Abhängigkeit von der axialen Entfernung x,
Verändern der Menge eines ersten in ein zweites Polymer zugefügten,
beigegebenen oder beigemischten Polymers in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x, ein Element aus einer Legierung mit Formgedächtnis, welches
dazu geeignet ist, seine Biegesteifigkeit durch selektive Aktivierung
vorbestimmter Bereiche desselben in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x zu verändern, Verändern der Zusammensetzung von in dem
Leitungskörper enthaltenen Polymeren in Abhängigkeit von der axialen
Entfernung x.
46. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper so konfiguriert und dimensioniert ist, daß, wenn die
Leitung innerhalb des Herzen implantiert ist, das erste Segment in einem
fernen Abschnitt einer großen Herzvene, einer mittleren Herzvene, eines
Coronarsinus, einer kleinen Herzvene, einer hinteren Herzvene, einer schräg
verlaufenden Herzvene des linken Atriums oder einer vorderen Herzvene
angeordnet ist.
47. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper so konfiguriert und dimensioniert ist, daß, wenn die
Leitung innerhalb des Herzen implantiert ist, das zweite Segment in einem
fernen Abschnitt einer großen Herzvene, einer mittleren Herzvene, eines
Coronarsinus, einer kleinen Herzvene, einer hinteren Herzvene, einer schräg
verlaufenden Herzvene des linken Atriums oder einer vorderen Herzvene
angeordnet ist.
48. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper und die mindestens eine Elektrode so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb einer großen
Herzvene oder einer hinteren Herzvenen des Herzen implantiert ist, eine
linke Herzkammer des Herzen elektrisch stimuliert werden kann.
49. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper und die mindestens eine Elektrode so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb einer schräg
verlaufenden Herzvene des linken Herzvorhofs des Herzen implantiert ist, ein
linker Herzvorhof des Herzen elektrisch stimuliert werden kann.
50. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper und die mindestens eine Elektrode so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb eines
mittleren Abschnitts einer großen Herzvene implantiert ist, eine rechte
Herzkammer des Herzen elektrisch stimuliert werden kann.
51. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper und die mindestens eine Elektrode so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb einer
vorderen Herzvene implantiert ist, ein linker Herzvorhof des Herzen elektrisch
stimuliert werden kann.
52. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper und die mindestens eine Elektrode so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb einer
vorderen Herzvene implantiert ist, eine linke Herzkammer des Herzen
elektrisch stimuliert werden kann.
53. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode weiterhin eine Anode und eine Kathode
beinhaltet und daß der Leitungskörper und die Anode sowie die Kathode so
konfiguriert und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb
einer mittleren Herzvene implantiert ist, elektrische Stimulation apicaler
Bereiche des Herzen bewirkt werden kann.
54. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode weiterhin eine Anode und eine Kathode
beinhaltet und daß der Leitungskörper und die Anode sowie die Kathode so
konfiguriert und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb
einer hinteren Herzvene implantiert ist, elektrische Stimulation basaler
Bereiche des Herzen bewirkt werden kann.
55. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode weiterhin eine Anode und eine Kathode
beinhaltet und daß der Leitungskörper und die Anode sowie die Kathode so
konfiguriert und dimensioniert sind, daß, wenn die Leitung korrekt innerhalb
einer großen Herzvene implantiert ist, elektrische Stimulation basaler
Bereiche des Herzen bewirkt werden kann.
56. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers eine Vielzahl einander
abwechselnder erster Segmente und zweiter Segmente aufweist.
57. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das erste Segment und/oder das zweite Segment eine aus der
folgenden Gruppe ausgewählte Länge aufweist: etwa 8 mm, zwischen etwa 5 mm
und etwa 10 mm, zwischen etwa 5 mm und etwa 12 mm sowie zwischen
etwa 5 mm und etwa 50 mm.
58. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß das fernen Ende verjüngend ausgebildet ist.
59. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß mindestens ein Abschnitt des Leitungskörpers einen aus der folgenden
Gruppe ausgewählten Außendurchmesser aufweist: zwischen etwa 1 mm
und etwa 2 mm, etwa 0,5 mm, etwa 3 mm sowie mehr als 3 mm.
60. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode in dem ersten Segment angeordnet ist.
61. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers eine Vielzahl einander
abwechselnder erster Segmente und zweiter Segmente aufweist und daß die
mindestens eine Elektrode zudem eine Kathode sowie eine Anode aufweist,
wobei die Anode und die Kathode an unterschiedlichen ersten Segmenten
angeordnet sind.
62. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode zudem eine Kathode sowie eine Anode
aufweist und daß die Anode sowie die Kathode an dem ersten Segment
angeordnet ist.
63. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die mindestens eine Elektrode weiterhin eine Anode und eine Kathode
beinhaltet, wobei die Anode und die Kathode durch einen Abstand entlang
des Leitungskörpers voneinander getrennt sind, der aus der folgenden
Gruppe gewählt ist: zwischen etwa 4 mm und etwa 12 mm, zwischen etwa 5 mm
und etwa 10 mm, zwischen etwa 5 mm und etwa 7 mm sowie etwa 5 mm,
zwischen etwa 20 mm und etwa 50 mm, etwa 60 mm sowie etwa 15 mm.
64. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der Leitungskörper weiterhin einen in diesem geformten Hohlraum zur
Aufnahme eines Stylets aufweist.
65. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers eine Vielzahl erster und zweiter
Segmente aufweist, wobei die ersten und zweiten Segmente so konfiguriert
und dimensioniert sind, daß der Leitungskörper eine Anzahl unterschiedlicher
Stellungen von minimaler gespeicherter mechanischer Energie aufweist, die
der Leitungskörpers innerhalb einer Venenanatomie eines Patienten
einnehmen kann.
66. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 65, dadurch
gekennzeichnet, daß das erste und das zweite Segment eine erste bzw. eine
zweite Länge aufweisen und daß die erste und zweite Länge entsprechend
der Radiien verschiedener Kurven der Venen ausgesucht werden, die
anzutreffen vorhergesehen wird, wenn die Leitung innerhalb des Herzen
implantiert wird.
67. Medizinische elektrische Leitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß der ferne Abschnitt des Leitungskörpers eine Vielzahl erster und zweiter
Segmente mit ersten bzw. zweiten Längen aufweist und daß die zweiten
Segmente konfiguriert und dimensioniert sind, um in oder entlang mindestens
einer ersten Kurve in einer Venenanatomie des Herzen mit einem ersten
Krümmungsradius angeordnet zu werden, und daß die ersten Segmente
konfiguriert und dimensioniert sind, um in oder entlang einer zweiten Kurve in
einer Venenanatomie des Herzen mit einem zweiten Krümmungsradius
angeordnet zu werden, wobei der erste Radius kleiner ist als der zweite
Radius.
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
US09/449,936 US6549812B1 (en) | 1999-11-29 | 1999-11-29 | Medical electrical lead having bending stiffness which increase in the distal direction |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE10058106A1 true DE10058106A1 (de) | 2001-07-12 |
Family
ID=23786079
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE10058106A Withdrawn DE10058106A1 (de) | 1999-11-29 | 2000-11-23 | Medizinische elektrische Leitung mit in Richtung des fernen ansteigender Biegesteifigkeit |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (3) | US6549812B1 (de) |
DE (1) | DE10058106A1 (de) |
FR (1) | FR2801510B1 (de) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102004051211A1 (de) * | 2004-10-20 | 2006-05-04 | Restate Treuhand & Immobilien Ag | Katheder, insbesondere zur Einführung von Herzschrittmacher- oder ICD-Elektroden in einen Patientenkörper |
Families Citing this family (101)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US6549812B1 (en) * | 1999-11-29 | 2003-04-15 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having bending stiffness which increase in the distal direction |
US6447443B1 (en) * | 2001-01-13 | 2002-09-10 | Medtronic, Inc. | Method for organ positioning and stabilization |
US7239923B1 (en) | 2000-08-01 | 2007-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead having varying stiffness and method of manufacturing thereof |
US20040138621A1 (en) | 2003-01-14 | 2004-07-15 | Jahns Scott E. | Devices and methods for interstitial injection of biologic agents into tissue |
US7740623B2 (en) | 2001-01-13 | 2010-06-22 | Medtronic, Inc. | Devices and methods for interstitial injection of biologic agents into tissue |
US20080109030A1 (en) | 2001-04-24 | 2008-05-08 | Houser Russell A | Arteriotomy closure devices and techniques |
