DE60315427T2 - Apparat zur steuerung von ablationsenergie und elektrogrammaufnahme mittels einer vielzahl gemeinsamer elektroden in einem elektrophysiologie-katheter - Google Patents

Apparat zur steuerung von ablationsenergie und elektrogrammaufnahme mittels einer vielzahl gemeinsamer elektroden in einem elektrophysiologie-katheter Download PDF

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Description

  • Hintergrund der Erfindung
  • 1. Gebiet der Erfindung
  • Die Erfindung betrifft medizinische Vorrichtungen zum Durchführen von Abbildungs- und Ablationsverfahren. Im Speziellen betrifft die Erfindung eine Vorrichtung zur Abbildung und Ablation bei, in oder nahe, zum Beispiel der Ostien der pulmonaren Venen oder des koronaren Sinus oder eines anderen Blutgefäßes.
  • 2. Erörterung der verwandten Technik
  • Das menschliche Herz ist ein sehr komplexes Organ, das sowohl auf Muskelkontraktion als auch auf elektrische Impulse angewiesen ist, um richtig zu arbeiten. Die elektrischen Impulse breiten sich durch die Herzwände aus, zuerst durch die Atrien und dann durch die Ventrikel, wodurch bewirkt wird, dass das entsprechende Muskelgewebe in den Atrien und Ventrikeln kontrahiert. Somit kontrahieren sich zuerst die Atrien, gefolgt von den Ventrikeln. Diese Reihenfolge ist für das richtige Arbeiten des Herzens wesentlich.
  • Im Laufe der Zeit können die sich durch das Herz ausbreitenden elektrischen Impulse anfangen, sich in ungeeignete Richtungen auszubreiten, wodurch bewirkt wird, dass Ventrikel zu ungeeigneten Zeitpunkten kontrahieren. So ein Zustand wird allgemein als kardiale Arrhythmie bezeichnet und kann viele verschiedene Formen annehmen. Wenn die Kammern zu ungeeigneten Zeitpunkten kontrahieren, nimmt die vom Herz gepumpte Blutmenge ab, was zum vorzeitigen Tod der Person führen kann.
  • Es wurden Techniken entwickelt, die verwendet werden, um kardiale Bereiche zu lokalisieren, die für die kardiale Arrhythmie verantwortlich sind, und auch um die Kurzschlussfunktion dieser Bereiche zu deaktivieren. Gemäß diesen Techniken wird elektrische Energie an einen Teil des Herzgewebes angelegt, um dieses Gewebe zu ablatieren und Narben zu erzeugen, die die Rückeintrittsleitungswege unterbrechen oder die fokale Einleitung beenden. Die zu ablatierenden Bereiche werden üblicherweise zunächst durch endokardiale Abbildungstechniken ermittelt. Zum Abbilden gehört üblicherweise perkutanes Einführen eines Katheters mit einer oder mehreren Elektroden in den Patienten, wobei der Katheter durch ein Blutgefäß (zum Beispiel die femorale Vene oder Arterie) und in einen endokardialen Bereich (zum Beispiel das Atrium oder ein Ventrikel des Herzens) geführt wird und absichtlich eine Arrhythmie induziert wird, so dass mit einem Mehrkanalrekorder eine kontinuierliche, simultane Aufzeichnung an jeder der einzelnen, unterschiedlichen endokardialen Positionen erfolgen kann. Wenn ein arrhythmogener Herd oder ungünstiger Kreis lokalisiert wird, wie durch die Elektrokardiogramm-Aufzeichnung angegeben, wird er durch verschiedene Bildgebungs- oder Lokalisierungsmittel gekennzeichnet, so dass aus diesem Bereich stammende kardiale Arrhythmien blockiert werden können, indem Gewebe ablatiert wird. Ein Ablationskatheter mit einer oder mehreren Elektroden kann dann elektrische Energie zu dem der Elektrode benachbarten Gewebe übertragen, um eine Läsion in dem Gewebe zu erzeugen. Eine oder mehrere geeignet positionierte Läsionen erzeugen üblicherweise einen Bereich nekrotischen Gewebes, der dazu dient, die Ausbreitung der durch den arrhythmogenen Herd verursachten fehlgeleiteten Impulse zu beenden. Ablation wird durchgeführt, indem an die Katheterelektroden Energie angelegt wird. Die Ablationsenergie kann zum Beispiel Hochfrequenz, Gleichstrom, Ultraschall, Mikrowellen oder Laserstrahlung sein.
  • Atriale Fibrilation zusammen mit atrialem Flattern sind die in der klinischen Praxis festgestellten üblichsten anhaltenden Arrhythmien.
  • Eine weitere Ursache für Arrhythmien kann von in das Myokard selbst zurück eintretenden Kreisen herrühren. Solche Kreise müssen nicht notwendigerweise einen Bezug zu Gefäßostien haben, können aber durch Mittel zur Ablation von Gewebe entweder innerhalb des Kreises oder durch umgehen des Bereichs des Kreises unterbrochen werden. Es sollte beachtet werden, dass ein vollständiger "Zaun" um eine Leitungs- oder Gewebsregion nicht immer erforderlich ist, um die Ausbreitung der Arrhythmie zu blockieren; in vielen Fällen kann es ausreichen, einfach die Länge des Ausbreitungspfades eines Signals zu erhöhen. Herkömmliche Mittel zum Herstellen solcher Läsions-"Zäune" umfassen eine Vielzahl von Punkt-zu-Punkt-Läsionen, wobei eine einzelne Elektrode durch Gewebe gezogen wird, während Energie abgegeben wird, oder wobei eine sehr große Läsion erzeugt wird, die dafür vorgesehen ist, eine erhebliche Menge myokardialen Gewebes zu deaktivieren.
  • Das gemeinsam gehaltene US-Patent US 6 315 778 mit dem Titel "Apparatus For Creating A Continuous Annular Lesion" offenbart eine medizinische Vorrichtung, die in der Lage ist, einen kontinuierlichen Ring von Gewebe um die Ostien entweder von Venen oder von Arterien, die zu oder von den Atrien hin- bzw. wegführen, zu ablatieren.
  • Bei der in US 5 681 308 beschriebenen Ablationsvorrichtung hat der Pfad für Ablationsenergie ein kleiner Widerstand.
  • Zusammenfassung der Erfindung
  • Die vorliegende Erfindung sieht eine Vorrichtung zur Abbildung elektrischer Aktivität innerhalb des Herzens vor. Die vorliegende Erfindung sieht auch Verfahren und Vorrichtung zur Erzeugung von Läsionen in dem Herzgewebe (Ablation) vor, um einen Bereich nekrotischen Gewebes zu erzeugen, der dazu dient, die Ausbreitung von einer Arrhythmie verursachter fehlgeleiteter elektrischer Impulse zu verhindern.
  • Bei einer Ausführungsform stellt die Erfindung eine Vorrichtung bereit, um Ablationsenergie zu einem elektrophysiologischen Katheter mit einer Mehrzahl von leitenden Fasern zu führen und von diesem empfangene Abbildungssignale zu führen, der eine Schaltkreisanordnung umfasst, die für jede leitende Faser, wenn Ablationsenergie abgegeben wird, einen elektrischen Signalpfad bereitstellt, der einen kleinen Widerstand für Ablationsenergie und einen großen Widerstand für Abbildungssignale hat.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst die Erfindung ferner eine Schaltkreisanordnung, die für jede leitende Faser, wenn Abbildungssignale empfangen werden, einen elektrischen Signalpfad bereitstellt, der einen großen Widerstand für Ablationsenergie und einen kleinen Widerstand für Abbildungssignale hat.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst die Erfindung ferner eine schaltende Schaltkreisanordnung um Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter selektiv mit einer Ablationsenergiequelle zu koppeln.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform koppelt die schaltende Schaltkreisanordnung Selektoren von Fasern selektiv mit einer Quelle für Ablationsenergie.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform gibt es vier Sektoren.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform koppelt die schaltende Schaltkreisanordnung ungefähr eine erste Hälfte der Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter selektiv mit einer Quelle für Ablationsenergie.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform koppelt die schaltende Schaltkreisanordnung ungefähr eine zweite Hälfte der Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter selektiv mit einer Quelle für Ablationsenergie.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform ist die erste Hälfte der Fasern mit der zweiten Hälfte der Fasern verschachtelt angeordnet.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst die Schaltkreisanordnung einen Kondensator in dem elektrischen Signalpfad jeder leitenden Faser.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform umfasst die Erfindung ferner einen Widerstand, der entsprechend mit jeder leitenden Faser gekoppelt ist.
  • Gemäß einer weiteren Ausführungsform stellt die Erfindung ein Kathetersystem bereit, das einen elektrophysiologischen Katheter, einen Ablationsenergiegenerator, eine Aufzeichnungsvorrichtung und eine Vorrichtung umfasst, um Ablationsenergie zu einem elektrophysiologischen Katheter mit einer Mehrzahl leitender Fasern und von diesem erhaltene Abbildungssignale zu führen, der eine Schaltkreisanordnung umfasst, die für jede leitende Faser, wenn Ablationsenergie abgegeben wird, einen elektrischen Signalpfad bereitstellen, der einen kleinen Widerstand für Ablationsenergie und einen großen Widerstand für Abbildungssignale hat, der den elektrophysiologischen Katheter mit dem Ablationsenergiegenerator und der Aufzeichnungsvorrichtung verbindet.
  • Die Merkmale und Vorteile der vorliegenden Erfindung werden aus der folgenden detaillierten Beschreibung der Erfindung leichter verständlich und ersichtlich, die in Verbindung mit den beigefügten Zeichnungen und den Ansprüchen gelesen werden sollte, die am Ende der detaillierten Beschreibung beigefügt sind.
  • Kurze Beschreibung der Zeichnungen
  • In den Zeichnungen, die hier durch Bezugnahme aufgenommen sind und in denen für gleiche Elemente gleiche Bezugszeichen vergeben wurden,
  • veranschaulicht 1 einen Überblick über ein Abbildungs- und Ablationskathetersystem gemäß der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulichen 2 und 3 weitere Details des in 1 veranschaulichten Katheters dar;
  • veranschaulichen 4–7 weitere Details des geflochtenen leitenden in 2 und 3 dargestellten Elements;
  • veranschaulichen 8–10A unter anderem eine Temperaturerfassung bei der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulichen 11–13 weitere Details der Steuerungsfähigkeiten der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulichen 14–17 weitere Ausführungsformen des geflochtenen leitenden Elements;
  • veranschaulichen 18–19 die Verwendung von Spülung in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulichen 20A–20E die Verwendung von Ummantelungen in der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulicht 21 eine Führungshülle, die in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung genutzt werden kann;
  • veranschaulichen 22–24 Verfahren der Verwendung der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulichen 25A–25D Steuerschaltkreisanordnungen, die in Verbindung mit der Steuereinrichtung verwendet werden können;
  • veranschaulicht 26 eine weitere Ausführungsform des Katheters der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulicht 27 eine weitere Ausführungsform des Katheters der vorliegenden Erfindung;
  • veranschaulicht 28 eine dreidimensionale oder zylindrische Abbildung elektrischer Aktivierung; und
  • veranschaulichen 29 und 30A–30D eine weitere Ausführungsform der Steuerschaltkreisanordnung, die in Verbindung mit der Steuereinrichtung verwendet werden kann.
  • Detaillierte Beschreibung
  • Systemüberblick
  • Nun wird Bezug auf 1 genommen, die einen Überblick eines Abbildungs- und Ablationskathetersystems gemäß der vorliegenden Erfindung veranschaulicht. Das System umfasst einen Katheter 10, mit einem Schaltteil 12, einem Steuerhandgriff 14 und einem Verbindungsteil 16. Eine Steuereinrichtung 8 über ein Kabel 6 ist mit Verbindungsteil 16 verbunden. Ein Ablationsenergiegenerator 4 kann über ein Kabel 3 mit der Steuereinrichtung 8 verbunden sein. Eine-Aufzeichnungsvorrichtung 2 kann über ein Kabel 1 mit der Steuereinrichtung 8 verbunden sein. Bei Verwendung bei einer Ablationsanwendung wird die Steuereinrichtung 8 verwendet, um vom Ablationsenergiegenerator 4 an den Katheter 10 gelieferte Ablationsenergie zu steuern. Bei Verwendung bei einer Abbildungsanwendung wird die Steuereinrichtung 8 verwendet, um von dem Katheter 10 kommende Signale zu verarbeiten, und um diese Signale der Aufzeichnungsvorrichtung 2 zu liefern. Obwohl sie als separate Vorrichtungen dargestellt sind, könnten Aufzeichnungsvorrichtungen 2, der Ablationsenergiegenerator 4 und die Steuereinrichtung 8 in einer einzigen Vorrichtung integriert sein. Bei einer Ausführungsform kann die Steuereinrichtung 8 eine QUADRAPULSE RF CONTROLLERTM-Vorrichtung sein, die von CR Bard, Inc., Murray Hill, New Jersey erhältlich ist. Bei einer Ausführungsform kann die Aufzeichnungsvorrichtung 2 eine LAB-Systemvorrichtung, erhältlich von CR Bard, Inc., Murray Hill, New Jersey, sein.
  • In dieser Beschreibung werden viele Aspekte und Merkmale der vorliegenden Erfindung beschrieben. Die verschiedenen Merkmale der Erfindung werden zur Klarheit separat erörtert. Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen, dass die Merkmale in Abhängigkeit von der speziellen Anwendung bei einer Vorrichtung selektiv kombiniert werden können. Des weiteren kann jeder der verschiedenen Merkmale in einen Katheter und ein zugeordnetes Verfahren zur Verwendung für entweder Abbildungs- oder Ablationsverfahren integriert sein.
  • Katheter Überblick
  • Nun wird auf 2–7 Bezug genommen, die eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung veranschaulichen. Die vorliegende Erfindung umfasst generell einen Katheter zur Abbildung und Ablation bei elektrophysiologischen Verfahren. Katheter 10 umfasst einen Schaftteil 12, einen Steuerhandgriff 14 und einen Verbindungsteil 16. Bei Verwendung bei Abbildungsanwendungen wird der Verbindungsteil 16 verwendet, um von den Elektroden an dem distalen Teil des Katheters herführende Signaldrähte mit einer Vorrichtung zum Verarbeiten der elektrischen Signale, wie zum Beispiel eine Aufzeichnungsvorrichtung, zu verbinden.
  • Der Katheter 10 kann eine lenkbare Vorrichtung sein. 2 veranschaulicht den distalen Endteil 18, der von dem in Steuerhandgriff 14 enthaltenen Mechanismus gelenkt wird. Der Steuerhandgriff 14 kann ein drehbares Daumenrad umfassen, das von einem Benutzer verwendet werden kann, um das distale Ende des Katheters abzulenken. Das Daumenrad (oder eine andere geeignete Betätigungsvorrichtung) ist mit einem oder mehreren Zugdrähten verbunden, die sich durch den Schaftteil 12 erstrecken und mit dem distalen Ende 18 des Katheters an einer nicht axialen Position verbunden sind, wobei Zugspannung, die auf einen oder mehrere Zugdrähte angewendet wird, bewirkt, dass sich der distale Teil des Katheters in einer zuvor bestimmten Richtung oder Richtungen krümmt. Die US-Patente Nr. 5,383,852 , 5,462,527 und 5,611,777 veranschaulichen verschiedene Ausführungsformen eines Steuerhandgriffs 14 der zum Steuern des Katheters 10 verwendet werden kann.
  • Der Schaftteil 12 umfasst einen distalen Endteil 18, einen ersten Anschlag 20 und ein inneres Element 22, das mit dem ersten Anschlagsteil 20 verbunden ist. Das innere Element 22 kann ein rohrförmiges Element sein. Eine erste Ummantelung 24 und eine zweite Ummantelung 26 sind konzentrisch um das innere Element 22 angeordnet. Ebenso ist ein geflochtenes leitendes Element 28, das an entsprechenden Enden 30 bzw. 32 an der ersten Ummantelung 24 bzw. der zweiten Ummantelung 26 verankert ist, konzentrisch um das innere Element 22 angeordnet.
  • Schiebt man im Betrieb die zweite Ummantelung 26 distal über das innere Element 22 vor, verursacht dies, dass die erste Ummantelung 24 den Anschlag 20 berührt. Weiteres distales Verschieben der zweiten Ummantelung 26 über das innere Element 22 verursacht, dass sich das geflochtene leitende Element 22 radial ausdehnt, um verschiedene Durchmesser und/oder eine konische Form anzunehmen. 3 veranschaulicht das geflochtene leitende Element 28 in einer nicht ausgedehnten (kollabierten oder "nicht entfalteten") Anordnung. 2 und 4 veranschaulichen die geflochtenen leitenden Elemente 28 in einem teilweise ausgedehnten Zustand. 10 veranschaulicht das geflochtene leitende Element 28 radial ausgedehnt ("entfaltet"), um eine Scheibe zu bilden.
  • Alternativ kann das geflochtene leitende Element 28 radial ausgedehnt werden, indem das innere Element 22 bezüglich der zweiten Ummantelung 26 proximal verschoben wird.
  • Als weitere Alternative können das innere Element 22 und der distale Endteil 18 derselbe Schaft sein und Anschlag 20 entfernt werden. Bei dieser Anordnung bewegt sich die Ummantelung 24 zum Beispiel in Reaktion auf einen Bolzen in dem Schaft 22 angeordneten und an der Ummantelung 24 befestigten Dorn auf die zum Beispiel in dem US-Patent Nr. 6,178,354 beschriebene Weise über die Achse.
  • Wie insbesonders in 4 und 5 dargestellt kann eine dritte Ummantelung 32 vorgesehen sein. Die dritte Ummantelung dient zum Schutz des Schaftteils 12 und im Speziellen des geflochtenen leitenden Elements 28 während der Manipulation durch das Gefäßsystem des Patienten. Zusätzlich schirmt die dritte Ummantelung 32 das geflochtene leitende Element 28 von dem Gewebe des Patienten für den Fall ab, dass Ablationsenergie vorzeitig an das geflochtene leitende Element 28 abgegeben wird.
