DE7609456U1 - Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitung - Google Patents
Implantable biomedizinische reiz- und/ oder messleitungInfo
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Description
PATENTANWALT DlPL-ING. GERHARD SCHWAN
ELFEN3TRASSE32 · D.8000 MÜNCHEN 83
Aktenzeichen: G 76 09 456.9 13. Juni 1977
Anmelder: Medtronic, Inc.
/^ Implantable biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung "*""---...
Die Erfindung betrifft eine implantable, über ein Körpergefäß
einführbare biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung aus gegenüber Körpermedien und Gewebe im wesentlichen inerten
Werkstoffen, mit einem elektrisch isolierten Leiter, einem am hinteren Ende der Leitung angebrachten Anschlußstück, einer
am vorderen Leitungsende sitzenden, mit Korpergewebe in Kontakt bringbaren Elektrode und einem Gewebedurchstoßteil.
Eirie solche Leitung eignet sich für verschiedene Zwecke;
sie ist im folgenden anhand einer endokardiaien Schrittmacher-
und Meßleitung näher erläutert, über die ein Schrittmacher
an Herzgewebe angeschlossen wird.
Allgemein stehen zwei Arten von implantablen Leitungen zur
Verfügung. Die eine erfordert einen chirurgischen Eingriff, um den Körperteil freizulegen, an dem die Elektrode angebracht
werden soll. Die andere wird durch ein Körpergefäß, z.B. eine Vene hindurch zu der gewünschten Stelle geführt. Auf dem kardiovaskulären
Gebiet stehen myokardiale und endokardiale Leitungen
zur Verfügung. Mit einer myokardialen Leitung (z. B.
US-PS 3 21 6 424) wird meist ein hervorragender elektrischer Kontakt erzielt; sie erfordert jedoch eine Thorakotomie, um
die Elektroden in der Außenwand des
FERNSPRECHER: 089/6012039 · KABEL: ELECTRICPATENT MÜNCHEN
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Herzens festzulegen. Diese Art von chirurgischem Eingriff
stellt eine starke Belastung für den Patienten, insbesondere für ältere Menschen, dar. Selbst die verbesserten myokardialen
Leitungen, wie sie beispielsweise in den US-PSen 3 416 534,
3 472 234 und 3 737 579 beschrieben sind, erfordern einen kleineren
transthorakalen chirurgischen Eingriff, um an das Myokard heranzukommen und die Elektrode mit einem Spezialwerkzeug
oder chirurgischen Instrument im Herzgewebe einschrauben zu können.
Wird dagegen eine normale endokardiale Leitung, wie sie beispielsweise
aus der US-PS 3 348 548 bekannt ist, verwendet, ist kein größerer chirurgischer Eingriff erforderlich, da die
Leitung in eine Vene emgesexzt una durch üietjc iuuu'ui Cl'iy«"
führt wird. Die derzeit benutzten endokardialen Leitungen
sind jedoch schwierig zu positionieren und in geeigneter Lage zu halten; sie stellen ferner nicht den beste-n elektrischen
Kontakt sicher, da die Elektrode nur gegen die Innenwand des Herzens oder Endokards im Bereich oder nahe der Spitze der
rechten Herzkammer anliegt. Infolgedessen neigen derartige bekannte Elektroden zu einer Verlagerung aus der Sollstellung,
was häufig zu einem Verlust der Herzmitnahme und damit zu einem
Ausfall der Reizung des Herzens des Patienten führt. Da ferner die Elektroden einer endokardialen Leitung nicht in dem
Herzgewebe festgelegt sind, sucht sich die Leitung bei jeder Kontraktion des Herzmuskels zu bewegen. Es kommt dadurch zu
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einem unerwünschten schwieligen oder fibrösen Wachstum auf
der Innenwand der rechten Herzkammer. Ein weiteres Problem er···
gibt sich daraus, daß bei der Kontraktion des Herzens die an de" Leitungsspitze sitzende oder vordere Elektrode gelegentlich
die Herzwand durchstoßen kann, was eine äußerst gefähr.liche
Verletzung des Herzens darstellt und zum Verlust der Herzmitriahme
führt.
Es wurden zahlreiche Versuche unternommen, eine endokardiale Leitung zu entwickeln, die für einen ständigen Schrittmacherbetrieb
auf einfache und verläßliche Weise im endokardialen Gewebe festgelegt werden kann. Beispiele derartiger Leitungsausbildungen sind in den US-PSen 3 754 555 und 3 814 104 beschrieben.
Dabei sitzt innerhalb der Leitung ein Mechanismus, der es erlaubt, Stacheln oder Haken von Ausnehmungen im vorderen
Ende der Leitung in endokardiales Gewebe hineinzudrücken, nachdem die Leitung transvenös vorgeschoben und innerhalb des
Herzens in die geeignete Lage gebracht ist. Entsprechend einer weiteren Abwandlung dieses Lösungsprinzips wird eine Hülse ode^
ein Einführkatheter vorgesehen, der die gleiche Länge wie die Leitung hat und die Elektrode ummantelt, während sie transvenös
in die geeignete Lage im Herzen gebracht wird, worauf die Elektrode von der Hülse oder dem Einführkatheter aus in endokardiales
Gewebe hineinbewegt wird. Typische Anordnungen dieser Art sind aus der US-PS 3 844 292 und dem Aufsatz "New Pacemaker
Electrodes" von Max Schaldock in Band 17 Transactions:
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-A-
American Society for Artificial Internal Organs, 1971, Seiten
29 bis 35, bekannt.