US8992567B1 (en) | 2001-04-24 | 2015-03-31 | Cardiovascular Technologies Inc. | Compressible, deformable, or deflectable tissue closure devices and method of manufacture |
US8961541B2 (en) | 2007-12-03 | 2015-02-24 | Cardio Vascular Technologies Inc. | Vascular closure devices, systems, and methods of use |
US9345460B2 (en) | 2001-04-24 | 2016-05-24 | Cardiovascular Technologies, Inc. | Tissue closure devices, device and systems for delivery, kits and methods therefor |
US6863678B2 (en) | 2001-09-19 | 2005-03-08 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Catheter with a multilayered shaft section having a polyimide layer |
US7558632B1 (en) | 2002-08-20 | 2009-07-07 | Pacesetter, Inc. | Method of manufacturing an implantable J-shaped lead |
JP4224608B2 (ja) * | 2002-11-19 | 2009-02-18 | 学校法人日本大学 | 注入療法用装置 |
US20040122498A1 (en) * | 2002-12-19 | 2004-06-24 | Yongxing Zhang | Pulmonary artery lead for atrial therapy |
US7555351B2 (en) * | 2002-12-19 | 2009-06-30 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pulmonary artery lead for atrial therapy and atrial pacing and sensing |
US7392094B2 (en) * | 2002-12-19 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable lead for septal placement of pacing electrodes |
US7890188B2 (en) * | 2002-12-19 | 2011-02-15 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable lead for septal placement of electrode with fixation mechanism in the pulmonary artery |
US20040147994A1 (en) * | 2003-01-28 | 2004-07-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tachy lead system optimized for septal placement |
US20070213795A1 (en) * | 2003-05-08 | 2007-09-13 | Kerry Bradley | Implantable medical lead |
US20040225232A1 (en) * | 2003-05-09 | 2004-11-11 | Radi Medical Systems Ab | Sensor guide wire |
US20050065588A1 (en) * | 2003-09-23 | 2005-03-24 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead system including pre-formed J-shape stylet |
DE602004005066T2 (de) * | 2003-10-02 | 2007-10-31 | Medtronic, Inc., Minneapolis | Implantierbare medizinische leitung und herstellungsverfahren |
US20050080472A1 (en) * | 2003-10-10 | 2005-04-14 | Atkinson Robert Emmett | Lead stabilization devices and methods |
US20050228469A1 (en) * | 2004-04-12 | 2005-10-13 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electrode and conductor interconnect and method therefor |
EP1799298A2 (de) * | 2004-08-23 | 2007-06-27 | Medtronic, Inc. | Neue distale teile von medizinischen elektrischen leitungen |
US8219212B2 (en) * | 2004-08-23 | 2012-07-10 | Medtronic, Inc. | Distal portions for medical electrical leads |
US20060089692A1 (en) * | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with stylet guide tube |
US20060089696A1 (en) * | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with reinforced outer jacket |
US7308319B2 (en) * | 2004-10-21 | 2007-12-11 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery system and method using pulmonary artery for placement of RV leads |
US7519432B2 (en) * | 2004-10-21 | 2009-04-14 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with helical reinforcement |
US7831311B2 (en) * | 2004-10-21 | 2010-11-09 | Medtronic, Inc. | Reduced axial stiffness implantable medical lead |
US20060089694A1 (en) * | 2004-10-21 | 2006-04-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Delivery system and method for pulmonary artery leads |
US7761170B2 (en) * | 2004-10-21 | 2010-07-20 | Medtronic, Inc. | Implantable medical lead with axially oriented coiled wire conductors |
EP2340767B1 (de) * | 2005-02-07 | 2017-08-23 | Olympus Corporation | Ultraschall endoskop |
US20060217791A1 (en) * | 2005-03-23 | 2006-09-28 | Arrow International, Inc. | Multi-lumen catheter having external electrical leads |
US20060276869A1 (en) * | 2005-06-03 | 2006-12-07 | Seth Worley | Coronary sinus lead for pacing the left atrium |
US20060276868A1 (en) * | 2005-06-03 | 2006-12-07 | Seth Worley | Coronary sinus lead for pacing the left atrium |
