DE102004048991B4

DE102004048991B4 - Elektrodenleitung

Info

Publication number: DE102004048991B4
Application number: DE102004048991A
Authority: DE
Inventors: Klaus Dr. Bartels; Thomas Günther
Original assignee: Biotronik CRM Patent AG
Current assignee: Biotronik SE and Co KG
Priority date: 2004-10-04
Filing date: 2004-10-04
Publication date: 2010-01-28
Anticipated expiration: 2024-10-05
Also published as: DE102004048991A1; US20060074470A1; US7617004B2

Abstract

Implantierbare Elektrodenleitung (1) zur Stimulation im oder am Herzen, umfassend:
– einen Elektrodenkörper (3) mit einem distalen und einem proximalen Ende
– mindestens eine Verbindungseinheit (4a, 4b, 4c) zur elektrischen Verbindung mit einem elektrisch aktiven implantierbaren Gerät am proximalen Ende
– eine Fixierungseinrichtung (6b) am distalen Ende
– eine zwischen dem distalen und dem proximalen Ende liegende, weitgehend elektrisch isolierende und abdichtende Außenoberfläche (17)
– mindestens eine elektrisch leitfähige Verbindung (16) zwischen dem proximalen und dem distalen Ende
– mindestens, eine nach außen elektrisch aktive Fläche (5a, 5b) im distalen Bereich des lang gestreckten Körpers, die mit einer der elektrisch leitfähigen Verbindungen (16) elektrisch verbunden ist, wobei
die nach außen elektrisch aktive Fläche aus mindestens einem Element aus „Drawn Filled Tube (DFT)” mit einer Komponente von hoher Bioresistenz, Biokompatibilität und Nontoxizität, und einer Komponente mit geringem elektrischem Widerstand ausgestaltet ist,
dadurch...