Diese bekannten endokardialen Leitungsanordungen waren im Hinblick
auf eine verläßliche Dauerbefestigung im endokardialen Gewebe nicht voll befriedigend. Die Stacheln oder Haken der Leitungen
lösen sich zuweilen oder fangen sich in trabekularem Herzgewebe, so daß die Elektrode gegenüber dem Endokard versetzt bleibt
und mit diesem nur einen schlechten elektrischen Kontakt herstellt.
Die Katheter oder Hülsen der zuletzt erläuterten Leitungen vergrößern
in unerwünschter Weise die Abmessungen der Leitung, während diese durch die Vene vorgeschoben wird; die erhöhte Steifigkeit
macht es schwierig, die Elektrodenspitze im Herzen in die ■ gewünschte Lage zu bringen. In beiden Fällen wird durch den komplizierten
Leitungsaufbau die statistische Zuverlässigkeit herabgesetzt, während die Kosten steigen. Wenn der die Implantation
vornehmende Chirurg die Stacheln oder Haken irrtümlicherweise aus ihren Ausnehmungen in der Elektrodenspitze vorschiebt oder wenn
dies durch eine Fehlfunktion der Leitung geschieht, während die Leitung durch die Venen und die Herzklappen geschoben wird, kann
es zu ernsthaften Verletzungen kommen, da die Stacheln oder Haken die Klappen oder das die Venen auskleidende Gewebe aufreißen.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine implantable Leitung
zu schaffen, die alle Vorteile sowohl der myokardialen als
auch der dndokardialen Leitungen bietet, ohne daß sie mit den
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Mängeln behaftet ist, die bei diesen Leitungen bisher häufig anzutreffen sind. Es soll eine implantable intravaskulare
Leitung geschaffen werden, die in das zu stimulierende Körpergewebe eingebettet und dort dauerhaft festgelegt, aber auch
wieder entfernt werden kann, ohne daß komplizierte Elektro-
denvorschiebemechanismen oder platzraubende Einführhülsen §
II oder -katheter verwendet zu werden brauchen. Der Leitungs- ||j
m körper soll sich ohne weiteres so ausbilden lassen, daß er
bei Daueranwendung eine hohe Verläßlichkeit hat; die Leitung soll mittels bekannter und bewährter Verfahren leicht im
Herzen angeordnet werden könnnen.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß dadurch gelöst, daß eine
am vorderen Leitungsende angebrachte, den Gewebedurchstoßteil ummantelnde Umkleidung aus flexibel nachgiebigem Werkstoff
vorgesehen ist. Diese Umkleidung erlaubt es, die Leitung samt Elektrode in ein Körpergefäß einzubringen und durch dieses
hindurch zu der gewünschten Stelle zu führen, ohne daß das Körpergefäß verletzt wird. Durch Zurückschieben der Umkleidung
kann die Elektrode an der gewünschten Stelle sicher eingelagert und mit Bezug auf das Körpergewebe dauerhaft festgelegt
werden, ohne daß Elektrodenvorschiebemechanismen, Einführhülsen, Katheter oder dergleichen erforderlich sind.
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In weiterer Ausgestaltung der Erfindung ist die Umkleidung
als bei Anlage am Körpergewebe von dem Gewebedurchstoßteil aufgrund ihrer Eigenflexibilität zurückschiebbare, dünnwandige,
langgestreckte Manschette ausgebildet. Die Elektrode weist vorteilhaft einen mit dem Gewebe in Eingriff kommenden
Elektrodenfixierungsteil auf, der durch Kontakt der Umkleidung
mit dem Gewebe gleichfalls freilegbar ist. Als Umkleidung' ist vorzugsweise ein in Längsrichtung zusammendrückbarer
Faltenbalg vorgesehen, der beim Anbringen der Elektrode zusammenschiebbar
und derart elastisch ausgebildet ist, daß er sich bei einem Lösen der Elektrode von endothelialem Gewebe
untvjr Rückkehr in die die Elektrode ummantelnde Lage
streckt. Als Elektrodenfixierungsteil ist zweckmäßig eine in endotheliales Gewebe einschraubbare, mehrere Windungen
aufweisende starre Wendel vorgesehen, die in einer den Gewebedurchstoßteil bildenden Spitze ausläuft.
Die Erfindung ist im folgenden anhand eines bevorzugten Ausführungsbeispiels
näher erläutert. In den beiliegenden Zeichnungen zeigen:
Fig. 1 eine bevorzugte Ausführungsform der implantablen
intravaskularen Leitung nach der Erfindung in teilweise
aufgeschnittener Darstellung und
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Fig. 2 die Leitung nach Fig. 1 nach Einbetten und dauerhafter Festlegung in dem die Spitze der rechten Herzkammer
bildenden Gewebe.