US7366573B2 (en) * | 2005-06-10 | 2008-04-29 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Polymer lead covering with varied material properties |
US8554336B2 (en) * | 2006-03-23 | 2013-10-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical lead having a variable change in stiffness |
US8442656B2 (en) * | 2006-06-02 | 2013-05-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac lead having implantable stiffening structures for fixation |
US20070282413A1 (en) * | 2006-06-02 | 2007-12-06 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Cardiac lead having stiffening structures for fixation |
US7906066B2 (en) * | 2006-06-30 | 2011-03-15 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Method of making a balloon catheter shaft having high strength and flexibility |
US8382738B2 (en) | 2006-06-30 | 2013-02-26 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Balloon catheter tapered shaft having high strength and flexibility and method of making same |
US20080269641A1 (en) * | 2007-04-25 | 2008-10-30 | Medtronic Vascular, Inc. | Method of using a guidewire with stiffened distal section |
WO2009054802A1 (en) * | 2007-10-26 | 2009-04-30 | Radi Medical Systems Ab | Sensor guide wire with micro-cable winding |
US8403885B2 (en) | 2007-12-17 | 2013-03-26 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Catheter having transitioning shaft segments |
US9399127B2 (en) * | 2007-12-21 | 2016-07-26 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Neurostimulation lead with stiffened proximal array |
WO2009097328A2 (en) | 2008-01-28 | 2009-08-06 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Fixation of implantable pulse generators |
US8391982B2 (en) * | 2008-01-31 | 2013-03-05 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Lead with lead stiffener for implantable electrical stimulation systems and methods of making and using |
WO2009157818A1 (en) * | 2008-06-27 | 2009-12-30 | St. Jude Medical Ab | A set comprising a medical implantable lead as well as a method for implanting the same |
EP3173125B1 (de) | 2008-07-30 | 2019-03-27 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne | Vorrichtung zur optimierten stimulierung eines neurologischen ziels |
EP3563902B1 (de) | 2008-11-12 | 2021-07-14 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne | Mikrohergestellte neurostimulationsvorrichtung |
WO2010059348A1 (en) * | 2008-11-20 | 2010-05-27 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Overmolded components for implantable medical leads and related methods |
US8052638B2 (en) | 2008-11-26 | 2011-11-08 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Robust multi-layer balloon |
US8444608B2 (en) * | 2008-11-26 | 2013-05-21 | Abbott Cardivascular Systems, Inc. | Robust catheter tubing |
US8938310B2 (en) | 2009-07-07 | 2015-01-20 | The Trustees Of Columbia University In The City Of New York | Coronary sinus cannula with left ventricle lead and pressure tent |
US8340782B2 (en) * | 2009-07-08 | 2012-12-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Systems and methods of making and using support elements for elongated members of implantable electric stimulation systems |
EP2506920B1 (de) | 2009-12-01 | 2016-07-13 | Ecole Polytechnique Fédérale de Lausanne | Mikrogefertigte oberflächennervenstimulationsvorrichtung sowie verfahren zu ihrer herstellung |
WO2011081699A1 (en) * | 2009-12-30 | 2011-07-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Tapered drug-eluting collar for a medical electrical lead |
US20110160820A1 (en) * | 2009-12-30 | 2011-06-30 | Jackson Timothy R | Variable stiffness multi-lumen lead body for an impantable lead |
US8983622B2 (en) * | 2009-12-30 | 2015-03-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable leads with optimized lead body cross-section configuration |
EP2539016B1 (de) * | 2010-02-22 | 2017-11-01 | Richard B. North | System mit perkutaner elektrode |
US9549708B2 (en) | 2010-04-01 | 2017-01-24 | Ecole Polytechnique Federale De Lausanne | Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same |