  • Die entsprechenden Ummantelungen 24, 26 und 33 können über das innere Element 22, das ein röhrenförmiges Element sein kann, auf viele verschiedene Arten vorgeschoben und zurückgezogen werden. Der Steuerhandgriff 14 kann verwendet werden. Die US-Patente Nr. 5,383,852 , 5,462,527 und 5,611,777 veranschaulichen Beispiele von Steuerhandgriffen, die die Ummantelungen 24, 26 und 32 steuern können. Wie an diesen Patenten beschrieben, kann der Steuerhandgriff 14 einen Schiebeaktor umfassen, der relativ zu dem Handgriff axial verstellbar ist. Der Schiebeaktor kann mit einer der Ummantelungen, zum Beispiel der zweiten Ummantelung 26, verbunden sein, um die Bewegung der Ummantelung 26 relativ zum inneren Element 22 zu kontrollieren, um das geflochtene leitende Element 28 zwischen entsprechend eingefallenen und entfalteten Zuständen, wie oben erklärt, anzusteuern. Der Steuerhandgriff 14 kann auch einen zweiten Schiebeaktor oder eine andere Vorrichtung umfassen, die mit der zurückziehbaren äußeren Ummantelung 32 verbunden ist, um die Ummantelung in eine proximale Richtung bezüglich des inneren Elements 22 selektiv zurückzuziehen.
  • Das geflochtene leitende Element 28 ist bei einer Ausführungsform der Erfindung, eine Mehrzahl von verschachtelten elektrisch leitenden Fasern 34. Das geflochtene leitende Element 28 kann ein Drahtgeflecht sein. Die Fasern sind biegsam und geeignet ausgehend von dem inneren Element 22 weg radial nach außen ausgedehnt zu werden. Die Fasern 34 sind bevorzugt aus metallischen Elementen gebildet, die relativ kleine Querschnittsdurchmesser haben, so dass die Fasern radial nach außen expandiert werden können. Die Fasern können mit einer Abmessung in der Größenordnung von ungefähr 0,0254–0,762 mm (0,001–0,030 Inch) im Durchmesser rund sein. Alternativ können die Fasern bei einer Dicke in der Größenordnung von ungefähr 0,0254–0,762 mm und einer Breite in der Größenordnung von ungefähr 0,0254–0,762 mm flach sein. Die Fasern können aus Nitinol-Draht hergestellt sein. Alternativ können die Fasern nicht metallische Elemente verwoben mit metallischen Elementen umfassen, wobei die nicht metallischen Elemente für eine Abstützung für oder Trennung von den metallischen Elementen sorgen. Eine Vielzahl einzelner Fasern 34 kann in dem geflochtenen leitenden Element 28 vorgesehen sein, zum Beispiel bis zu 300 oder mehr Fasern.
  • Jede der Fasern 34 kann von jeder anderen durch eine isolierende Beschichtung elektrisch isoliert sein. Diese isolierende Beschichtung kann zum Beispiel ein Polyamid-Material sein. Ein Teil der Isolierung auf der äußeren, Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitenden Elements 28 wird entfernt. Dies erlaubt es, dass jede der Fasern 34 eine isolierende Elektrode, ohne elektrischen Kontakt mit einer anderen Faser bildet, die zur Abbildung und Ablation verwendet werden kann. Alternativ kann es bestimmten Fasern erlaubt sein, einander zu berühren, um eine vorausgewählte Gruppierung zu bilden.
  • Jede der Fasern 34 ist unter Druck wendelförmig um das innere Element 22 gewickelt. Als ein Ergebnis dieser wendelförmigen Konstruktion berühren bei radialer Expansion des geflochtenen leitenden Elements 28, die Teile der Fasern 34, bei denen die Isolierung entfernt wurde, benachbarte Fasern nicht, und somit bleibt jede Faser 34 von jeder anderen Faser elektrisch isoliert. 6 veranschaulicht im Speziellen, wie die Isolierung von einzelnen Fasern 34 entfernt werden kann, wobei weiterhin noch für Isolierung zwischen und unter den Fasern gesorgt wird. Wie in 6 veranschaulicht, stellen Bereiche 50 Bereiche auf der äußeren Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitenden Elements 28 dar, wobei die Isolierung von einzelnen Fasern 34 ent fernt wurde. Bei einer Ausführungsform der Erfindung kann die Isolierung bis zur Hälfte des nach außen weisenden Umfangs von jeder einzelnen Faser 34 entfernt sein, wobei zwischen jeder der Fasern 34 weiterhin elektrische Isolierung erhalten bleibt.
  • Die Isolierung auf jeder der Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 umfassen, kann um die äußere Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitenden Elements 28 auf verschiedene Arten entfernt werden. Zum Beispiel können ein oder mehrere Bänder in Umfangsrichtung entlang der Länge des geflochtenen leitenden Elements 28 erzeugt werden. Alternativ kann die Isolierung einzelner Sektoren oder Quadranten um den Umfang des geflochtenen leitenden Elements 28 herum entfernt sein. Alternativ kann nur bei ausgewählten Fasern 34 in dem geflochtenen leitenden Elements 34 entfernt sein. Somit kann für eine fast unbegrenzte Anzahl von Konfigurationen zur Isolierungsentfernung um die Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitendem Elements 28 in Abhängigkeit von den Abbildungs- und Ablationseigenschaften und -techniken, die ein Kliniker wünscht, gesorgt werden.
  • Die Isolierung an jeder der Fasern 34 kann auf der äußeren Umfangsfläche 60 von dem geflochtenen leitenden Element 28 in vielerlei Arten entfernt werden, solange die Isolierung zwischen Fasern 34 aufrechterhalten wird, so dass die Fasern 34 elektrisch voneinander isoliert bleiben.
  • Die Isolierung kann von den Fasern 34 auf vielerlei Arten entfernt werden, um freigelegte Teile 50 auf dem geflochtenen leitenden Element 28 zu erzeugen. Zum Beispiel können mechanische Mittel, wie zum Beispiel Abschleifen oder Abschaben, verwendet werden. Zusätzlich können ein Wasserstrahl, chemische Mittel oder Mittel für thermische Strahlung verwendet werden, um die Isolierung zu entfernen.
  • Bei einem Beispiel zur Isolierungsentfernung kann das geflochtene leitende Element 28 um das innere Element 22 gedreht werden, wobei eine Quelle für thermische Strahlung, wie zum Beispiel ein Laser, verwendet werden kann, um Strahlung auf einen speziellen Punkt längs des geflochtenen leitenden Elements 28 zu richten. Während das geflochtene leitende Element 28 gedreht wird, und die Quelle für thermische Strahlung Wärme erzeugt, wird die Isolierung von dem speziellen Bereich weggebrannt.
  • Isolierungsentfernung kann auch erreicht werden, indem bestimmte Teile des geflochtenen leitenden Elements 28 maskiert werden. Eine Maske, wie zum Beispiel eine metallische Röhre kann über dem geflochtenen leitenden Element 28 angeordnet werden. Alternativ kann das geflochtene leitende Element 28 in Folie gewickelt werden oder mit einer Art von Fotolack beschichtet werden. Die Maske wird dann in den Bereichen entfernt, in denen eine Isolierungsentfernung erwünscht ist, indem zum Beispiel die Maske weggeschnitten, die Folie aufgeschnitten oder der Fotolack entfernt werden. Alternativ kann eine Maske bereitgestellt werden, die ein vorbestimmtes Muster zur Entfernung der Isolierung hat. Zum Beispiel eine metallische Röhre, die Ausschnitte hat, die, wenn die metallische Röhre über das geflochtene leitende Element 28 angeordnet wird, die Bereich freilegt, wo die Isolierung entfernt werden soll.
  • 6 veranschaulicht, wie thermische Strahlung 52 auf die äußere Umfangsfläche 56 einer entsprechenden Faser 34 angewandt wird, die die äußere Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitenden Elements 28 definiert. Wenn thermische Strahlung 52 angewandt wird, wird die Isolierung 54 von dem äußeren Außenumfang 56 des Drahts 34 weggebrannt oder entfernt, um einen Bereich 58 um den Außenumfang 56 des Drahts 34 zu erzeugen, der keine Isolierung hat.
  • Die Isolierung 54 kann auch auf bevorzugte Weise so entfernt werden, dass ein spezieller Teil der Umfangsfläche 56 einer Faser 34 freigelegt wird. Somit können die entfernten Teile der Fasern vorzugsweise in die zur Abbildung oder Ablation vorgesehene Richtung weisen, wenn das geflochtene leitende Element 28 radial expandiert wird.
  • Obwohl oben im Detail die Entfernung der Isolierung von Fasern 34 in der Umgebung der äußeren Umfangsfläche 60 erörtert wurde, kann die Isolierung von einer oder mehreren Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 umschließen, irgendwo längs der Faser entfernt werden. Zum Beispiel kann, wie in dem US-Patent Nr. 6,315,778 veranschaulicht, das geflochtene leitende Element 28 expandiert werden, so dass es einen nach distal weisenden Ring bildet. Bei dieser Anordnung kann die Isolierung von den Fasern 34 in der Nähe des nach distal weisenden Rings entfernt werden. Bei einer weiteren Ausführungsform kann das geflochtene leitende Element 28 expandiert werden, so dass es einen nach proximal weisenden Ring bildet, und die Isolierung kann in der Umgebung des nach proximal weisenden Rings entfernt werden. Die Isolierung kann selektiv entfernt werden, um Abbildungs- und/oder Ablationsfasern überall auf der proximalen Seite, der distalen Seite, oder der Umfangsfläche des geflochtenen leitenden Elements 28, wenn es in seiner expandierten oder entfalteten Konfiguration ist, festzulegen.
  • Wenn die Isolierung von den Teilen der Fasern 34 an der äußeren Umfangsfläche 60 des geflochtenen leitenden Elements 28 entfernt ist, können eine Mehrzahl einzelner Abbildungs- oder Ablationskanäle erzeugt werden. Ein Draht läuft von jeder der Fasern 34 innerhalb des Katheterschafts 12 und des Kontrollhandgriffs 14 zum Verbindungsteil 16. Ein Multiplexer oder Schaltkasten kann mit den Leitern verbunden sein, so dass jede Faser 34 individuell gesteuert werden kann. Diese Funktion kann in die Steuereinrichtung 8 integriert sein. Eine Anzahl von Fasern 34 kann zur Abbildung oder Ablation gruppiert sein. Alternativ kann jede einzelne Faser 34 als separater Abbildungskanal zum Abbilden einzelner elektrischer Aktivität in einem Blutgefäß an einer einzelnen Stelle verwendet werden. Die Verwendung eines Schaltkastens oder Multiplexers, um die von den Fasern 34 empfangenen Signale, oder zu den Fasern 34 gesendete Ablationsenergie zu konfigurieren, führt zu einer begrenzten Anzahl möglicher Kombinationen von Fasern zum Detektieren elektrischer Aktivität während Abbildungsvorgängen und zum Anlegen von Energie während eines Ablationsvorgangs.
  • Die Fähigkeit, eine Faser 34 als Abbildungs- oder Ablationskanal einzeln festzulegen, kann mit der selektiven Entfernung der Isolierung einer Faser kombiniert werden, um eine große Anzahl von Abbildungs-/Ablationsanordnungen zu erzeugen. Zum Beispiel kann die Isolierung von einer Anzahl von Fasern entfernt werden, um einen Ablationsring um die äußere Umfangsfläche des geflochtenen leitenden Elements 28 zu erzeugen, und die Isolierung kann selektiv von einer anderen Faser auf der proximalen und/oder distalen Seite einer Faser entfernt werden, die innerhalb des Ablationsrings liegt, aber elektrisch von den Fasern isoliert ist, die den Ablationsring bilden, um einen Abbildungskanal festzulegen. Dies kann es einem Benutzer ermöglichen, Gewebe in Kontakt mit dem Ring zu ablatieren und dann elektrische Aktivität innerhalb des Rings zu prüfen, wobei die Faser verwendet wird, die vor, während und/oder nach einer Ablationsoperation als Ablationskanal festgelegt wird. Bei einer weiteren Ausführungsform kann der Ablationsring innerhalb eines Abbildungskanals gebildet werden, um eine Prüfung elektrischer Aktivität außerhalb des Ablationsrings zu ermöglichen. Diese Konfigurationen können auch kombiniert werden, um einen äußeren Abbildungskanal oder Kanäle außerhalb des Ablationsrings, und einen Ablationsring (oder Element) und einen inneren Abbildungskanal oder Kanäle innerhalb des Ablationsrings oder – elements konzentrisch um den Katheterschaft angeordnet vorzusehen.
  • Gemäß der Erfindung kann ein einzelner Katheter, der sowohl Abbildungs- als auch Ablationsfunktionen bereitstellt, die Anzahl von Katheterwechseln reduzieren, die bei einem elektrophysiologischen Vorgang erforderlich sind, und kann eine Rückmeldung gleichzeitig mit oder kurz nach der Ablation ermöglichen, um die Effektivität einer Ablationsoperation zu bestimmen.
  • Indem die Menge der Isolierung, die von den Fasern 34 entfernt wird, die das geflochtene leitende Element 28 umfassen, gesteuert wird, kann auch der Oberflächenbereich der Flechte, die in Kontakt mit einer Blutgefäßwand ist, kontrolliert werden. Dies wiederum ermöglicht eine Steuerung der für einen Ablationsenergiegenerator, zum Beispiel der Generator 4, vorhandenen Impedanz. Zusätzlich kann ein selektives Entfernen der Isolierung für ein vorbestimmtes oder steuerbares Profil der Ablationsenergie, die an das Gewebe abgegeben wird, sorgen.
  • Die obige Beschreibung stellt dar, wie die Isolierung von den Fasern 34 entfernt werden kann. Alternativ können die gleichen Merkmale und Vorteile erreicht werden, indem Isolierung den Fasern 34 hinzugefügt wird. Die Fasern 34 können zum Beispiel blanke Drähte sein, wobei diese durch Isolierung ergänzt werden.
  • Eine individuelle Steuerung der elektrischen Signale, die von den Fasern 34 empfangen werden, ermöglicht es, den Katheter 10 für bipolare (differenziell oder zwischen Faser) Abbildung sowie als unipolar (eine Faser im Verhältnis zu einer Bezugsgröße) Abbildung zu verwenden.
  • Der Katheter 10 kann auch, wie in 2 und 3 veranschaulicht, eine an dem Schaft 12 befestigte eine Bezugselektrode 13 haben, so dass sich Bezugselektrode 13 bei unipolaren Abbildungsvorgängen außerhalb des Herzens befindet.
  • Auch können zur Verwendung bei der Ausrichtung und Erkennung von Elektroden strahlungsundurchlässige Marker vorgesehen sein.
  • Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen, dass die gesamte Isolierung von den Fasern 34 entfernt werden kann, um eine große Ablationselektrode zu erzeugen.
  • Obwohl eine vollständige steuerbare Katheterstruktur veranschaulicht worden ist, kann die Erfindung auch so angepasst werden, dass das innere röhrenförmige Element 22 ein Kathetershaft, ein Führungsdraht oder eine hohle, röhrenförmige Struktur ist, um Salzlösung, Kontrastmittel, Heparin oder andere Medikamente oder von Führungsdrähten oder dergleichen einzuführen.
  • Temperaturerfassung
  • Ein Temperatursensor oder -sensoren, wie zum Beispiel, aber ohne darauf beschränkt zu sein, ein oder mehrere Thermoelemente, können an dem geflochtenen leitenden Element 28 zur Temperaturerfassung bei Ablationsvorgängen angebracht sein. Auch kann eine Mehrzahl Thermoelemente in das geflochtene leitende Element 28 eingewebt sein. Ein einzelner Temperatursensor könnte für jede der Fasern vorgesehen sein, die das geflochtene leitende Element 28 umfassen. Alternativ kann das geflochtene leitende Element 28 selbst aus einem oder mehreren Temperatursensoren aufgebaut sein.
  • 8 veranschaulicht das geflochtene leitende Element 28 in seiner vollständig expandierten oder entfalteten Konfiguration. Das geflochtene leitende Element 28 bildet bei vollständiger Expansion eine Scheibe. Bei der in 8 veranschaulichten Ausführungsform gibt es sechzehn Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 bilden.
  • Eine Temperaturüberwachung oder -steuerung kann in das geflochtene leitende Element 28 integriert sein, indem zum Beispiel Temperatursensoren (wie zum Beispiel Thermoelemente, Thermistoren, usw.) an dem expandierten geflochtenen leitenden Element 28 angebracht werden, so dass sie sich auf dem nach distal weisenden Ablationsring befinden, der gebildet wird, wenn das geflochtene leitende Element 28 sich in seiner vollständig expandierten Konfiguration befindet. "Temperatur-überwachung" bezeichnet Temperaturmeldung und -anzeige zur Interaktion mit dem Arzt. "Temperatursteuerung" bezeichnet die Fähigkeit, in einer Rückkopplungsschleife einen Algorithmus einzufügen, um basierend auf Temperaturablesungen von den an dem geflochtenen leitenden Element 28 angebrachten Temperatursensoren Leistung zu titrieren. Temperatursensoren können ein Mittel zur Temperatursteuerung bereitstellen, wenn das Segment den Ablationsring, der jedem Sensor zugeordnet ist, unabhängig steuerbar ist (z. B. von anderen Bereichen des Gewebes elektrisch isoliert). Zum Beispiel kann eine Steuerung erreicht werden, indem die Ablationsstruktur in elektrisch unabhängige Senktoren geteilt wird, jeder mit einem Temperatursensor oder alternativ, jeder mit einem Mechanismus, um Impedanzen zu messen, um die Leistungstitration zu unterstützen. Die Ablationsstruktur kann in elektrisch unabhängige Senktoren unterteilt sein, um so für eine Zonensteuerung zu sorgen. Die Bereitstellung solcher Sektoren kann dazu verwendet werden, für eine Leistungssteuerung verschiedener Abschnitte des geflochtenen leitenden Elements 28 zu sorgen.
  • Wie in 8–9 dargestellt, sind an dem geflochtenen leitenden Element 28 vier Temperatursensoren 70 vorgesehen. Wie zuvor angemerkt, kann, weil die einzelnen Fasern 34 in dem geflochtenen leitenden Element 28 voneinander isoliert sind, eine Anzahl unabhängige Sektoren bereitgestellt sein. Ein Sektor kann eine oder mehrere Fasern 34 umfassen. Bei Ablationsvorgängen kann Energie an eine oder mehrere Fasern 34 in einer gewünschten Kombination in Abhängigkeit von den Zielen des Ablationsvorgangs angelegt werden. Ein Temperatursensor könnte an jeder Faser 34 des geflochtenen leitenden Elements 28 bereitgestellt oder von einer oder mehreren Fasern gemeinsam benutzt werden. Bei Abbildungsanwendungen können eine oder mehrere der Fasern 34 gemeisam zusammen gefasst werden, um elektrische Aktivität zu messen. Diese sektorenbildenden Funktionen können in der Steuereinrichtung 8 bereitgestellt sein.