Die intravaskulare, endokardiale Leitung nach Fig. 1 weist einen
langgestreckten Leitungsabschnitt 10, einen vorderen Elektrodenendabschnitt
12 und einen hinteren Anschiußendabschnitt 13 auf. In der veranschaulichten zweipoligen Ausführungsform
ist die Leitung mit zwei enggewickelten gewendelten Leitern 14,15 versehen, von denen jeder die Form einer Federwendel hat,
die um und entlang der Leiterachse gewickelt ist. Die . .gewendelten
Leiter 14,15 reichen in gesonderten Hohlräumen eines Mantels oder einer Hülse 16 aus elektrisch isolierendem Werkstoff
über die volle Länge der Leitung 10.
Jeder der gewendelten Leiter 14,15 besteht aus einem elektrisch leitenden Werkstoff, der einen geringen elektrischen Widerstand
hat und gegenüber Korrosion durch Körpermedien beständig ist. Für diesen Zweck eignet sich beispielsweise eine Platirr-Iridium-Legierung.
Die Hülse 16 ist aus einem elektrisch isolierenden Werkstoff gefertigt, vorzugsweise einem Silikonkautschuk,
der inert ist und von Körpergewebe gut toleriert wird.
Am hinteren Ende 13 der Leitung 10 sind die Leiter 14 und 15
in rohrförmige Anschlußstifte 17 bzw. 18 eingeführt und mit
diesen durch Quetschen verbunden. Ein gaoelförmiger Schufen 19
aas dem" gleichen Werkstoff wie- die Müüise 1 6 iist um die-Aw-
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schlußstifte 17,18, die Anschlußenden der gewendelten Leiter
14,15 und die Hülse 16 herumgespritzt, wobei die Stifte 17 und 18 über den Schuh 19 vorstehen. Die Anschlußstifte lassen
sich in Buchsen des Impulsgenerators einführen. Bei dem Impulsgenerator
kann es sich um einen beliebigen zweckentsprechenden implantablen Impulsgenerator handeln, beispielsweise
einen Generator, der aus der US-PS 3 057 356 bekannten Art.
Die beiden Anschlußstifte 17, 18 und die zugehörigen gewendelten Leiter 14,15 sind hohl, so daß ein Sondenführer 20 eingeschoben
werden kann, der über die voll-s Länge der Leitung
reicht. Der Sondenführer 20 versteift die Leitung 10, Das
vordere Ende des Sondenführers ist im Bereich des vorderen
hintere Sondenführerende benachbart dem hinteren Endabschnitt
13 der Leitung so ausgestaltet, beispielsweise mit einer Schlaufe 21 versehen ist, daß der Sondenführer um seine Achse
gedreht werden kann, um auf diese Weise dem vorderen Endabschnitt 12 der Leitung eine vorbestimmte Richtung zu geben,
wenn die Leitung durch die Vene hindurch eingeführt wird. Der
Sondenführer versteift den hinteren Abschnitt der Leitung; er läßt sich so handhaben, daß der vordere Elektrodenendabschnitt
eine geeignete Krümmung erhält, um die Leitung in eine Vene, beispielsweise eine der Halsvenen, einführen und
das vordere Ende 12 der Leitung durch die Vene hindurch in die rechte Herzkammer schieben zu können.
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Am vorderen Ende der Leitung 10 sind zwei Elektroden 22 und 23 mit den Enden der Leiter 14 bzw. 15 verschweißt oder auf
ändere Weise elektrisch verbunden. Die Elektrode 23 hat vorzugsweise
die Form eines Ringes aus einem korrosionsbeständigen, elektrisch leitenden Werkstoff, beispielsweise Platin
oder einer Platinlegierung, einem Metalloxid oder einer Kohlenstoffverbindung.
Die Ringelektrode 23 umfaßt beide gewendelten Leiter 14 und 15. Die Elektrode 22 ist in ähnlicher
Weise mit dem vorderen Ende des gewendelten Leiters 14 elektrisch verbunden. Das zwischen den Elektroden 22 und 23 verlaufende
Stück des gewendelten Leiters 14 ist mittels eines Mantels 24 aus dem gleichen Werkstoff wie die Hülse 16 isoliert,
der um den Leiter 14 herumgespritzt ist. Auf diese Weise wird mit Ausnahme der Elektroden 22 und 23 die gesamte
Leitung gegenüber dem Körper isoliert, wenn sie an den Impulsgenerator angeschlossen wird.
Die insoweit beschriebene Leitung 10 gemäß den Fig. 1 und 2 entspricht der aus der US-PS 3 348 548 bekannten Leitung. Es
zeigte sich, daß eine derartige Leitung den ständigen, sich rasch wiederholenden Biegebeanspruchungen über Jahre hinweg
standhalten kann. Die Leiterwindungen sind verhältnismäßig enggewickelt, obwohl zwischen benachbarten Windungen ein geringer
Zwischenraum vorgesehen sein kann. Durch den enggewickelten
Aufbau wird für eine maximale Anzahl von Leiterwindungen je Längeneinheit gesorgt; die Beanspruchungen werden
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optimal verteilt. Die Ausbildung der Leiter in Form von gewendelten
Federn erlaubt auch eine erhebliche Streckung innerhalb der Elastizitätsgrenzen des Werkstoffes sowie eine Verteilung
der Biegebeanspruchungen in Längsrichtung des Leiters, die sich andernfalls an einem bestimmten Punkt konzentrieren
könnten. Sowohl die Leiter 14 und 15 als auch die isolierenden Mantel 16, 19 und 24 sind elastisch. In Verbindung mit
dem gewendelten Aufbau der Leiter stellt dies eine maximale Verteilung von Biegekräften sicher.