US9974944B2 (en) * | 2010-07-29 | 2018-05-22 | Cameron Health, Inc. | Subcutaneous leads and methods of implant and explant |
US8965482B2 (en) | 2010-09-30 | 2015-02-24 | Nevro Corporation | Systems and methods for positioning implanted devices in a patient |
US8805519B2 (en) | 2010-09-30 | 2014-08-12 | Nevro Corporation | Systems and methods for detecting intrathecal penetration |
US9744349B2 (en) | 2011-02-10 | 2017-08-29 | Respicardia, Inc. | Medical lead and implantation |
AU2012235868A1 (en) * | 2011-04-01 | 2013-05-09 | Leadex Cardiac Ltd. | Lead extraction methods and apparatus |
US10406329B2 (en) | 2011-05-26 | 2019-09-10 | Abbott Cardiovascular Systems, Inc. | Through tip for catheter |
EP2763743A4 (de) | 2011-10-04 | 2015-08-05 | Nevro Corp | Positionenmodellierung von implantierten vorrichtungen bei einem patienten |
ES2829585T3 (es) | 2012-01-25 | 2021-06-01 | Nevro Corp | Anclajes de cables y sistemas y métodos asociados |
US8684963B2 (en) | 2012-07-05 | 2014-04-01 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | Catheter with a dual lumen monolithic shaft |
US10905884B2 (en) | 2012-07-20 | 2021-02-02 | Cardialen, Inc. | Multi-stage atrial cardioversion therapy leads |
US9044589B2 (en) * | 2012-09-11 | 2015-06-02 | Cochlear Limited | Electrode constructions and methods for making the same |
EP2732848B1 (de) | 2012-11-14 | 2022-03-02 | Sorin CRM SAS | Mikroleiter zur implantation in die tiefen herzkranzgefässe mit einem verformbaren proximalen teil |
US9308022B2 (en) | 2012-12-10 | 2016-04-12 | Nevro Corporation | Lead insertion devices and associated systems and methods |
US9333113B2 (en) * | 2013-03-15 | 2016-05-10 | Abbott Cardiovascular Systems Inc. | System and method for denervation |
US20140330287A1 (en) | 2013-05-06 | 2014-11-06 | Medtronic, Inc. | Devices and techniques for anchoring an implantable medical device |
US9265935B2 (en) | 2013-06-28 | 2016-02-23 | Nevro Corporation | Neurological stimulation lead anchors and associated systems and methods |
US10966620B2 (en) | 2014-05-16 | 2021-04-06 | Aleva Neurotherapeutics Sa | Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same |
US11311718B2 (en) | 2014-05-16 | 2022-04-26 | Aleva Neurotherapeutics Sa | Device for interacting with neurological tissue and methods of making and using the same |
US9403011B2 (en) | 2014-08-27 | 2016-08-02 | Aleva Neurotherapeutics | Leadless neurostimulator |
US9474894B2 (en) | 2014-08-27 | 2016-10-25 | Aleva Neurotherapeutics | Deep brain stimulation lead |
US10617402B2 (en) | 2015-07-22 | 2020-04-14 | Cameron Health, Inc. | Minimally invasive method to implant a subcutaneous electrode |
WO2017087891A1 (en) | 2015-11-20 | 2017-05-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Single pass coronary venous lead for multiple chamber sense and pace |
WO2017134587A1 (en) | 2016-02-02 | 2017-08-10 | Aleva Neurotherapeutics, Sa | Treatment of autoimmune diseases with deep brain stimulation |
CN108883283B (zh) | 2016-03-18 | 2022-01-28 | 泰利福生命科学有限公司 | 起搏导丝 |
US10709504B2 (en) * | 2016-09-19 | 2020-07-14 | Katalyst Surgical, Llc | Curved laser probe with single-use optic fiber |
WO2018165391A1 (en) | 2017-03-09 | 2018-09-13 | Nevro Corp. | Paddle leads and delivery tools, and associated systems and methods |
US11338135B2 (en) | 2017-10-23 | 2022-05-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical devices for cancer therapy with electric field shaping elements |
US20190117970A1 (en) * | 2017-10-23 | 2019-04-25 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Electric field shaping leads for treatment of cancer |
CN111434125B (zh) | 2017-11-20 | 2021-11-26 | 科利耳有限公司 | 电极阵列制造 |
US10702692B2 (en) | 2018-03-02 | 2020-07-07 | Aleva Neurotherapeutics | Neurostimulation device |
EP3758793A4 (de) | 2018-03-29 | 2021-12-08 | Nevro Corp. | Leitungen mit seitenwandöffnungen sowie zugehörige systeme und verfahren |
US10840260B2 (en) | 2019-01-18 | 2020-11-17 | Sandisk Technologies Llc | Through-array conductive via structures for a three-dimensional memory device and methods of making the same |
