DE69921428T2

DE69921428T2 - Katheter mit gespaltener Spitze und signalverarbeitendes HF-Ablationssystem

Info

Publication number: DE69921428T2
Application number: DE69921428T
Authority: DE
Inventors: Wilton W. Diamond Bar Webster
Original assignee: Biosense Webster Inc
Current assignee: Biosense Webster Inc
Priority date: 1998-12-03
Filing date: 1999-12-02
Publication date: 2005-10-27
Anticipated expiration: 2019-12-03
Also published as: US6210406B1; US6217574B1; EP1005838A1; ATE280540T1; US6217573B1; JP2000201949A; EP1005838B1; JP4242026B2; DE69921428D1

Description

Fachgebiet der Erfindung
Diese Erfindung betrifft ein elektrophysiologisches Kathetersystem mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze sowie ein Signalverarbeitungssystem zur Durchführung einer sicheren und wirksamen HF-Ablation von Herzgewebe.
Hintergrund der Erfindung
Das Herz ist ein natürliches Schrittmacher- und Leitersystem, welches den Herzmuskel veranlaßt, in einer geordneten rhythmischen Weise zu kontrahieren bzw. zu schlagen. Die normale Herzfrequenz eines Erwachsenen im Ruhezustand beträgt etwa 60 bis 70 Schläge in der Minute. Es gibt viele physiologischen Abnormitäten, welche eine oder mehrere Kammer(n) des Herzens veranlassen schneller (Tachykardie bzw. Flimmern) oder ungeordnet zu schlagen (Fibrillation). Ein Patient kann nicht mit einer Herzkammer-Fibrillation leben, weil dann kein Blut durch die Arterien gepumpt würde, aber er kann mit einer Vorkammer-Fibrillation leben, so lange die ungeordneten Impulse am AV-Knoten ausgefiltert werden und nicht die Herzkammern erreichen. Ein Patient kann auch mit Vorhof-Flimmern beeinträchtigt sein.
Viele dieser Arrhythmien können wirksam durch Ablation unter Anwendung von Hochfrequenz(HF)energie behandelt werden. Andere Arrhythmien sind weniger wirksam behandelbar und erfordern größere HF-Abtragungen für eine erfolgreiches Ergebnis oder sie führen zu einer erfolglosen Abtragung. Die HF-Ablation wird mittels eines Katheters ausgeführt, der eine oder mehrere Elektroden aufweist, welche die HF-Energie dem Herzgewebe zuführen. Bei der Operation wird der Katheter durch eine Vene oder Arterie in Herzkammer eingeführt und an einer oder mehreren von einem Elektrophysiologen bestimmten Stelle(n) positioniert, um die Arrhythmie zu korrigieren. Der Katheter liefert Energie von einer äußeren Quelle (Generator) an das Gewebe und erzeugt genügend Wärme, um das Gewebe abzutöten, das später durch Narbengewebe ersetzt wird. Bei einem erfolgreichen Ablationseingriff unterbrechen die ausgeführten Abtragungen elektrische Pfade, welche die Arrhythmie verursachen, so daß der Herzrhythmus verbessert wird oder sogar wieder normal wird.
Während der Ablation ist es wichtig, die Temperatur des Gewebes zu kontrollieren und zwar sowohl im Gewebe als auch darunter. Wenn die Oberflächentemperatur übermäßig ansteigt, tritt Entwässerung und Verkohlung auf. Verkohltes Gewebe ergibt eine gefährliche Situation und es kann abblättern und ein Blutgefäß blockieren. Übermäßige Erwärmung unter der Oberfläche ist ebenfalls gefährlich, weil es zu einer „Dampfexplosion" führen kann. Eine „Dampfexplosion" tritt auf, wenn das tiefere Gewebe auf eine Temperatur erwärmt wird, welche den Siedepunkt des Wassers im Gewebe überschreitet, so daß dort eine Dampfblase entsteht. Eine solche Dampfblase bricht mit beträchtlicher Kraft durch die Oberfläche des Myocardiums. Dieser Ausbruch kann vom Elektrokardiologen als ein typischer „Knall" gehört werden.
Zusammenfassung der Erfindung
Durch die vorliegende Erfindung wird ein verbessertes System zur Ablation myocardialen Gewebes geschaffen. Das System umfaßt einen elektrophysiologischen Katheter mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze an seinem distalen Ende. Die Elektrode mit gespaltener Spitze Elektrode umfaßt eine Elektodenspitzen-Baugruppe mit zwei oder mehr orthogonal angeordneten Elektoden-Elementen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind es fünf Elektroden-Elemente aus denen die Elektrode mit gespaltener Spitze besteht. Die Elektroden-Elemente sind derart angeordnet, daß vier der Elemente Sektoren einen Halbkugel bilden, und die fünfte Elektrode bildet einen Ring hinter der Halbkugel mit den vier Elementen. Der Katheter mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze umfaßt vorzugsweise eine Einrichtung zur Durchleitung eines Fluids, beispielsweise einer Salzlösung durch das Elektoden-Element zu dessen Kühlung während der Ablation. Eine besonders bevorzugte Elektrode mit gespaltener Spitze ist in der gleichzeitig hinterlegten Europäischen Patentanmeldung Nr. 99 309 683.3 beschrieben, für welche die Priorität der Anmeldung mit dem US-Aktenzeichen Nr. 09/205 116 (Anwalts-Aktenzeichen P023306EP) beansprucht wurde.