Von der bekannten Anordnung unterscheidet sich die veranschaulichte
Leitung durch die Elektrode 22, die mit gewebedurchstoßenden und die Elektrode fixierenden Teilen versehen ist, sowie
durch eine mit der Leitung fest verbundene Umkleidung oder Manschette zum Schutz der intravaskularen Körpergefäße
gegen Beschädigung durch den das Gewebe durchstoßenden Abschnitt während des Einführens der Leitung. Diese Manschette
zieht sich von dem das Gewebe durchstoßenden und dem der Fixierung
dienenden Abschnitt zurück, wenn diese in endotheliales Gewebe hinein- und/oder durch dieses hindurchgeschoben werden.
Die elektrisch leitende Elektrode 22 hat die Form eines im Querschnitt kreisförmigen Korkenziehers oder einer Wendel
25 mit ungefähr 5 Windungen. Die Wendel hat eine Länge von ungefähr 6,4 mm und einen Nennaußendurchmesser, der ungefähr
gleich demjenigen des isolierten Körpers der Leitung 10 ist, d. h. ungefähr 3,2 mm beträgt. Die Wendel 25 kann mit Ausnahme
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ihrer Spitze oder einer oder mehrerer Windungen oder Windungsteile
mit Hilfe einer dünnen Schicht aus nichtleitendem Werkstoff isoliert sein, so daß die Reizstromdichte bezogen auf
die leitende Elektrodenfläche größer wird. Die Wendel 25 ist mit einem Anschlußteil 27 des Leiters 14 verschweißt oder auf
ondere Weise elektrisch verbunden. Vorzugsweise ist die Wendel 25 mit einer angeschärften Spitze 26 zum Durchstoßen von endokardialem
Gewebe und mit einer ausreichenden Anzahl von Windungen versehen, so daß bei Drehen der Leitung 10 und der Elektrode
22 durch Drehung des hinteren Endabschnittes 13 die Wendel 25 durch das endokardiale Gewebe hindurch in myokardiales
Gewebe vorgeschoben und dort durch die Windungen der Wendel 25 gehalten und an einer Verlagerung gehindert werden kann.
Eine Einführhülse oder Manschette 28 sitzt über den Windungen und der Spitze 26 der Wendel 25; sie ist mit dem das Anschlußteil
27 umgebenden Manxel 24 dicht verbunden. Die Manschette 28 besteht aus einem Silikonkautschuk oder einem anderen
zweckentsprechenden Werkstoff und hat die Form eines dünnwandigen, ziehharmonikaartig gefalteten Rohrs, dessen Faltenzahl
mindestens gleich der Windungszahl der Wendelelektrode 25 ist. In dem in Fig. 1 veranschaulichten entspannten Zustand strekken
sich die Falten; sie bilden miteinander Winkel von ungefähr 9O°. Im entspannten Zustand hat die Manschette 28 eine
Länge von ungefähr 7,6 mm, einen äußeren maximalen Faltendurchmesser
von ungefähr 4,0 mm und eine Wandstärke von ungefähr
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0,25 mm.
Die Manschette 28 ist so gestaltet, daß sie das Körpergefäß oder die Vene schützt, durch die hindurch die Leitung bis zu
dem endothelialen Gewebe eines Körperorgans eingeführt wird, bis die gewünschte Implantationsstelle erreicht ist. Wenn
sich im Falle eines Herzschrittmachers die Leitung in der Herzkammer befindet und an der gewünschten Stelle des Endokards
befestigt wird, schieben sich die ziehharmonikaartigen Falten der Manschette 28 zusammen; sie falten sich über den
Windungen der Wendel 25 zurück, während diese in das Endokard eingeschraubt wird.
Fig. 2 zeigt eine teilweise eingerührte Leitung 10 in einer Vene (Position A) sowie eine vollständig eingeführte Leitung
1O1, deren Elektrode 22' in dem die Spitze der rechten Herzkammer
bildenden Gewebe dauerhaft festgelegt ist (Position B).
Wie aus Fig. 2 hervorgeht, weist das im Schnitt dargestellte Herz vier Kammern, nämlich die rechte Herzkammer 31, den rechten
Vorhof 32, den linken Vorhof 33 und die linke Herzkammer 34 auf. Eine endokardiale Leitung wird vorzugsweise über eine
Vene auf der Niederdruckseite des Kerzens eingeführt. Dafür
können die rechte oder die linke äußere Halsvene oder die rechte
oder linke Vena cephalica 35, die obere Hohlvene 36, der
rechte Vcrhof 32, die Trikuspidalklappe 37 und die rechte
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Herzkammer 31 verwendet werden. Während des Einführens der Leitung
10 muß diese durch die Venen hindurch einen gekrümmten Weg nehmen sowie die Klappe 37 durchlaufen, ohne daß das Gewebe beschädigt
wird. Es ist ferner erwünscht, daß die Leitung 10 einen kleinen Querschnitt hat, um leicht durch die Venen hindurchgeschoben
werden zu können und keine übermäßige Streckung der Venen zu verursachen.