WO2020219336A1 (en) | 2019-04-22 | 2020-10-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation devices for cancer treatment |
WO2020219337A1 (en) | 2019-04-22 | 2020-10-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Systems for administering electrical stimulation to treat cancer |
WO2020219517A2 (en) | 2019-04-23 | 2020-10-29 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation for cancer treatment with internal and external electrodes |
US11712561B2 (en) | 2019-04-23 | 2023-08-01 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Electrical stimulation with thermal treatment or thermal monitoring |
EP3958956B1 (de) | 2019-04-23 | 2024-02-28 | Boston Scientific Scimed Inc. | Elektroden zur elektrischen stimulation zur behandlung von krebs |
US11857738B2 (en) * | 2019-12-16 | 2024-01-02 | Biosense Webster (Israel) Ltd. | Stabilized coronary sinus catheter handle |
EP4110455B1 (de) | 2020-02-24 | 2024-05-22 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Systeme zur behandlung von bauchspeicheldrüsenkrebs |
Family Cites Families (65)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB1424355A (en) | 1972-03-11 | 1976-02-11 | Kent Cambridge Medical Ltd | Cardiac pacers |
US3825015A (en) | 1972-12-14 | 1974-07-23 | American Optical Corp | Single catheter for atrial and ventricular stimulation |
DE2319054C3 (de) | 1973-04-14 | 1980-03-06 | Hans Dr.Med. Stockholm Lagergren | Elektrodenanordnung |
DE2334049C3 (de) | 1973-07-04 | 1988-12-22 | Hans Dr Med Lagergren | Endocard-elektrodenanordnung |
US3865118A (en) | 1973-12-27 | 1975-02-11 | Univ California | Transvenous coaxial catheter |
US3949757A (en) | 1974-05-13 | 1976-04-13 | Sabel George H | Catheter for atrio-ventricular pacemaker |
US4057067A (en) | 1976-04-06 | 1977-11-08 | Lajos Thomas Z | Atrioventricular electrode |
US4154247A (en) | 1977-04-01 | 1979-05-15 | Medtronic, Inc. | Formable cardiac pacer lead and method of assembly and attachment to a body organ |
US4215703A (en) | 1978-08-29 | 1980-08-05 | Willson James K V | Variable stiffness guide wire |
US4458677A (en) | 1979-09-19 | 1984-07-10 | Mccorkle Jr Charles E | Intravenous channel cardiac electrode and lead assembly and method |
US4402330A (en) | 1979-09-24 | 1983-09-06 | Medtronic, Inc. | Body implantable lead |
US4289144A (en) | 1980-01-10 | 1981-09-15 | Medtronic, Inc. | A-V Sidearm lead |
US4328812A (en) | 1980-03-21 | 1982-05-11 | Medtronic, Inc. | Ring electrode for pacing lead |
US4401127A (en) | 1980-07-14 | 1983-08-30 | Littleford Philip O | Stable electrodes for endocardial pacing |
US4393883A (en) | 1980-11-03 | 1983-07-19 | Medtronic, Inc. | Single pass A-V lead |
US4401126A (en) | 1981-02-13 | 1983-08-30 | Bertil Reenstierna | Endocardial, implantable lead for pacemaker |
US4402328A (en) | 1981-04-28 | 1983-09-06 | Telectronics Pty. Limited | Crista terminalis atrial electrode lead |
US4444195A (en) | 1981-11-02 | 1984-04-24 | Cordis Corporation | Cardiac lead having multiple ring electrodes |
US4422460A (en) | 1982-04-08 | 1983-12-27 | Cordis Corporation | Positionable locating and orienting wing for a pacing lead |
US4493329A (en) | 1982-08-19 | 1985-01-15 | Lynn Crawford | Implantable electrode having different stiffening and curvature maintaining characteristics along its length |
US4502492A (en) | 1983-04-28 | 1985-03-05 | Medtronic, Inc. | Low-polarization low-threshold electrode |
US4627439A (en) | 1983-12-15 | 1986-12-09 | Cordis Corporation | Prebent ventricular/atrial cardiac pacing lead |
US4567901A (en) | 1983-12-15 | 1986-02-04 | Cordis Corporation | Prebent ventricular/atrial cardiac pacing lead |
US4727877A (en) | 1984-12-18 | 1988-03-01 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for low energy endocardial defibrillation |
US5111811A (en) | 1985-06-20 | 1992-05-12 | Medtronic, Inc. | Cardioversion and defibrillation lead system with electrode extension into the coronary sinus and great vein |
DE3783110D1 (de) | 1986-09-23 | 1993-01-28 | Siemens Ag | Herzschrittmacher. |
