DE60303679T2

DE60303679T2 - Elektrophysiologische elektrode mit mehreren energieversorgungsleitungen

Info

Publication number: DE60303679T2
Application number: DE60303679T
Authority: DE
Inventors: K. David Campbell SWANSON
Original assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Current assignee: Boston Scientific Ltd Barbados
Priority date: 2002-09-24
Filing date: 2003-09-16
Publication date: 2006-10-19
Anticipated expiration: 2023-09-17
Also published as: DE60303679D1; US9427278B2; US8518038B2; EP1542604A1; EP1542604B1; US7674258B2; AU2003299076A1; CA2499366A1; US20130345694A1; JP2006500169A; ATE318116T1; US20040059325A1; US20100121322A1; ES2258728T3; WO2004028386A1

Description

HINTERGRUND DER ERFINDUNG
1. Gebiet der Erfindungen
Die vorliegenden Erfindungen betreffen im Allgemeinen therapeutische Elemente, und insbesondere therapeutische Elemente, welche für die Bildung von relativ langen Läsionen im Körpergewebe gut geeignet sind.
2. Beschreibung des Standes der Technik
Es gibt viele Fälle, wo therapeutische Elemente in den Körper eingesetzt werden müssen. Ein Fall umfasst die Bildung von therapeutischen Läsionen für die Behandlung von Herzleiden, wie Herzflimmern, Herzflattern und Herzrhythmusstörung. Therapeutische Läsionen können auch benutzt werden, um Leiden in anderen Bereichen des Körpers zu behandeln, einschließlich, aber nicht beschränkt auf die Prostata, die Leber, das Gehirn, die Gallenblase, die Gebärmutter und andere feste Organe. Üblicherweise werden die Läsionen durch Ablatieren von Gewebe mit einer oder mehreren Elektroden gebildet. Elektromagnetische Hochfrequenz- („HF") Energie, die durch die Elektrode aufgebracht wird, erwärmt und zerstört (d.h. „ablatiert") schließlich das Gewebe, um eine Läsion zu bilden. Während der Ablation von Weichgewebe (d.h. anderem Gewebe als Blut, Knochen und Bindegewebe) tritt Gewebekoagulation auf, und es ist die Koagulation, die das Gewebe zerstört. Daher sind Verweise auf die Ablation von Weichgewebe durchaus Verweise auf Weichgewebekoagulation. „Gewebekoagulation" ist der Prozess der Vernetzung von Proteinen im Gewebe, um zu bewirken, dass das Gewebe geliert. Im Weichgewebe ist es die Flüssigkeit innerhalb der Gewebezellmembranen, die geliert, um die Zellen zu zerstören, wodurch das Gewebe zerstört wird. In Abhängigkeit von dem Verfahren kann eine Vielzahl von unterschiedlichen elektrophysiologischen Vorrichtungen verwendet werden, um eine oder mehrere Elektroden an der Zielstelle zu positionieren. Jede Elektrode ist mit einer jeweiligen einzelnen Stromversorgungsleitung verbunden, und in einigen Fällen wird der Strom zu den Elektroden auf einer Elektrode-mit-Elektrode-Basis gesteuert. Beispiele von elektrophysiologischen Vorrichtungen umfassen Katheter, chirurgische Sonden und Klemmen.
Katheter, die zur Bildung von Läsionen verwendet werden, weisen üblicherweise einen relativ langen und relativ flexiblen Körper auf, der an seinem distalen Abschnitt eine oder mehrere Elektroden hat. Der Abschnitt des Katheterkörpers, der in den Patienten eingesetzt wird, hat üblicherweise eine Länge von 23 bis 55 inch (58,4 bis 139,7 cm), und es kann einen anderen mit 8 bis 15 inch (20,3 bis 38,1 cm) mit einem Griff außerhalb des Patienten geben. Das proximale Ende des Katheterkörpers ist mit dem Griff verbunden, welcher Lenksteuerungen aufweist. Die Länge und Flexibilität des Katheterkörpers ermöglicht, den Katheter in eine Hauptvene oder Arterie (üblicherweise die Oberschenkelarterie) einzusetzen, in das Innere des Herzens auszurichten, und dann derart zu manipulieren, dass die Elektrode das Gewebe kontaktiert, das ablatiert werden soll. Fluoroskopische Bildverarbeitung wird verwendet, um dem Arzt eine visuelle Anzeige der Lage des Katheters bereitzustellen. Beispielhafte Katheter sind in U.S. Patent Nr. 5,582,609 offenbart.
Chirurgische Sonden, die zur Bildung von Läsionen verwendet werden, weisen häufig einen Griff, eine relativ kurze Welle, die eine Länge von 4 inch bis 18 inch (10,2 bis 45,7 cm) hat und entweder starr oder relativ steif ist, und einen distalen Abschnitt auf, der eine Länge von 1 inch bis 10 inch (2,5 bis 25,4 cm) hat und entweder dehnbar oder etwas flexibel ist. Eine oder mehrere Elektroden werden von dem distalen Abschnitt getragen. Chirurgische Sonden werden bei epikardialen und endokardialen Verfahren, einschließlich Verfahren am offenen Herzen und minimal invasiven Verfahren verwendet, wo Zugang zu dem Herz über eine Thorakotomie, Thorakostomie oder mediane Sternotomie erlangt wird. Beispielhafte chirurgische Sonden sind in U.S. Patent Nr. 6,142,994 offenbart.
Klemmen, welche ein Paar gegenüberstellbare Klemmenteile aufweisen, die zum Halten einer Körperstruktur oder eines Teils davon benutzt werden, werden bei vielen Arten von chirurgischen Verfahren verwendet. Läsionsbildende Elektroden wurden auch an bestimmten Arten von Klemmen befestigt. Beispiele von Klemmen, welche läsionsbildende Elektroden tragen, sind in U.S. Patent Nr. 6,142,994 offenbart. Solche Klemmen sind besonders nützlich, wenn der Arzt beabsichtigt, Elektroden an gegenüberliegenden Seiten einer Körperstruktur in einer zweipoligen Anordnung zu positionieren.
Der Erfinder hat hierbei festgestellt, dass unabhängig von der Art der elektrophysiologischen Vorrichtung, die verwendet wird, herkömmliche Vorrichtungen und Verfahren zur Bildung von therapeutischen Läsionen empfindlich gegen eine Abänderung sind. Zum Beispiel weisen elektrophysiologische Vorrichtungen, die zum Bilden langer Läsionen vorgesehen sind, üblicherweise eine Mehrzahl von relativ kurzen Elektroden (üblicherweise etwa 10 mm) auf. Der Erfinder hat hierbei festgestellt, dass die Herstellungskosten durch Verringerung der Anzahl von Elektroden reduziert werden könnten, ohne die Länge der Läsionen zu reduzieren, für deren Bildung die Vorrichtungen geeignet sind. Der Erfinder hat hierbei auch festgestellt, dass bei einigen Vorrichtungen, wie zweipoligen Klemmen, die Verwendung einer Mehrzahl von im Abstand voneinander angeordneten Elektroden an gegenüberliegenden Seiten einer Körperstruktur nicht in allen Situationen geeignet sein kann.
ZUSAMMENFASSUNG DER ERFINDUNGEN
Eine Elektrodenanordnung gemäß der vorliegenden Erfindung ist wie in Anspruch 1 definiert. Die Elektrodenanordnung weist eine Elektrode auf, die mit wenigstens zwei Stromzuführleitungen verbunden ist. Die vorliegende Elektrodenanordnung schafft auch eine Anzahl von Vorteilen gegenüber herkömmlichen Elektrodenanordnungen. Zum Beispiel erleichtert die vorliegende Elektrodenanordnung die Bildung von verlängerten Läsionen mit weniger Elektroden als bei herkömmlichen Elektrodenanordnungen.
Die Elektrodenanordnung (oder eine Mehrzahl von Elektrodenanordnungen) kann in elektrophysiologischen Vorrichtungen, einschließlich, aber nicht beschränkt auf Katheter, chirurgische Sonden und Klemmen verwendet werden. Bei einer beispielhaften zweipoligen Klemmenausführung ist die vorliegende Elektrodenanordnung an dem einen Klemmenteil vorgesehen, und eine gleichartige Elektrodenanordnung (mit einer Elektrode und einem Paar Stromrückführleitungen) ist an dem anderen Klemmenteil vorgesehen. Eine solche Klemme kann verwendet werden, um lange kontinuierliche Läsionen ohne die Spalte zu bilden, die manchmal auftreten können, wenn eine Mehrzahl von im Abstand voneinander angeordneten Stromübertragungselektroden entgegengesetzt zu einer Mehrzahl von im Abstand voneinander angeordneten Rückführelektroden positioniert sind.
Die oben beschriebenen und viele andere Merkmale und begleitenden Vorteile der vorliegenden Erfindung werden deutlich, da die Erfindung durch Bezugnahme auf die folgende ausführliche Beschreibung besser verständlich ist, wenn sie in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen betrachtet wird.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
Eine ausführliche Beschreibung von bevorzugten Ausführungsformen der Erfindung wird mit Bezug auf die begleitenden Zeichnungen durchgeführt.
1 ist eine Draufsicht einer Elektrodenanordnung gemäß einem Merkmal einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
2 ist eine Draufsicht einer Elektrodenträgerstruktur gemäß einem Merkmal einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
3 ist eine Draufsicht einer Elektrodenanordnung und Elektrodenträgerstruktur gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
4 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 4-4 in 3 betrachtet.
5 ist eine perspektivische Vorderansicht einer Stromversorgungs- und Steuervorrichtung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
6A ist eine schematische Ansicht eines Systems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung .
6B ist eine schematische Ansicht eines Systems gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
7 ist ein Flussdiagramm eines Verfahrens gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
8 ist eine Draufsicht einer Energieübertragungsanordnung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
9 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 9-9 in 8 betrachtet.
10 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 10-10 in 8 betrachtet.
11 ist eine vergrößerte Ansicht eines Abschnitts der in 8 dargestellten Energieübertragungsanordnung.
12 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 12-12 in 11 betrachtet.