In der Position A der Fig. 2 ist das vordere Ende 12 der Leitung
1O teilweise veranschaulicht. Während des Vorschiebens der Leitung wird die scharfe Spitze der Wendel 25 von der Manschette
28 ummantelt, so daß sie nicht die Auskleidung der Venen und die Klappe 37 aufreißen kann. Auch beim Zurückziehen
der Leitung 10 bleibt die Spitze der Wendel 25 umhüllt; es
kann' nicht zu Beschädigungen des intravaskularen Gewebes kommen
.
In der Position B ist die Leitung 10' in das Endokard an der
Spitze der rechten Herzkammer 31 eingeschraubt. Das Einschrauben der Wendel 25' erfolgt durch Drehen der ganzen Leitung,
indem ein entsprechendes Drehmoment auf das in Fig. 2 nicht gezeigte hintere Ende 13 der Leitung 10' ausgeübt wird. Wenn die
Leitung 10' während des Drehens gegen das Endokard gedrückt
wird, legen sich die Falten der Manschette 28' immer weiter
zusammen; die Windungen der Wendel 25' schlupfen an dem offenen
Ende der Manschette 28' vorbei und drehen sich in das Her'zge-
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- 14 webe hinein.
Klinische Versuche mit der beschriebenen Leitung 10 zeigten,
daß die Wendel 25 leicht und wiederholt durch die Vene und.die Herzklappe hindurch eingeführt, in das Endokard eingeschraubt,
wieder herausgeschraubt und aus dem Körper über den gleichen ' Weg herausgezogen werden kann, ohne daß das Gewebe, mit dem die
Leitung in Kontakt kommt, in irgendeinem nennenswerten Umfang verletzt wird. Wenn die Leitung herausgeschraubt wird, strecken
sich die Falten der Manschette 28; die Manschette gleitet über
die Windungen der korkenzieherartigen Elektrode 22 zurück. Die einfache Handhabung der Leitung und die sichere Festlegung, die
durch eine Korkenzieher- oder Wendelelektrode erreicht wird, machen die Leitung überlegen gegenüber allen bekannten endokardialen
Leitungen.
Während die veranschaulichte und beschriebene bevorzugte Ausführungsform
der Leitung zweipolig ist, versteht es sich, daß das erläuterte Prinzip ohne weiteres auch bei einpoligen Leitungen
angewendet werden kann, d. h. Leitungen, die nur eine Elektrode und einen Leiter aufweisen. Die Elektrode 23 kann
in anderer Form ausgebildet oder an anderer Stelle der Leitung vorgesehen sein. Während die Leitung 1O in Verbindung mit einer
Herzschrittmacheranordnung beschrieben wurde, versteht es sich ferner, daß; ,die Leitung 10 auch für andere Stimulationsaufgaben herangezogen werden kann.
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Claims (8)
1. Implantable, über ein Körpergefäß einführbare biomedizinische Reiz- und/oder Meßleitung aus gegenüber Körpermedien
und Gewebe im wesentlichen inerten Werkstoffen, mit einem elektrisch isolierten Leiter, einem am hinteren Ende
der Leitung angebrachten Anschlußstück, einer am vorderen Leitungsende sitzenden, mit Körpergewebe in Kontakt
bringbaren Elektrode und einem Gewebedurchstoßteil, gekennzeichnet durch eine am vorderen Leitungsende (12)
angebrachte, den Gewebedurchstoßteil ummantelnde Umkleidung aus flexibel nachgiebigem Werkstoff.
2. Reiz-und/oder Meßleitung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet,
daß die Umkleidung als bei Anlage am Körpergewebe von dem Gewebedurchstoßteil aufgrund ihrer
Eigenflexibilität zurückschiebbare, dünnwandige, langge-
streckte Manschette (28) ausgebildet ist.
3. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet;, daß die Elektrode (22)
einen mit dem Gewebe in Eingriff kommenden Elektroden-
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S* I» * 3***1
* t t t I ti i
- 16 -
fixierungsteil aufweist, der durch Kontakt der Umkleidung
mit dem Gewebe gleichfalls freilegbar ist.
4. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß als Umkleidung ein in Längsrichtung zusammendrückbarer Faltenbalg
vorgesehen ist, der beim Anbringen der Elektrode (22)
zusammenschiebbar und derart elastisch ausgebildet ist, daß er sich bei einem Lösen der Elektrode von endothelialem
Gewebe unter Rückkehr in die die Elektrode ummantelnde Lage streckt.
5. Reiz- und/oder Meßleitung nach Anspruch 3 oder 4, dadurch gekennzeichnet, daß als Elektrodenfixierungsteil eine
in endotheliales Gewebe einschraubbare, mehrere Windungen aufweisende starre Wendel (25) vorgesehen ist, die
in einer den Gewebedurchstoßteil bildenden Spitze (26) ausläuft.
6. Reiz- und/oder Meßleitung nach einemcer vorhergehenden
Ansprüche, gekennzeichnet durch eine die Leitung (1O)
und einen Teil der Elektrode (22) umschließende, gegenüber
Körpermedien und Gewebe abdichtende Umhüllung aus einem gegenüber Körpermedien und Gewebe im wesentlichen
inerten Werkstoff.
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7. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die Leitung (1O) als intravaskulare Leitung ausgebildet ist.
8. Reiz- und/oder Meßleitung nach einem der vorhergehenden
Ansprüche, gekennzeichnet durch eine in Leitungslängsrichtung verlaufende Öffnung zur Aufnahme eines Sondenführers
(20).