Das System umfaßt ferner Einrichtungen, die elektrisch mit jedem Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze verbunden sind, um von jedem der Elektroden-Elemente elektrische Signale zu empfangen, um eine Aufzeichnung und/oder eine Anzeige entsprechend diesen Signalen, vorzugsweise ein Elektrogramm, zu erzeugen.
Elektrisch verbunden mit jedem Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze ist auch eine Einrichtung zur Messung der elektrischen Impedanz zwischen jedem der Elektroden-Elemente und einer Referenzelektrode, um festzustellen, welches der Elekroden-Elemente Kontakt mit dem Myocardium hat. Die Impedanz-Meßeinrichtung umfaßt einen HF-Generator zur Erzeugung eines elektrischen HF-Signals mit einem niedrigen Pegel, vorzugsweise von etwa 2 Mikroampere bei einer Frequenz von etwa 50 kHz, Einrichtungen zur Zufuhr des HF-Stromes mit niedrigem Pegel zu jedem der Elektroden-Elemente, mindestens eine indifferente bzw. Referenzelektrode, beispielsweise eine Hautpflaster-Elektrode, sowie vorzugsweise eine Einrichtung zum Erzeugen einer Aufzeichnung und/oder einer Anzeige der Impedanz zwischen jedem der Elektroden-Elemente und der (den) Referenzelektrode(n).
Es ist auch eine Einrichtung zur Lieferung eines HF-Ablationsstromes zu einer oder mehreren der Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze zur Ablation des Gewebe, das Kontakt mit diesen Elektroden-Elementen hat, vorgesehen. Eine solche Einrichtung umfaßt einen HF-Generator zum Erzeugen eines ausreichend starken HF-Stromes, um Herzgewebe abzutragen. Bevorzugte Ablationsströme liegen im Bereich etwa 0,25 A bis etwa 1,0 A und von etwa 400 kHz bis etwa 700 kHz sowie besonders bevorzugt im Bereich von etwa 0,5 A bis 0,75 A bei etwa 500 kHz. Es ist ein Signalprozessor zum Aktivieren des HF-Generators um Senden von HF-Strömen niedrigen Pegels zu jedem der Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze sowie zum Vergleichen der zu jedem der Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze gehörigen Impedanzen vorgesehen, um festzustellen, welches) der Elektroden-Elemente die höchste Impedanz aufweist. Dies erlaubt die Identifizierung derjenigen Elektroden-Elemente, welche einer höheren Impedanz zugeordnet sind als jene Elektroden-Elemente, welche nur Kontakt mit der Blutansammlung haben. Der Signalprozessor aktiviert auch den HF-Generator, um den HF-Ablationsstrom nur zu denjenigen Elektroden-Elementen zu übertragen, bei welche Kontakt mit dem Myocardium haben.
Es wird bevorzugt, daß das System einen bewässerten Katheter mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze sowie eine Meßpumpe zum Pumpen eines Kühlfluides durch den Katheter umfaßt, um die Ablationselektrode(n) während der Ablation zu kühlen. Bei einer solchen Ausführungsform ist der Signalprozessor vorzugsweise derart eingerichtet, daß er die Pumpe und den HF-Generator mit Unterbrechungen aktiviert, so daß es Perioden ohne Bewässerung und HF-Ablationsenergie zwischen Perioden gibt, in welchen den Ablationselektroden HF-Ablationsenergie und Kühlfluid zugeführt wird.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung umfaßt das Ablationssystem ferner einen Katheter mit bewässerter Spitzenelektrode sowie eine Einrichtung zur Überwachung der Oberfläche und/oder des Bereiches unter der Oberfläche sowie der Temperaturen des Gewebes, das abgetragen wird. Bevorzugte Oberflächentemperatur-Überwachungseinrichtungen sind Thermoelemente oder Thermistoren, welche mit jedem Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze gekoppelt sind, um ein elektrisches Signal zu erzeugen, das für Temperatur der Elektroden-Elemente im Kontakt mit dem Myocardium kennzeichnend ist, wobei der Signalprozessor den HF-Ablationsgenerator mit Unterbrechungen aktiviert. Während der nicht aktivierten Perioden erreicht die Elektrodentemperatur annähernd die Oberflächentemperatur