Description

Die Erfindung betrifft eine implantierbare Elektrodenleitung, insbesondere eine Defibrillationselektrodenleitung, die zumindest einen elektrischen Leiter mit einem proximalen Anschlussbereich für ein elektrotherapeutisches implantierbares Gerät sowie zumindest eine über den Leiter mit dem elektrotherapeutischen implantierbaren Gerät verbindbare elektrisch aktive Außenfläche umfasst.
Elektrodenleitungen der gattungsgemäßen Art sind aus dem Stand der Technik wohlbekannt. Sie dienen als elektrische Verbindung zwischen einem elektrotherapeutischen implantierbaren Gerät, welches ein Neurostimulator, ein Herzschrittmacher, ein Defibrillator oder ein anderes geeignetes elektrotherapeutisches implantierbares Gerät sein kann, und der zu therapierenden Stelle im Körper. Diese Körperstellen können verschiedenster Art sein. Zum Beispiel sei hier eine Herzelektrodenleitung genannt. Die Elektrodenleitungen dienen nicht nur der Übertragung von therapeutischen Impulsen, sondern dienen auch der Übertragung von Körper- und Messsignalen zum Implantat, damit eine geeignete Therapie speziell als Antwort auf die Körpersignale erfolgen kann. Diese Therapie kann einen Stimulationsimpuls darstellen, der dazu geeignet ist, die fehlende Reizbildung zu ersetzen. Ebenso kann die Therapie ein hochenergetischer Defibrillationsimpuls sein.
In der Medizintechnik wird der Begriff Elektrodenleitung kurz als „Elektrode” bezeichnet. Er bezieht sich in dieser Definition nicht nur auf die Übergangsstelle der elektrischen Energie nach physikalischer Definition, sondern bezieht sich auch auf die Leitung aus elektrischem Leiter samt umhüllender Isolation sowie allen weiteren funktionellen Elementen, die mit der Leitung fest verbunden sind. Im Folgenden wird zu Klarstellungszwecken der eigentlich im physikalischen Sinne agierende Abschnitt der Elektrode, der die Übergangsstelle der elektrischen Energie umfasst, als „elektrisch aktive Fläche” bezeichnet.
Es ist sicherzustellen, dass eine langfristige Implantation im Körper – also in einer hochkorrosiven Umgebung – ohne nennenswerte Abbauprozesse abläuft und nicht zu einer unerwünschten immunologischen Reaktion führt.
Für den Bereich der lang gestreckten Zuleitung, die ja nach außen elektrisch isoliert sein soll, bieten sich biokompatible Kunststoffe an. Wichtigster Kunststoff ist hier Silikongummi.
Für den Bereich der elektrisch aktiven Flächen gilt es, elektrophysische Effekte zu beachten. Eine elektrisch aktive Fläche einer implantierbaren Elektrode muss einen niedrigen elektrischen Widerstand besitzen. Dies ist für eine erfolgreiche Abgabe von Stimulationsimpulsen von entscheidender Bedeutung, da ein implantierbares medizinisches Gerät auf eine unabhängige Stromversorgung angewiesen ist. Diese Stromversorgung wird durch eine Batterie sichergestellt, die offensichtlich eine limitierte Größe hat.
Zu vermeiden ist die Ausbildung einer Korrosionsschicht, die bewirkt, dass der elektrische Widerstand ansteigt und somit körpereigene Signale nicht korrekt an das implantierbare medizinische Gerät übertragen werden können. Ebenfalls steigt die Energieabgabe.
Als gängiges Material mit hoher Bioresistenz, jedoch auch mit hohem elektrischem Widerstand gelten Kobalt-Chrom-Legierungen (z. B. MP35N). Ebenso als bioresistentes Material gilt Platin, Iridium oder eine Legierung aus diesen beiden Metallen. Besonders die Platin-Iridium-Legierungen sind bekannt dafür, dass diese einen hohen elektrischen Widerstand besitzen.