  • Nun wird Bezug auf 25A–25D genommen, wobei diese Figuren eine Steuerschaltkreisanordnung 500 darstellen, die in die Steuereinrichtung 8 integriert oder separat in einer separaten Vorrichtung bereitgestellt sein kann, die mit der Steuereinrichtung 8 verbunden sein kann, um eine Zufuhr hoch frequenter Ablationsenergie und eine intrakardiale Elektrogrammerfassung über mehrere gemeinsame Fasern 34 zu ermöglichen, die in dem geflochtenen leitenden Element 28 enthalten sind. Die Steuerschaltkreisanordnung 500 kann eine Abgabe von Ablationsenergie bei gleichzeitiger intrakardialer Elektrogrammerfassung ermöglichen. Im Speziellen stellt die in 25A–25D dargestellte Steuerschaltkreisanordnung 500 eine beispielhafte Ausführung bereit, um sektorenbildende Funktionen der Fasern 34 in dem geflochtenen leitenden Element 28 bereitzustellen.
  • An einem Beispiel sind 36 einzelne Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 umfassen, durch den Katheter der in 25A–25D dargestellten Steuerschaltkreisanordnung 500 geführt. Der Faserschaltkreis sind dann in vier Gruppen 502, 504, 506 und 508 von jeweils neun Fasern (Quadranten) unterteilt, wobei jeder Quadrant 90° des Umfangs des geflochtenen leitenden Elements 28 darstellt. Diese neun Schaltkreise werden wiederum kombiniert, um einen einzelnen Knoten zur Eingabe in einen Ka nal der Steuereinrichtung 8 zu bilden. Die Steuerschaltkreisanordnung wird in jedem Schaltkreis 502, 504, 506 und 508 verwendet, um insgesamt vier Quadranten und vier Kanäle zu bilden.
  • Ohne die Steuerschaltkreisanordnung 500 könnten die neun Faserdrähte, die jeweils einem Ablationskanal umfassen, einen Kurzschluss darstellen. Da bei einem Kurzschluss kein Signal gemessen werden kann, kann eine Elektrogrammerfassung ausgehend von Fasern innerhalb eines gegebenen Quadranten nicht möglich sein (dies gilt immer dann, wenn mehrere Fasern des geflochtenen leitenden Elements 28 mit einem gemeinsamen Knoten verbunden sind).
  • Dementsprechend sorgt die Steuerschaltkreisanordnung 500 für die notwendige Impedanz (Isolierung) zwischen Fasern, was es ermöglicht, dass sich zwischen diesen Spannung und somit ein zu extrahierendes Signal entwickelt. Jedoch erfordert simultane Ablation über diese Fasern 34 einen Weg geringerer Impedanz von dem Katheter zu dem Patienten, so dass die zur Gewebezerstörung vorgesehene Energie nicht anderweitig verschwendet wird. Mit anderen Worten, die Größe der zur Signalerfassung nötigen Impedanz schließt eine Zufuhr von Ablationsenergie aus. Da jedoch Ablations- und Elektrogrammfrequenzen sehr unterschiedlich sind, ermöglicht die Verwendung der Steuerschaltkreisanordnung 500, dass beide Erfordernisse erfüllt werden, indem in den Schaltkreis eine Kapazität eingeführt wird, die frequenzabhängige Eigenschaften hat. So kann ein Kondensator so gewählt werden, dass die Impedanz bei Ablationsfrequenzen wie ein Kurzschluss erscheint, die Impedanz bei Elektrogrammfrequenzen aber ausreicht, die notwendige Spannung zur Signalerfassung zu entwickeln.
  • Die Impedanz (Blindwiderstand) eines idealen Kondensators folgt der folgenden Gleichung: XC, kapazitiver Blindwiderstand, ist gleich 1/2πfCwobei
    • C
    = Kapazität
    f
    = Frequenz.
  • Das Folgende ist zu beachten:
    • – Die Ablationsfrequenz beträgt typischerweise 500 kHz
    • – Die Ablationsimpedanz für diesen Kathetertyp beträgt 150–400 Ω pro einzelnem Draht
    • – Der Elektrogramm-(Abbildungs)-Frequenzbereich beträgt 30–1000 Hz
    • – Die Impedanz zwischen Drähten des dargestellten Katheters, mit einem geflochtenen oder gewebeartigen leitenden Element beträgt bei Elektrogrammfrequenzen typischerweise 400–1300 Ω
  • Ein kapazitiver Wert ist erwünscht, so dass bei 500 kHz (typische Frequenz von Ablationsenergie) seine Impedanz viel kleiner als 50 Ω ist und bei 100 kHz (typische Abbildungsfrequenz) größer als 100 Ω ist.
  • Unter Verwendung obiger Beziehungen und Einschränkungen:
    Idealerweise sollte XC zur Ablation so klein wie möglich sein. Wählt man XC mit 5 Ω, so dass der Verlust von Ablationsenergie begrenzt ist: C > 1/2πfXC = 1/2π(500 kHz)(1 Ω) = 0,064 μFund
    Es hat sich gezeigt, dass eine Impedanz von 2 kΩ ausreichend ist, um ausreichend Elektrogramm-(Abbildungs)-Amplituden zu ge währleisten, und, da die meiste Energie in einem intrakardialen Elektrogramm unterhalb von 500 Hz liegt, wähle C so, dass: C < 1/2πfXC = 1/2π(500 Hz)(2kΩ) = 0,16 μFum die Amplitudendämpfung zu reduzieren, während eine starke Frequenzantwort aufrechterhalten wird.
  • Bei einer Ausführungsform wurde der Wert von Kondensatoren C1–C36 mit 0,068 μF gewählt, wodurch beide Leistungsziele erfüllt wurden.
  • Zusätzlich umfasst die Steuerschaltkreisanordnung 500 eine Widerstandsanordnung (Widerstände R1–R36), wobei jeder für jeden Faserdraht verfügbar ist, wobei die anderen Enden an einem gemeinsamen Knoten UNI-REF enden. Dieser gemeinsame Knoten stellt einen virtuellen elektrischen Nullpunkt (Durchschnitt) bereit, gegen den unipolare Elektrogrammkanäle gebildet werden können. Die Widerstände R1–R36 haben typisch einen Wert von 10 kΩ. Das Vorhandensein und der Betrieb des Widerstandsnetzwerks ist von den frequenzselektiven Eigenschaften der Steuerschaltkreisanordnung 500 getrennt und unabhängig.
  • Die oben detailliert beschriebenen Prinzipien können auf andere Katheter, Elektrodenanordnungen und Energiezufuhrschemata angepasst und mit diesen verwendet werden.
  • Nun wird Bezug auf 29 und 30A–30D genommen, die eine weitere Ausführungsform der schaltenden Schaltkreisanordnung veranschaulichen. Im Unterschied zu der in 25A–25D dargestellten Schaltkreisanordnung unterscheidet sich die schaltende Schaltkreisanordnung 600 in 29 und 30A–30D auf die Art, wie Fasern 34 gruppiert werden. Bei der in 29A und 30A–30D dargestellten Ausführungsform sind Fasern in Quadranten gruppiert, die, anders als die in 25A–25D darge stellte Konfiguration mit neun Fasern, acht Fasern haben. Jede der acht Fasern ist in Gruppen von zwei Fasern zusammengefasst, zum Beispiel, 34-1, 34-2; 34-3, 34-4; 34-5, 34-6; usw.
  • Wie angemerkt, umfassen die acht Fasern 34 bei der in 29 und 30A–30D dargestellten Ausführungsform einen Quadranten. Die neunte Faser in jedem Sektor, nämlich 34-9 in Sektor 1, 34-10 in Sektor 2, 34-27 in Sektor 3 und 34-28 in Sektor 4, wird bei dieser Ausführungsform wegen Naheffekten (engl.: proximity effects) nicht verwendet. Naheffekte bewirken, dass die Energie auf einer Faser mit der Energie, die an eine andere Faser abgegeben wird, interferiert. Naheffekte verschlimmern sich besonders an einem Rand eines Sektors. Um schädliche Effekte zu vermeiden, sind bei der in 29 und 30A–30D dargestellten Ausführungsform daher statt neun acht Fasern in einen Sektor kombiniert.
  • Bei der dargestellten Ausführungsform hat der Ablationsenergiegenerator 4 vier einzelne Kanäle, die in der Lage sind, Ablationsenergie zu liefern. Kanäle 1 und 2 sind mit Schaltern SW1 und SW2 verbunden. Kanäle 3 und 4 sind mit Schaltern SW3 und SW4 verbunden. Um Naheffekte zu vermeiden, werden zu einem Zeitpunkt nur vier Fasern (zwei Gruppen von zwei Fasern) aktiviert, und diese beiden Gruppen werden so gewählt, dass sie ausgeglichen und so weit wie möglich voneinander entfernt sind. Zum Beispiel bewirkt ein Aktivieren von SW1, dass die Fasern 34-1, 34-2 und 34-5, 34-6 mit Kanal 1 des Ablationsenergiegenerators 4 verbunden werden. Ein Aktivieren von SW1 bewirkt auch, dass die Fasern 34-3, 34-4 und 34-7, 34-8 mit Kanal 2 des Ablationsenergiegenerators 4 verbunden sind. Danach wird Ablationsenergiegenerator 4 gesteuert, um Ablationsenergie an den Fasern 34-1, 34-2; 34-5, 34-6 während einer ersten Zeitperiode und an Fasern 34-2, 34-4; 34-7, 34-8 während einer zweiten Zeitperiode abzugeben.
  • Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen, dass der Betrieb der Schalter SW2, SW3 und SW4 analog zu der Funktionsweise von Schalter SW1 für die verbleibenden Quadranten ist, die den geflochtenen Netzleiter 28 umfassen.
  • Ein Fachmann auf dem Gebiet wird auch erkennen, dass die Fasern, die Schalter und die Abgabe von Ablationsenergie auf andere Arten organisiert werden kann, abhängig von zum Beispiel den gewünschten Ergebnissen und dem speziellen, verwendeten Ablationsenergiegenerator.
  • Die in 29 und 30A–30D veranschaulichte Schaltkreisanordnung stellt eine zusätzliche Betriebsart bereit, wenn Ablationsenergie an die Fasern 34 abgegeben wird. Ein zusätzlicher Schalter SW5 ist vorgesehen. Der Schalter SW5 ist mit jeder entsprechenden Gruppe von zwei Fasern in dem Katheter verbunden. In einer Betriebsart kann der Schalter 5 verwendet werden, um alle achzehn Paare der Fasern 34 zu aktivieren, um für eine Abgabe von Ablationsenergie in Umfangsrichtung zu sorgen. Alternativ kann der Schalter 5 die achzehn Faserpaare selektiv gruppieren. Bei einer Ausführungsform sind die achzehn Paare der Fasern 34 in zwei verschachtelte Wendeln unterteilt, die aus alternierenden Paaren von Fasern gebildet sind. Zum Beispiel kann eine erste Wendel aus den Fasern 34-1, 34-2; 34-5, 34-6; ..., 34-33, 34-34 gebildet sein. Eine zweite Wendel kann aus den Fasern 34-3, 34-4; 34-7, 34-9; ..., 34-35, 34-36 gebildet sein. Jede der entsprechenden zwei Wendeln kann unabhängig und abwechselnd aktiviert werden, um Ablationsenergie bereitzustellen, wenn eine Ablationsprozedur in Umfangsrichtung um den Innenumfang eines Blutgefäßes herum ausgeführt wird. Somit umfasst eine erste Wendel H1 neun der achzehn Gruppen der Fasern 34, und die zweite Wendel H2 umfasst die verbleibenden neun der achzehn Paare der Fasern 34.
  • In jeder anderen Hinsicht arbeitet die in 29 und 30A–30D veranschaulichte Schaltkreisanordnung wie in Verbindung mit 25A–25D dargestellt.
  • Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen, dass die in 29 und 30A–30D veranschaulichte schaltende Schaltkreisanordnung aus aktiven elektronischen Komponenten wie zum Beispiel Multiplexer oder elektronische Schalter, oder aus passiven Komponenten, wie zum Beispiel herkömmliche mechanische Schalter, bestehen kann. Ein Fachmann auf dem Gebiet wird auch erkennen, dass das selektive Schalten der Fasern 34, wie insbesondere in 25A–25D, 29 und 30A–30D veranschaulicht, veranschaulichend ist, und es kann abhängig von dem gewünschten Vorgehen und Effekt viele andere Kombinationen von Fasern geben.
  • 10 veranschaulicht eine Seitenansicht des geflochtenen leitenden Elements 28 mit Temperatursensoren 70. Wie in 10 gezeigt, treten die Temperatursensoren 70 aus vier Löchern 72 hervor. Jedes Loch 72 ist in einem Quadranten einer Verankerung 74 angeordnet. Die Temperatursensoren 70 sind mit dem äusseren Rand des geflochtenen leitenden Elements 28 verbunden. Die Temperatursensoren 70 können durch ein kleines Stück eines Polyimidschlauchs 73 um sie herum isoliert und dann mit den Fasern an Ort und Stelle verbunden sein. Die Temperatursensoren 7 können in das geflochtene leitende Element 28 verwebt und verdreht sein oder sie können seitlich nebeneinander oder parallel mit den Fasern 34 verbunden sein.
  • Es gibt verschiedene Verfahren elektrisch unabhängige Sensoren zu implementieren. Bei einer Ausführungsform sind die Drähte vorzugsweise von ihrer isolierenden Ummantelung in dem Bereich befreit, der den Ablationsring (wenn expandiert) bildet. Es kann jedoch ausreichend Isolierung auf den Drähten verbleiben, um im expandierten Zustand eine Verbindung zwischen diesen zu verhindern. Alternativ kann verhindert werden, dass sich be nachbarte Netzdrähte in ihren freigelegten Bereichen berühren, aber sie können durch vollständig isolierte (nicht freigelegte) Drähte, die zum Beispiel alle drei oder fünf Drähte (die Anzahl von Drähten schränkt diese Erfindung nicht ein) einzeln aufgelegt werden, in Gruppen getrennt werden, wodurch Sektoren von unabhängig steuerbaren Zonen gebildet werden. Jede Zone kann ihren eigenen Temperatursensor haben. Die Drähte können an unabhängigen Ausgängen des Ablationsenergiegenerators "gebündelt" (oder unabhängig angebracht) sein. Hochfrequenzenergie kann dann beim Anlegen an jede Zone titriert werden, indem Leistung an- und ausgeschaltet wird (und während der "Aus-Periode" Leistung an andere Zonen angelegt wird), oder durch Modulation von Spannung oder Strom zu der Zone (im Fall unabhängiger Steuereinrichtungen). In jedem Fall können die Temperatureingaben der Temperatursensoren in einem gewöhnlichen Rückkopplungsalgorithmus verwendet werden, um die Leistungsabgabe zu steuern.
  • Alternativ kann, wie in 10A veranschaulicht, das geflochtene leitende Element 28 verwendet werden, um eine bandartige Struktur abzustützen, die in diskrete Sektoren unterteilt ist. Wie in 10A gezeigt, kann die bandartige Struktur 81 zum Beispiel ein gefalteter kupferartiger flacher Draht sein, der sich, wenn das geflochtene leitende Element 28 expandiert, zu einen kreisförmigen Ring entfaltet. Jeder der Drähte 83a–83b liegt in derselben Ebene. Obwohl in 10A vier Drähte veranschaulicht sind, kann die Struktur 81 in Abhängigkeit von der Anwendung und der gewünschten Leistung jede Anzahl von Drähten umfassen. Jeder der Drähte 83a–83d ist isoliert. Die Isolierung kann dann von jedem Draht entfernt werden, um unterschiedliche Sektoren 85a–85d zu bilden. Alternativ kann jeder der Drähte 83a–83d nicht isoliert sein, und Isolierung kann hinzugefügt werden, um unterschiedliche Sektoren zu schaffen. Die unterschiedlichen Sektoren bilden eine Ablationszone, die unabhängig steuerbare Drähte 83a–83d umfasst. Die Temperatursensoren 70 können an den einzelnen Drähten angebracht sein, und Fasern 34 können mit entsprechenden Drähten 83a–83d verbunden sein, um für unabhängige Steuerung der Energie für jeden einzelnen Sektor zu sorgen. Ein Fachmann auf dem Gebiet wird erkennen, dass jeder Draht 83a–83d mehrere Sektoren haben kann, die durch Entfernen von Isolierung an verschiedenen Stellen gebildet werden, und dass zahlreiche Kombinationen von Sektoren 85a–85d und Drähten 83a–83d, die die bandartige Strukturen 81 bilden, erhalten werden können.
  • Des weiteren können gemäß der Erfindung einige Sektoren 85a–85d oder Drähte 83a–83d zur Abbildung oder zur elektrischen Messung verwendet werden, während andere dieser Sektoren 85a–85d oder Drähte 83a–83d zur Ablation verwendet werden können. Die Abbildungs- oder Ablationssektoren und/oder -drähte können unabhängig voneinander aktiviert und können, falls gewünscht, konkurrierend aktiviert werden. Eine Anwendung, einige Sektoren und/oder Drähte zum Abbilden und andere zur Ablation speziell vorzusehen, besteht darin, dass eine Läsion gebildet und die Qualität der Läsion erfasst werden kann, indem ein einzelnes geflochtenes leitendes Element 28 verwendet wird. Dies kann die Notwendigkeit verhindern, Katheter während eines Vorgangs zu wechseln. Somit kann ein einzelner Katheter sowohl zur Abbildung als auch zur Ablation verwendet werden.