US5014696A (en) | 1987-01-14 | 1991-05-14 | Medtronic, Inc. | Endocardial defibrillation electrode system |
US4882777A (en) | 1987-04-17 | 1989-11-21 | Narula Onkar S | Catheter |
US4962767A (en) | 1988-07-05 | 1990-10-16 | Cardiac Control Systems, Inc. | Pacemaker catheter |
US4932407A (en) | 1988-12-15 | 1990-06-12 | Medtronic, Inc. | Endocardial defibrillation electrode system |
US4928688A (en) | 1989-01-23 | 1990-05-29 | Mieczyslaw Mirowski | Method and apparatus for treating hemodynamic disfunction |
US4930521A (en) | 1989-03-17 | 1990-06-05 | Metzger William T | Variable stiffness esophageal catheter |
WO1991009722A2 (en) | 1989-12-26 | 1991-07-11 | Medtronic, Inc. | Surface treatment for silicone tubing to improve slip properties |
US5476497A (en) * | 1991-01-09 | 1995-12-19 | Ann Mirowski | Oval electrode lead body |
US5144960A (en) | 1991-03-20 | 1992-09-08 | Medtronic, Inc. | Transvenous defibrillation lead and method of use |
US5172694A (en) | 1991-05-30 | 1992-12-22 | Vitatron Medical B.V. | Single pacing lead and method utilizing two different floating bipoles |
US5308342A (en) | 1991-08-07 | 1994-05-03 | Target Therapeutics, Inc. | Variable stiffness catheter |
US5605162A (en) | 1991-10-15 | 1997-02-25 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Method for using a variable stiffness guidewire |
US5855560A (en) | 1991-11-08 | 1999-01-05 | Ep Technologies, Inc. | Catheter tip assembly |
US5306263A (en) | 1992-05-01 | 1994-04-26 | Jan Voda | Catheter |
US5330521A (en) | 1992-06-29 | 1994-07-19 | Cohen Donald M | Low resistance implantable electrical leads |
US5273053A (en) | 1992-11-02 | 1993-12-28 | Medtronic, Inc. | Suture sleeve with lead locking device |
US5437632A (en) | 1993-06-02 | 1995-08-01 | Target Therapeutics, Inc. | Variable stiffness balloon catheter |
US5531685A (en) | 1993-06-11 | 1996-07-02 | Catheter Research, Inc. | Steerable variable stiffness device |
US5833604A (en) | 1993-07-30 | 1998-11-10 | E.P. Technologies, Inc. | Variable stiffness electrophysiology catheter |
US5423772A (en) | 1993-08-13 | 1995-06-13 | Daig Corporation | Coronary sinus catheter |
US5499973A (en) | 1994-09-08 | 1996-03-19 | Saab; Mark A. | Variable stiffness balloon dilatation catheters |
US5639276A (en) | 1994-09-23 | 1997-06-17 | Rapid Development Systems, Inc. | Device for use in right ventricular placement and method for using same |
US5628778A (en) | 1994-11-21 | 1997-05-13 | Medtronic Inc. | Single pass medical electrical lead |
US5733496A (en) | 1995-10-27 | 1998-03-31 | Cordis Corp. | Electron beam irradiation of catheters to enhance stiffness |
US5931819A (en) | 1996-04-18 | 1999-08-03 | Advanced Cardiovascular Systems, Inc. | Guidewire with a variable stiffness distal portion |
US5683445A (en) * | 1996-04-29 | 1997-11-04 | Swoyer; John M. | Medical electrical lead |
US5851226A (en) | 1996-10-22 | 1998-12-22 | Medtronic, Inc. | Temporary transvenous endocardial lead |
US5803928A (en) | 1997-01-24 | 1998-09-08 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Side access "over the wire" pacing lead |
US5755765A (en) | 1997-01-24 | 1998-05-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pacing lead having detachable positioning member |
US5935160A (en) | 1997-01-24 | 1999-08-10 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Left ventricular access lead for heart failure pacing |
US5755766A (en) | 1997-01-24 | 1998-05-26 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Open-ended intravenous cardiac lead |
US5810867A (en) | 1997-04-28 | 1998-09-22 | Medtronic, Inc. | Dilatation catheter with varied stiffness |
US5871531A (en) | 1997-09-25 | 1999-02-16 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having tapered spiral fixation |
US5931864A (en) * | 1998-02-20 | 1999-08-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Coronary venous lead having fixation mechanism |
US5925073A (en) | 1998-02-23 | 1999-07-20 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Intravenous cardiac lead with wave shaped fixation segment |