Aus der DE 197 58 368 A1 eine implantierbare Elektrodenleitung zur Stimulation im oder am Herzen bekannt mit einem Elektrodenkörper mit einem distalen und einem proximalen Ende, mindestens einer Verbindungseinheit zur elektrischen Verbindung mit einem elektrisch aktiven implantierbaren Gerät am proximalen Ende, einer Fixierungseinrichtung am distalen Ende einer zwischen dem distalen und proximalen Ende liegende weitgehend elektrisch isolierende und abdichtende Außenoberfläche, mindestens einer elektrisch leitfähigen Verbindung zwischen dem proximalen und distalen Ende, mindestens einer nach außen elektrisch aktiven Fläche im distalen Bereich des lang gestreckten Körpers, die mit einer der elektrische leitfähigen Verbindungen elektrisch verbunden ist, wobei die nach außen elektrisch aktive Fläche aus mindestens einem Seil aus Einzelsträngen aus „Drawn Filled Tube (DFT)” besteht. Die Ummantelung weist dabei ein Material von hoher Bioresistenz, Biokompatibilität und Nontoxizität, und der Kern ein Material mit geringem elektrischem Widerstand auf.
Diese Konfiguration der elektrisch aktiven Fläche hat den Nachteil, dass die Herstellung eines DFT-Seils der bekannten Art ungünstig ist. Die filigranen DFT-Einzelstränge, aus denen ein solches Seil erstellt wird, müssen aufwändig hergestellt und anschließend ohne Verletzung der Ummantelung zu einem Seil geformt werden. Weiterhin hat sich herausgestellt, dass ein DFT-Seil bezüglich des Gesamtwiderstands vor allem bei hochenergetischen Impulsen Nachteile (wie beispielsweise Erwärmung der DFT-Einzelstränge) aufweisen.
Daher ist es Aufgabe der Erfindung, die oben genannten Nachteile zu vermeiden und eine bekannte implantierbare Elektrodenleitung so weiterzuentwickeln, dass die elektrisch aktive Fläche einen optimierten Gesamtwiderstand, hohe Biostabilität sowie einen einfachen Aufbau aufweist und kostengünstig herzustellen ist.
Die erfindungsgemäße Elektrode weist einen lang gestreckten Körper mit einem proximalen und einem distalen Ende auf. Am proximalen Ende ist eine Verbindung zu einem elektrotherapeutischen implantierbaren Gerät vorgesehen. Dabei kann es sich um einen Herzschrittmacher, Cardioverter/Defibrillator oder ein anderes geeignetes Herzrhythmusgerät handeln. Am distalen Ende befindet sich eine Befestigungseinrichtung zur sicheren Befestigung der Elektrode am Herzgewebe. Dies kann einerseits eine so genannte passive Fixierung sein, die ankerförmig ausgebildet ist und sich so im Trabekelgefüge des ventrikulären Herzmuskels verhaken kann. Ein Beispiel für eine solche Elektrode ist in DE 198 00 697 A1 zu sehen. Andererseits kann es sich um eine aktive Fixierung handeln, die durch eine einschraubbare helixförmige Schraube aktiv in das Herzgewebe eingeschraubt werden kann. Diese Schraubelektrode kann auch elektrisch leitfähig sein und so als zusätzliche elektrisch aktive Fläche wirken. Eine solche aktive Fixierung ist beispielsweise in EP 0 680 771 A1 beschrieben. Der mediale Bereich der Elektrode, der sich zwischen dem proximalen und distalen Ende befindet, ist gegen die Umgebung abgedichtet und isoliert. Die Außenfläche ist hier mit Silikon oder einem ähnlichen Kunststoff beschichtet. Im distalen Bereich dieser Elektrode ist die abgedichtete und isolierte Außenfläche durch mindestens eine elektrisch aktive Fläche unterbrochen. Bei diesen elektrisch aktiven Flächen handelt es sich um zusätzliche Elektroden, die zum Beispiel eine Stimulation der oben genannten Art im Atrium des Herzens ermöglichen können. Die genannten Flächen können auch flottierend ausgelegt sein, das heißt die elektrisch aktive Flächen sind nicht wandständig und „schwimmen” im Blutstrom mit.
Alle elektrisch aktiven Flächen besitzen mindestens ein Element aus „Drawn Filled Tube” (DFT) bestehend aus zwei Komponenten, einer bioresistenten, biokompatiblen und nicht toxischen Komponente und einer Komponente aus einem Material mit niedrigem elektrischem Widerstand. Die eine Komponente ist meistens dazu ausgestaltet, die andere Komponente zu schützen. Eine bioresistente, biokompatible und nicht toxische Kopmonente schützt eine andere Komponente aus einem Material mit niedrigem elektrischem Widerstand. Bevorzugt wird Platin, Iridium oder eine Legierung aus diesen beiden Materialien. Mit anderen Worten: die beiden Komponenten zeichnen sich durch