13 ist eine Draufsicht einer Klemme gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
14 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 14-14 in 13.
15 ist eine Draufsicht eines Abschnitts der in 13 dargestellten Klemme.
16 ist eine Draufsicht, welche die in 8 dargestellte Energieübertragungsanordnung in Kombination mit der in 13 dargestellten Klemme zeigt.
17 ist eine Schnittansicht einer Energieübertragungsanordnung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
18 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 18-18 in 17 betrachtet.
19 ist eine Schnittansicht einer Energieübertragungsanordnung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
20 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 20-20 in 19 betrachtet.
21 ist eine Schnittansicht einer Energieübertragungsanordnung gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
22 ist eine Draufsicht einer chirurgischen Sonde gemäß einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung.
23 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 23-23 in 22 betrachtet.
24 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 24-24 in 22 betrachtet.
25 ist eine Schnittansicht entlang der Linie 25-25 in 22 betrachtet.
AUSFÜHRLICHE BESCHREIBUNG DER BEVORZUGTEN AUSFÜHRUNGSFORMEN
Das Folgende ist eine ausführliche Beschreibung der besten gegenwärtig bekannten Ausführungsformen der Erfindung. Diese Beschreibung ist nicht in einem beschränkenden Sinne zu betrachten, sondern wird lediglich für den Zweck der Erläuterung der allgemeinen Grundgedanken der Erfindung vorgenommen.
Die ausführliche Beschreibung der bevorzugten Ausführungsformen ist wie folgt gegliedert:

I. Elektroden, Temperaturerfassung und Stromsteuerung
II. Energieübertragungsanordnungen
III. Chirurgische Sonden

Die Abschnittstitel und die Gesamtgliederung der vorliegenden ausführlichen Beschreibung sind nur für den Zweck der Einfachheit und sind nicht zur Beschränkung der vorliegenden Erfindung vorgesehen.
I. Elektroden, Temperaturerfassung und Stromsteuerung
Wie zum Beispiel in 1 dargestellt, weist eine Elektrodenanordnung 100 gemäß einem Merkmal einer bevorzugten Ausführungsform einer vorliegenden Erfindung eine Elektrode 102 und erste und zweite Stromversorgungsleitungen 104 und 106 auf, die mit der Elektrode verbunden sind. In anderen Worten ist die Elektrodenanordnung 100 derart konfiguriert, dass der Elektrode 102 an wenigstens zwei Stellen Strom zugeführt wird. Der Strom wird vorzugsweise, obwohl nicht unbedingt, jeder der Stellen gleichzeitig zugeführt. In der beispielhaften Ausführung weist die Elektrode 102 erste und zweite im Allgemeinen zylindrische Basisabschnitte 108 und 110 und einen schraubenförmigen Abschnitt 112 auf. Die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 sind jeweils durch Schweißungen 114 und 116 mit den Basisabschnitten 108 und 110 verbunden.
Obwohl die vorliegende Elektrode nicht auf irgendeine besondere Elektrodenkonfiguration beschränkt ist, ist die beispielhafte Elektrode 102 vorzugsweise eine spiralförmige (oder „schraubenförmige") Wendel, die relativ flexibel ist. Die beispielhafte Elektrode 102 ist aus elektrisch leitendem Material, wie Kupferlegierung, Platin, oder rostfreiem Stahl, oder Zusammensetzungen, wie aufgezogenem Schlauch (z.B. einem Kupferkern mit einem Platinmantel) hergestellt. Das elektrisch leitende Material kann ferner mit Platin-Iridium oder Gold beschichtet sein, um seine Leitungseigenschaften und Biokompatibilität zu verbessern. Eine beispielhafte Wendelelektrodenkonfiguration ist in U.S. Patent Nr. 5,797,905 offenbart. In Bezug auf die Herstellung einer schraubenförmigen Elektrode kann eine solche Elektrode zum Beispiel durch Laserschneiden eines Schraubrohres (1) oder Wickeln von Draht, der im Querschnitt entweder rund oder rechteckig ist, in die gewünschte Form hergestellt werden (17).
Die strukturellen und elektrischen Eigenschaften der Elektrode 102, welche von Anwendung zu Anwendung variieren, sind vorzugsweise derart, dass der zu dem einen Abschnitt der Elektrode zugeführte Strom im Wesentlichen verbraucht wird, bevor er einen Abschnitt der Elektrode erreicht, zu welchem der Strom unabhängig zugeführt wird. Für kardiovaskuläre Anwendungen ist die Länge vorzugsweise zwischen etwa 2 cm und 8 cm in jenen Fällen, wo Strom an den Längsenden zugeführt wird, und der Widerstand von Ende zu Ende ist etwa 5 Ohm bis etwa 15 Ohm. Üblicherweise wird etwa 80% des dem einen der Enden zugeführten Stromes vor dem Erreichen des Mittelpunktes der Elektrode verbraucht. Eine solche Kombination der Eigenschaft erleichtert die regionale Stromsteuerung der Elektrode in der unten mit Bezug auf die 5–7 beschriebenen Weise. Der Durchmesser reicht vorzugsweise von etwa 1,5 mm bis etwa 3 mm für Herz-Kreislauf-Anwendungen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform, wo ein lasergeschnittenes Schraubrohr an jedem seiner Längsenden mit einer Quelle von HF-Energie verbunden ist, ist die Wanddicke des Schraubrohres etwa 0,12 mm, die Länge ist 6,4 cm, der Außendurchmesser ist etwa 2 mm, und der widerstand von Ende zu Ende ist etwa 10 Ohm.
In einer beispielhaften Ausführungsform mit drei Stromversorgungsleitungen, die andererseits im Wesentlichen identisch mit der oben beschriebenen Ausführungsform mit zwei Stromversorgungsleitungen ist, weist die Elektrode vorzugsweise einen dritten Basisabschnitt in dem Mittelpunkt zwischen den Basisabschnitten an den Längsenden der Elektrode auf. Die drei Stromversorgungsleitungen sind jeweils mit den drei Basisabschnitten verbunden. Hier reicht die Länge der Elektrode vorzugsweise von etwa 6 cm bis etwa 12 cm, und der Widerstand zwischen benachbarten Basisabschnitten wird etwa 5 Ohm bis etwa 15 Ohm, und in einer bevorzugten Ausführung etwa 10 Ohm sein.
Als eine Alternative können die Elektroden in der Form von festen Ringen aus leitendem Material, wie Platin, sein oder kann ein leitendes Material, wie Platin-Iridium oder Gold, aufweisen, das auf einem darunterliegenden nichtleitenden Trägerteil unter Verwendung herkömmlicher Beschichtungstechniken oder eines ionenstrahlgestützten Schichtabscheidungsverfahrens (IBAD) aufgetragen wird. Zur besseren Haftung kann eine Grundschicht aus Nickel oder Titan aufgetragen werden. Die Elektroden können auch mit einer leitenden Druckfarbenmischung gebildet werden, die auf einem darunterliegenden nichtleitenden Trägerteil tampongedruckt wird. Eine bevorzugte leitende Druckfarbenmischung ist eine flexible klebende, leitende Druckfarbe auf Silberbasis (Polyurethanbindemittel), jedoch können andere klebende leitende Druckfarben auf Metallbasis, wie auf Platinbasis, Goldbasis, Kupferbasis, usw., ebenso zum Bilden von Elektroden verwendet werden. Solche Druckfarben sind flexibler als Druckfarben auf Epoxydharzbasis. Der Strom kann auch diesen alternativen Elektroden an zwei oder mehreren Stellen zugeführt werden.
Den 2–4 zugewandt, wird in der Anordnung der Erfindung die Elektrode 102 von einer Trägerstruktur 118 getragen. Die beispielhafte Trägerstruktur 118 ist eine flexible Röhrenstruktur, welche einen Außendurchmesser hat, der in Abhängigkeit von dem Durchmesser der Elektrode 102 üblicherweise zwischen etwa 1,5 mm und etwa 3 mm liegt. Die Trägerstruktur 118 in der dargestellten Ausführungsform, welche für die Verwendung bei Herz-Kreislauf-Anwendungen vorgesehen ist, hat einen Außendurchmesser von etwa 2 mm. Geeignete Trägerstrukturmaterialien umfassen zum Beispiel flexiblen biokompatiblen, thermoplastischen Schlauch, wie Schlauch aus ungeflochtenem Pebax^® Material, Polyethylen, oder Polyurethan. Die Trägerstruktur 118 ist mit sowohl einem Paar Öffnungen 120 und 122 für die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 als auch einem Spitzenteil 124 versehen.
Eine Mehrzahl von Temperatursensoren, wie Thermoelementen oder Thermistoren, können an oder unter der Elektrode 102 für Temperatursteuerungszwecke angeordnet sein. In der beispielhaften Ausführung werden zwei Paare von Temperatursensoren 126a/126b und 128a/128b angewendet. Die jeweiligen Temperatursensoren arbeiten unabhängig voneinander. Die Temperatursensoren 126a und 128b sind an den Längsrändern der Elektrode 102 angeordnet, während die Temperatursensoren 126b und 128a im gleichen Abstand von etwa 1/3 der gesamten Elektrodenlänge von den jeweiligen Längsenden der Elektrode angeordnet sind. Ein drittes Paar Temperatursensoren könnten in der zuvor genannten Ausführungsform vorgesehen sein, in welcher drei Stromversorgungsleitungen mit der Elektrode verbunden sind. In einigen Ausführungsformen kann auch ein Bezugsthermoelement (nicht gezeigt) an der Trägerstruktur 118 in einer Abstandsbeziehung zu der Elektrode 102 vorgesehen sein. Signale von den Temperatursensoren werden mittels Signalleitungen 130 an eine Stromversorgungs- und Steuervorrichtung übertragen.