  • Die Qualität einer Läsion kann durch eine Messung der Impedanz des ablatierten Gewebes oder durch eine Messung der elektrischen Signalstärke an dem ablatierten Gewebe bestimmt werden. Die Impedanz des Gewebes kann bestimmt werden, indem basierend auf einer bekannten Eingangsspannung oder -stromstärke die Impedanz zwischen zwei zur Abbildung vorgesehenen Sektoren 85a–85d oder Drähten 83a–83d ermittelt wird. Ablationsgewebe hat eine größere Impedanz als gesundes Gewebe; somit zeigt eine größere Impedanz einen höheren Grad von Ablation an. Elektrische Signalstärke kann eine unipolare Messung basierend auf einem einzelnen Sektor 85a–85d oder Draht 83a–83d sein. Wenn eine Messung eines Signals in gesundem Gewebe festgestellt wird, hat das Signal eine größere Amplitude als ein Signal, das in ablatiertem Gewebe detektiert wird. Entsprechend kann eine Aussage über die Gesundheit des Gewebes oder Qualität der Läsion getroffen werden.
  • Messung der Impedanz des ablatierten Gewebes oder Messung der elektrischen Signalstärke an dem ablatierten Gewebe, kann wie oben beschrieben, ablatiert wurde, auch mit anderen Ausführungsformen des hier beschriebenen Katheters 10 durchgeführt werden. Zum Beispiel können bei der Ausführungsform von 8 eine oder mehrere der sechzehn Fasern 34 verwendet werden, um die Signalstärke des ablatierten Gewebes zu erfassen. Zum Beispiel kann eine einzelne Faser 34, die von den anderen Fasern isoliert ist, oder eine Gruppe elektrisch verbundener Fasern verwendet werden. Mehrere Messungen der Signalstärke können in verschiedenen Bereichen des geflochtenen leitenden Elements 28 durchgeführt und verglichen werden, um die Signalstärke in verschiedenen Bereichen oder Quadranten des geflochtenen leitenden Elements 28 zu beurteilen. Ähnlich können zwei der sechzehn Fasern 34 von 8 oder zwei Gruppen elektrisch verbundener Fasern verwendet werden, um die Signalstärke des ablatierten Gewebes zu erfassen, um die Impedanz zwischen jeder der zwei Fasern 34 oder Gruppen von Fasern zu erfassen.
  • Jede der Impedanzmessung oder der Signalstärkemessung kann unabhängig voneinander durch verschiedene Sektoren 85a–85d oder Drähte 83a–83d des geflochtenen leitenden Elements durchgeführt werden. Dies ermöglicht es für verschiedene Bereiche einer Läsion, die verschiedenen Quadranten des geflochtenen leitenden Elements 28 entsprechen, die Läsionsqualität zu beurteilen.
  • Steuerung
  • Nun wird Bezug auf 11–13 genommen, die Aspekte der Steuerungsfähigkeiten der vorliegenden Erfindung veranschaulichen. Wie in 1–2 dargestellt, kann der Katheter 10 unter Verwendung von dem Steuerhandgriff 14 gelenkt werden. Im Speziellen veranschaulicht 1 eine Steuerung, bei der die Steuerungsschwenkstelle oder Gelenk an dem Katheterschaft 12 in einem Bereich angebracht ist, der distal des geflochtenen leitenden Elements 28 liegt.
  • 11 veranschaulicht den Katheter 10, wobei die Schwenkstelle oder das Steuerungsgelenk proximal des geflochtenen leitenden Elements 28 angeordnet ist.
  • 12 veranschaulicht den Katheter 10, der die Fähigkeit hat, Steuerungsgelenke des geflochtenen leitenden Elements 28 sowohl proximal als auch distal bereitzustellen.
  • 1–2 und 11–12 veranschaulichen eine Steuerung in zwei Dimensionen oder in einer Ebene. Der Katheter der vorliegenden Erfindung kann auch in Verbindung mit einem dreidimensionalen Steuerungsmechanismus verwendet werden. Zum Beispiel kann unter Verwendung des Steuerhandgriffs in dem durch Bezugnahme aufgenommenen '852-Patent der Katheter in eine dreidimensionale "Lasso-artige" Form gebracht werden, besonders an dem distalen Ende des Katheters. Wie in 13 gezeigt, kann der Katheter eine erste Krümmung 80 in einer Ebene und dann eine zweite Krümmung 82 in einer anderen Ebene unter einem Winkel zu der ersten Ebene haben. Mit dieser Anordnung kann der Katheter verbesserten Zugriff auf schwer zu erreichende anatomische Strukturen bereitstellen. Zum Beispiel kann sich ein Zielort für einen Abbildungs- oder Ablationsvorgang innerhalb eines Blutgefäßes befinden. Somit kann die verbesserte Steuerungsfähigkeit leichteren Zugriff in das als Ziel vorgesehene Blutgefäß ermög lichen. Zusätzlich kann die zusätzliche Steuerungsdimension eine bessere Plazierung des geflochtenen leitenden Elements 28 während eines Ablations- oder Abbildungsvorgangs ermöglichen. Der Katheter 10 kann unter Verwendung der von der ersten Krümmung so bereitgestellten Steuerungsfähigkeiten in einen Ort eingeführt werden. Danach kann unter Verwendung von der zweiten Krümmung 82 das geflochtene leitende Element 28 zur besseren Orientierung oder Kontakt mit dem Zielort in eine andere Ebene geschwenkt werden.
  • Konfiguration und Materialien leitender Elemente
  • Nun wird Bezug auf 14–17 genommen, wobei diese Figuren andere Konfigurationen des geflochtenen leitenden Elements 28 veranschaulichen. Wie oben beschrieben wurde und detaillierter beschrieben wird, kann das geflochtene leitende Element 28 eine bis 300 oder mehr Fasern aufweisen. Die Fasern können von sehr feinen Drähten mit kleinen Durchmessern oder Querschnittsbereichen bis zu großen Drähten mit relativ großen Durchmessern oder Querschnittsbereichen variieren.
  • 14 veranschaulicht die Verwendung von mehr als einem geflochtenen leitenden Element 28 am distalen Ende des Katheters 10. Wie in 14 gezeigt, sind drei geflochtene leitende Elemente 28 am distalen Ende des Katheters 10 bereitgestellt. Die geflochtenen leitenden Elemente 28A, 28B und 28C können in ihren expandierten Zuständen die gleiche Größe oder unterschiedliche Größen haben. Jedes der geflochtenen leitenden Elemente 28A, 28B und 28C kann über unabhängige Steuerschäfte 26A, 26B und 26C auf die in 1–4 dargestellte Art unabhängig voneinander expandiert oder zusammen gezogen werden. Die Verwendung von mehreren geflochtenen leitenden Elementen liefert einige Vorteile. Anstatt die Größe des Blutgefäßes vor Beginn eines Abbildungs- oder Ablationsvorgangs abschätzen oder raten zu müssen, kann die Größenbestimmung, während eines Vorgangs in vivo erfolgen, wenn die geflochtenen leitenden Elemente 28A, 28B und 28C unterschiedliche Expansionsdurchmesser haben. Zusätzlich kann eines der geflochtenen leitenden Elemente zur Ablation verwendet und ein anderes der geflochtenen leitenden Elemente zur Abbildung verwendet werden. Dieses erlaubt, die Effektivität eines Ablationsvorgangs schnell zu überprüfen.
  • Nun wird Bezug auf 15A und 15B genommen, wobei diese Figuren andere Formen des geflochtenen leitenden Elements 28 veranschaulichen. Wie bis hierher beschrieben, ist das geflochtene leitende Element 28 generell symmetrisch und koaxial bezüglich des Katheterschafts 12. Jedoch können bestimmte anatomische Strukturen komplexe dreidimensionale Formen haben, die nicht leicht durch eine geometrische symmetrische Abbildungs- oder Ablationsstruktur angenähert werden können. Ein Beispiel dieses Typs einer Struktur kommt bei dem CS-Ostium vor. Um diese Typen anatomischer Strukturen erfolgreich zu kontaktieren, kann das geflochtene leitende Element 28 als eine nahe Annäherung an diese Anatomie "vorgeformt" werden, und kann immer noch flexibel genug sein, sich an Variationen, die bei bestimmten Patienten vorkommen, anzupassen. Alternativ kann das geflochtene leitende Element 28 als eine nahe Annäherung dieser Anatomie "vorgeformt" werden und genügend Festigkeit aufweisen (wie durch Materialwahl, Anordnung, usw.), um das Gewebe dahingehend zu drängen, sich an Variationen, die bei bestimmten Patienten vorkommen, anzupassen. Zum Beispiel veranschaulicht 15A das geflochtene leitende Element 28, das längs des Schafts 12 in einer nichtzentralen oder nichtkonzentrischen Weise angeordnet ist. Zusätzlich kann das geflochtene leitende Element 28 auch so aufgebaut sein, dass der Durchmesser des geflochtenen leitenden Elements in seinem expandierten Zustand einen nichtkreisförmigen Rand hat, um so Gewebekontakt längs des Durchmessers des geflochtenen leitenden Elements zu verbessern. 15B veranschaulicht ein Beispiel dieses Konfigurationstyps, bei dem das geflochtene leitende Element 28 sowohl nichtzentral oder nichtkreisförmig bezüglich des Katheterschafts 12 ist und auch in seinem entfalteten oder expandierten Zustand eine asymmetrische Form hat. Die Exzentrizität des geflochtenen leitenden Elements 28 bezüglich des Schafts und die asymmetrisch entfalteten Konfigurationen können hergestellt werden, indem in dem geflochtenen leitenden Element 28 zusätzliche strukturelle Abstützung, wie zum Beispiel durch Hinzufügen von Nitinol, Banddraht usw., vorgesehen ist. Zusätzlich können eine Variation der Wicklungssteigung oder einzelner Fasergrößen oder Anordnung oder Verformung ausgewählter Fasern in dem geflochtenen leitenden Element 28 oder ein anderes Fachleuten bekanntes Mittel verwendet werden.
  • 16A–16C veranschaulichen eine weitere Konfiguration des geflochtenen leitenden Elements 28 und des Katheters 10. Wie in 16A–16C veranschaulicht, ist der distale Endabschnitt des Katheters 10 entfernt worden und wurde das geflochtene leitende Element 28 an dem distalen Ende des Katheters 10 angebracht. Ein Ende des geflochtenen leitenden Elements 28 ist an dem Katheterschaft 12 verankert, wobei ein Verankerungsband 90 verwendet wird, das das Ende 32 des geflochtenen leitenden Elements 28 an den Katheterschaft 12 klemmt. Das andere Ende des geflochtenen leitenden Elements 28 ist an einem Betätigungsschaft, wie zum Beispiel Schaft 26 unter Verwendung eines Verankerungsbandes 92 geklemmt. 16A veranschaulicht das geflochtene leitende Element 28 in seinem nicht entfalteten Zustand. Während der Schaft 26 nach distal bewegt wird, tritt das geflochtene leitende Element 28 aus dem Schaft 12 hervor oder verlässt diesen. Wie in 16B gezeigt, hat das geflochtene leitende Element 28 seinen vollständig entfalteten Durchmesser erreicht, und eine ringförmige Gewebskontaktzone 29 kann an das Ostium oder eine andere anatomische Struktur angelegt werden. Wie in 16C veranschaulicht, können weitere distale Bewegungen des Schafts 26 verwendet werden, um einen konzentrischen Lokalisierungsbereich 94 zu schaffen, der helfen kann, zum Bei spiel für eine konzentrische Plazierung innerhalb eines Ostiums einer pulmonaren Vene zu sorgen. Der konzentrische Lokalisierungsbereich 94 kann durch selektive Variationen der Wicklungsdichte der Fasern 34 in dem geflochtenen leitenden Element 28 gebildet werden, bevorzugt durch vorherige Verformung der Fasern, zusätzliche Umstülpung des unflochtenen leitenden Elements 28 von dem Schaft 12 oder durch Fachleuten bekannte andere Mittel.
  • Nun wird Bezug auf 17 genommen, wobei diese Figur eine weitere Ausführungsform des geflochtenen leitenden Elements 28 veranschaulicht. Wie in 17 veranschaulicht, umfasst das geflochtene leitende Element 28 statt einer Mehrzahl von Drähten mit kleinerem Durchmesser einen oder mehrere große Drähte 96. Der Draht oder die Drähte können zwischen den expandierten und nicht expandierten Zuständen auf dieselbe Weise, wie in 1 veranschaulicht, bewegt werden. Zusätzlich kann ein Bereich 98 bereitgestellt sein, in dem die Isolierung für Abbildungs- oder Ablationsvorgänge entfernt wurde. Die Einzeldraht- oder "Korkenzieher"-Anordnung liefert mehrere Vorteile. Erstens kreuzen sich der Draht oder die Drähte einander nicht, und deshalb ist nur eine einzelne Wicklungsrichtung bei der Herstellung erforderlich. Zusätzlich kann das Thromboserisiko reduziert werden, weil ein kleinerer Bereich der Blutgefäße blockiert wird. Zusätzlich können die Verbindungen zwischen den Enden des großen Drahts und der Steuerschäfte vereinfacht werden.
  • Der Katheter 10 der vorliegenden Erfindung kann mit einer Anzahl von Beschichtungen beschichtet sein, die die Betriebseigenschaften des geflochtenen leitenden Elements 28 verbessern können. Die Beschichtungen können durch eine Anzahl von Techniken aufgetragen werden und die Beschichtungen können einen großen Bereich von Polymeren und anderen Materialien umfassen.
  • Das geflochtene leitende Element 28 kann auch beschichtet sein, um seinen Reibungskoeffizienten zu vermindern, um somit die Möglichkeit einer Anhaftung von Thromben an dem geflochtenen leitenden Element sowie die Möglichkeit vaskulären oder ateriellen Schadens zu vermindern. Diese Beschichtungen können mit der Isolierung an den Fasern, die das geflochtene leitende Element 28 bilden, kombiniert werden, wobei diese Beschichtungen in der Isolierung selbst integriert sein können, oder die Beschichtungen können auf der Isolierung angebracht sein. Beispiele von Beschichtungsmaterialien, die verwendet werden können, um die Lumbrizität des Katheters zu verbessern, umfassen PD-Schmiermittel von Philips Dodge Corporation, Ag, Tin, BN. Diese Materialien können durch eine zum Beispiel von Amp Corporation entwickelte ionenstrahlunterstützte Abscheidungs("IBAD")-Technik aufgetragen werden.
  • Das geflochtene leitende Element 28 kann auch beschichtet sein, um seine thermische Leitung zu erhöhen oder zu vermindern, was die Sicherheit oder Wirksamkeit des geflochtenen leitenden Elements 28 verbessern kann. Dies kann erreicht werden durch Einbau thermisch leitender Elemente in die elektrische Isolierung der Fasern, die das geflochtene leitende Element 28 bilden, oder als eine der Anordnung hinzugefügte Beschichtung. Alternativ können thermisch isolierende Elemente in die elektrische Isolierung der Fasern, die das geflochtene leitende Element 28 bilden, integriert sein, oder als Beschichtung der Anordnung hinzugefügt werden. Polymere Mischung, IBAD oder eine ähnliche Technologie können verwendet werden, um Ag, Pt, Pd, Au, Ir, Kobalt und andere in die Isolierung einzubringen, oder um das geflochtene leitende Element 28 zu beschichten.
  • Strahlenundurchlässige Beschichtungen oder Marker können auch verwendet werden, um einen Bezugspunkt zur Orientierung des geflochtenen leitenden Elements 28 bereitzustellen, wenn es bei Röntgenbilddarstellung betrachtet wird. Die Materialien, die für Strahlenundurchlässigkeit sorgen, umfassen zum Beispiel Au, Pt, Ir und andere, die Fachleuten bekannt sind. Diese Materialien können, wie oben beschrieben, integriert und als Beschichtungen verwendet werden.
  • Antithrombogene Beschichtungen, wie zum Beispiel Heparin und BH, können ebenso auf das geflochtene leitende Element 28 aufgetragen werden, um Thromboseneigung zu reduzieren, um eine Blutansammlung an dem geflochtenen leitenden Element 28 zu verhindern. Diese Beschichtungen können zum Beispiel durch Eintauchen oder Besprühen aufgetragen werden.
  • Wie oben angemerkt, können die Fasern 34 des geflochtenen leitenden Elements 28 aus metallischen Drahtmaterialien hergestellt werden. Diese Materialien können zum Beispiel MP35N, Nitinol oder rostfreier Stahl sein. Die Fasern 34 können auch Zusammensetzungen dieser Materialien in Kombination mit einem Kern eines anderen Materials, wie zum Beispiel Silber oder Platin, sein. Die Kombination eines stark leitenden, elektrischen Kernmaterials mit einem anderen Material, das die Hülle des Drahts bildet, ermöglicht es, die mechanischen Eigenschaften des Hüllenmaterials mit der elektrischen Leitfähigkeit des Kernmaterials zu kombinieren, um bessere und/oder auswählbare Leistung zu erreichen. Die Auswahl und der Anteil des Kernmaterials, das in Kombination mit der Auswahl und dem Anteil des verwendeten Hüllenmaterials verwendet wird, können basierend auf den gewünschten Leistungseigenschaften und für eine spezielle Anwendung gewünschten mechanischen/elektrischen Eigenschaften gewählt werden.
  • Bewässerung
  • Es ist bekannt, dass für eine gegebene Elektrodenseite und Gewebskontaktbereich die Größe einer durch Hochfrequenz-(HF; englisch: RF)-Energie erzeugten Läsion eine Funktion des HF- Leistungspegels und der Expositionszeit ist. Bei höherer Leistung kann jedoch die Expositionszeit durch eine Erhöhung der Impedanz begrenzt sein, die auftritt, wenn sich die Temperatur an dem Übergang zwischen Elektrode und Gewebe 100°C nähert. Ein Weg, die Temperatur kleiner als oder gleich dieser Grenze zu halten, besteht darin die Ablationselektrode mit Salzlösung zu bewässern, um für eine konvektive Kühlung zu sorgen, um die Temperatur am Übergang Elektrode-Gewebe zu steuern und dadurch einen Anstieg der Impedanz zu verhindern. Dementsprechend kann gemäß der vorliegenden Erfindung die Bewässerung des geflochtenen leitenden Elements 28 und der Gewebestelle, an der eine Läsion erzeugt wird, bereitgestellt werden. 18 veranschaulicht die Verwendung eines Bewässerungsverteilers innerhalb des geflochtenen leitenden Elements 28. Der Bewässerungsverteiler 100 ist längs des Schafts 22 innerhalb des geflochtenen leitenden Elements 28 angeordnet. Der Bewässerungsverteiler 100 kann aus einem oder mehreren Polyimid-Schläuchen bestehen. Innerhalb des geflochtenen leitenden Elements 28 teilt sich der Bewässerungsverteiler in eine Anzahl von kleineren Röhren 102 auf, die in das geflochtene leitende Element 28 entlang einer entsprechenden Faser 34 eingewebt sind. Eine Reihe von Löchern 104 kann in jeder der Röhren 102 bereitgestellt sein. Diese Löcher können in einer Anzahl von Arten orientiert sein, um zur Bewässerung auf eine spezielle Stelle oder Bereich des geflochtenen leitenden Elements 28 zu zielen. Der Bewässerungsverteiler 100 läuft durch den Katheterschaft 12 und kann mit einer Bewässerungsversorgungsvorrichtung außerhalb des Patienten verbunden sein, die verwendet wird, ein Bewässerungsfluid, zum Beispiel Salzlösung, zum Beispiel während eines Ablationsvorgangs zu injizieren.