7609456 08.09.77
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Families Citing this family (81)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE2539553A1 (de) * | 1975-09-05 | 1977-03-10 | Osypka Peter | Elektrodenanordnung fuer medizinische zwecke |
| US4046151A (en) * | 1976-04-30 | 1977-09-06 | Medtronic, Inc. | Body implantable lead with stiffening stylet |
| US4106512A (en) * | 1976-12-16 | 1978-08-15 | Medtronic, Inc. | Transvenously implantable lead |
| US4146035A (en) * | 1977-09-23 | 1979-03-27 | Edward Basta | Endocardial electrode and applicator therefor |
| US4257428A (en) * | 1977-12-09 | 1981-03-24 | Barton Steven A | Retractable stimulation electrode apparatus and method |
| US4321931A (en) * | 1978-04-10 | 1982-03-30 | Hon Edward D | Electrode structure and applicator therefor |
| US4209019A (en) * | 1979-01-05 | 1980-06-24 | Medtronic, Inc. | Stylet insertion guide and rotation control device for use with body implantable lead |
| US4299239A (en) * | 1979-02-05 | 1981-11-10 | Intermedics, Inc. | Epicardial heart lead assembly |
| US4235246A (en) * | 1979-02-05 | 1980-11-25 | Arco Medical Products Company | Epicardial heart lead and assembly and method for optimal fixation of same for cardiac pacing |
| SE422885B (sv) * | 1980-04-11 | 1982-04-05 | Ursus Konsult Ab | Elektrodanordning |
| US4355642A (en) * | 1980-11-14 | 1982-10-26 | Physio-Control Corporation | Multipolar electrode for body tissue |
| USRE32227E (en) * | 1981-03-19 | 1986-08-19 | Medtronic, Inc. | "J" Stylet wire |
| US4381013A (en) * | 1981-03-19 | 1983-04-26 | Medtronic, Inc. | "J" Stylet wire |
| US4419819A (en) * | 1982-01-29 | 1983-12-13 | Medtronic, Inc. | Method of making biomedical lead with lobed lead anchor |
| US4614192A (en) * | 1982-04-21 | 1986-09-30 | Mieczyslaw Mirowski | Implantable cardiac defibrillator employing bipolar sensing and telemetry means |
| US4598708A (en) * | 1984-09-17 | 1986-07-08 | Cordis Corporation | Torque clamp for use with pervenous lead having fixation device |
| US4628943A (en) * | 1985-06-21 | 1986-12-16 | Cordis Corporation | Bipolar screw-in packing lead assembly |
| US4827940A (en) * | 1987-04-13 | 1989-05-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Soluble covering for cardiac pacing electrode |
| US4967766A (en) * | 1989-05-16 | 1990-11-06 | Intermedics, Inc. | Implantable endocardial lead with fixation apparatus retractable by a lanyard |
| US5246014A (en) * | 1991-11-08 | 1993-09-21 | Medtronic, Inc. | Implantable lead system |
| US5324327A (en) * | 1991-12-17 | 1994-06-28 | Cohen Donald M | Low threshold cardiac pacing lead |
| US5231996A (en) * | 1992-01-28 | 1993-08-03 | Medtronic, Inc. | Removable endocardial lead |
| US5330521A (en) * | 1992-06-29 | 1994-07-19 | Cohen Donald M | Low resistance implantable electrical leads |
| US5328442A (en) * | 1992-11-20 | 1994-07-12 | Siemens Pacesetter, Inc. | System and method for stimulating a heart having undergone cardiac myoplasty using a single-chamber pacemaker |
| US5383922A (en) * | 1993-03-15 | 1995-01-24 | Medtronic, Inc. | RF lead fixation and implantable lead |
| US5374286A (en) * | 1993-03-31 | 1994-12-20 | Medtronic, Inc. | Torque indicator for fixed screw leads |
| US5354327A (en) * | 1993-04-07 | 1994-10-11 | Medtronic, Inc. | Conductor coil with specific ratio of torque to bending stiffness |
| US5522876A (en) * | 1994-10-26 | 1996-06-04 | Vitatron Medical, B.V. | Screw-in pacing lead |
| US5593433A (en) * | 1994-12-19 | 1997-01-14 | Intermedics, Inc. | Implantable endocardial lead with self-healing retractable fixation apparatus |
| SE9502058D0 (sv) * | 1995-06-06 | 1995-06-06 | Pacesetter Ab | Ändskydd för implanterbar elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd |
| SE9503144D0 (sv) * | 1995-09-12 | 1995-09-12 | Pacesetter Ab | Skyddskropp för implanterbar elektrisk ledare jämte elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd |
| US5824030A (en) * | 1995-12-21 | 1998-10-20 | Pacesetter, Inc. | Lead with inter-electrode spacing adjustment |
| SE9602000D0 (sv) * | 1996-05-24 | 1996-05-24 | Pacesetter Ab | Medikamentavgivande ändskydd för implanterbar elektrisk ledare jämte elektrisk ledare försedd med dylikt ändskydd |
| US5716390A (en) * | 1996-08-09 | 1998-02-10 | Pacesetter, Inc. | Reduced diameter active fixation pacing lead using concentric interleaved coils |
| US7416554B2 (en) | 2002-12-11 | 2008-08-26 | Usgi Medical Inc | Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds |
| US7744613B2 (en) | 1999-06-25 | 2010-06-29 | Usgi Medical, Inc. | Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds |
| US7637905B2 (en) | 2003-01-15 | 2009-12-29 | Usgi Medical, Inc. | Endoluminal tool deployment system |
| US6408213B1 (en) * | 1999-09-29 | 2002-06-18 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Low profile, ventricular, transvenous, epicardial defibrillation lead |
| US6445954B1 (en) | 2000-04-04 | 2002-09-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Pulse generator header lead introducer tool |
| US6757970B1 (en) | 2000-11-07 | 2004-07-06 | Advanced Bionics Corporation | Method of making multi-contact electrode array |
| DE60124948T2 (de) * | 2000-12-07 | 2007-09-20 | Medtronic, Inc., Minneapolis | Leitungen für die gerichtete Hirnstimulation und-aufzeichnung |
| US6968235B2 (en) * | 2001-07-17 | 2005-11-22 | Medtronic, Inc. | Enhanced method and apparatus to identify and connect a small diameter lead with a low profile lead connector |
| US6675049B2 (en) | 2001-07-17 | 2004-01-06 | Medtronic, Inc. | Method and apparatus for automatic implantable medical lead recognition and configuration |
| US6695793B2 (en) | 2001-07-31 | 2004-02-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Guide catheter for placing cardiac lead |
| US7904161B2 (en) * | 2001-10-22 | 2011-03-08 | Oscor Inc. | Lead adaptor having low resistance conductors and/or encapsulated housing |
| US6745079B2 (en) * | 2001-11-07 | 2004-06-01 | Medtronic, Inc. | Electrical tissue stimulation apparatus and method |
| US6704605B2 (en) | 2002-01-31 | 2004-03-09 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Medical electrode assembly |
| US8956280B2 (en) | 2002-05-30 | 2015-02-17 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Apparatus and methods for placing leads using direct visualization |
| AU2003240831A1 (en) * | 2002-05-30 | 2003-12-19 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Apparatus and method for coronary sinus access |
| US7942898B2 (en) | 2002-12-11 | 2011-05-17 | Usgi Medical, Inc. | Delivery systems and methods for gastric reduction |
| US7942884B2 (en) | 2002-12-11 | 2011-05-17 | Usgi Medical, Inc. | Methods for reduction of a gastric lumen |
| US7392094B2 (en) | 2002-12-19 | 2008-06-24 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable lead for septal placement of pacing electrodes |
| US20050228452A1 (en) * | 2004-02-11 | 2005-10-13 | Mourlas Nicholas J | Steerable catheters and methods for using them |
| US20050197623A1 (en) * | 2004-02-17 | 2005-09-08 | Leeflang Stephen A. | Variable steerable catheters and methods for using them |
| US7703459B2 (en) | 2004-03-09 | 2010-04-27 | Usgi Medical, Inc. | Apparatus and methods for mapping out endoluminal gastrointestinal surgery |
| US7918869B2 (en) | 2004-05-07 | 2011-04-05 | Usgi Medical, Inc. | Methods and apparatus for performing endoluminal gastroplasty |
| US7238883B2 (en) | 2004-08-11 | 2007-07-03 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Lead assembly with flexible portions and method therefor |
| US7993350B2 (en) * | 2004-10-04 | 2011-08-09 | Medtronic, Inc. | Shapeable or steerable guide sheaths and methods for making and using them |
| DE602006010515D1 (de) * | 2005-01-31 | 2009-12-31 | Medtronic Inc | Verfahren zur herstellung einer medizinischen leitung |
| US20070016130A1 (en) * | 2005-05-06 | 2007-01-18 | Leeflang Stephen A | Complex Shaped Steerable Catheters and Methods for Making and Using Them |
| US8239039B2 (en) * | 2005-08-30 | 2012-08-07 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Device on lead to prevent perforation and/or fixate lead |
| ATE411832T1 (de) * | 2005-10-12 | 2008-11-15 | Biotronik Crm Patent Ag | Aktive fixierungsherzelektrode |
| US8726909B2 (en) | 2006-01-27 | 2014-05-20 | Usgi Medical, Inc. | Methods and apparatus for revision of obesity procedures |
| US7848821B1 (en) | 2006-07-11 | 2010-12-07 | Pacesetter, Inc. | Apparatus and method for electrode insertion in heart tissue |
| US20080280341A1 (en) * | 2007-05-08 | 2008-11-13 | Kenknight Bruce | System And Method For Local Field Stimulation |
| US8469971B2 (en) * | 2008-08-12 | 2013-06-25 | Boston Scientific Neuromodulation Corporation | Stylet for guiding leads of implantable electric stimulation systems and methods of making and using |
| US8160721B2 (en) * | 2008-08-15 | 2012-04-17 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Implantable lead with flexible tip features |
| US9468364B2 (en) | 2008-11-14 | 2016-10-18 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Intravascular catheter with hood and image processing systems |