Die Temperatursensoren 126a/126b und 128a/128b sind vorzugsweise innerhalb eines linearen Kanals 132 angeordnet, der in der Trägerstruktur 118 ausgebildet ist. Der lineare Kanal kann sich über die gesamte Länge der Trägerstruktur 118 oder nur über den Abschnitt erstrecken, der die Elektrode (oder Elektroden) 102 trägt. Der lineare Kanal 132 stellt sicher, dass die Temperatursensoren alle in dieselbe Richtung zeigen (d.h. dem Gewebe zugewandt) und in linearer Weise angeordnet sind. Aus dieser Anordnung ergeben sich genauere Temperaturablesungen, welche dann wieder eine bessere Temperatursteuerung ergeben. Ebenso entspricht die tatsächliche Gewebetemperatur genauer der Temperatur, die von dem Arzt an der Stromversorgungs- und Steuervorrichtung eingestellt wird, wodurch dem Arzt eine bessere Steuerung des Läsionsbildungsvorgangs geboten wird und die Wahrscheinlichkeit reduziert wird, dass embolische Materialien gebildet werden. Ein solcher Kanal kann in Verbindung mit irgendeiner der hierin offenbarten Elektrodenträgerstrukturen angewendet werden.
Wie zum Beispiel in den 5 und 6A dargestellt ist, kann die Elektrodenanordnung 100 in Verbindung mit einer elektrochirurgischen Einrichtung („ESU") 134 verwendet werden, die Energie, wie HF-Energie, zuführt und steuert.
Eine geeignete ESU ist das Modell 4810 ESU, das von Boston Scientific Corporation of Natick, Massachusetts, verkauft wird. Die beispielhafte ESU 134, die in 5 gezeigt ist, weist eine Steuereinrichtung 135, eine Quelle von HF-Energie 137, die von der Steuereinrichtung gesteuert wird, und eine Mehrzahl von Displays und Knöpfen auf, die verwendet werden, um das Niveau des der Elektrode 102 zugeführten Stroms und die Temperatur an verschiedenen Stellen an der Elektrode einzustellen. Die dargestellte beispielhafte ESU 134 ist in einem zweipoligen Modus, wo die von der Elektrode 102 abgegebene Gewebekoagulationsenergie über eine Rückführelektrode 102a zurückgeführt wird, und einem einpoligen Modus betreibbar, wo die von der Elektrode abgegebene Gewebekoagulationsenergie über eine oder mehrere indifferente Elektroden (nicht gezeigt), die außen an der Haut des Patienten mit einem Pflaster angebracht werden, oder eine oder mehrere Elektroden (nicht gezeigt) zurückgeführt wird, die in dem Blutpool positioniert sind. Die Rückführelektrode 102a, welche in einer zweipoligen Konfiguration vorzugsweise (aber nicht unbedingt) identisch mit der Elektrode 102 ist, kann über ein Paar Stromrückführleitungen 104a und 106a mit der ESU 134 verbunden sein. Die Rückführelektrode 102a und die Stromrückführleitungen 104a und 106a definieren zusammen eine Rückführelektrodenanordnung 100a.
Die ESU 134 in der dargestellten Ausführung ist mit einem Stromausgabeanschluss 136 und einem Paar Rückführanschlüssen 138 versehen. Die Elektrode 102 ist über die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 und einen Stromanschluss 140 mit dem Stromausgabeanschluss 136 verbunden, während die Rückführelektrode 102a über die Stromrückführleitungen 104a und 106a und einen Rückführanschluss 142 mit dem einen der Rückführanschlüsse 138 verbunden. In einer bevorzugten Ausführung haben der ESU-Ausgang und die Rückführanschlüsse 136 und 138 unterschiedliche Formen, um eine Verwechslung zu vermeiden, und die Strom- und Rückführanschlüsse 140 und 142 sind dementsprechend geformt. In der beispielhaften zweipoligen Energieübertragungsanordnung 144, die in 8 dargestellt ist, hat der Stromanschluss 140 zum Beispiel eine im Allgemeinen kreisförmige Gestalt entsprechend dem ESU-Stromausgabeanschluss 136, und der Rückführanschluss 142 hat eine im Allgemeinen rechteckige Gestalt entsprechend dem ESU-Rückführanschluss 138. Signale von den Temperatursensoren 126a/126b und 128a/128b werden über die Signalleitungen 130 und den Stromanschluss 140 an die ESU 134 übertragen.
Die beispielhafte ESU 134, die in den 5 und 6A dargestellt ist, ist konfiguriert, um eine Mehrzahl von Elektroden (üblicherweise relativ kurze Elektroden, die etwa 10 mm Länge haben) individuell zu betreiben und zu steuern. Dies wird manchmal als „Mehrkanalsteuerung" bezeichnet, und die ESU 134 weist vorzugsweise bis zu 8 Kanäle auf. Die beispielhafte ESU 134 ist auch konfiguriert, um sowohl zwei oder mehrere Abschnitte einer einzelnen Elektrode als auch zwei oder mehrere Abschnitte jeweils einer Mehrzahl von Elektroden während eines Läsionsbildungsvorgangs individuell zu betreiben und zu steuern. Die Elektrode 102 in der beispielhaften Ausführung ist in zwei Abschnitte für Stromsteuerungszwecke geteilt – der mit der Stromversorgungsleitung 104 verbundene Elektrodenabschnitt an der einen Seite der gestrichelten Linie in 6A und der mit der Stromversorgungsleitung 106 verbundene Elektrodenabschnitt an der anderen Seite der gestrichelten Linie. [Es sollte betont werden, dass dies keine physikalische Teilung ist und dass die Elektrode 102 vorzugsweise eine kontinuierliche einheitliche Struktur ist.]
Die Elektrode 102 wird benachbart zu dem Gewebe platziert, und der Strom zu dem einen Abschnitt wird durch den Steuerkanal CH2 gesteuert. Der Strom wird vorzugsweise, obwohl nicht unbedingt, beiden Abschnitten gleichzeitig zugeführt. Das oben beschriebene Stromzuführungs/Läsionsbildungsverfahren ist in 7 dargestellt.
Insbesondere kann das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 104 zugeführt wird, auf der Basis der von den Temperatursensoren 126a/126b erfassten Temperaturen gesteuert werden, während das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 106 zugeführt wird, auf der Basis der von den Temperatursensoren 128a/128b erfassten Temperaturen gesteuert werden. In dem einen beispielhaften Steuerungsschema würde das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 104 zugeführt wird, auf der Basis der höchsten der beiden von den Temperatursensoren 126a/126b erfassten Temperaturen gesteuert werden, während das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 106 zugeführt wird, auf der Basis des höchsten der beiden von den Temperatursensoren 128a/128b erfassten Temperaturen gesteuert werden würde.
Der Betrag der Leistung, die erforderlich ist, um Gewebe zu koagulieren, reicht üblicherweise von 5 bis 150 W. Geeignete Temperatursensoren und Stromsteuerungsschemen, die auf erfassten Temperaturen basieren, sind in U.S. Patent Nr. 5,456,682, 5,582,609 und 5,755,715 offenbart.
Die tatsächliche Anzahl und Lage der Temperatursensoren kann variiert werden, um sich für besondere Anwendungen zu eignen. Wie zum Beispiel in 6B dargestellt ist, können die Temperatursensoren 126b und 128a an der Rückführelektrode 102a in bestimmten zweipoligen Ausführungen, wie der in 8 dargestellten beispielhaften zweipoligen Energieübertragungsanordnung 144, angeordnet sein. Dennoch ist das Stromsteuerungsschema vorzugsweise darin gleich, dass das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 104 zugeführt wird, auf der Basis der von den Temperatursensoren 126a/126b erfassten Temperaturen gesteuert werden würde, während das Niveau des Stromes, welcher der Elektrode 102 über die Stromversorgungsleitung 106 zugeführt wird, auf der Basis der von den Temperatursensoren 128a/128b erfassten Temperaturen gesteuert werden würde.
In jenen Fällen, wo eine Mehrzahl von im Abstand voneinander angeordneten Elektroden 102 vorgesehen sind, wie in der in 22 dargestellten chirurgischen Sonde 230, die in einem einpoligen Modus arbeitet, wird jede der Elektroden vorzugsweise mit einem jeweiligen Paar von Stromversorgungsleitungen 104 und 106 verbunden und weist ihren eigenen Satz von Temperatursensoren 126a/126b und 128a/128b auf. Jede der Elektroden 102 an der chirurgischen Sonde 230 wird auch vorzugsweise in zwei Abschnitt für Stromversorgungszwecke geteilt, und das Niveau des Stromes, der dem jeweiligen Elektrodenabschnitt über die Stromversorgungsleitungen 104 zugeführt wird, würde auf der Basis der von den Temperatursensoren 126a/126b erfassten Temperaturen gesteuert werden, während das Niveau des Stromes, das den Elektrodenabschnitten über die Stromversorgungsleitungen 106 zugeführt wird, würde auf der Basis der von den Temperatursensoren 128a/128b erfassten Temperaturen gesteuert werden würde.
II. Energieübertragungsanordnungen
Die Elektroden 102 können in Verbindung mit einer breiten Vielfalt von elektrophysiologischen Vorrichtungen verwendet werden. Ein Beispiel ist eine Energieübertragungsanordnung, welche eine elektrophysiologische Vorrichtung ist, die mit einem herkömmlichen chirurgischen Instrument kombiniert werden kann, um eine Gewebekoagulationsvorrichtung zu bilden. Obwohl die vorliegende Erfindung nicht auf irgendein besonderes chirurgisches Instrument beschränkt ist, sind Klemmen ein Beispiel eines chirurgischen Instruments, das in Verbindung mit Energieübertragungsanordnungen gemäß der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann. Wie hierin benutzt, umfasst der Begriff „Klemme", aber ist nicht beschränkt auf Klemmen, Clips, Pinzetten, Arterienklemmen, und irgendwelche andere chirurgische Vorrichtungen, die ein Paar gegenüberstellbare Klemmenteile aufweisen, die Gewebe halten, von welchen wenigstens die einen relativ zueinander bewegbar sind. In manchen Fällen sind die Klemmenteile mit einer scherenartigen Anordnung verbunden, die ein Paar Grifftragarme aufweist, die schwenkbar miteinander verbunden sind. Die Klemmenteile sind an dem einen Ende der Arme befestigt, und die Griffe sind aneinander befestigt. Bestimmte Klemmen, die besonders bei minimalinvasiven Verfahren nützlich sind, weisen auch ein Paar Griffe und ein Paar Klemmenteile auf. Hier sind jedoch die Klemmenteile und Griffe nicht an den entgegengesetzten Enden desselben Arms montiert. Stattdessen werden die Griffe von dem einen Ende eines verlängerten Gehäuses getragen, und die Klemmenteile werden von dem anderen getragen. Ein geeignetes mechanisches Gestänge, das innerhalb des Gehäuses angeordnet ist, bewirkt, dass sich die Klemmenteile relativ zueinander in Reaktion auf die Bewegung der Griffe bewegen. Die Klemmenteile können linear sein oder eine vordefinierte Krümmung haben, die für ein besonderes chirurgisches Verfahren oder einen Teil davon optimiert ist. Die Klemmenteile können auch starr oder dehnbar sein.