  • Das Bewässerungssystem kann auch verwendet werden, um ein Kontrastfluid zuzuführen, um die Lage oder Änderungen des Gefäßdurchmessers zu verifizieren. Zum Beispiel kann ein Kontrastmittel vor der Ablation infundiert werden, um dann, nach einem Ablationsvorgang zu verifizieren, dass es keine Änderungen des Blutgefäßdurchmessers gegeben hat. Das Kontrastmittel kann auch bei Abbildungsvorgängen verwendet werden, um die Anordnung des geflochtenen leitenden Elements 28 zu verifizieren. Sowohl bei Ablations- als auch Abbildungsvorgängen können antithrombogene Fluide, wie zum Beispiel Heparin infundiert werden, um die Thromboseneigung zu verringern.
  • 19 veranschaulicht eine weitere Art, eine Perfusion/Bewässerung des Katheters 10 bereitzustellen. Wie in 19 veranschaulicht, sind die Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 umfassen, aus einem Verbunddraht 110 zusammengesetzt. Der Verbunddraht 110 umfasst einen elektrisch leitenden Draht 112, der verwendet wird, um bei einem Ablationsvorgang Ablationsenergie zuzuführen, oder um elektrische Aktivität bei einem Abbildungsvorgang zu detektieren. Der elektrische Draht 112 ist innerhalb eines Lumens 114 enthalten, das auch ein Perfusionslumen 116 umfasst. Das Perfusionslumen 116 wird verwendet, um ein Perfusionsfluid oder ein Kontrastfluid, wie in Verbindung mit 18 beschrieben, zuzuführen. Sobald das geflochtene leitende Element 28 mit dem Verbunddraht 110 aufgebaut wurde, kann die Isolierung 118, die die Drahtfaser 112 umgibt, entfernt werden, um eine Elektrodenoberfläche zu bilden. Löcher können dann in dem Perfusionslumen 116 bereitgestellt werden, um dann eine Perfusion an Zielorten entlang der Elektrodenoberfläche zu ermöglichen. Wie bei der in 18 veranschaulichten Ausführungsform können die Perfusionslumina miteinander verbunden sein, um einen Verteiler zu bilden, der dann zum Beispiel mit einem Perfusionsschlauch 120 verbunden werden und mit einer Fluidzufuhrvorrichtung verbunden werden kann.
  • Hüllen
  • Die Verwendung einer Hülle oder von Hüllen, um zumindest einen Teil des geflochtenen leitenden Elements 28 abzudecken, kann auf verschiedene Arten vorteilhaft sein. Die Hülle kann dem geflochtenen leitenden Element 28 beim Einfügen oder Entfernen des Katheters 10 Schutz bieten. Eine Hülle kann auch verwendet werden, um das geflochtene leitende Element 28 zu gestalten oder zu formen, wenn es sich in seinem entfalteten Zustand befindet. Hüllen können auch das Risiko einer Bildung von Thromben an dem geflochtenen leitenden Element 28 verringern, indem der Bereich einer Faser und die Anzahl von Blutkontakt ausgesetzten Faserkreuzungen reduziert werden. Dies kann an den Enden 30 und 32 des geflochtenen leitenden Elements 28 besonders vorteilhaft sein. Die Dichte von Fasern an den Enden 30 und 32 ist am größten und die Enden können daher zu Blutaggregation neigen. Die Hüllen können aus Latexballonmaterial oder einem Material sein, das hinsichtlich einer Bildung von Thromben resistent wäre, haltbar genug wäre, um ein Einbringen durch ein Einführsystem zu überstehen, und die Beweglichkeit des geflochtenen leitenden Elements 28 nicht reduzieren würde. Die Hüllen können auch aus einem HF-durchlässigen Material zusammengesetzt sein, das es erlauben würde, dass HF-Energie durch die Hülle hindurchgeht. Wenn ein HF-durchlässiges Material verwendet wird, ist eine vollständige Kapselung des geflochtenen leitenden Materials 28 möglich.
  • Eine Hülle oder Hüllen können auch nützlich sein, wenn eine Bewässerung oder Perfusion durchgeführt wird, da die Hüllen dazu dienen können, dass Bewässerungs- oder Kontrastfluid in einen Zielbereich zu lenken.
  • 20A–20E veranschaulicht verschiedene Beispiele von Hüllen, die bei der vorliegenden Erfindung verwendet werden können. 20A veranschaulicht Hüllen 130 und 132, die angelegt über den Endbereichen 31 bzw. 33 des geflochtenen leitenden Elements 28 angeordnet sind. Diese Anordnung kann nützlich sein, um Koagulation von Blut an den Enden des geflochtenen leitenden Elements 28 zu verhindern. 20B veranschaulicht Hüllen 130 und 132, die in Verbindung mit einer inneren Hülle 134 verwendet werden, die innerhalb des geflochtenen leitenden Elements 28 enthalten ist. Um zusätzlich eine Blutkoagulation in den Bereichen 31 und 32 zu verhindern, verhindert die in 20B veranschaulichte Ausführungsform zudem, dass Blut in das geflochtene leitende Element 28 eintritt.
  • 20C veranschaulicht Hülsen 130 und 132, die verwendet werden, um ein Bewässerungsfluid oder Kontrastmittel entlang des Umfangsrands des geflochtenen leitenden Elements 28 zu führen. Bei der in 20C veranschaulichten Ausführungsform kann, wie in 18 und 19 veranschaulicht, Perfusion vorgesehen sein.
  • 20D veranschaulicht die Verwendung einer externen Hülle, die das geflochtene leitende Element 28 abdeckt. Die Hülle 136 umschließt das geflochtene leitende Element 28 vollständig und unterbindet dadurch Blutkontakt mit dem geflochtenen leitenden Element 28. Die Hülle 36 kann aus einem flexiblen, jedoch ablationsenergiedurchlässigen Material sein, so dass das geflochtene leitende Element 28, wenn es bei einem Ablationsvorgang verwendet wird, immer noch Energie an eine vorgesehene Ablationsstelle abgeben kann.
  • 20E veranschaulicht eine externe Hülle 131, die das geflochtene leitende Element 28 umschließt. Die Hülle 137 kann auch aus einem flexiblen, jedoch ablationsenergiedurchlässigen Material sein. In Hülle 137 können Öffnungen 139 vorgesehen sein, um es zu ermöglichen, dass die Teile des geflochtenen leitenden Elements 28, die von der Öffnung freigelegt werden, mit Gewebe in Kontakt kommen. Die Öffnungen 139 können elliptisch, kreisförmigen, umlaufend, usw. sein.
  • Führungshülsen
  • Es kann bei Ablations- oder Abbildungsvorgängen Zeitpunkte geben, zu denen Katheter 10 ein schwieriges oder verschlungenes Gefäßsystem passiert. Während dieser Zeiten kann es hilfreich sein, eine Führungshülse zu haben, durch die der Katheter 10 geführt wird, um einen einfachen Durchgang durch das Gewebesystem des Patienten zu ermöglichen.
  • 21 veranschaulicht ein Beispiel einer Führungshülse, die in Verbindung mit dem Katheter 10 verwendet werden kann. Wie in 21 veranschaulicht, umfasst die Führungshülse 140 ein längliches Element 142. Das längliche Element 142 kann aus einem Material hergestellt sein, das steif genug ist, neben dem Katheterschaft 12 geschoben zu werden, während der Katheter durch das Gefäßsystem gefädelt wird. Bei einem Beispiel kann das längliche Element 142 rostfreier Stahl sein. Das längliche Element 142 wird an einer Hülse 144 angebracht sein, die aufgelegt an dem distalen Ende 146 von dem länglichen Element 142 angeordnet ist. Die geschlitzte Hülse 144 kann eine oder mehrere vorbestimmte Krümmungen 148 haben, die mit den Formen von bestimmten Blutgefäßen (Arterien oder Venen) zusammenpassend sind, die der Katheter 17 durchlaufen muss. Die geschlitzte Hülse 144 kann sich proximal entlang des länglichen Elements 142 erstrecken. Zum Beispiel können die Hülse 144 und das längliche Element 142 über eine Länge von bis zu 20 oder 30 Zentimetern miteinander verbunden sein, um einen leichteren Durchgang durch die Blutgefäße des Patienten zu ermöglichen. Die Hülse 144 umfasst einen vorbestimmten Bereich 150, der sich in Längsrichtung entlang der Hülse 144 erstreckt. Der Bereich 150 kann zum Beispiel eine Naht sein, die es ermöglicht, dass die Hülse 144 aufgeschlitzt ist, so dass die Führungshülse 140 zurückgezogen und von dem Katheterschaft 12 abgezogen werden kann, um die Hülse zu entfernen.
  • Bei einer weiteren Ausführungsform kann das längliche Element 142 eine Hyporöhre oder ähnliches sein, die am distalen Ende 146 eine Öffnung 152 hat, die mit dem Inneren der Hülse 144 in Verbindung steht. Bei dieser Ausführungsform kann das längliche Element 142 verwendet werden, um ein Bewässerungsfluid, wie zum Beispiel Salzlösung oder ein Kontrastmittel zum Zweck der Kühlung, Spülung oder Visualisierung zu injizieren.
  • Lokalisierung
  • Lokalisierung bezeichnet eine Anzahl von Techniken, durch die die Position des Katheters 1 in einem Patienten festgestellt werden kann. Vorrichtung und Verfahren zur Lokalisierung können in den Katheter 10 integriert sein.
  • Ein elektromagnetischer Sensor, der zur Lokalisierung verwendet wird, kann innerhalb des Schafts des Katheters 10 befestigt werden, wobei ein geeignetes Mittel, wie zum Beispiel Klebstoff oder Lot, verwendet wird. Der elektromagnetische Sensor erzeugt Signale, die die Position des elektromagnetischen Sensors angeben. Ein Draht verbindet den elektromagnetischen Sensor mit der Steuereinrichtung 8 elektrisch, was es zulässt, die erzeugten Signale zu der Steuereinrichtung 8 zur Verarbeitung zu übertragen.
  • Zusätzlich zu dem elektromagnetischen Sensor, der an dem Katheter befestigt ist, ist ein zweiter elektromagnetischer Sensor bereitgestellt, der relativ zu dem Patienten befestigt wird. Der zweite elektromagnetische Sensor wird zum Beispiel an dem Körper des Patienten angebracht und dient als Referenzsensor. Auch ein magnetisches Feld ist bereitgestellt, das den elektro- magnetischen Sensoren ausgesetzt ist. Spulen innerhalb jedes elektromagnetischen Sensors erzeugen, wenn sie dem magnetischen Feld ausgesetzt sind, elektrische Ströme. Der von den Spulen jedes Sensors erzeugte elektrische Strom korrespondiert mit ei ner Position jedes Sensors innerhalb des magnetischen Felds. Signale, die von dem elektromagnetischen Referenzsensor und dem elektromagnetischer Sensor, der an dem Katheter befestigt ist, erzeugt werden, werden von der Steuereinrichtung 8 analysiert, um eine präzise Position des an dem Katheter 10 befestigten elektromagnetischen Sensors zu bestimmen.
  • Weiterhin können die Signale verwendet werden, um eine Konturdarstellung des Herzens zu erzeugen. Die Darstellung kann erzeugt werden, indem der Katheter 10 an einer Anzahl von Positionen entlang der Herzwand mit dem Herzgewebe in Kontakt gebracht wird. An jeder Position werden die elektrischen Signale, die von den elektromagnetischen Sensoren erzeugt werden, zu der Steuereinrichtung 8 oder zu einem anderen Prozessor übertragen, um eine Position des Katheters 10 zu bestimmen und aufzuzeichnen. Die Konturdarstellung wird durch Zusammentragen der Positionsinformation für jeden Kontaktpunkt erzeugt. Diese Darstellung kann mit Herzsignaldaten korreliert werden, die von einer oder mehreren Elektroden an dem Katheter für jede Position erfasst wurden, um eine Darstellung sowohl von der Form als auch der elektrischen Aktivität des Herzens zu erzeugen. Signale, die von den elektromagnetischen Sensoren erzeugt werden, können auch analysiert werden, um eine durch Herzschlag verursachte Verschiebung des Katheters 10 zu bestimmen.
  • Als Alternative zu der Verwendung von elektromagnetischen Sensoren können auch andere herkömmliche Techniken, wie zum Beispiel Ultraschall oder Magnetresonanzbildgebung (MRI), zur Lokalisierung des Katheters 10 verwendet werden.
  • Zusätzlich kann auch ein widerstandsbasierter Sensor in den Katheter 10 integriert sein. Bei einem widerstandsbasierten System, werden einige, zum Beispiel drei, hochfrequente Signale entlang verschiedener Achsen erzeugt. Die Katheterelektroden können verwendet werden, um diese Frequenzen zu erkennen, und mit adäquater Filterung kann die Stärke des Signals und somit die Position des Katheters bestimmt werden.
  • Anwendungsverfahren
  • Nun wird Bezug auf 22, 23 und 24 genommen, die veranschaulichen, wie der Katheter der vorliegenden Erfindung bei endokardialen und epikardialen Anwendungen verwendet werden kann.
  • Bezugnehmend auf 22 veranschaulicht diese Figur einen endokardialen Ablationsvorgang. Bei diesem Vorgang wird der Katheterschaft 12 in das Herz 150 eines Patienten eingeführt. Geeignete Bildführung (direkte visuelle Beurteilung, Kameraanschluss, Fluoroskopie, Echokardiografie, Magnetresonanz usw.) kann verwendet werden. 22 veranschaulicht im Speziellen den Katheterschaft 12, der in dem linken Atrium des Herzens des Patienten plaziert wurde. Sobald der Katheterschaft 12 das linke Atrium des Patienten erreicht, kann er dann durch ein Ostium 152 einer pulmonaren Vene 154 eingeführt werden. Wie dargestellt, wird das geflochtene leitende Element 28 dann in seinen entfalteten Zustand expandiert, wobei bei der dargestellten Ausführungsform das geflochtene leitende Element 28 eine Scheibe bildet. Der Katheterschaft 12 wird dann weiter in die pulmonare Vene 154 vorgeschoben, bis die distale Seite 156 des geflochtenen leitenden Elements 28 Kontakt mit dem Ostium der pulmonaren Vene 154 hergestellt. Es kann externer Druck entlang des Katheterschafts 12 aufgebracht werden, um das gewünschte Kontaktniveau des geflochtenen leitenden Elements 28 mit dem Ostiumgewebe zu erreichen. Energie wird dann an das Ostiumgewebe 152 angelegt, das in Kontakt mit dem geflochtenen leitenden Element 28 steht, um eine ringförmige Läsion bei oder nahe dem Ostium zu erzeugen. Die verwendete Energie kann HF (Hochfrequenz), Gleichstrom, Mikrowelle, Ultraschall, kryothermisch, optisch usw. sein.
  • Nun wird Bezug auf 23 genommen, die einen epikardialen Ablationsvorgang veranschaulicht. Wie in 23 veranschaulicht, wird der Katheterschaft 12 in den Brustraum eines Patienten eingeführt und zur pulmonaren Vene 154 geführt. Der Katheter 10 kann durch einen Trokaranschluss oder bei Chirurgie am offenen Brustraum intraoperativ eingeführt werden. Unter Verwendung eines Lenkmechanismus, vorgeformter Form oder anderer Mittel, durch welche zwischen dem geflochtenen leitenden Element 128 und der äußeren Oberfläche 158 der pulmonaren Vene 154 Kontakt hergestellt wird, wird das geflochtene leitende Element 28 in Kontakt mit der äußeren Oberfläche der pulmonaren Vene 154 gebracht. Geeignete Bildführung (direkte visuelle Beurteilung, Kameraanschluss, Fluoroskopie, Echokardiografie, Magnetresonanz usw.) kann verwendet werden. Wie in 23 veranschaulicht, bleibt bei diesem Vorgang das geflochtene leitende Element 28 in seinem nicht entfalteten oder nicht expandierten Zustand. Es kann externer Druck angewendet werden, um Kontakt zwischen dem geflochtenen leitenden Element 28 und der pulmonaren Vene 154 herzustellen. Sobald der gewünschte Kontakt mit der äußeren Oberfläche 158 der pulmonaren Vene 154 erreicht ist, wird über das geflochtene leitende Element 28 Ablationsenergie auf Oberfläche 158 angewendet, wobei zum Beispiel HF, Gleichstrom, Ultraschall, Mikrowelle, kryothermische oder optische Energie verwendet wird. Danach können das geflochtene leitende Element 28 um den Außenumfang der pulmonaren Vene 154 bewegt und der Ablationsvorgang wiederholt werden. Dieser Vorgang kann verwendet werden, um zum Beispiel eine ringförmige Läsion bei oder nahe dem Ostium zu erzeugen.
  • Die Verwendung des veranschaulichten endokardialen oder epikardialen Vorgangs kann einfacher und schneller sein als eine einzelne "Punkt"-Elektrode zu verwenden, weil eine vollständige ringförmige Läsion in einmaliger Anwendung von HF-Energie erzeugt werden kann.
  • Bezug wird nun auf 24 genommen, die einen endokardialen Abbildungsvorgang veranschaulicht. Bei dem in 24 veranschaulichten Vorgang wird der Katheterschaft 12 in die pulmonare Vene 154 auf die in Verbindung mit 22 beschriebene Weise eingeführt. Sobald der geflochtene Leiter 28 eine gewünschte Position innerhalb der pulmonaren Vene 154 erreicht hat, wird das geflochtene leitende Element 28, wie in Verbindung mit zum Beispiel 2–5 beschrieben, expandiert, bis Fasern 34 die innere Wand 160 der pulmonaren Vene 154 berühren. Danach kann elektrische Aktivität innerhalb der pulmonaren Vene 154 durch eine äußere Vorrichtung, die mit den Fasern 34 des geflochtenen leitenden Elements 28 verbunden ist, festgestellt, gemessen und aufgezeichnet werden.