US5951597A (en) | 1998-04-14 | 1999-09-14 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Coronary sinus lead having expandable matrix anchor |
US6278897B1 (en) * | 1998-12-03 | 2001-08-21 | Medtronic, Inc | Medical electrical lead and introducer system |
US6400992B1 (en) * | 1999-03-18 | 2002-06-04 | Medtronic, Inc. | Co-extruded, multi-lumen medical lead |
US6549812B1 (en) * | 1999-11-29 | 2003-04-15 | Medtronic, Inc. | Medical electrical lead having bending stiffness which increase in the distal direction |
-
1999
- 1999-11-29 US US09/449,936 patent/US6549812B1/en not_active Expired - Fee Related
-
2000
- 2000-11-23 DE DE10058106A patent/DE10058106A1/de not_active Withdrawn
- 2000-11-28 FR FR0015358A patent/FR2801510B1/fr not_active Expired - Fee Related
-
2001
- 2001-09-06 US US09/947,060 patent/US6718211B2/en not_active Expired - Lifetime
-
2004
- 2004-02-17 US US10/781,589 patent/US20040162601A1/en not_active Abandoned
Cited By (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE102004051211A1 (de) * | 2004-10-20 | 2006-05-04 | Restate Treuhand & Immobilien Ag | Katheder, insbesondere zur Einführung von Herzschrittmacher- oder ICD-Elektroden in einen Patientenkörper |
US7725179B2 (en) | 2004-10-20 | 2010-05-25 | Biotronik Crm Patent Ag | Catheter, in particular for insertion of heart-pacemaker-or ICD-electrodes into a patient'body |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
US6718211B2 (en) | 2004-04-06 |
FR2801510B1 (fr) | 2005-02-25 |
US20040162601A1 (en) | 2004-08-19 |
US20020049485A1 (en) | 2002-04-25 |
US6549812B1 (en) | 2003-04-15 |
FR2801510A1 (fr) | 2001-06-01 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE10058106A1 (de) | Medizinische elektrische Leitung mit in Richtung des fernen ansteigender Biegesteifigkeit | |
DE10058105A1 (de) | Medizinische elektrische Leitung mit veränderlicher Biegesteifigkeit | |
DE69839259T2 (de) | Anordnung von leitungen zum herzen | |
DE69725302T2 (de) | Medizinische elektrische zuleitung | |
DE60019908T2 (de) | Koronarsinusleitung | |
DE69819536T2 (de) | Medizinische elektrische leitung | |
DE69833361T2 (de) | Medizinische elektrische Zuleitung | |
DE69635402T2 (de) | Führungseinheit mit internem Führungsdraht aus einer Formgedächtnislegierung | |
DE3914662C2 (de) | ||
DE69628663T2 (de) | Minimalinvasive, medizinische, elektrische leitung | |
DE602004008262T2 (de) | Designs von implantierbaren medizinischen leitungen | |
DE69928498T2 (de) | Intravenöse herzleitung mit verstärktem befestigungselement | |
DE69823530T2 (de) | Medizinische elektrische zuleitung | |
DE2918741C2 (de) | In den rechten Vorhof des Herzens transvenös einführbarer Katheter mit verschiebbarem Draht | |
DE60017716T2 (de) | Coextrudierte medizinische multilumenleitung | |
DE69836622T2 (de) | Schrittmacherleitung zur lateralen einführung | |
DE69936786T2 (de) | Temporärer atrialer elektrodenkatheter zur kardioversion | |
DE19957241B4 (de) | Elektrische Leitung für medizinische Zwecke und System zur Einführung derselben | |
DE69733737T2 (de) | A-v zuleitung mit einmaligem durchgang als schrittmacher für die rechte ventrikuläre ausströmbahn | |
DE69636709T2 (de) | Herzleitung mit isolierender Verbundstruktur | |
DE60015742T2 (de) | Medizinische elektrodenleitung | |
DE7504819U (de) | Mit einem elektrischen leiter ausgeruestete implantable elektrode | |
DE3507119A1 (de) | Regelbare endokardiale elektrodenanordnung | |
DE602005006364T2 (de) | Stimulations-Lead-Elektrode mit automatischem Capturing | |
EP3074083A2 (de) | Vorrichtung zur transkutanen implantation epikardialer herzschrittmacherelektroden |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
8110 | Request for examination paragraph 44 | ||
R082 | Change of representative |
Representative=s name: STENGER WATZKE RING INTELLECTUAL PROPERTY, DE Representative=s name: DENNEMEYER & ASSOCIATES S.A., DE Representative=s name: DENNEMEYER & ASSOCIATES S.A., 80336 MUENCHEN, DE Representative=s name: STENGER WATZKE RING INTELLECTUAL PROPERTY, 40547 D |
|
R119 | Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee |
Effective date: 20130601 |