– Einen geringen elektrischen Widerstand und
– Eine hohe Bioresistenz gegen Korrosion aus.

Diese beiden Eigenschaften sind bis jetzt in keinem bekannten Material vorhanden. Materialien mit geringem elektrischem Widerstand besitzen meist eine geringe Bioresistenz und umgekehrt. Erfindungsgemäß wird dieses Problem durch eine dünne Schicht bioresistentem Material und hohem elektrischen Widerstand auf einem Kern aus einem Material mit geringem elektrischem Widerstand gelöst. Durch geeignete Dimensionierung des Materials mit hohem elektrischem Widerstand wird der Gesamtwiderstand des Systems aus beiden Komponenten kaum verändert.
Erfindungsgemäß besteht die nach außen elektrisch aktive Fläche aus einem Element aus helixförmig gewundenem DFT-Band, welche eine radial nach außen gerichtete halbkreisförmige Oberfläche mit einem Radius wesentlich größer als der halbe Durchmesser des Elektrodenkörpers aufweist.
In einer Ausführung ist der Kern mit geringem elektrischem Widerstand aus einem Material der Vanadiumgruppe (5. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente) oder Kupfergruppe (1. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente). Vorzugsweise ist der Kern des DFT-Drahtes aus Tantal (Ta), Niob (Nb) oder Gold (Au).
Die Erfindung wird nachfolgend anhand einer Defibrillationselektrode erläutert. Es kann sich auch um eine Herzelektrode anderer Art wie eine intrakardiale oder epikardiale Herzschrittmacherelektrode handeln. Es zeigen:
1a eine Teilansicht des proximalen Bereichs der Elektrode
1b eine Teilansicht des distalen Bereichs der Elektrode
2 eine Detailansicht einer Schockwendel einer Defibrillationselektrode
3 eine Detailansicht einer Schockwendel einer Defibrillationselektrode mit einer elektrischen Zuleitung
4 einen Teilschnitt durch den distalen Bereich der Defibrillationselektrode
5 einen Schnitt durch ein Element der Schockwendel
Die 1a zeigt den proximalen Bereich einer Defibrillationselektrodenleitung 1 mit einem nach außen elektrisch isolierten und abgedichteten Elektrodenkörper 3, verschiedenen proximalen Anschlüssen 4a, 4b und 4c zur elektrischen Kontaktierung mit einem hier nicht sichtbaren elektrotherapeutischen implantierbaren Gerät, und einem im Ansatz sichtbaren Führungsdraht 7, der eine sichere Zuleitung der Elektrode in die zu therapierende Region des Herzens sicherstellt. Der Führungsdraht 7 wird nach der erfolgreichen Implantation der Elektrode entfernt.
Weiterhin zeigt die 1b den distalen Bereich der Defibrillationselektrodenleitung 1 mit einem nach außen isolierten und abgedichteten Elektrodenkörper 3, der den elektrisch und therapeutisch aktiven Bereich der Elektrode darstellt. Dargestellt sind die verschiedenen in den Elektrodenkörper 3 eingebetteten elektrisch aktiven Flächen wie unter 5a und 5b zwei unabhängige Schockwendeln zur Abgabe eines therapeutischen hochenergetischen Impulses an das Herzgewebe, und die beiden Messelektroden 6a und 6b, die eine intrakardiale Messung von Biosignalen ermöglichen. Wobei die gemessen Signales eine gezielte Therapie mit den beiden Schockwendeln 5a und 5b ermöglichen.
In 1b ist der distale Bereich einer so genannten aktiv fixierbaren Elektrode dargestellt. Das bedeutet, durch ein Element, das durch den Anwender betätigt wird, muss die Elektrode an das Herzgewebe angebunden werden. Dies geschieht mit einer Art Schraube, die sich am distalen Ende befindet. Vorteil dieser Konstruktion ist die Nutzung als elektrisch aktive Fläche. Die Messelektrode 6b ist gleichzeitig die aktive Fixierung. Besser dargestellt ist der Mechanismus in 4. Diese stellt das distale Ende der Defibrillationselektrode 1 dar mit einem Teil des elektrisch isolierten und abgedichteten Elektrodenkörpers 3 und Teilen der darin eingebetteten elektrisch aktiven Flächen Schockwendel 5b und den Messelektroden 6a und 6b. Deutlich ist die schraubenförmige aktive Fixierung zu sehen, die bezügliche des Elektrodenkörpers 3 verdrehbar ist und somit in das Herz eingeschraubt werden kann.
In einer weiteren Ausführung dieser Erfindung wird eine passive Fixierung beschrieben, die – wie es sich aus dem Namen schließen lässt – nicht aktiv durch den Anwender an das Herzgewebe angebracht werden muss. Die passive Verhakung ist derart ankerförmig ausgestaltet, dass die Elektrode von selbst in das Trabekelgefüge des Herzgewebes verhakt.
Der proximale Bereich (1a) und der distale Bereich (1b) sind an den jeweiligen Enden 2a und 2b miteinander verbunden. Zwischen 2a in 1a und 2b in 1b kann sich eine nicht näher definierte Länge befinden, die Bauart bedingt ist.
2 ist eine Detailansicht der Schockwendel 5a oder 5b einer Defibrillationselektrode 1 mit einem proximalen Ende 11 und einem distalen Ende 12. Zwischen den beiden Enden 11 und 12 ist die Schockwendel helixförmig gewickelt. Um eine bessere Flexibilität und eine bessere Einbettung in den elektrisch isolierenden und abgedichtenden Elektrodenkörper 3 zu erreichen, ist die Wendel so gewickelt, dass ein Abstand 14 zwischen zwei Wicklungen 13a und 13b ermöglicht wird. Bei einer Biegung quer zur Achse 15 verringert sich an der Innenseite der Biegung der Abstand 14, an der Außenseite vergrößert sich der Abstand 14.