  • Zugriff auf das Herz des Patienten kann entweder zur endokardialen und epikardialen Abbildung und/oder für Abbildungs- und Ablationsvorgänge über perkutane, vaskuläre, chirurgische (z. B. Chirurgie am offenen Brustraum) oder transthorakale Ansätze erreicht werden.
  • Die vorliegende Erfindung ist somit in der Lage, einen elektrophysiologischen Katheter bereitzustellen, der zur Abbildung und/oder für Abbildungs- und Ablationsvorgänge geeignet ist. Zusätzlich kann der Katheter der Erfindung verwendet werden, um sehr dichte Abbildungen eines Gewebebereichs bereitzustellen, weil Elektrokardiogramme von einzelnen Fasern 34 in dem geflochtenen leitenden Element 28 entweder bipolar oder unipolar erhalten sein können.
  • Des weiteren kann die Form des Elektrodenbereichs angepasst werden, indem die radiale Expansion des geflochtenen leitenden Elements 28 gesteuert wird, um so eine Übereinstimmung mit dem Gewebe des Patienten zu verbessern oder um ein gewünschtes Abbildungs- oder Ablationsprofil bereitzustellen. Alternativ kann das geflochtene leitende Element 28 aus einem Material genügen der Biegefestigkeit hergestellt sein, so dass das Gewebe vorzugsweise angepasst wird, um der expandierten oder teilweise expandierten Form des geflochtenen leitenden Elements 28 zu entsprechen.
  • Der Katheter der vorliegenden Erfindung kann für Abbildungsvorgänge, Ablationsvorgänge und zur Temperaturmessung und -steuerung an den nach distal und/oder proximal weisenden Seiten des geflochtenen leitenden Elements 28 in seiner vollständig expandierten Position, wie zum Beispiel in 1 dargestellt, verwendet werden. Zusätzlich kann der Katheter der vorliegenden Erfindung verwendet werden, um "radiale" Abbildungsvorgänge, Ablationsvorgänge und Temperaturmessungen und -steuerung durchzuführen. Das bedeutet, der äußere Umfangsrand 76, der zum Beispiel in 8 dargestellt ist, kann an eine innere Umfangsfläche eines Blutgefäßes angelegt werden.
  • Um denselben Katheter sowohl für Abbildungs- als auch für Ablationsvorgänge verwenden zu können, hat er das Potential, die Vorgangsdauer zu reduzieren und die Röntgenstrahlenexposition zu reduzieren.
  • Die Fähigkeit, das geflochtene leitende Element 28 in einer Arterie oder Vene gegen eine Gewebestruktur, wie zum Beispiel eine freie Wand oder Ostium, zu expandieren, kann für einen guten Kontaktdruck für mehrere Elektroden sorgen und kann einen anatomischen Anker zur Stabilisierung bereitstellen. Temperatursensoren können eindeutig an dem Endokard positioniert werden, um für gute thermische Leitung zu dem Gewebe zu sorgen. Läsionen können an verschiedenen Abschnitten um den Außenumfang des geflochtenen leitenden Elements 28 selektiv erzeugt werden, ohne dass dabei der Katheter 10 neu positioniert werden muss. Dies kann für genauere Läsionsplazierung innerhalb der Arterie oder Vene sorgen.
  • Das geflochtene leitende Element 28 in seiner radial, expandierten Position, wie im Speziellen in 1 und 8 dargestellt, ist vorteilhaft, weil es bei diesen Ausführungsformen das Blutgefäß bei einem Abbildungs- oder Ablationsvorgang nicht blockiert, sondern einen Blutfluss durch das geflochtene leitende Element ermöglicht, wodurch längere Abbildungs- und/oder Ablationszeiten ermöglicht werden, was die Abbildungsgenauigkeit und Wirksamkeit der Läsionserzeugung möglicherweise verbessern kann.
  • Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung besteht darin, eine Vorrichtung zur dreidimensionalen Abbildung elektrischer Aktivität in Blutgefäßen und Ablation von durch die dreidimensionale Abbildung identifizierten Leitwegen bereitzustellen.
  • Nun wird Bezug auf 26 genommen, die eine weitere Ausführungsform des Katheters 10 veranschaulicht. Bei der in 26 dargestellten Ausführungsform 550 ist der Katheter 10 als in einem Blutgefäß 552 angeordnet dargestellt. Bei der in 26 veranschaulichten Ausführungsform hat das geflochtene leitende Element in der expandierten oder entfalteten Anordnung eine zylindrische Form. Vorzugsweise wird eine Isolierung an den Fasern 34, die das geflochtene leitende Element 28 bilden, entfernt, um so ein oder mehrere Umfangsbänder 554A, 554B, 554C von Bereichen zu erzeugen, wo sich die freigelegten Bereiche der Fasern 34 kreuzen. Die freigelegten Bereiche der Fasern 34 bilden, wo sie sich mit anderen freigelegten Bereichen kreuzen, eine Reihe von Kontaktstellen 556. Alle Kontaktstellen 556 sind elektrisch voneinander isoliert. Die Entfernung der Isolierung, um so Kontaktstellen 556 zu erzeugen, wenn sich das geflochtene leitende Element 28 in einer expandierten Konfiguration befindet, kann erreicht werden, indem die zuvor beschriebenen Verfahren verwendet werden. Alternativ kann ein einzelnes Band von freigelegten Fasern erzeugt werden, und können dann diese Fa sern relativ zueinander in Längsrichtung bewegt werden, um zum Beispiel die Bänder 554A, 554B, 554C zu erzeugen.
  • Die Kontaktstellen 556 können, wenn sie in Kontakt mit der inneren Umfangsfläche des Blutgefäßes 552 gebracht werden, verwendet werden, um unabhängig elektrische Aktivität entlang der Wand des Blutgefäßes zu erfassen.
  • Bei Verwendung in Verbindung mit der in 25 veranschaulichten Schaltkreisanordnung, um diese Verbindung mit der Steuereinrichtung 8 und der in 1 veranschaulichten Aufzeichnungsvorrichtung 2 herzustellen, kann eine zylindrische oder dreidimensionale Darstellung von dem geflochtenen leitenden Element 28 erfassten elektrischen Aktivität erhalten werden.
  • Eine Anzahl Kontaktstellen kann in dem geflochtenen leitenden Element 28 abhängig von der Anzahl Drähte erzeugt werden, die verwendet werden, um das geflochtene leitende Element 28 zu erzeugen. Die Ausführungsform des in 26 veranschaulichten Katheters ermöglicht während eines einzelnen Herzschlags unter Verwendung eines elektrophysiologischen Aufzeichnungssystems die Erfassung und Erzeugung dreidimensionaler Aktivierungs- und Darstellung gleicher Potentiale der von den Kontaktstellen 556 erfassten elektrischen Aktivität. Bei einer Ausführungsform können Kontaktstellen 556 um 5 mm voneinander entlang der Länge des geflochtenen leitenden Elements 28 in seiner expandierten Anordnung beabstandet sein.
  • Wenn eine dreidimensionale oder zylindrische Darstellung der von den Kontaktstellen 556 erfassten elektrischen Aktivität erzeugt wurde, kann eine Ablation dann selektiv durchgeführt werden, um die unerwünschten Leitungswege zu blockieren oder zu zerstören.
  • 27 veranschaulicht eine weitere Ausführungsform eines Katheters 10, der verwendet werden kann, um dreidimensionale oder zylindrische Aktivierungs- und Darstellung gleicher Potentiale elektrischer Aktivität zu erzeugen. Die in 27 veranschaulichte Ausführungsform 560 ist mit der in 14 dargestellten Ausführungsform mit mehreren geflochtenen leitenden Elementen vergleichbar. Zu der Ausführungsform 560 hat der Katheter 10 vier geflochtene leitende Elemente 28A, 28B, 28C und 28D. Jedes der geflochtenen leitenden Elemente 28A–28D wird, wie zuvor beschrieben, hergestellt, um Kontaktstellen 556 an der äußeren Umfangsfläche jedes geflochtenen leitenden Elements 28A–28D bereitzustellen. Folglich kann eine Anzahl von Bändern 554A–554D erzeugt werden, die eine gleichzeitige Messung der an den Kontaktstellen 556 erfassten elektrischen Aktivität ermöglichen.
  • Nun wird Bezug auf 28 genommen, die eine dreidimensionale oder zylindrische Darstellung der elektrischen Aktivität veranschaulicht, die von den Kontaktstellen 556 des zum Beispiel in 27 und 28 veranschaulichten Katheters erfasst wurde. Die in 28 veranschaulichte Darstellung 570 kann zum Beispiel von der Aufzeichnungsvorrichtung 2 von 1 erzeugt werden, und kann zum Beispiel auf einem herkömmlichen CRT-Monitor angezeigt oder in gedruckter Form einem Nutzer bereitgestellt werden. Die Aktivierungsdarstellung 570 ist eine dreidimensionale oder zylindrische Darstellung der elektrischen Aktivierung, die von dem Katheter an der inneren Umfangsfläche des Blutgefäßes 552 erfasst wurde. Die Darstellung 570 stellt zum Beispiel drei elektrische Pfade dar, die von dem Katheter von 26 und 27 während simultaner Erfassung der elektrischen Aktivität innerhalb eines einzelnen Herzschlags entlang der Länge des Blutgefäßes 552 erfasst wurden. Im Speziellen stellt die zylindrische oder dreidimensionale Darstellung 570 einen ersten elektrischen Leitungsweg 572, einen zweiten elektrischen Leitungsweg 574 und einen dritten elektrischen Leitungsweg 576 dar. Durch geeignete Zeit- und Synchronisationssteuerung der Aufzeichnungsvorrichtung 2 kann die Darstellung 570 die Leitungsrichtung sowie die Plazierung der Leitungswege darstellen.
  • Die in US 2002 0065459 am 30. Mai 2002 mit dem Titel "Software Controlled Electrophysiology Data Management" veröffentlichten beschriebenen Techniken und Systeme können bei der vorliegenden Erfindung verwendet werden Danach können ein Mediziner bei einem Ablationsvorgang an verschiedenen Positionen messen und beobachten, welcher der elektrischen Leitungswege 572, 574, 576 als Ergebnis des schrittweisen Messsignals aktiviert wird. Wenn einer der elektrischen Leitungswege 572, 574, 576 als Pfad erkannt wird, der es fehlgeleiteten elektrischen Signalen ermöglicht, eine kardiale Arrhythmie zu verursachen, kann eine der Kontaktstellen 556 unter Verwendung des Schaltkreises aus 25 in Verbindung mit der Steuereinrichtung 8 und dem Ablationsenergiegenerator 4 selektiv verwendet werden, um den Leitungsweg, der an der Arrhythmie beteiligt ist, zu blockieren oder zu zerstören. Danach kann eine weitere Darstellung elektrischer Aktivierung als Antwort auf ein späteres schrittweises Messsignal erzeugt werden, um zu bestimmen, ob der elektrische Leitungsweg, der den, eine Arrhythmie erzeugenden Impuls ermöglicht, in das Herz einzutreten, blockiert oder unterbrochen wurde. Dieser Prozess kann iterativ fortgesetzt werden, bis eine therapeutische Unterbrechung des elektrischen Leitungswegs erreicht ist. Eine therapeutische Unterbrechung bedeutet eine komplette Blockierung, eine teilweise Blockierung oder eine therapeutisch wirksame Änderung der Leitungseigenschaften des Gewebes.
  • Danach können ein schrittweises Messsignal an einem anderen Stelle eingebracht werden und eine weitere zylindrische oder dreidimensionale Aktivierungsdarstellung erzeugt werden. Wenn dieses nachfolgende schrittweise Messsignal anzeigt, dass ein anderer der elektrischen Leitungswege 572, 574 oder 576 beteiligt ist, kann dann eine Ablation auf diesen Pfad selektiv angewendet werden, um ihn therapeutisch zu blockieren oder zu zerstören.
  • Dieser Prozess kann wiederholt durchgeführt werden, bis jeder der elektrischen Leitungswege, die es ermöglichen, dass Arrhythmie erzeugende Signale in das Herz eintreten, therapeutisch blockiert oder zerstört werden.
  • Dieses Verfahren hat Vorteile darin, dass nur die elektrischen Leitungswege, die an den Arrhythmie erzeugenden Signalen beteiligt sind, ablatiert werden, wodurch somit ein fokussierterer Ansatz dahingehend ermöglicht wird, dass nur das Gewebe, das ablatiert werden muss, um die fehlgeleiteten elektrischen Signale zu blockieren, zerstört wird, wobei der Rest der Innenauskleidung des Blutgefäßes 552 nicht operiert werden muss.
  • Es ist ersichtlich, dass zusätzlich zur Verwendung eines schrittweisen Messsignals das Verfahren und die Vorrichtung der Erfindung verwendet werden können, um eine Darstellung in Antwort auf eine natürlich vorkommende Arrhythmie einfach zu erzeugen, wobei, wenn der elektrische Pfad ermittelt ist, dieser Pfad dann selektiv ablatiert werden kann.
  • Selektive Auswahl einer bestimmten Kontaktstelle 556 zur Ablation oder Abbildung kann die zuvor beschriebenen Sektoren bildenden Verfahren und Vorrichtungen verwenden.
  • Ein Lokalisierungssensor und -system können verwendet werden, um die exakte Orientierung des Katheters und der Kontaktstellen 556 im Blutgefäß 552 zu bestimmen und zu wiederholen. Alternativ können strahlungsundurchlässige oder fluoroskope Marker an den Fasern 34 angeordnet sein, die das geflochtene leitende Element 28 bilden, so dass die Plazierung der Kontaktstellen 556 bestimmt werden kann.
  • Das in 26–28 veranschaulichte Verfahren und Vorrichtung sind besonders zur Messung elektrischer Aktivierung in und zur Ablation des kardialen Muskelarms geeignet, der eine Schnittstelle zwischen einer Kammer des Herzens, wie zum Beispiel einer der Arterien, und einer Vene, wie zum Beispiel einer der pulmonaren Venen, bereitstellt.
  • Nachdem somit zumindest eine veranschaulichende Ausführungsform der Erfindung beschrieben wurde, werden Fachleuten verschiedene Änderungen, Modifikationen und Verbesserungen ohne weiteres ersichtlich. Zum Beispiel wird ein Fachmann auf dem Gebiet erkennen, dass jede der oben beschriebenen Merkmale in einem Anwendungsverfahren und/oder einer Vorrichtung selektiv kombiniert werden können, abhängig zum Beispiel von der gewünschten Funktion, die ausgeführt werden soll. Es ist beabsichtigt, dass solche Änderungen, Modifikationen und Verbesserungen innerhalb des Umfangs der Erfindung liegen. Dementsprechend ist die vorhergehende Beschreibung nur beispielhaft und nicht einschränkend zu verstehen. Die Erfindung ist nur insoweit eingeschränkt, wie sie in den nachfolgenden Ansprüchen und diesbezüglichen Äquivalenten definiert ist. Figurenlegende zu FIG. 1:
    Englisch: Deutsch:
    RECORDING DEVICE AUFZEICHNUNGSVORRICHTUNG
    ABLATION ENERGY GENERATOR ABLATIONSENERGIEGENERATOR
    CONTROLLER STEUEREINRICHTUNG
    Figurenlegende zu FIG. 2:
    Englisch: Deutsch:
    DISTAL DISTAL
    PROXIMAL PROXIMAL
    Figurenlegende zu FIG. 4:
    Englisch: Deutsch:
    DISTAL DISTAL
    PROXIMAL PROXIMAL
    Figurenlegende zu FIG. 6:
    Englisch: Deutsch:
    FIG. 6A FIG. 6A
    Figurenlegende zu FIG. 16A:
    Englisch: Deutsch:
    DISTAL DISTAL
    PROXIMAL PROXIMAL
    Figurenlegende zu FIG. 19:
    Englisch: Deutsch:
    FIG. 19A FIG. 19A
    Figurenlegende zu FIG. 20C:
    Englisch: Deutsch:
    SALINE SALZLÖSUNG
    Figurenlegende zu FIG. 25A:
    Englisch: Deutsch:
    TO QUADRAPULSE CONTROLLER ZUR QUADRAPULSE-STEUEREINRICHTUNG
    QP CHANNNEL QP KANAL
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    UNI-REF UNI-REF
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 25B:
    Englisch: Deutsch:
    TO QUADRAPULSE CONTROLLER ZUR QUADRAPULSE-STEUEREINRICHTUNG
    QP CHANNNEL QP KANAL
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 25C:
    Englisch: Deutsch:
    TO QUADRAPULSE CONTROLLER ZUR QUADRAPULSE-STEUEREINRICHTUNG
    QP CHANNNEL QP KANAL
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 25D:
    Englisch: Deutsch:
    TO QUADRAPULSE CONTROLLER ZUR QUADRAPULSE-STEUEREINRICHTUNG
    QP CHANNNEL QP KANAL
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 29:
    Englisch: Deutsch:
    CHANNEL KANAL
    QUADRANT QUADRANT
    TO ZU
    ABLATION ENERGY GENERATOR ABLATIONSENERGIEGENERATOR
    Figurenlegende zu FIG. 30A:
    Englisch: Deutsch:
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    QUADRANT QUADRANT
    TO ZU
    UNI-REF UNI-REF
    TEMPERATURE SENSOR CONNECTIONS TEMPERATURSENSOR-VERBINDUNGEN
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 30B:
    Englisch: Deutsch:
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    QUADRANT QUADRANT
    TO ZU
    TEMPERATURE SENSOR CONNECTIONS TEMPERATURSENSOR-VERBINDUNGEN
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 30C:
    Englisch: Deutsch:
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    QUADRANT QUADRANT
    TO ZU
    TEMPERATURE SENSOR CONNECTIONS TEMPERATURSENSOR-VERBINDUNGEN
    TO CATHETER ZUM KATHETER
    Figurenlegende zu FIG. 30D:
    Englisch: Deutsch:
    TO RECORDING AND ANALYSIS SYSTEM ZUM AUFZEICHNUNGS-UND ANALYSESYSTEM
    QUADRANT QUADRANT
    TO ZU
    TEMPERATURE SENSOR CONNECTIONS TEMPERATURSENSOR-VERBINDUNGEN
    TO CATHETER ZUM KATHETER

Claims (11)

  1. Vorrichtung zum Leiten von Ablationsenergie zu einem elektrophysiologischen Katheter (10) mit einer Mehrzahl leitender Fasern (34) und zum Leiten von von diesem erhaltenen Abbildungssignalen, umfassend: eine Schaltkreisanordnung (500), die für jede leitende Faser, wenn Ablationsenergie zugeführt wird, einen elektrischen Signalpfad bereit stellt, der für Ablationsenergie eine kleine Impedanz und für Abbildungssignale eine große Impedanz aufweist.