In einer Ausführung kann die beispielhafte Energieübertragungsanordnung, die insgesamt durch das Bezugszeichen 144 in den 8–12 verkörpert wird, benutzt werden, um die herkömmliche Klemme 200, die in den 13–15 dargestellt ist, in die in 16 dargestellte Gewebekoagulationsvorrichtung 220 zu stecken. Zuerst mit Bezug auf die 13–15 wird ein Beispiel einer herkömmlichen Klemme, die in Verbindung mit der vorliegenden Erfindung verwendet werden kann, insgesamt durch das Bezugszeichen 200 verkörpert. Die Klemme 200 weist ein Paar starre Arme 202 und 204 auf, die über einen Bolzen 206 schwenkbar miteinander verbunden sind. Die proximalen Enden der Arme 202 und 204 sind jeweils mit einem Paar Griffteilen 208 und 210 verbunden, während die distalen Enden jeweils mit einem Paar Klemmenteilen 212 und 214 verbunden sind. Die Klemmenteile 212 und 214 können starr oder dehnbar sein, und falls starr, können sie linear sein oder eine vorgeformte Krümmung haben. Eine Verriegelungsvorrichtung 216 verriegelt die Klemme in der geschlossenen Ausrichtung und verhindert, dass die Klemmenteile 212 und 214 irgendwie enger aneinander gelangen, als in 13 dargestellt ist, wodurch ein vorbestimmter Abstand zwischen den Klemmenteilen definiert ist. Die Klemme 200 ist auch für die Verwendung mit einem Paar weichen verformbaren Einsätzen (nicht gezeigt) konfiguriert, die von den Klemmenteilen 212 und 214 lösbar getragen werden können und ermöglichen, dass die Klemme eine Körperstruktur fest greift, ohne die Struktur zu beschädigen. Zu diesem Zweck weisen die Klemmenteile 212 und 214 jeweils einen Schlitz 216 auf, der mit einer abgeschrägten Einlassfläche 218 versehen ist, und die Einsätze weisen zusammenpassende Strukturen auf, die innerhalb der Schlitze lösbar in Reibungspassung sind. Die vorliegenden Energieübertragungsanordnungen können an den Klemmenteilen anstelle der Einsätze montiert werden.
Den 8–10 zugewandt, weist die beispielhafte Energieübertragungsanordnung 144 eine Stromübertragungselektrodenanordnung 100 (d.h. eine Elektrode 102 und erste und zweite Stromversorgungsleitungen 104 und 106) und eine Rückführelektrodenanordnung 100a (d.h. eine Elektrode 102a und erste und zweite Stromversorgungsleitungen 104a und 106a) auf. Die Elektrodenanordnungen 100 und 100a werden an jeweiligen Trägerstrukturen 118 und 118a getragen. Die Trägerstrukturen 118 und 118a sind über eine Kunststoffgussverbindung 148 mit einem flexiblen Kabel 146 verbunden. Die erste und zweite Stromversorgungsleitung 104 und 106 und Signalleitungen 130 verlaufen von der Elektrode 102 und erstrecken sich durch die Trägerstruktur 118 und das Kabel 146 hindurch zu dem Anschluss 142. Die erste und zweite Stromrückführleitung 104a und 106a verlaufen von der Elektrode 102a durch die Trägerstruktur 118a und das Kabel 146 hindurch zu dem Anschluss 142. In der beispielhaften Ausführung ist das Kabel 146 mit einem Zugentlastungselement 152 an einem Griff 150 befestigt.
Die beispielhafte Energieübertragungsanordnung 144 weist auch ein Paar Basisteile 154 und 154a auf, welche benutzt werden, um die Elektrodenanordnungen 100 und 100a mit der Klemme 200 zu verbinden. Obwohl die Konfiguration der Energieübertragungsanordnungen 144 von Anwendung zu Anwendung variieren kann, um sich besonderen Situationen anzupassen, ist die beispielhafte Energieübertragungsanordnung derart konfiguriert, dass die Elektroden 102 und 102a sowohl parallel zueinander als auch relativ eng aneinander (d.h. ein Abstand von etwa 1–10 mm) sind, wenn die Klemme 200 in der geschlossenen Ausrichtung ist. Eine solche Anordnung ermöglicht, dass die Energieübertragungsanordnung eine Körperstruktur greift, ohne die Struktur durchzuschneiden. Mit Bezug insbesondere auf die 11-15 weist das Basisteil 154 einen Hauptabschnitt 156 mit einer Nut 158, die konfiguriert ist, um die Trägerstruktur 118 und die Elektrode 102 aufzunehmen, und einen Anschluss 160 auf, der konfiguriert ist, um mit dem Schlitz 216 in der Klemme 200 lösbar zusammenzupassen. [Es wird angemerkt, dass die Konfiguration des Basisteils 154a identisch mit der des Basisteils 154 in der dargestellten Ausführungsform ist.] Etwa 20% der Elektrodenfläche (d.h. etwa 75° von dem 360° Umfang) ist in der dargestellten Ausführungsform freigelegt. Ein Klebstoff kann verwendet werden, um die Trägerstruktur 118 und die Elektrode 102 an der Stelle zu halten. Der beispielhafte Anschluss 160 ist mit einem relativ dünnen Abschnitt 162 und einen relativ breiten Abschnitt 164 versehen, welche aus einer Mehrzahl von im Abstand voneinander angeordneten Teilen (wie gezeigt) oder einer verlängerten einheitlichen Struktur bestehen können, um der Form des Schlitzes 216 zu entsprechen.
Die Basisteile 154 und 154a sind vorzugsweise aus Polyurethan geformt. Die Länge der Basisteile in den beispielhaften Energieübertragungsanordnungen variiert entsprechend der beabsichtigten Anwendung. In dem Bereich von Herz-Kreislauf-Behandlungen wird damit gerechnet, dass geeignete Längen von etwa 4 cm bis etwa 10 cm reichen, aber nicht darauf beschränkt sind. In der beispielhaften Ausführung, wo die Elektroden 102 und 102a vorzugsweise etwa 6,4 cm sind, werden die Basisteile 154 und 154a etwa 6,6 cm sein.
Wie zum Beispiel in 16 dargestellt, können die beispielhafte Energieübertragungsanordnung 144 und die Klemme 200 kombiniert werden, um eine Gewebekoagulationsvorrichtung 220 zu bilden. Insbesondere können die Elektrodenanordnungen 100 und 100a durch die Basisteile 154 und 154a an den Klemmenteilen 212 und 214 befestigt werden. Die Koagulationsvorrichtung 220 kann verwendet werden, um zum Beispiel durch Positionieren der Elektrodenanordnungen 100 und 100a an entgegengesetzten Seiten einer Gewebestruktur mit den Klemmenteilen 212 und 214 eine Läsion zu bilden. Energie von einer Stromversorgungs- und Steuervorrichtung (wie die in 5 dargestellte ESU 134) kann mittels des Anschlusses 140 an beide Längsenden der Elektrode 102 übertragen und mittels der Elektrode 102a und des Anschlusses 142 zu der Stromversorgungs- und Steuervorrichtung zurückgeführt werden.
Ein Beispiel eines Verfahrens, das mit der beispielhaften Gewebekoagulationsvorrichtung 220 durchgeführt werden kann, ist die Bildung von transmuralen epikardialen Läsionen, um die Quellen von fokalem (oder ektopischem) Vorhofflimmern und insbesondere die Bildung von transmuralen Läsionen um die Lungenvenen herum zu isolieren. Läsionen können individuell um die Lungenvenen herum gebildet werden, oder alternativ können Läsionen um Paare von Lungenvenen herum gebildet werden. Zum Beispiel kann eine erste transmurale epikardiale Läsion um das rechte Lungenvenenpaar herum gebildet werden, und eine zweite transmurale epikardiale Läsion kann um das linke Lungenvenenpaar herum gebildet werden. Danach kann, wenn erforderlich, eine lineare transmurale epikardiale Läsion zwischen dem rechten und linken Lungenvenenpaar gebildet werden. Eine lineare transmurale Läsion, die sich von der Läsion zwischen dem rechten und linken Lungenvenenpaar zu dem linken Herzrohr erstreckt, kann ebenfalls gebildet werden. Diese linearen Läsionen können mit der Gewebekoagulationsvorrichtung 220 durch Bilden eines Loches in dem Vorhof, Einsetzen eines der Klemmenteile (und der entsprechenden Elektrodenanordnung) in den Vorhof, und dann Schließen der Klemmenteile entlang des gewünschten Abschnitts des Vorhofs gebildet werden. Alternativ kann eine lineare transmurale epikardiale Läsion mit der in 22 dargestellten chirurgischen Sonde gebildet werden. Es wird auch angemerkt, dass anstelle der Bildung mehrerer Läsionen eine einzige Läsion um alle vier der Lungenvenen gebildet werden kann.
Die beispielhafte Energieübertragungsanordnung 144 kann in einer Vielzahl von Arten modifiziert werden. Zum Beispiel kann eine Schicht aus Dacron oder einer Dacron/Kollagen-Mischung über der freigelegten Fläche der Elektroden 102 und 102a platziert werden. Dieses Material reduziert, wenn es mit Saline befeuchtet wird, die Gewebeaustrocknung und macht die Stromdichten gleichmäßiger. Ebenso wird ein Flächenverschmoren vermieden, und die Bildung transmuraler Läsion wird sichergestellt.