In einer bevorzugten Ausführung ist die Wendel als Band mit einer größeren axialen als radialen Ausdehnung ausgeführt. Die dadurch entstehende größere Berührungsfläche der elektrisch aktiven Wendel mit dem Herzgewebe bietet Vorteile bei der Übertragung des hochenergetischen Impulses auf das Herzgewebe gezeigt.
In einer anderen Ausführung wird die Schockwendel aus einem Runddraht geformt.
3 zeigt die soeben beschriebene Schockwendel 5a oder 5b einer Defibrillationselektrode 1 mit einem proximalen Ende 11 und einem distalen Ende 12 mit einer elektrisch leitfähigen Verbindung 16, die in dem nach außen elektrisch isolierenden und abdichtenden Elektrodenkörper 12 verläuft und eine elektrische Verbindung mit einer der Verbindungseinheiten 4a, 4b oder 4c, die zur Verbindung mit einem elektrisch aktivem implantierbaren Gerät vorgesehen sind. Die elektrisch leitfähige Verbindung ist mit der Schockwendel 10 an den proximalen und distalen Enden 11 und 12 über thermische Verbindungsverfahren wie Schweißen oder Löten fest verbunden, um so eine sichere elektrische Verbindung herzustellen. Die elektrisch leitfähige Verbindung ist vorzugsweise ein DFT-Seil wie in der deutschen Patentanmeldung DE 197 58 368 A1 beschrieben. In weiteren unterschiedlichen Ausführungsformen kann es auch ein Draht, ein DFT-Draht, ein elektrisch leitfähiges Band, ein elektrisch leitfähiges DFT-Band oder ein elektrisch leitfähiger Kunststoff sein.
4 zeigt einen Teilschnitt durch den distalen Bereich der Defibrillationselektrode mit einem nach außen elektrisch isolierenden und abdichtenden Elektrodenkörper 3, den elektrisch aktiven Flächen 6a und 6b als Messelektroden – letztere auch genutzt als aktive Fixierung bei einer aktiv fixierbaren Defibrillationselektrode – und Schockelektrode 5b zur Abgabe hochenergetischer Impulse an das Herzgewebe. Der Elektrodenkörper ist aus einer äußeren Kunststoffschicht 17 und einer weiteren, an die äußere Kunststoffschicht radial nach innen anschließende Kunststoffschicht 18 aufgebaut. Weiterhin befinden sich im Elektrodenkörper 3 eine oder mehrere elektrisch leitfähige Verbindungen 16 und ein Lumen 19 zur Aufnahme des Führungsdrahtes bei Implantation der Elektrode im Herzen.
Die äußere Kunststoffschicht 17 sichert die elektrische Isolation und die Flüssigkeitsabdichtung. Weiterhin ist das Material der Schicht so gewählt, dass die Reibung zwischen Gefäßwand und Elektrode so verringert wird, dass ein leichtes Einführen der Elektrode durch das Gefäßsystem zum Herzen ermöglicht wird. Die äußere Kunststoffschicht 17 ist aus einem biostabilen Kunststoff geformt. Vorzugsweise ist dies ein Silikongummi. Die innere Kunststoffschicht 18 dient vor allem dazu, die Form der Elektrode zu halten und Einflüsse in Form von inwärts gerichteten Kräften abzufangen. Diese Schicht ist ebenfalls aus einem biokompatiblen Kunststoff geformt. Vorzugsweise ist dies ein Polyurethan. Weiterhin bieten sich für beide Schichten 17 und 18 biokompatible Kunststoffe auf Basis von Polycarbonaten, Epoxysilan, Polysulfone, Polyethylen und Polyester an.
In 4 ist weiterhin zu sehen, dass die elektrisch aktive Fläche 5b – ebenso wie die elektrisch aktive Fläche 5a und 6a – in die äußere Kunststoffschicht 17 eingebettet ist. Dies sichert ein reibungsfreies Implantieren der Elektrode. Am distalen Ende 12 ist die elektrisch aktive Fläche 5b mit einer elektrisch leitfähigen Verbindung 16 fest verbunden.
Die 5 zeigt einen Schnitt durch eine Wicklung 13a oder 13b der elektrisch aktiven Fläche 5a oder 5b. Zu sehen ist hier ein DFT-Band einer weiteren Ausgestaltungsform. Es besteht aus einer Hüllkomponente 30 und einer Kernkomponente 31. Eine weitere Ausführungsform der Erfindung ist ein DFT-Draht mit konzentrischem Aufbau der Hüllkomponente 30 und Kernkomponente 31.
Die Hüllkomponente 30 aus einem Material mit hoher Bioresistenz und hohem elektrischem Widerstand ist aus Platin, Iridium oder einer Legierung aus den beiden Materialien. Die Kernkomponente 31 aus einem Material mit geringem elektrischen Widerstand aber relativ niedriger Bioresistenz ist bevorzugt aus der Vanadiumgruppe (5. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente) oder Kupfergruppe (1. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente). Vorzugsweise ist die Kernkomponente 31 aus Tantal, Niob oder Gold. Das Dickenverhältnis zwischen der Hüllkomponente 30 und der Kernkomponente 31 ist 1:3 bis 1:40. Hat die elektrisch aktive Fläche eine Wendel aus einem Band, dann ist das Dickenverhältnis zwischen Hüllkomponente 30 und Kernkomponente 31 in X-Richtung zwischen 1:20 und 1:40 und in Y-Richtung zwischen 1:2 und 1:10, besonders vorteilhaft ist ein Verhältnis in X-Richtung zwischen 1:25 und 1:30 und in Y-Richtung zwischen 1:3 und 1:8. Besonders geeignet ist jedoch ein Verhältnis in X- Richtung zwischen 1:27 und 1:29 und in Y-Richtung zwischen 1:4 und 1:7.
Die Außenkontur der Hüllkomponente 30 des dargestellten Schnittes durch eine Wendel 13a oder 13b ist in vorteilhafter Weise ausgestaltet und besteht aus drei Komponenten:

– Einer Basis 33, welche im Wesentlichen in der nach innen gerichteten Seite des Elektrodenkörpers 3 zeigt
– Zwei entgegengesetzte Seiten 34a und 34b, die in Richtung des distalen oder proximalen Endes der elektrisch aktiven Flächen 5a, 5b oder 6a zeigen, und
– Einem Halbrund 32, bestehend aus einem Kreissegment, das in die nach außen gerichteten Seite des Elektrodenkörpers 3 zeigt.

Die Basis 33 liegt auf der inneren Außenschicht 18 des Elektrodenkörpers 3 auf und ist aus einer geraden Strecke in X-Richtung aufgebaut. Die beiden Seiten 34a und 34b sind vollständig in die äußere Außenschicht 17 eingebettet. Sie erstrecken im XY-Koordinatensystem mit einer im Verhältnis größeren Y-Komponente als X-Komponente von der Basis 33 weg. Dabei zeigt die Seite 34a bei gleicher Y-Komponente mit einer entgegengesetzt gleichen X-Komponente zur Seite 34b von der Basis 33 weg. Das Halbrund 32 hat einen Radius um einen virtuellen Mittelpunkt, der um ein vielfaches länger ist als die Hälfte des Durchmessers des Elektrodenkörpers 3. Deshalb ragt der Scheitelpunkt des Halbrundes 32 aus dem Elektrodenkörper 3 heraus. Diese vorteilhafte Ausgestaltung hat bei der Übertragung eines Impulses an das Herzgewebe vor allem an den Grenzflächen zwischen den elektrisch aktiven Flächen und dem elektrisch isolierenden und abdichtenden Elektrodenkörper 3 Vorteile.
Die Kernkomponente 31 in Zeichnung 5a passt sich der Außenkontur der Hüllkomponente 30 an, besitzt jedoch abgerundete Kanten. Der Radius der Rundungen der Kernkomponente 31 an den Kanten der Hüllkomponente 30 wächst, je spitzer der Winkel zwischen den Seiten der Außenkontur der Hüllkomponente 30.