  2. Vorrichtung nach Anspruch 1, ferner mit einer Schaltkreisanordnung, die für jede leitende Faser, wenn Abbildungssignale erhalten werden, einen elektrischen Signalpfad bereit stellt, der für Ablationsenergie eine große Impedanz und für Abbildungssignale eine kleine Impedanz aufweist.
  3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, ferner mit einer Schaltkreisanordnung (600) zum Schalten, um Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter selektiv mit einer Quelle für Ablationsenergie (4) zu koppeln.
  4. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der die Schaltkreisanordnung zum Schalten Sektoren von Fasern selektiv mit einer Quelle für Ablationsenergie koppelt.
  5. Vorrichtung nach Anspruch 4, bei der es vier Sektoren gibt.
  6. Vorrichtung nach Anspruch 3, bei der die Schaltkreisanordnung zum Schalten näherungsweise eine erste Hälfte der Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter mit einer Quelle für Ablationsenergie selektiv koppelt.
  7. Vorrichtung nach Anspruch 6, bei der die Schaltkreisanordnung zum Schalten näherungsweise eine zweite Hälfte der Fasern in dem elektrophysiologischen Katheter mit einer Quelle für Ablationsenergie selektiv koppelt.
  8. Vorrichtung nach Anspruch 7, bei der die erste Hälfte der Fasern mit der zweiten Hälfte der Fasern verschachtelt ist.
  9. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, bei der die Schaltkreisanordnung eine Kapazität in dem elektrischen Signalpfad für jede leitende Faser umfasst.
  10. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, ferner mit einem Widerstand, der jeweils mit jeder leitenden Faser gekoppelt ist.
  11. Kathetersystem mit einem elektrophysiologischen Katheter, einem Ablationsenergiegenerator, einer Aufzeichnungsvorrichtung (2) und einer Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, die den elektrophysiologischen Katheter mit dem Ablationsenergiegenerator und der Aufzeichnungsvorrichtung koppelt.
DE60315427T 2002-03-15 2003-03-17 Apparat zur steuerung von ablationsenergie und elektrogrammaufnahme mittels einer vielzahl gemeinsamer elektroden in einem elektrophysiologie-katheter Expired - Lifetime DE60315427T2 (de)

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DE (1) DE60315427T2 (de)
WO (1) WO2003089997A2 (de)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11395695B2 (en) 2009-12-30 2022-07-26 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Guide and flexible sleeve for use with catheters

Families Citing this family (219)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7727229B2 (en) 2001-05-01 2010-06-01 C.R. Bard, Inc. Method and apparatus for altering conduction properties in the heart and in adjacent vessels
WO2002087679A2 (en) * 2001-05-01 2002-11-07 C.R. Bard, Inc. Method and apparatus for altering conduction properties along pathways in the heart and in vessels in conductive communication with the heart
US7769427B2 (en) 2002-07-16 2010-08-03 Magnetics, Inc. Apparatus and method for catheter guidance control and imaging
US8078274B2 (en) 2003-02-21 2011-12-13 Dtherapeutics, Llc Device, system and method for measuring cross-sectional areas in luminal organs
US10413211B2 (en) 2003-02-21 2019-09-17 3Dt Holdings, Llc Systems, devices, and methods for mapping organ profiles
US8632469B2 (en) * 2003-02-21 2014-01-21 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for mapping organ profiles
US10034623B2 (en) * 2014-04-16 2018-07-31 3Dt Holdings, Llc Devices, systems, and methods for determining vein geometric and compliance profiles for venous stenting
US10172538B2 (en) 2003-02-21 2019-01-08 3Dt Holdings, Llc Body lumen junction localization
EP3045136B1 (de) 2003-09-12 2021-02-24 Vessix Vascular, Inc. Wählbare exzentrische remodellierung und/oder ablation von atherosklerotischem material
WO2005039390A2 (en) 2003-10-20 2005-05-06 Arthrocare Corporation Electrosurgical method and apparatus for removing tissue within a bone body
US7280863B2 (en) 2003-10-20 2007-10-09 Magnetecs, Inc. System and method for radar-assisted catheter guidance and control
WO2005122938A1 (en) * 2004-06-10 2005-12-29 Arthrocare Corporation Electrosurgical method and apparatus for removing tissue within a bone body
US8920414B2 (en) 2004-09-10 2014-12-30 Vessix Vascular, Inc. Tuned RF energy and electrical tissue characterization for selective treatment of target tissues
US9713730B2 (en) 2004-09-10 2017-07-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Apparatus and method for treatment of in-stent restenosis
US8396548B2 (en) 2008-11-14 2013-03-12 Vessix Vascular, Inc. Selective drug delivery in a lumen
US20060089637A1 (en) 2004-10-14 2006-04-27 Werneth Randell L Ablation catheter
US8617152B2 (en) 2004-11-15 2013-12-31 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation system with feedback
US7468062B2 (en) 2004-11-24 2008-12-23 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter adapted for treatment of septal wall arrhythmogenic foci and method of use
US7429261B2 (en) 2004-11-24 2008-09-30 Ablation Frontiers, Inc. Atrial ablation catheter and method of use
US20080091193A1 (en) 2005-05-16 2008-04-17 James Kauphusman Irrigated ablation catheter having magnetic tip for magnetic field control and guidance
US8027714B2 (en) 2005-05-27 2011-09-27 Magnetecs, Inc. Apparatus and method for shaped magnetic field control for catheter, guidance, control, and imaging
CA2612679A1 (en) 2005-06-20 2007-01-04 Richardo D. Roman Ablation catheter
AU2006268238A1 (en) 2005-07-11 2007-01-18 Medtronic Ablation Frontiers Llc Low power tissue ablation system
US8657814B2 (en) 2005-08-22 2014-02-25 Medtronic Ablation Frontiers Llc User interface for tissue ablation system
US8784336B2 (en) 2005-08-24 2014-07-22 C. R. Bard, Inc. Stylet apparatuses and methods of manufacture
JP4855482B2 (ja) * 2005-12-30 2012-01-18 シー・アール・バード・インコーポレーテッド 心臓組織を剥離する方法及び装置
US7749249B2 (en) 2006-02-21 2010-07-06 Kardium Inc. Method and device for closing holes in tissue
US7869854B2 (en) * 2006-02-23 2011-01-11 Magnetecs, Inc. Apparatus for magnetically deployable catheter with MOSFET sensor and method for mapping and ablation
US7879034B2 (en) 2006-03-02 2011-02-01 Arthrocare Corporation Internally located return electrode electrosurgical apparatus, system and method
US8019435B2 (en) 2006-05-02 2011-09-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Control of arterial smooth muscle tone
US20070270688A1 (en) 2006-05-19 2007-11-22 Daniel Gelbart Automatic atherectomy system
US8920411B2 (en) 2006-06-28 2014-12-30 Kardium Inc. Apparatus and method for intra-cardiac mapping and ablation
US11389232B2 (en) 2006-06-28 2022-07-19 Kardium Inc. Apparatus and method for intra-cardiac mapping and ablation
US8449605B2 (en) 2006-06-28 2013-05-28 Kardium Inc. Method for anchoring a mitral valve
US10028783B2 (en) 2006-06-28 2018-07-24 Kardium Inc. Apparatus and method for intra-cardiac mapping and ablation
US9119633B2 (en) 2006-06-28 2015-09-01 Kardium Inc. Apparatus and method for intra-cardiac mapping and ablation
US7837610B2 (en) 2006-08-02 2010-11-23 Kardium Inc. System for improving diastolic dysfunction
AU2007310991B2 (en) 2006-10-18 2013-06-20 Boston Scientific Scimed, Inc. System for inducing desirable temperature effects on body tissue
ES2560006T3 (es) 2006-10-18 2016-02-17 Vessix Vascular, Inc. Inducción de efectos de temperatura deseables sobre tejido corporal
US8388546B2 (en) 2006-10-23 2013-03-05 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
US7794407B2 (en) 2006-10-23 2010-09-14 Bard Access Systems, Inc. Method of locating the tip of a central venous catheter
EP1935449B1 (de) * 2006-12-19 2011-10-19 Greatbatch Ltd. Geflochtener elektrischer Leiter
US8690870B2 (en) 2006-12-28 2014-04-08 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Irrigated ablation catheter system with pulsatile flow to prevent thrombus
US7591816B2 (en) 2006-12-28 2009-09-22 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Irrigated ablation catheter having a pressure sensor to detect tissue contact
US7951143B2 (en) * 2006-12-28 2011-05-31 St. Jude Medical, Artial Fibrillation Divsion, Inc. Cooled ablation catheter with reciprocating flow
US7993338B2 (en) * 2007-01-31 2011-08-09 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Switching methods and apparatus
US8641704B2 (en) 2007-05-11 2014-02-04 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation therapy system and method for treating continuous atrial fibrillation
US8906011B2 (en) 2007-11-16 2014-12-09 Kardium Inc. Medical device for use in bodily lumens, for example an atrium
ES2651898T3 (es) 2007-11-26 2018-01-30 C.R. Bard Inc. Sistema integrado para la colocación intravascular de un catéter
US10751509B2 (en) 2007-11-26 2020-08-25 C. R. Bard, Inc. Iconic representations for guidance of an indwelling medical device
US10524691B2 (en) 2007-11-26 2020-01-07 C. R. Bard, Inc. Needle assembly including an aligned magnetic element
US9636031B2 (en) 2007-11-26 2017-05-02 C.R. Bard, Inc. Stylets for use with apparatus for intravascular placement of a catheter
US8849382B2 (en) 2007-11-26 2014-09-30 C. R. Bard, Inc. Apparatus and display methods relating to intravascular placement of a catheter
US8781555B2 (en) 2007-11-26 2014-07-15 C. R. Bard, Inc. System for placement of a catheter including a signal-generating stylet
US9521961B2 (en) 2007-11-26 2016-12-20 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for guiding a medical instrument
US9649048B2 (en) 2007-11-26 2017-05-16 C. R. Bard, Inc. Systems and methods for breaching a sterile field for intravascular placement of a catheter
US10449330B2 (en) 2007-11-26 2019-10-22 C. R. Bard, Inc. Magnetic element-equipped needle assemblies
US8052684B2 (en) * 2007-11-30 2011-11-08 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Irrigated ablation catheter having parallel external flow and proximally tapered electrode
US20090171339A1 (en) * 2007-12-28 2009-07-02 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrosurgical probe having current enhancing protrusions
WO2009086418A1 (en) * 2007-12-28 2009-07-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Electrosurgical probe having conductive outer surface to initiate ablation between electrodes
WO2009089415A1 (en) * 2008-01-09 2009-07-16 Mayo Foundation For Medical Education And Research Mapping and ablation catheter system
US8489172B2 (en) 2008-01-25 2013-07-16 Kardium Inc. Liposuction system
US9949794B2 (en) * 2008-03-27 2018-04-24 Covidien Lp Microwave ablation devices including expandable antennas and methods of use
US20090287304A1 (en) 2008-05-13 2009-11-19 Kardium Inc. Medical Device for Constricting Tissue or a Bodily Orifice, for example a mitral valve
ES2525525T3 (es) 2008-08-22 2014-12-26 C.R. Bard, Inc. Conjunto de catéter que incluye conjuntos de sensor de ECG y magnético
US10695126B2 (en) 2008-10-06 2020-06-30 Santa Anna Tech Llc Catheter with a double balloon structure to generate and apply a heated ablative zone to tissue
US8437833B2 (en) 2008-10-07 2013-05-07 Bard Access Systems, Inc. Percutaneous magnetic gastrostomy
WO2010056745A1 (en) 2008-11-17 2010-05-20 Minnow Medical, Inc. Selective accumulation of energy with or without knowledge of tissue topography
US8457714B2 (en) 2008-11-25 2013-06-04 Magnetecs, Inc. System and method for a catheter impedance seeking device
US9532724B2 (en) 2009-06-12 2017-01-03 Bard Access Systems, Inc. Apparatus and method for catheter navigation using endovascular energy mapping
US9445734B2 (en) 2009-06-12 2016-09-20 Bard Access Systems, Inc. Devices and methods for endovascular electrography
ES2745861T3 (es) 2009-06-12 2020-03-03 Bard Access Systems Inc Aparato, algoritmo de procesamiento de datos asistido por ordenador y medio de almacenamiento informático para posicionar un dispositivo endovascular en o cerca del corazón
WO2011041571A2 (en) 2009-10-01 2011-04-07 Kardium Inc. Medical device, kit and method for constricting tissue or a bodily orifice, for example, a mitral valve
US20110213356A1 (en) 2009-11-05 2011-09-01 Wright Robert E Methods and systems for spinal radio frequency neurotomy
US20110112396A1 (en) 2009-11-09 2011-05-12 Magnetecs, Inc. System and method for targeting catheter electrodes
CN102821679B (zh) 2010-02-02 2016-04-27 C·R·巴德股份有限公司 用于导管导航和末端定位的装置和方法
CA2795229A1 (en) 2010-04-09 2011-10-13 Vessix Vascular, Inc. Power generating and control apparatus for the treatment of tissue
US9192790B2 (en) 2010-04-14 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Focused ultrasonic renal denervation
EP2558016A2 (de) * 2010-04-14 2013-02-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Nierenarteriendenervierungsgerät mit helikaler formungsanordnung
JP2013526940A (ja) 2010-05-21 2013-06-27 ニンバス・コンセプツ・エルエルシー 組織アブレーションのためのシステムおよび方法
US8979838B2 (en) 2010-05-24 2015-03-17 Arthrocare Corporation Symmetric switching electrode method and related system
ES2778041T3 (es) 2010-05-28 2020-08-07 Bard Inc C R Aparato para su uso con sistema de guiado de inserción de aguja
EP2912999B1 (de) 2010-05-28 2022-06-29 C. R. Bard, Inc. Vorrichtung zur Verwendung mit einem Nadeleinsatz-Führungssystem
US8473067B2 (en) 2010-06-11 2013-06-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation and stimulation employing wireless vascular energy transfer arrangement
US9408661B2 (en) 2010-07-30 2016-08-09 Patrick A. Haverkost RF electrodes on multiple flexible wires for renal nerve ablation
US9155589B2 (en) 2010-07-30 2015-10-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Sequential activation RF electrode set for renal nerve ablation
US9463062B2 (en) 2010-07-30 2016-10-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Cooled conductive balloon RF catheter for renal nerve ablation
US9358365B2 (en) 2010-07-30 2016-06-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Precision electrode movement control for renal nerve ablation
US9084609B2 (en) 2010-07-30 2015-07-21 Boston Scientific Scime, Inc. Spiral balloon catheter for renal nerve ablation
US9539046B2 (en) 2010-08-03 2017-01-10 Medtronic Cryocath Lp Cryogenic medical mapping and treatment device
WO2012024577A2 (en) 2010-08-20 2012-02-23 C.R. Bard, Inc. Reconfirmation of ecg-assisted catheter tip placement
US9579200B2 (en) * 2010-09-15 2017-02-28 The United States Of America, As Represented By The Secretary, Department Of Health & Human Services Methods and devices for transcatheter cerclage annuloplasty
US8940002B2 (en) 2010-09-30 2015-01-27 Kardium Inc. Tissue anchor system
TWI556849B (zh) 2010-10-21 2016-11-11 美敦力阿福盧森堡公司 用於腎臟神經協調的導管裝置
US8974451B2 (en) 2010-10-25 2015-03-10 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve ablation using conductive fluid jet and RF energy
US9220558B2 (en) 2010-10-27 2015-12-29 Boston Scientific Scimed, Inc. RF renal denervation catheter with multiple independent electrodes
US8801693B2 (en) 2010-10-29 2014-08-12 C. R. Bard, Inc. Bioimpedance-assisted placement of a medical device
US9028485B2 (en) 2010-11-15 2015-05-12 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-expanding cooling electrode for renal nerve ablation
US9089350B2 (en) 2010-11-16 2015-07-28 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with RF electrode and integral contrast dye injection arrangement
US9668811B2 (en) 2010-11-16 2017-06-06 Boston Scientific Scimed, Inc. Minimally invasive access for renal nerve ablation
US9326751B2 (en) 2010-11-17 2016-05-03 Boston Scientific Scimed, Inc. Catheter guidance of external energy for renal denervation
US9060761B2 (en) 2010-11-18 2015-06-23 Boston Scientific Scime, Inc. Catheter-focused magnetic field induced renal nerve ablation
US9192435B2 (en) 2010-11-22 2015-11-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal denervation catheter with cooled RF electrode
US9023034B2 (en) 2010-11-22 2015-05-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal ablation electrode with force-activatable conduction apparatus
US20120157993A1 (en) 2010-12-15 2012-06-21 Jenson Mark L Bipolar Off-Wall Electrode Device for Renal Nerve Ablation