| US8527066B2 (en) | 2008-12-19 | 2013-09-03 | St. Jude Medical Ab | Medical implantable lead and a method for ensuring proper and safe attachment of such a lead to an organ |
| EP2266657A1 (de) * | 2009-06-23 | 2010-12-29 | Biotronik CRM Patent AG | Elektrodensonde zur medizinischen Anwendung |
| US9468755B2 (en) * | 2009-09-30 | 2016-10-18 | Respicardia, Inc. | Medical lead with preformed bias |
| WO2011156391A2 (en) * | 2010-06-07 | 2011-12-15 | Thoratec Corporation | Bi-ventricular percutaneous cable |
| US20120123496A1 (en) | 2010-11-12 | 2012-05-17 | Medtronic, Inc. | Connectivity detection and type identification of an implanted lead for an implantable medical device |
| US9265514B2 (en) | 2012-04-17 | 2016-02-23 | Miteas Ltd. | Manipulator for grasping tissue |
| US10244956B2 (en) | 2016-02-12 | 2019-04-02 | Nuvectra Corporation | Stimulation needle apparatus and method |
| US11185704B2 (en) | 2017-11-06 | 2021-11-30 | Pacesetter, Inc. | Biostimulator having fixation element |
| US11026791B2 (en) | 2018-03-20 | 2021-06-08 | Medtronic Vascular, Inc. | Flexible canopy valve repair systems and methods of use |
| US11577086B2 (en) | 2018-08-20 | 2023-02-14 | Pacesetter, Inc. | Fixation mechanisms for a leadless cardiac biostimulator |
| USD894396S1 (en) | 2019-03-08 | 2020-08-25 | Pacesetter, Inc. | Leadless biostimulator attachment feature |
| US11541243B2 (en) | 2019-03-15 | 2023-01-03 | Pacesetter, Inc. | Biostimulator having coaxial fixation elements |
| US20230007971A1 (en) * | 2021-07-08 | 2023-01-12 | Heartware, Inc. | Dual stator pump split connnector |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US2831174A (en) * | 1956-08-14 | 1958-04-15 | Oscar M Hilmo | Electric test prod |
| US3348548A (en) * | 1965-04-26 | 1967-10-24 | William M Chardack | Implantable electrode with stiffening stylet |
| US3416534A (en) * | 1966-04-11 | 1968-12-17 | Gen Electric | Body organ electrode |
| US3472234A (en) * | 1967-08-15 | 1969-10-14 | Gen Electric | Body organ electrode |
| US3508545A (en) * | 1967-11-16 | 1970-04-28 | Dow Corning | Catheter placement unit for paracervical anesthesia |
| US3750650A (en) * | 1970-12-15 | 1973-08-07 | Hewlett Packard Gmbh | Double spiral electrode for intra-cavity attachment |
| US3827428A (en) * | 1971-01-20 | 1974-08-06 | R Hon | Bipolar electrode structure for monitoring fetal heartbeat and the like |
| US3844292A (en) * | 1972-06-09 | 1974-10-29 | Medtronic Inc | Intravascular lead assembly |
-
1975
- 1975-04-23 US US05/570,917 patent/US3974834A/en not_active Expired - Lifetime
-
1976
- 1976-03-25 SE SE7603620A patent/SE416520B/xx unknown
- 1976-03-26 DE DE2613044A patent/DE2613044C3/de not_active Expired
- 1976-03-26 DE DE7609456U patent/DE7609456U1/de not_active Expired
- 1976-04-01 NL NL7603388.A patent/NL165382C/xx not_active IP Right Cessation
- 1976-04-05 JP JP51038097A patent/JPS51136389A/ja active Granted
- 1976-04-07 GB GB14153/76A patent/GB1521852A/en not_active Expired
- 1976-04-07 CA CA249,789A patent/CA1085932A/en not_active Expired
- 1976-04-12 AR AR262847A patent/AR210273A1/es active
- 1976-04-13 FR FR7610803A patent/FR2308383A1/fr active Granted
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- 1976-04-20 BR BR2414/76A patent/BR7602414A/pt unknown
- 1976-04-22 NO NO761380A patent/NO140728C/no unknown
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| NO140728C (no) | 1979-11-07 |
| US3974834A (en) | 1976-08-17 |
| NL165382B (nl) | 1980-11-17 |
| IL49441A (en) | 1979-05-31 |
| DE2613044C3 (de) | 1982-02-04 |
| NO761380L (de) | 1976-10-26 |
| JPS51136389A (en) | 1976-11-25 |
| GB1521852A (en) | 1978-08-16 |
| NL7603388A (nl) | 1976-10-26 |
| SE416520B (sv) | 1981-01-19 |
| SE7603620L (sv) | 1976-10-24 |
| NO140728B (no) | 1979-07-23 |
| BR7602414A (pt) | 1976-10-19 |
| FR2308383B1 (de) | 1979-06-22 |
| FR2308383A1 (fr) | 1976-11-19 |
| AU1316976A (en) | 1977-09-08 |
| CA1085932A (en) | 1980-09-16 |
| DE2613044A1 (de) | 1976-11-04 |
| AR210273A1 (es) | 1977-07-15 |
| JPS5533346B2 (de) | 1980-08-30 |
| NL165382C (nl) | 1981-04-15 |
| DE2613044B2 (de) | 1981-04-23 |
| IL49441A0 (en) | 1976-06-30 |
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|---|---|---|
| DE2613044C3 (de) | Implantierbare elektrische Leitung | |
| DE2719287C2 (de) | Implantierbare Elektrodenanordnung | |
| DE2506694C2 (de) | Implantierbare, transvenös einführbare Elektrodenanordnung | |
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