Die Basisteile, welche die Elektrodenanordnungen tragen, können auch rekonfiguriert werden, um Situationen Rechnung zu tragen, wo der zugehörigen Klemme die zuvor genannten Schlitze 216 fehlen. Wie zum Beispiel in den 17 und 18 dargestellt ist, weist der Energieübertragungsabschnitt einer beispielhaften Energieübertragungsanordnung 166 eine Elektrodenanordnung 100' und ein Basisteil 168 auf, das eine Elektrode 102' trägt (wirkt dadurch als eine Trägerstruktur) und derart konfiguriert ist, dass es über ein Klemmenteil, wie eines der Klemmenteile 212 und 214, gezogen und an diesem lösbar befestigt werden kann. Die Elektrodenanordnung 100' ist im Wesentlichen gleich der Elektrodenanordnung 100. Hier ist jedoch die Elektrode 102' in der Form eines gewickelten Drahtes (obwohl ein lasergeschnittene Elektrode des Schraubrohr-Typs hier ebenfalls angewendet werden könnte). In einer beispielhaften Ausführung ist die Energieübertragungsanordnung eine zweipolige Anordnung, die ein zweites im Allgemeinen identisches Basisteil und eine Elektrode aufweist, wie oben mit Bezug auf 8 beschrieben ist. Eine solche zweipolige Energieübertragungsanordnung kann derart konfiguriert sein, dass die Übertragungs- und Rückführelektroden sowohl parallel zueinander als auch relativ eng zueinander sind, wenn die Klemme in der geschlossenen Ausrichtung ist, um zu ermöglichen, dass die Energieübertragungsanordnung eine Körperstruktur greift, ohne die Struktur durchzuschneiden. Alternativ kann in einer einpoligen Ausführung die in den 17 und 18 dargestellte Struktur in Kombination mit einer indifferenten Elektrode verwendet werden, die außen an der Haut des Patienten mit einem Pflaster oder einer oder mehreren Elektroden angebracht ist, die in dem Blutpool positioniert sind.
Das beispielhafte Basisteil 168 ist vorzugsweise aus einem weichen, federnden Material mit geringem Härtemesser, das elektrisch isolierend ist. Geeignete Materialien umfassen Polyurethan, Silikon und Polyurethan/Silikon-Mischungen mit einer Härte von zwischen etwa 20 Shore D und etwa 72 Shore D. Das Basisteil 168 weist eine sich längs erstreckende Öffnung 170 auf, in welche das Klemmenteil eingesetzt werden kann. Die Öffnung 170 sollte derart bemessen und geformt sein, dass das Basisteil 168 gezwungen wird, sich auszudehnen, wenn das Klemmenteil eingesetzt wird. Wenn zum Beispiel die Öffnung 170 dieselbe Querschnittsform wie das Klemmenteil hat (z.B. beide sind elliptisch), dann sollte die Öffnung in ihren Querschnittsdimensionen etwas kleiner als das entsprechende Klemmenteil sein. Das Ausdehnen der Öffnung 170 bildet eine enge Presspassung zwischen dem Basisteil 168 und dem Klemmenteil. Außerdem kann, obwohl die Öffnung 170 in der beispielhaften Ausführungsform einen halbkreisförmigen Querschnitt hat, die Öffnung in Abhängigkeit von der besonderen Anwendung einen runden, rechteckigen, quadratischen oder elliptischen Querschnitt haben oder irgendeine andere Querschnittsform definieren.
Das beispielhafte Basisteil 168 weist auch einen Schlitz 172 auf, der die Elektrodenanordnung 100' an der Stelle befestigt. Die Konfiguration des Schlitzes 172 hängt natürlich von der Konfiguration der Elektrodenanordnung ab, die er hält. Die dargestellte Elektrode 102' ist in der Form im Allgemeinen zylindrisch, und der Schlitz 172 hat eine entsprechende bogenförmige Querschnittsform. Der Bogen ist vorzugsweise größer als 180 Grad, so dass das Basisteil 168 auslenkt, wenn die Elektrode 102' in den Schlitz 172 eingesetzt wird, und dann zurückschnappt, um die Elektrode an der Stelle zu halten. Ein Klebstoff kann auch verwendet werden, um die Elektrode 102' besonders in jenen Fällen zu befestigten, wo der Bogen kleiner als 180 Grad ist.
Um die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 und die Temperatursensorsignalleitungen 130 (18) unterzubringen, ist das beispielhafte Basisteil 168 auch mit einer Drahtöffnung 174, einem Paar Stromleitungslöchern 176 und vier Signalleitungslöchern 178 für die Temperatursensoren 126a'/126b' und 128a'/128b' versehen. Die Anzahl von Stromleitungs- und Signalleitungslöchern hängt natürlich von der Konfiguration der Elektrodenanordnung 100' ab. Ein Kabel 180 ist für die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 und die Temperatursensorsignalleitungen 130 vorgesehen.
Energieübertragungsanordnungen gemäß der vorliegenden Erfindung können auch mit einer Vorrichtung versehen sein, die das Gewebe während der Gewebekoagulationsvorgänge kühlt. Die hierin offenbarte Gewebekühlvorrichtung verwendet leitende Flüssigkeit, um Gewebe während der Koagulationsvorgänge zu kühlen. Insbesondere und wie unten und in U.S. Patent Veröff. Nr. 2002/0026187 A1 mit dem Titel „Flüssigkeitsgekühlte Vorrichtung zum Tragen diagnostischer und therapeutischer Elemente in Kontakt mit Gewebe" beschrieben, wird Wärme von dem koagulierten Gewebe an Ionenflüssigkeit abgegeben, um das Gewebe zu kühlen, während Energie von einer Elektrode oder einer anderen Energieübertragungsvorrichtung über die Flüssigkeit mittels Ionentransport an das Gewebe abgegeben wird. Die leitende Flüssigkeit kann mittels der Gewebekühlvorrichtung ( 19 und 20) gepumpt werden, oder die Gewebekühlvorrichtung kann vor der Benutzung mit der Flüssigkeit durchtränkt werden (21). In jedem Falle erleichtert die Kühlflüssigkeit während eines Koagulationsvorgangs die Bildung von Läsionen, die breiter und tiefer als jene sind, die mit einer sonstigen identischen Vorrichtung realisiert werden könnte, welcher die Gewebekühlvorrichtung fehlt. Vorzugsweise wird die Gewebekühlvorrichtung mit sowohl der Übertragungselektrode als auch der Rückführelektrode in einer zweipoligen Ausführung verbunden.
Zuerst mit Bezug auf die 19 und 20 weist der Energieübertragungsabschnitt einer beispielhaften Energieübertragungsanordnung 166' eine Elektrode 102' und ein Basisteil 168' auf, das die Elektrode trägt und konfiguriert ist, an einem Klemmenteil, wie einem der Klemmenteile 212 und 214 lösbar befestigt zu werden. Viele Aspekte der beispielhaften Energieübertragungsanordnung 166' sind im Wesentlichen gleich der Anordnung 166, und gleiche Elemente werden mit gleichen Bezugszeichen bezeichnet. Hier ist jedoch auch eine Gewebekühlvorrichtung 182 vorgesehen. In einer beispielhaften Ausführung ist die Energieübertragungsanordnung eine zweipolige Anordnung, die ein zweites im Allgemeinen identisches Basisteil, eine Elektrode und Kühlvorrichtung aufweist, wie oben mit Bezug auf 8 beschrieben ist. Eine solche zweipolige Energieübertragungsanordnung kann derart konfiguriert sein, dass die Übertragungs- und Rückführelektroden sowohl parallel zueinander als auch relativ eng aneinander sind, wenn die Klemme in der geschlossenen Ausrichtung ist, um zu ermöglichen, dass die Energieübertragungsanordnung eine Körperstruktur greift, ohne die Struktur durchzuschneiden. Alternativ kann in einer einpoligen Ausführung die in den 19 und 20 dargestellte Struktur in Kombination mit einer indifferenten Elektrode verwendet werden, die außen an der Haut des Patienten mit einem Pflaster oder einer oder mehreren Elektroden angebracht ist, die in dem Blutpool positioniert sind. Außerdem können, obwohl die Öffnung 170' in der beispielhaften Ausführungsform einen elliptischen Querschnitt hat, die Öffnungen in Abhängigkeit von der besonderen Anwendung einen runden, rechteckigen, quadratischen oder halbkreisförmigen Querschnitt haben oder irgendeine andere Querschnittsform definieren.
Die beispielhafte Gewebekühlvorrichtung 182 weist ein nanoporöses Außengehäuse 184 auf, durch welches Ionenflüssigkeit (durch die Pfeile F dargestellt) hindurchgeleitet wird. Die Ionenflüssigkeit strömt vorzugsweise von dem einen Längsende der Gewebekühlvorrichtung 182 zu dem anderen. Das Außengehäuse 184 ist über der Elektrode 102' an dem Basisteil 168' derart befestigt, dass ein Flüssigkeitsübertragungsraum 186 dazwischen definiert ist. Insbesondere sind das proximale und distale Ende des Außengehäuses 184 mit Befestigungsvorrichtungen (nicht gezeigt), wie Stücken von Schrumpfschlauch, Nitinolschlauch oder anderen mechanischen Vorrichtungen, die eine Presspassung zwischen dem Gehäuse und dem Basisteil bilden, an dem Basisteil 168' befestigt. Kleben ist ein anderes Verfahren der Befestigung des Außengehäuses 184 an dem Basisteil 168'. Der Flüssigkeitsübertragungsraum ist üblicherweise etwa 0,5 mm bis etwa 2,0 mm hoch und etwas breiter als die zugehörige Elektrode 102'.