WO2012100095A1 (en) 2011-01-19 2012-07-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Guide-compatible large-electrode catheter for renal nerve ablation with reduced arterial injury
US9486273B2 (en) 2011-01-21 2016-11-08 Kardium Inc. High-density electrode-based medical device system
CA2764494A1 (en) 2011-01-21 2012-07-21 Kardium Inc. Enhanced medical device for use in bodily cavities, for example an atrium
US11259867B2 (en) 2011-01-21 2022-03-01 Kardium Inc. High-density electrode-based medical device system
US9452016B2 (en) 2011-01-21 2016-09-27 Kardium Inc. Catheter system
US9072511B2 (en) 2011-03-25 2015-07-07 Kardium Inc. Medical kit for constricting tissue or a bodily orifice, for example, a mitral valve
EP2704673B1 (de) * 2011-05-02 2015-10-07 Medtronic Cryocath LP Mit drahtstrukturen gekoppelte konforme manschetten für kryoablation
AU2012278809B2 (en) 2011-07-06 2016-09-29 C.R. Bard, Inc. Needle length determination and calibration for insertion guidance system
GB201112360D0 (en) 2011-07-18 2011-08-31 Skype Ltd Distributing information
CN103813745B (zh) 2011-07-20 2016-06-29 波士顿科学西美德公司 用以可视化、对准和消融神经的经皮装置及方法
WO2013016203A1 (en) 2011-07-22 2013-01-31 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve modulation system with a nerve modulation element positionable in a helical guide
US9387031B2 (en) 2011-07-29 2016-07-12 Medtronic Ablation Frontiers Llc Mesh-overlayed ablation and mapping device
EP2757933B1 (de) 2011-09-22 2019-02-06 The George Washington University Systeme zur visualisierung von ablatiertem gewebe
CN104066368B (zh) 2011-09-22 2017-02-22 乔治华盛顿大学 用于使经消融组织可视化的系统和方法
US8498686B2 (en) * 2011-10-04 2013-07-30 Biosense Webster (Israel), Ltd. Mapping catheter with spiral electrode assembly
WO2013055826A1 (en) 2011-10-10 2013-04-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices including ablation electrodes
US9420955B2 (en) 2011-10-11 2016-08-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Intravascular temperature monitoring system and method
EP2765940B1 (de) 2011-10-11 2015-08-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Wandferne elektrodenvorrichtung zur nervenmodulation
US9364284B2 (en) 2011-10-12 2016-06-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Method of making an off-wall spacer cage
WO2013059202A1 (en) 2011-10-18 2013-04-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Integrated crossing balloon catheter
US9162046B2 (en) 2011-10-18 2015-10-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
CN104023662B (zh) 2011-11-08 2018-02-09 波士顿科学西美德公司 孔部肾神经消融
WO2013074813A1 (en) 2011-11-15 2013-05-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Device and methods for renal nerve modulation monitoring
US9119632B2 (en) 2011-11-21 2015-09-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable renal nerve ablation catheter
US9265969B2 (en) 2011-12-21 2016-02-23 Cardiac Pacemakers, Inc. Methods for modulating cell function
US9174050B2 (en) 2011-12-23 2015-11-03 Vessix Vascular, Inc. Methods and apparatuses for remodeling tissue of or adjacent to a body passage
EP2797534A1 (de) 2011-12-28 2014-11-05 Boston Scientific Scimed, Inc. Vorrichtung und verfahren zur nervenmodulation unter verwendung eines neuartigen ablationskatheters mit polymerischen ablationselementen
US9050106B2 (en) 2011-12-29 2015-06-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Off-wall electrode device and methods for nerve modulation
US9119648B2 (en) 2012-01-06 2015-09-01 Covidien Lp System and method for treating tissue using an expandable antenna
US9113931B2 (en) 2012-01-06 2015-08-25 Covidien Lp System and method for treating tissue using an expandable antenna
USD777925S1 (en) 2012-01-20 2017-01-31 Kardium Inc. Intra-cardiac procedure device
USD777926S1 (en) 2012-01-20 2017-01-31 Kardium Inc. Intra-cardiac procedure device
US10159531B2 (en) 2012-04-05 2018-12-25 C. R. Bard, Inc. Apparatus and methods relating to intravascular positioning of distal end of catheter
EP3808259A1 (de) 2012-04-05 2021-04-21 Bard Access Systems, Inc. Vorrichtungen und systeme zur navigation und positionierung eines zentralvenösen katheters in einem patienten
US11759268B2 (en) 2012-04-05 2023-09-19 C. R. Bard, Inc. Apparatus and methods relating to intravascular positioning of distal end of catheter
WO2013169927A1 (en) 2012-05-08 2013-11-14 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices
US9198592B2 (en) 2012-05-21 2015-12-01 Kardium Inc. Systems and methods for activating transducers
US10827977B2 (en) 2012-05-21 2020-11-10 Kardium Inc. Systems and methods for activating transducers
US9693832B2 (en) 2012-05-21 2017-07-04 Kardium Inc. Systems and methods for selecting, activating, or selecting and activating transducers
DE102012210827B4 (de) * 2012-06-26 2016-01-21 Siemens Aktiengesellschaft Bestimmung einer Kommunikationslatenz in einem Magnetresonanztomographen
US9144459B2 (en) * 2012-07-19 2015-09-29 Cook Medical Technologies Llc Endoscopic ultrasound ablation needle
CN104540465A (zh) 2012-08-24 2015-04-22 波士顿科学西美德公司 带有含单独微孔隙区域的球囊的血管内导管
US9113911B2 (en) 2012-09-06 2015-08-25 Medtronic Ablation Frontiers Llc Ablation device and method for electroporating tissue cells
WO2014043687A2 (en) 2012-09-17 2014-03-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-positioning electrode system and method for renal nerve modulation
WO2014047454A2 (en) 2012-09-21 2014-03-27 Boston Scientific Scimed, Inc. Self-cooling ultrasound ablation catheter
US10398464B2 (en) 2012-09-21 2019-09-03 Boston Scientific Scimed, Inc. System for nerve modulation and innocuous thermal gradient nerve block
US10835305B2 (en) 2012-10-10 2020-11-17 Boston Scientific Scimed, Inc. Renal nerve modulation devices and methods
US9044575B2 (en) 2012-10-22 2015-06-02 Medtronic Adrian Luxembourg S.a.r.l. Catheters with enhanced flexibility and associated devices, systems, and methods
US9956033B2 (en) 2013-03-11 2018-05-01 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9693821B2 (en) 2013-03-11 2017-07-04 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for modulating nerves
US9808311B2 (en) 2013-03-13 2017-11-07 Boston Scientific Scimed, Inc. Deflectable medical devices
JP6139772B2 (ja) 2013-03-15 2017-05-31 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 電極パッドと共に使用するための制御ユニットおよび漏電を推定するための方法
US10265122B2 (en) 2013-03-15 2019-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. Nerve ablation devices and related methods of use
US9345540B2 (en) 2013-03-15 2016-05-24 Medtronic Ablation Frontiers Llc Contact specific RF therapy balloon
JP6220044B2 (ja) 2013-03-15 2017-10-25 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 腎神経アブレーションのための医療用デバイス
WO2014189794A1 (en) 2013-05-18 2014-11-27 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation catheters with shafts for enhanced flexibility and control and associated devices, systems, and methods
EP2805683A3 (de) * 2013-05-21 2015-03-25 St. Jude Medical, Cardiology Division, Inc. Elektrodenanordnung für Kathetersystem
WO2014205399A1 (en) 2013-06-21 2014-12-24 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation having rotatable shafts
CN105473091B (zh) 2013-06-21 2020-01-21 波士顿科学国际有限公司 具有可一起移动的电极支撑件的肾脏去神经球囊导管
US9707036B2 (en) 2013-06-25 2017-07-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Devices and methods for nerve modulation using localized indifferent electrodes
JP6204579B2 (ja) 2013-07-01 2017-09-27 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 腎神経アブレーション用医療器具
EP3019106A1 (de) 2013-07-11 2016-05-18 Boston Scientific Scimed, Inc. Medizinische vorrichtung mit dehnbaren elektrodenanordnungen
CN105377169B (zh) 2013-07-11 2019-04-19 波士顿科学国际有限公司 用于神经调制的装置和方法
WO2015010074A1 (en) 2013-07-19 2015-01-22 Boston Scientific Scimed, Inc. Spiral bipolar electrode renal denervation balloon
CN105392435B (zh) 2013-07-22 2018-11-09 波士顿科学国际有限公司 具有扭绞球囊的肾神经消融导管
US10342609B2 (en) 2013-07-22 2019-07-09 Boston Scientific Scimed, Inc. Medical devices for renal nerve ablation
CN105473093B (zh) 2013-08-22 2019-02-05 波士顿科学国际有限公司 具有至肾神经调制球囊的改善的粘附力的柔性电路
CN105555218B (zh) 2013-09-04 2019-01-15 波士顿科学国际有限公司 具有冲洗和冷却能力的射频(rf)球囊导管
EP3043733A1 (de) 2013-09-13 2016-07-20 Boston Scientific Scimed, Inc. Ablationsballon mit aufgedampfter deckschicht
WO2015057521A1 (en) 2013-10-14 2015-04-23 Boston Scientific Scimed, Inc. High resolution cardiac mapping electrode array catheter
US11246654B2 (en) 2013-10-14 2022-02-15 Boston Scientific Scimed, Inc. Flexible renal nerve ablation devices and related methods of use and manufacture
US9770606B2 (en) 2013-10-15 2017-09-26 Boston Scientific Scimed, Inc. Ultrasound ablation catheter with cooling infusion and centering basket
JP6259098B2 (ja) 2013-10-15 2018-01-10 ボストン サイエンティフィック サイムド，インコーポレイテッドＢｏｓｔｏｎ Ｓｃｉｅｎｔｉｆｉｃ Ｓｃｉｍｅｄ，Ｉｎｃ． 医療デバイスおよび同医療デバイスを製造する方法
EP3057521B1 (de) 2013-10-18 2020-03-25 Boston Scientific Scimed, Inc. Ballonkatheter mit flexiblen leitungsdrähten
US11213281B2 (en) * 2013-10-22 2022-01-04 3Dt Holdings, Llc Arterial system navigation methods and devices and systems to perform the same
WO2015061457A1 (en) 2013-10-25 2015-04-30 Boston Scientific Scimed, Inc. Embedded thermocouple in denervation flex circuit
JP2017500550A (ja) 2013-11-20 2017-01-05 ザ・ジョージ・ワシントン・ユニバーシティＴｈｅ Ｇｅｏｒｇｅ Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ 心臓組織のハイパースペクトル分析のためのシステム及び方法
CN105899157B (zh) 2014-01-06 2019-08-09 波士顿科学国际有限公司 抗撕裂柔性电路组件
WO2015113034A1 (en) 2014-01-27 2015-07-30 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Neuromodulation catheters having jacketed neuromodulation elements and related devices, systems, and methods
WO2015119890A1 (en) 2014-02-04 2015-08-13 Boston Scientific Scimed, Inc. Alternative placement of thermal sensors on bipolar electrode
US11000679B2 (en) 2014-02-04 2021-05-11 Boston Scientific Scimed, Inc. Balloon protection and rewrapping devices and related methods of use
JP2017509370A (ja) 2014-02-06 2017-04-06 アキュブレイト， インコーポレイテッド 自己誘導型切除のための装置および方法
CN105979868B (zh) 2014-02-06 2020-03-10 C·R·巴德股份有限公司 用于血管内装置的导向和放置的系统和方法
JP2017513600A (ja) 2014-04-24 2017-06-01 メドトロニック アーディアン ルクセンブルク ソシエテ ア レスポンサビリテ リミテ 編組シャフトを有する神経調節カテーテル及び関連システム及び方法
JP2017537681A (ja) 2014-11-03 2017-12-21 ザ・ジョージ・ワシントン・ユニバーシティＴｈｅ Ｇｅｏｒｇｅ Ｗａｓｈｉｎｇｔｏｎｕｎｉｖｅｒｓｉｔｙ 損傷評価システム及びその方法
EP3215001A4 (de) 2014-11-03 2018-04-04 Luxcath, LLC Systeme und verfahren zur beurteilung der kontaktqualität
US10722184B2 (en) 2014-11-17 2020-07-28 Kardium Inc. Systems and methods for selecting, activating, or selecting and activating transducers
US10368936B2 (en) 2014-11-17 2019-08-06 Kardium Inc. Systems and methods for selecting, activating, or selecting and activating transducers
US10973584B2 (en) 2015-01-19 2021-04-13 Bard Access Systems, Inc. Device and method for vascular access
US10349890B2 (en) 2015-06-26 2019-07-16 C. R. Bard, Inc. Connector interface for ECG-based catheter positioning system
US10779904B2 (en) 2015-07-19 2020-09-22 460Medical, Inc. Systems and methods for lesion formation and assessment
CN108135649A (zh) * 2015-08-06 2018-06-08 阿帕玛医疗公司 多用途电极
US11000207B2 (en) 2016-01-29 2021-05-11 C. R. Bard, Inc. Multiple coil system for tracking a medical device
US10285610B2 (en) 2016-03-23 2019-05-14 Biosense Webster (Israel) Ltd. Dispersed irrigation configuration for catheter tip design
US11007059B2 (en) 2016-05-06 2021-05-18 Transmural Systems Llc Annuloplasty procedures, related devices and methods
US11039923B2 (en) 2016-05-06 2021-06-22 Transmural Systems Llc Annuloplasty procedures, related devices and methods
WO2019046205A1 (en) 2017-08-26 2019-03-07 Macdonald, Stuart ANNULOPLASTY AND CARDIAC STIMULATION PROCEDURES, DEVICES AND ASSOCIATED METHODS
US11331140B2 (en) 2016-05-19 2022-05-17 Aqua Heart, Inc. Heated vapor ablation systems and methods for treating cardiac conditions
US11446082B2 (en) * 2017-02-03 2022-09-20 St. Jude Medical Cardiology Division, Inc. Electronic switchbox
US11253189B2 (en) 2018-01-24 2022-02-22 Medtronic Ardian Luxembourg S.A.R.L. Systems, devices, and methods for evaluating neuromodulation therapy via detection of magnetic fields
WO2020081373A1 (en) 2018-10-16 2020-04-23 Bard Access Systems, Inc. Safety-equipped connection systems and methods thereof for establishing electrical connections
US11045628B2 (en) 2018-12-11 2021-06-29 Biosense Webster (Israel) Ltd. Balloon catheter with high articulation
EP3673846A1 (de) * 2018-12-27 2020-07-01 Bogdan Ionescu Vorrichtung für ein elektrophysiologisches verfahren
US11850051B2 (en) 2019-04-30 2023-12-26 Biosense Webster (Israel) Ltd. Mapping grid with high density electrode array
GB201915680D0 (en) 2019-10-29 2019-12-11 Rhythm A1 Ltd Method and system for aiding mapping heart rhythm abnormalities
US11950930B2 (en) 2019-12-12 2024-04-09 Biosense Webster (Israel) Ltd. Multi-dimensional acquisition of bipolar signals from a catheter
US11517218B2 (en) 2019-12-20 2022-12-06 Biosense Webster (Israel) Ltd. Selective graphical presentation of electrophysiological parameters
US11779770B2 (en) 2020-07-24 2023-10-10 Biosense Webster (Israel) Ltd. Universal pacing of a catheter
US11950841B2 (en) 2020-09-22 2024-04-09 Biosense Webster (Israel) Ltd. Basket catheter having insulated ablation electrodes and diagnostic electrodes
US11950840B2 (en) 2020-09-22 2024-04-09 Biosense Webster (Israel) Ltd. Basket catheter having insulated ablation electrodes
US11918383B2 (en) 2020-12-21 2024-03-05 Biosense Webster (Israel) Ltd. Visualizing performance of catheter electrodes
WO2022214870A1 (en) 2021-04-07 2022-10-13 Btl Medical Technologies S.R.O. Pulsed field ablation device and method
IL309432A (en) 2021-07-06 2024-02-01 Btl Medical Dev A S Apparatus and method for ablation (burning) by electric pulse field
CN117257438B (zh) * 2023-11-21 2024-02-06 梅奥心磁(杭州)医疗科技有限公司 双能量标测消融导管

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
SE8800019D0 (sv) * 1988-01-07 1988-01-07 Knut Olof Edhag For kardiell defibillering anvendbar intravaskuler elektrodkabel
US4945912A (en) * 1988-11-25 1990-08-07 Sensor Electronics, Inc. Catheter with radiofrequency heating applicator
US5239999A (en) * 1992-03-27 1993-08-31 Cardiac Pathways Corporation Helical endocardial catheter probe
US5341807A (en) * 1992-06-30 1994-08-30 American Cardiac Ablation Co., Inc. Ablation catheter positioning system
US5293868A (en) * 1992-06-30 1994-03-15 American Cardiac Ablation Co., Inc. Cardiac ablation catheter having resistive mapping electrodes
EP0661948B1 (de) * 1992-09-23 1997-11-19 Endocardial Solutions, Inc. Endokard-mapping system
US5357956A (en) * 1992-11-13 1994-10-25 American Cardiac Ablation Co., Inc. Apparatus and method for monitoring endocardial signal during ablation
US5383852A (en) * 1992-12-04 1995-01-24 C. R. Bard, Inc. Catheter with independent proximal and distal control
US5462527A (en) * 1993-06-29 1995-10-31 C.R. Bard, Inc. Actuator for use with steerable catheter
US5611777A (en) * 1993-05-14 1997-03-18 C.R. Bard, Inc. Steerable electrode catheter
US5681308A (en) * 1994-06-24 1997-10-28 Stuart D. Edwards Ablation apparatus for cardiac chambers
US6181308B1 (en) * 1995-10-16 2001-01-30 Micron Technology, Inc. Light-insensitive resistor for current-limiting of field emission displays
US6178354B1 (en) * 1998-12-02 2001-01-23 C. R. Bard, Inc. Internal mechanism for displacing a slidable electrode
US6315778B1 (en) * 1999-09-10 2001-11-13 C. R. Bard, Inc. Apparatus for creating a continuous annular lesion
JP4926359B2 (ja) 2000-05-03 2012-05-09 シー・アール・バード・インコーポレーテッド 電気生理学的処置でマッピング及び焼灼を行うための装置及び方法
US6546270B1 (en) * 2000-07-07 2003-04-08 Biosense, Inc. Multi-electrode catheter, system and method
US20070088416A1 (en) * 2001-04-13 2007-04-19 Surgi-Vision, Inc. Mri compatible medical leads

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11395695B2 (en) 2009-12-30 2022-07-26 St. Jude Medical, Atrial Fibrillation Division, Inc. Guide and flexible sleeve for use with catheters

Also Published As

Publication number Publication date
EP1487366B1 (de) 2007-08-08
EP1487366A2 (de) 2004-12-22
US20050256521A1 (en) 2005-11-17
WO2003089997A2 (en) 2003-10-30
DE60315427D1 (de) 2007-09-20
US7846157B2 (en) 2010-12-07
WO2003089997A3 (en) 2004-02-19
ATE369084T1 (de) 2007-08-15

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