Claims

Implantierbare Elektrodenleitung (1) zur Stimulation im oder am Herzen, umfassend: – einen Elektrodenkörper (3) mit einem distalen und einem proximalen Ende – mindestens eine Verbindungseinheit (4a, 4b, 4c) zur elektrischen Verbindung mit einem elektrisch aktiven implantierbaren Gerät am proximalen Ende – eine Fixierungseinrichtung (6b) am distalen Ende – eine zwischen dem distalen und dem proximalen Ende liegende, weitgehend elektrisch isolierende und abdichtende Außenoberfläche (17) – mindestens eine elektrisch leitfähige Verbindung (16) zwischen dem proximalen und dem distalen Ende – mindestens, eine nach außen elektrisch aktive Fläche (5a, 5b) im distalen Bereich des lang gestreckten Körpers, die mit einer der elektrisch leitfähigen Verbindungen (16) elektrisch verbunden ist, wobei die nach außen elektrisch aktive Fläche aus mindestens einem Element aus „Drawn Filled Tube (DFT)” mit einer Komponente von hoher Bioresistenz, Biokompatibilität und Nontoxizität, und einer Komponente mit geringem elektrischem Widerstand ausgestaltet ist, dadurch gekennzeichnet, dass die nach außen elektrisch aktive Fläche (5a, 5b) aus einem Element aus helixförmig gewundenem DFT-Band (10) besteht, welches eine radial nach außen gerichtete halbkreisförmige Oberfläche (32) mit einem Radius wesentlich größer als der halbe Durchmesser des Elektrodenkörpers (3) aufweist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die bioresistente, biokompatible und nicht toxische Komponente die Komponente mit geringem elektrischem Widerstand umschließt.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponente von hoher Bioresistenz, Biokompatibilität und Nontoxizität Platin, Iridium oder eine Legierung aus den beiden Materialien ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponente mit geringem elektrischem Widerstand aus einem Element der Vanadiumgruppe (5. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente) oder Kupfergruppe (1. Nebengruppe des Periodensystems der Elemente) besteht.
Implantierbare Elektrodenleitung nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponente mit geringem elektrischem Widerstand Tantal, Niob oder Gold ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der vorhergehenden Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Dickenverhältnis zwischen der bioresistenten, biokompatiblen und nicht toxischen Komponente und der Komponente mit geringem elektrischem Widerstand 1:3 bis 1:40 ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Dickenverhältnis zwischen der bioresistenten, biokompatiblen und nicht toxischen Komponente und der Komponente mit geringem elektrischem Widerstand in axialer Richtung der Elektrode (1) zwischen 1:20 und 1:40, bevorzugt zwischen 1:25 und 1:30, besonders bevorzugt zwischen 1:27 und 1:29 ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das Verhältnis zwischen der bioresistenten, biokompatiblen und nicht toxischen Komponente und der Komponente mit geringem elektrischem Widerstand in radialer Richtung der Elektrode (1) zwischen 1:2 und 1:10 und bevorzugt zwischen 1:3 und 1:8 ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass das elektrisch aktive implantierbare Gerät ein Herzschrittmacher oder Cardioverter/Defibrillator ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die elektrisch aktiven Flächen (5a, 5b) im distalen Bereich einen Stimulationsimpuls oder Cardioversions- oder Defibrillationsimpuls abgeben.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass die Komponente mit hoher Bioresistenz eine fraktale Oberfläche besitzt.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Fixierungseinrichtung (6b) im distalen Bereich eine passive Verankerung oder eine aktive Verankerung ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass die aktive Fixierungseinrichtung (6b) eine elektrisch aktive Fläche ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass die elektrisch leitfähige Verbindung (16) zwischen der proximalen Verbindungseinheit und den elektrisch aktiven Flächen ein Runddraht ist, ein DFT-Draht, ein elektrisch leitfähiges Band, ein elektrisch leitfähiges DFT-Band, ein elektrisch leitfähiges Seil oder ein elektrisch leitfähiges DFT-Seil ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass der Elektrodenkörper (3) aus einer inneren (18) und einer äußeren Schicht (17) aus biostabilem Kunststoff besteht.
Implantierbare Elektrodenleitung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die äußere Schicht (17) ein Silikongummi ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die innere Schicht (18) aus Polyurethan ist.
Implantierbare Elektrodenleitung nach einem der Ansprüche 1 bis 17, dadurch gekennzeichnet, dass die elektrisch aktiven Flächen (5a, 5b) im distalen Bereich in die Außenoberfläche eingebettet sind.