Die Ionenflüssigkeit wird in der in den 19 und 20 dargestellten beispielhaften Ausführung unter Druck von einer Flüssigkeitsquelle (nicht gezeigt) über eine Versorgungsleitung 188 zugeführt und wird an die Quelle über eine Rücklaufleitung 190 zurückgeführt. Die Versorgungsleitung 188 ist mit einem Flüssigkeitslumen 192 verbunden, das von dem proximalen Ende des Basisteils 168' zu dem distalen Bereich des Außengehäuses 184 verläuft. Das Flüssigkeitslumen 192 ist über eine Öffnung 194 mit dem Flüssigkeitsübertragungsraum 186 verbunden.
Die elektrisch leitende Ionenflüssigkeit besitzt vorzugsweise einen geringen spezifischen Widerstand, um ohmsche Verluste zu verringern, und daher wirkt eine ohmsche Erwärmung innerhalb des Außengehäuses 184, Die Zusammensetzung der elektrisch leitenden Flüssigkeit kann variieren. In der dargestellten Ausführungsform ist die Flüssigkeit eine hypertonische Salzlösung mit einer Natriumchloridkonzentration an oder nahe der Sättigung, welches etwa 5 bis etwa 25 Volumenprozent ist. Die hypertonische Salzlösung hat einen relativ geringen spezifischen Widerstand von nur etwa 5 Ohm/cm im Vergleich zu dem spezifischen Widerstand von Blut von etwa 150 Ohm/cm und dem spezifischen Widerstand von Herzmuskelgewebe von etwa 500 Ohm/cm. Alternativ kann die Ionenflüssigkeit eine hypertonische Kaliumchloridlösung sein.
In Bezug auf die Temperatur und Durchflussmenge ist eine geeignete Einlasstemperatur für epikardiale Anwendungen (die Temperatur steigt natürlich, wie die Wärme an die Flüssigkeit abgegeben wird) etwa 0 bis 25°C bei einer konstanten Durchflussmenge von etwa 2 bis 20 ml/min. Die Durchflussmenge, die für endokardiale Anwendungen erforderlich ist, wo Blut vorhanden ist, würde etwa dreimal höher (d.h. 6 bis 60 ml/min) sein. Sollte es eine Anwendung so erfordern, kann eine Durchflussmenge von bis zu 100 ml/min. angewendet werden. In einem geschlossenen System, wo die Flüssigkeit in einem flexiblen Beutel, wie dem von Baxter Corporation hergestellte Viaflex^® Beutel, gespeichert wird und die erwärmte Flüssigkeit zu dem Beutel zurückgeführt wird, wurde herausgefunden, dass ein Flüssigkeitsvolumen zwischen etwa 200 und 500 ml innerhalb des Beutels bei Raumtemperatur (etwa 22°C) verbleibt, wenn die Durchflussmenge zwischen etwa 2 ml/min. und 20 ml/min. liegt. Alternativ sollte in einem offenen System der flexible Beutel genug Flüssigkeit aufweisen, um den Vorgang zu vollenden. 160 ml würden zum Beispiel für einen Vorgang von 20 Minuten erforderlich sein, wo die Durchflussmenge 8 ml/min. wäre.
Der Flüssigkeitsdruck innerhalb des Außengehäuses 184 sollte etwa 30 mm Hg sein, um eine Struktur zu schaffen, die sich in Reaktion auf eine relativ kleine Kraft senkrecht zu dem Gewebe an die Gewebefläche elastisch anpasst. Die Drücke über etwa 100 mm Hg bewirken, dass das Außengehäuse 184 zu steif wird, um sich an die Gewebefläche genau anzupassen. Aus diesem Grunde sollte der Strömungswiderstand zu und von dem Außengehäuse 184 relativ gering sein.
Die Poren in dem nanoporösen Außengehäuse 184 ermöglichen den Transport von Ionen, die in der Flüssigkeit enthalten sind, durch das Gehäuse hindurch und in Kontakt mit Gewebe. Daher bildet, wenn die Elektrode 102' HF-Energie in die Ionenflüssigkeit überträgt, die Ionenflüssigkeit einen elektrisch leitenden Pfad durch das Außengehäuse 184 hindurch zu dem koagulierten Gewebe. Regenerierte Zellulosemembranmaterialien, die üblicherweise für Sauerstoffanreicherung, Dialyse oder Ultrafiltration von Blut verwendet werden, sind ein geeignetes nanoporöses Material für das Außengehäuse 184. Die Dicke des Materials sollte etwa 0,002 bis 0,005 inch (0,05 bis 0,13 mm) sein. Obwohl regenerierte Zellulose elektrisch nichtleitend ist, ermöglichen die relativ kleinen Poren dieses Materials einen wirksamen Ionentransport in Reaktion auf das angelegte HF-Feld. Gleichzeitig verhindern die relativ kleinen Poren die Übertragung von Makromolekülen durch das Material hindurch, so dass die druckgetriebene Flüssigkeitperfusion weniger wahrscheinlich den Ionentransport begleitet, außer wenn sich relativ hohe Druckzustände in dem Außengehäuse 184 entwickeln.
Hydro-Fluoro^TM Material, welches in U.S. Patent Nr. 6,395,325 offenbart ist, ist ein anderes Material, das verwendet werden kann. Materialien, wie Nylons (mit einer Erweichungstemperatur über 100°C), PTFE, PEI und PEEK, die Nanoporen haben, die durch die Verwendung von Lasern, elektrostatischer Aufladung, Ionenstrahlbeschuss oder anderen Verfahren gebildet werden, können ebenfalls verwendet werden. Solche Materialien würden vorzugsweise eine hydrophile Beschichtung aufweisen. Nanoporöse Materialien können auch durch Weben eines Materials (wie Nylon, Polyester, Polyethylen, Polypropylen, Fluorkohlenwasserstoff, rostfreier Stahl mit feinem Durchmesser, oder eine andere Faser) zu einem Netz mit der gewünschten Porengröße und Porosität hergestellt werden. Diese Materialien erlauben einen wirksamen Durchgang von Ionen in Reaktion auf das angelegte HF-Feld. Jedoch treten, da viele dieser Materialien größere Porendurchmesser besitzen, auch wahrscheinlicher druckgetriebene Flüssigkeitsperfusion und der begleitende Transport von Makromolekülen durch die Poren hindurch auf.
Der spezifische elektrische Widerstand des Außengehäuses 184 hat einen bedeutenden Einfluss auf die Läsionsgeometrie und Steuerbarkeit. Ein geringer spezifischer Widerstand (unter etwa 500 Ohm/cm) erfordert mehr HF-Energie und führt zu tieferen Läsionen, während ein hoher spezifischer Widerstand (bei oder über etwa 500 Ohm/cm) eine gleichmäßigere Erwärmung erzeugt und die Steuerbarkeit verbessert. Wegen der zusätzlichen Wärme, die von dem erhöhten spezifischen Körperwiderstand erzeugt wird, ist weniger HF-Energie erforderlich, um gleiche Gewebetemperaturen nach demselben Zeitintervall zu erreichen. Demzufolge haben Läsionen, die mit Strukturen mit hohem spezifischen Widerstand erzeugt werden, üblicherweise eine geringere Tiefe. Der spezifische elektrische Widerstand des Außengehäuses kann durch Spezifizieren der Porengröße des Materials, der Porosität des Materials und die Wasseradsorptionseigenschaften (hydrophil im Vergleich zu hydrophob) des Materials gesteuert werden. Eine ausführliche Diskussion dieser Eigenschaften ist in U.S. Patent Nr. 5,961,513 zu finden. Ein geeigneter spezifischer elektrischer Widerstand für epikardiale und endokardiale Läsionsbildung ist etwa 1 bis 3000 Ohm/cm, feucht gemessen.
Allgemein gesagt ist wenig oder im Wesentlichen keine Flüssigkeitsperfusion durch das nanoporöse Außengehäuse 184 hindurch bevorzugt. Wenn durch begleitende Flüssigkeitsperfusion ungestört, bildet der Ionentransport eine kontinuierliche virtuelle Elektrode an der Gewebeschnittstelle. Die virtuelle Elektrode überträgt effizient HF-Energie, ohne eine elektrisch leitende Metallfläche zu benötigen. Porendurchmesser kleiner als etwa 0,1 μm halten Makromoleküle zurück, ermöglichen jedoch eine Ionenübertragung durch die Poren hindurch in Reaktion auf das angelegte HF-Feld. Mit kleineren Porendurchmessern begleitet die druckgetriebene Flüssigkeitsperfusion durch die Poren hindurch weniger wahrscheinlich den Ionentransport, außer wenn sich relativ hohe Druckzustände innerhalb des Außengehäuses 184 entwickeln. Größere Porendurchmesser (bis zu 8 μm) können auch verwendet werden, um einen Ionenstromfluss über die Membran in Reaktion auf das angelegte HF-Feld zu erlauben. Mit größeren Porendurchmessern ist der druckgetriebene Flüssigkeitstransport über die Membran viel höher, und Makromoleküle (wie Protein) und sogar kleine Blutkörperchen (wie Blutplättchen) könnten die Membran durchschreiten und die Innenseite der Sonde verunreinigen. Rote Blutkörperchen würden normalerweise die Membranschwelle nicht durchschreiten, selbst wenn die Flüssigkeitsperfusion über die Membran stoppt. Per Saldo ist ein Porendurchmesser von 1 bis 5 μm für die epikardiale und endokardiale Läsionsbildung geeignet. Wo ein großer Porendurchmesser angewendet wird, woraus eine bedeutende Flüssigkeitsübertragung durch den porösen Bereich hindurch resultiert, würde eine Salzlösung mit einer Natriumchloridkonzentration von etwa 0,9 Volumenprozent bevorzugt werden.
In Bezug auf die Porosität, welche den prozentualen Volumenanteil des Außengehäuses 184 verkörpert, der aus Poren besteht und nicht von dem Gehäusematerial eingenommen wird, wirkt sich die Größe der Porosität auf den elektrischen Widerstand aus. Materialien mit geringer Porosität haben einen hohen spezifischen elektrischen Widerstand, wohingegen Materialien mit hoher Porosität einen niedrigen spezifischen elektrischen Widerstand haben. Die Porosität des Außengehäuses 184 sollte wenigstens 1% für epikardiale und endokardiale Anwendungen sein, die einen Porendurchmesser von 1 bis 5 μm verwenden.
Den Wasserabsorptionseigenschaften zugewandt, sind im Allgemeinen hydrophile Materialien bevorzugt, da sie ein größeres Vermögen besitzen, eine Ionenübertragung von HF- Energie ohne bedeutende Flüssigkeitsströmung durch das Material hindurch zu schaffen.
Wie zum Beispiel in 21 dargestellt ist, weist eine beispielhafte Energieübertragungsanordnung 166'' ein Basisteil 168'' auf, das eine Elektrode 102' und eine Gewebekühlvorrichtung 196 trägt. Die Gewebekühlvorrichtung 196 besteht aus einem benetzbaren Flüssigkeitsrückhalteelement 198, das vor der Benutzung einfach mit Ionenflüssigkeit (wie Saline) getränkt wird, im Gegensatz dazu, dass die Flüssigkeit durch die Vorrichtung hindurch in der oben mit Bezug auf die 19 und 20 beschriebenen Weise gepumpt wird. Die Elektrode 102' wird innerhalb des Flüssigkeitsrückhalteelements 198 getragen. Die in 21 dargestellte Energieübertragungsanordnung 166'' kann in sowohl zweipoligen als auch einpoligen Ausführungen vorgesehen sein.
Geeignete Materialien für das Flüssigkeitsrückhalteelement 198 umfassen biokompatible Gewebe, die üblicherweise für Gefäßpflaster verwendet werden (wie gewebtes Dacron^®), offene Zellschaumstoffmaterialien, Hydrogele, nanoporöse Ballonmaterialien (mit sehr langsamer Flüssigkeitszufuhr zu der Fläche), und hydrophile nanoporöse Materialien. Der wirksame spezifische elektrische Widerstand des Flüssigkeitsrückhalteelements 198, wenn es mit 0,9% Saline (normale Saline) befeuchtet ist, sollte von etwa 1 Ω/cm bis etwa 2000 Ω/cm reichen. Ein bevorzugter spezifischer Widerstand für epikardiale und endokardiale Verfahren ist etwa 1000 Ω/cm.
Andere Variationen betreffen die Art, in welcher die Energieübertragungsanordnung an der Klemme oder einer anderen Vorrichtung befestigt wird. Zum Beispiel können die Energieübertragungsanordnungen permanent an einer Klemme oder einer anderen Vorrichtung befestigt werden. Ebenso kann in irgendeiner der oben beschriebenen einpoligen Ausführungen das Basisteil, wenn gewünscht, konfiguriert sein, um an beiden Klemmenteilen einer einzelnen Klemme gleichzeitig anstelle an einem Klemmenteil befestigt zu werden.
III. Chirurgische Sonden Wie anhand des Beispiels in den 22-25 gezeigt ist, weist eine chirurgische Sonde 230 gemäß einer bevorzugten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung einen relativ kurzen Schaft 232, einen distalen Schaftabschnitt 234 und einen Griff 236 auf. Der Schaft 232 besteht aus einem Schraubrohr 238, welches entweder starr oder relativ steif ist, und einem äußeren polymeren Schlauch 240 über dem Schraubrohr. Der Griff 236 besteht vorzugsweise aus zwei gegossenen Griffhälften und ist mit einem Zugentlastungselement 242 versehen. Der Schaft 232 in der dargestellten Ausführungsform ist in der Länge von 4 inch bis 18 inch (10,2 bis 45,7 cm) und ist vorzugsweise 6 inch bis 8 inch (15,2 bis 20,3 cm). Der distale Abschnitt 234, welcher vorzugsweise entweder dehnbar, etwas flexibel oder irgendeine Kombination davon ist, kann in der Länge von 1 inch bis 10 inch (2,5 bis 25,4 cm) sein und isst vorzugsweise 2 bis 3 inch (5,1 bis 7,6 cm). In Bezug auf den distalen Abschnitt 234 in der beispielhaften Ausführungsform werden eine Mehrzahl von Elektrodenanordnungen 100 mit Elektroden 102 (oder 102') und Stromversorgungsleitungen 104 und 106 an einer Trägerstruktur 118 getragen. Eine Gewebekühlvorrichtung, wie jene, die in U.S. Patent Veröff. Nr. 2002/0026187 A1 offenbart ist, kann, wenn erwünscht, über den Elektroden 102 positioniert werden.
Wie hierin benutzt, bedeutet der Ausdruck „relativ steif", dass der Schaft (oder der distale Abschnitt oder ein anderes strukturelles Element) entweder starr, dehnbar oder etwas flexibel ist. Ein starrer Schaft kann nicht gebogen werden. Ein dehnbarer Schaft ist ein Schaft, der von dem Arzt leicht in eine gewünschte Form gebogen werden kann, ohne beim Freigeben zurückzufedern, so dass er während der chirurgischen Operation in dieser Form bleibt. Daher muss die 5teifigkeit eines dehnbaren Schaftes gering genug sein, um zu ermöglichen, dass der Schaft gebogen werden kann, jedoch hoch genug sein, um der Biegung zu widerstehen, wenn die mit einer chirurgischen Operation verbundenen Kräfte auf den Schaft ausgeübt werden. Ein etwas flexibler Schaft wird gebogen und federt zurück, wenn er freigegeben wird. Jedoch muss die zum Biegen des Schaftes erforderliche Kraft beträchtlich sein. Starre und etwas flexible Schäfte sind vorzugsweise aus rostfreiem Stahl geformt, während dehnbare Schäfte aus gehärtetem rostfreien Stahl geformt sind.
Ein Verfahren zum Quantifizieren der Flexibilität eines Schaftes, seien es Schäfte gemäß der vorliegenden Erfindungen oder die Schäfte von herkömmlichen Kathetern, ist auf die Auslenkung des Schaftes ausgerichtet, wenn das eine Ende in freitragender Weise fixiert ist und eine Kraft senkrecht zu der Längsachse des Schaftes irgendwo zwischen den Enden ausgeübt wird. Eine solche Auslenkung (σ) wird wie folgt ausgedrückt: σ = WX2(3L-X)/6EIwobei:

W: die Kraft ist, die senkrecht zu der Längsachse des Schaftes ausgeübt wird,
L: die Länge des Schaftes ist,
X: der Abstand zwischen dem fixierten Ende des Schaftes und der ausgeübten Kraft ist;
E: der Elastizitätsmodul ist, und
I: das Trägheitsmoment des Schaftes ist.

Wenn die Kraft auf das freie Ende der Welle ausgeübt wird, kann die Auslenkung wie folgt ausgedrückt werden: σ = WL3/3EIAngenommen, dass W und L im Vergleich zu anderen Schäften gleich sind, bestimmen die jeweiligen E und I Werte, wie sehr die Schäfte gebogen werden. In anderen Worten ist die Steifigkeit eines Schaftes eine Funktion des Produktes aus E und I. Dieses Produkt wird hierin als der „Biegemodul" bezeichnet. E ist eine Eigenschaft des Materials, das den Schaft bildet, während I eine Funktion der Schaftgeometrie, der Wanddicke, usw. ist. Daher kann ein aus relativ weichem Material geformter Schaft denselben Biegemodus wie ein aus relativ hartem Material geformter Schaft haben, wenn das Trägheitsmoment des weicheren Schaftes ausreichend größer als das des härteren Schaftes ist.
Zum Beispiel würde ein relativ steifer Schaft von 2 inch (5,1 cm) (entweder dehnbar oder etwas flexibel) einen Biegemodul von wenigstens etwa 1 lb./in.² (28 N/cm²) haben. Vorzugsweise hat ein relativ steifer Schaft von 2 inch (5,1 cm) einen Biegemodul von zwischen etwa 3 lb./in.² (86 N/cm²) und etwa 50 lb./in.² (1435 N/cm²). Zum Vergleich hat ein Stück von 2 inch (5,1 cm) eines herkömmlichen Katheterschaftes, welcher flexibel genug sein muss, um sich durch Venen hindurch zu bewegen, üblicherweise einen Biegemodul zwischen etwa 0,1 lb./in.² (2,8 N/cm²) und etwa 0,3 lb./in.² (8,6 N/cm²). Es wird angemerkt, dass die hier diskutierten Biegemodulbereiche hauptsächlich mit der anfänglichen Auslenkung verbunden sind. In anderen Worten basieren die Biegemodulbereiche auf dem Betrag der auf das und senkrecht zu dem freien Ende der Längsachse des freitragenden Schaftes ausgeübten Kraft, die benötigt wird, um 1 inch (2,5 cm) der Auslenkung aus einer Ruhe- (oder Nichtauslenkung) Position zu erzeugen.
Wie oben bemerkt, hängt die Auslenkung eines Schaftes von sowohl der Zusammensetzung des Schaftes als auch dessen Trägheitsmoment ab. Der Schaft könnte aus elastischem Material, plastischem Material, elasto-plastischem Material oder einer Kombination davon hergestellt sein. Dadurch, dass der Schaft relativ steif (und vorzugsweise dehnbar) zu gestalten ist, wird das chirurgische Instrument besser an die Bedingungen angepasst, die während der chirurgischen Operation anzutreffen sind. Die Kraft, die zum Biegen eines relativ steifen langen Schaftes von 2 inch (5,1 cm) erforderlich ist, sollte in dem Bereich von etwa 1,5 lbs. (6,7 N) bis etwa 12 lbs. (53,4 N) liegen. Zum Vergleich sollte die Kraft, die zum Biegen eines Stücks von 2 inch (5,1 cm) eines herkömmlichen Katheterschaftes erforderlich ist, zwischen etwa 0,2 lb. bis 0,25 lb. (0,9 N bis 1,1 N) liegen. Wiederum betreffen solche Kraftwerte den Betrag der auf das und senkrecht zu dem freien Ende der Längsachse des freitragenden Schaftes ausgeübten Kraft, die benötigt wird, um 1 inch (2,5 cm) der Auslenkung aus einer Ruhe- (oder Nichtauslenkung) Position zu erzeugen.
Biegsame Materialien sind vorzugsweise in vielen Anwendungen, da sich solche Materialien plastisch verformen können, bevor sie infolge von Zerbrechen versagen. Materialien sind entweder als biegsam oder spröde klassifiziert, basierend auf der prozentualen Ausdehnung, wenn der Bruch eintritt. Ein Material mit mehr als 5 Prozent Ausdehnung vor dem Bruch wird im Allgemeinen als biegsam betrachtet, während ein Material mit weniger als 5 Prozent Ausdehnung vor dem Bruch im Allgemeinen als spröde betrachtet wird. Die Materialbiegbarkeit kann auf einem Vergleich der Querschnittsfläche beim Bruch relativ zu der ursprünglichen Querschnittsfläche beruhen. Diese Eigenschaft ist nicht von den elastischen Eigenschaften des Materials abhängig.
Alternativ könnte der Schaft ein mechanisches Bauteil gleich einer abgeschirmten (Metallmantel mit Spiralwicklung) Leitung oder flexiblen Loc-Line^®, welche ein linearer Satz von ineinandergreifenden Kugelgelenkverbindungen ist, die ein mittleres Lumen haben können. Diese würden gelenkartige Segmentabschnitte sein, die linear montiert werden, um den Schaft zu bilden.
In jenen Fällen, wo ein dehnbarer Schaft 232 gewünscht wird, kann das Schraubrohr 238 ein wärmebehandeltes dehnbares Schraubrohr sein. Durch selektive Wärmebehandlung bestimmter Abschnitte des Schraubrohres kann der eine Abschnitt des Schraubrohres dehnbarer als der andere gestaltet werden. Der äußere Schlauch 240 kann aus Pebax^® Material, Polyurethan oder anderen geeigneten Materialien geformt werden.
Wie oben bemerkt, kann der distale Abschnitt 234 entweder etwas flexibel dadurch sein, dass er sich an eine Fläche anpasst, gegen welche er gedrückt wird und dann in seine ursprüngliche Form zurückgefedert wird, wenn er von der Fläche entfernt wird, dehnbar, oder irgendeine Kombination davon sein. Ein Biegemodul von zwischen 3 lb./in.² (86 N/cm²) und etwa 50 lb./in.² (1435 N/cm²) ist bevorzugt. In der in den 22–25 dargestellten beispielhaften Ausführung weist der distale Abschnitt 234 einen dehnbaren proximalen Abschnitt und einen flexiblen distalen Abschnitt auf. Obwohl die relativen Längen der Abschnitte variieren können, um sich für besondere Anwendung zu eignen, sind in der dargestellten Ausführungsform der dehnbare proximale Abschnitt und ein flexibler distaler Abschnitt in der Länge gleich.
Der beispielhafte dehnbare Abschnitt weist einen Dorn 242, der aus einem geeigneten dehnbaren Material, wie gehärtetem rostfreien Stahl oder Berylliumkupfer, hergestellt ist, das direkt innerhalb des distalen Endes des Schraubrohres 238 des Schaftes fixiert und durch beispielsweise Löten, Punktschweißen oder Klebstoffe befestigt werden kann. Ausreichender Raum sollte vorgesehen sein, um zu ermöglichen, dass die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 und die Temperatursensorsignalleitungen 130 passieren können. Eine isolierende Hülse 244 ist vorzugsweise aus Pebax^® Material, Polyurethan oder anderen geeigneten Materialien geformt. Dem flexiblen Abschnitt zugewandt, ist ein Federelement 246, welches vorzugsweise entweder eine feste Flachdrahtfeder (wie gezeigt), ein runder Draht oder eine Dreiblatt-Flachdraht-Nitinolfeder ist, mittels eines Crimprohres oder eines anderen geeigneten Mittels mit dem distalen Ende des Dorns 242 verbunden. Das distale Ende des Federelements 246 ist mit einem Spitzenteil 248 durch beispielsweise Löten, Punktschweißen oder Klebstoffe verbunden. Andere Federelemente, die aus Materialien, wie 17- 7 oder Carpenter's Stahl geformt sind, können ebenfalls verwendet werden. Das Federelement 246 ist auch in die isolierende Hülse 244 eingeschlossen. Das Federelement 246 kann vorgespannt sein, so dass die distale Spitze zu einer gewünschten Form vorgebogen ist. Zusätzliche Details betreffend die distalen Abschnitte, die einen dehnbaren proximalen Abschnitt und einen flexiblen distalen Abschnitt haben, sind in PCT Veröff. Nr. WO 01/72234 mit dem Titel „Schlingenstruktur zum Positioneren eines diagnostischen oder therapeutischen Elements an dem Epikard oder anderen Organflächen" vorgesehen.
In einer alternativen Konfiguration kann der distale Abschnitt 234 durch ein Schraubrohr gebildet werden, das einfach eine Fortsetzung des Schaftschraubrohres 238 ist, das von einer Fortsetzung des äußeren Schlauches 240 abgedeckt wird. Jedoch kann das distale Endschraubrohr auch ein separates Element sein, das mit dem Schaftschraubrohr 238 verbunden ist, wenn es gewünscht wird, dass das distale Endschraubrohr andere Steifigkeits- (oder Biege) Eigenschaften als das Schaftschraubrohr hat. Es wird auch angemerkt, dass der distale Abschnitt 234 von Ende zu Ende durch Beseitigung des Federelements 246 und Verlängerung des dehnbaren Dorns 242 zu dem Spitzenteil 248 dehnbar gestaltet werden kann. Umgekehrt kann der distale Abschnitt 234 von Ende zu Ende durch Beseitigung des dehnbaren Dorns 242 und Verlängerung des Federelements 24b von dem Schraubrohr 238 zu dem Spitzenteil 248 flexibel gestaltet werden.
In Bezug auf die Verbindung der Elektrodenanordnungen 100 an der in den 22–25 dargestellten beispielhaften chirurgischen Sonde 230 mit der ESU 134 oder einer anderen Stromversorgungs- und Steuervorrichtung treten die Stromversorgungsleitungen 104 und 106 und die Temperatursensorsignalleitungen 130, die mit jeder Elektrode 102 verbunden sind, durch den distalen Abschnitt 234 und den Schaft 232 hindurch und sind mit einer PC-Platte 250 in dem Griff 236 verbunden. Der Griff weist auch einen Anschluss 252 auf, der konfiguriert ist, um ein Anschlusskabel (nicht gezeigt) aufzunehmen, das die PC-Platte 250 (und daher die Elektrodenanordnungen 100) mit der ESU 134 oder einer anderen Stromversorgungs- und Steuervorrichtung verbindet.
Obwohl die vorliegende Erfindung anhand der obigen bevorzugten Ausführungsformen beschrieben wurde, würden zahlreiche Modifikationen und/oder Hinzufügungen zu den oben beschriebenen bevorzugten Ausführungsformen für einen einschlägigen Fachmann leicht ersichtlich sein. Als Beispiel, aber nicht als Einschränkung, können die vorliegenden Elektrodenanordnungen auch in Verbindung mit lenkbaren und nichtlenkbaren Sonden des Katheter-Typs verwendet werden. Es ist beabsichtigt, dass sich der Bereich der vorliegenden Erfindung auf alle solche Modifikationen und/oder Hinzufügungen erstreckt und dass der Bereich der vorliegenden Erfindung durch die nachstehenden Ansprüche begrenzt ist.

Claims

Elektrophysiologische Vorrichtung, aufweisend: eine Trägerstruktur (118, 168, 168' oder 232); eine Elektrode (102 oder 102'), die erste und zweite Längsenden definiert, die von der Trägerstruktur getragen werden; und wenigstens erste und zweite Stromversorgungsleitungen (104, 106), die mit der Elektrode verbunden sind; dadurch gekennzeichnet, dass die ersten und zweiten Stromversorgungsleitungen jeweils mit den ersten und zweiten Längsenden der Elektrode verbunden sind.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Trägerstruktur (168 oder 168') konfiguriert ist, um an eine Klemme montiert zu werden.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Trägerstruktur (118) einen flexiblen röhrenförmigen Körper aufweist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Trägerstruktur (232) dehnbar ist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Elektrode (102 oder 102') eine schraubenförmige Elektrode aufweist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Elektrode (102 oder 102') eine einheitliche Struktur definiert.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, ferner aufweisend: einen ersten Temperatursensor (126a), der mit dem ersten Längsende verbunden ist, und einen zweiten Temperatursensor (128b), der mit dem zweiten Längsende verbunden ist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 7, ferner aufweisend: einen dritten Temperatursensor (126b), der zwischen den ersten und zweiten Temperatursensoren angeordnet ist, und einen vierten Temperatursensor (128a), der zwischen den zweiten und dritten Temperatursensoren angeordnet ist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Elektrode (102, 102') eine Länge und einen elektrischen widerstand von wenigstens etwa 5 Ohm über die Länge definiert.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, ferner aufweisend: eine zweite Trägerstruktur (118a); eine zweite Elektrode (102a), die von der zweiten Trägerstruktur getragen wird; wenigstens erste und zweite Stromversorgungsleitungen (104a, 106a), die jeweils mit ersten und zweiten längs im Abstand voneinander angeordneten Stellen an der zweiten Elektrode verbunden sind.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 10, ferner aufweisend: einen Stromanschluss (140), der mit den ersten und zweiten Stromversorgungsleitungen verbunden ist und konfiguriert ist, um die ersten und zweiten Stromversorgungsleitungen mit einer Energiequelle (134) zu verbinden; und einen Rückführanschluss (142), der mit ersten und zweiten Stromrückführleitungen verbunden ist und konfiguriert ist, um die ersten und zweiten Stromrückführleitungen mit einer Energiequelle zu verbinden.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Elektrode (102, 102') in der Länge wenigsten 2 cm ist.
Elektrophysiologische Vorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Elektrode eine erste Elektrode (102) aufweist, wobei die elektrophysiologische Vorrichtung ferner aufweist: eine zweite Elektrode (102), die von der Trägerstruktur (232) getragen wird; und wenigstens erste und zweite Stromversorgungsleitungen (104, 106), die jeweils mit ersten und zweiten längs im Abstand voneinander angeordneten Stellen an der zweiten Elektrode verbunden sind.