des abgetragenen Gewebes und ist daher ein Schätzwert für die Gewebetemperatur an der Grenzfläche Elektrode/Gewebe. Bevorzugte Überwachungseinrichtungen für die Temperatur unter der Oberfläche umfassen Impedanz-Überwachungseinrichtungen zur Überwachung der Impedanz an den Elektoden-Elementen der Elektrode mit gespaltener Spitze sowie die Abschätzung der maximalen Temperatur in der Tiefe aus den Impedanzmessungen. Vorzugsweise sind auch Einrichtungen vorgesehen, um den Betrag des ausgewählten Elektroden-Elementen HF-Stromes abzusenken, wenn die Temperatur und/oder die Impedanz ein vorgegebenes Niveau erreicht, um einem übermäßigen Anstieg der Temperatur in der Tiefe zu verhindern.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
1 ist eine schematische Darstellung, welche ein bevorzugtes HF-Ablationssystem mit einem Katheter mit bewässerter Elektrode mit gespaltener Spitze sowie mit Signalverarbeitung zeigt.
2 ist ein Querschnitt durch den Katheter entlang der Linie 2–2 von 1.
3 ist eine perspektivische Ansicht des Spitzenabschnittes des bevorzugten Katheters mit Elektrode mit gespaltener Spitze von 1.
4 ist eine perspektivische Explosivdarstellung des Spitzenabschnittes des bevorzugten Katheters mit Elektrode mit gespaltener Spitze von 1.
5 ist eine Seitenansicht der Elektrode mit gespaltener Spitze des Katheters von 1.
6 ist eine aufgeschnittene perspektivische Ansicht des proximalen Teiles der Verbundelektrode des Katheters von 1 und zeigt den Anschluß der Elektrodenleitungen und der Sicherheitsdrähte.
7 ist ein Längsschnitt des Katheter-Spitzenabschnittes der Ausführungsform der 1 bis 6, bei welcher das Infusionsrohr aus zwei Abschnitten besteht.
8 ist ein Längsschnitt eines Spitzenabschnittes einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, welche kein Brückenrohr umfaßt.
8A ist ein Längsschnitt eines Spitzenabschnittes von 8 und zeigt eine bevorzugte Einrichtung zur Verankerung von Zugdrähten in der Seitenwand des Rohres im Spitzenabschnitt.
9 ist ein Längsschnitt eines Spitzenabschnittes einer bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, bei welcher die Elektrode mit gespaltener Spitze keine Topfelektrode aufweist.
10 ist ein Längsschnitt eines Spitzenabschnittes einer anderen Ausführungsform der Erfindung ähnlich 9, bei welcher die Elektrode mit gespaltener Spitze eine Ringelektrode aufweist.
11 ist ein Längsschnitt eines Spitzenabschnittes einer anderen bevorzugten Ausführungsform der Erfindung, welche einen elektromagnetischen Sensor aufweist.
Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Unter Bezugnahme auf 1 ist eine schematische Darstellung eines bevorzugten Systems zur Kartierung elektrischer Signale im Herzen gezeigt, um abweichend elektrische Pfade zu lokalisieren und Herzgewebe abzutragen, um solche abweichenden Pfade zu unterbrechen. Das System umfaßt einen Katheter 10 mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze, vorzugsweise einen bewässerten Katheter mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze, wie dargestellt, sowie eine oder mehrere Referenz- bzw. neutrale Elektrode(n) 5, einen Signalprozessor 6, eine Einheit 7 zur Erzeugung von HF-Strom, einen Monitor bzw. eine Anzeige 8 sowie eine Pumpe 9 zum Pumpen eines Fluids in sowie durch ein Infusionsrohr in den Katheter.
Der Katheter 10 umfaßt einen langgestreckten Katheterkörper 11 und einen Spitzenabschnitt 12 am distalen Ende des Katheterkörpers 11 sowie einen Steuergriff 13 am proximalen Ende des Katheterkörpers 11. Der Katheterkörper 11 besteht aus einer langgestreckten Rohrkonstruktion mit einem einzigen zentralen bzw. axialen Hohlraum 25. Der Katheterkörper 11 ist flexibel, d.h. er ist biegsam, aber in seiner Längenausdehnung im wesentlichen nicht kompressibel. Der Katheterkörper 11 kann jegliche geeignete Konstruktion aufweisen und aus jeglichem geeigneten Material bestehen. Eine gegenwärtig bevorzugte Konstruktion besteht aus einer Außenwand 15 aus Polyurethan oder dergleichen und einem inneren Versteifungsrohr 19. Die Außenwand enthält ein eingebettetes Geflecht aus rostfreiem Stahl oder dergleichen, um die Torsionssteifigkeit des Katheterkörpers 11 zu erhöhen, so daß beim Drehen des Steuergriffes 13 der Spitzenabschnitt des Katheters 10 sich in entsprechender Weise dreht. Der Außendurchmesser des Katheterkörpers 11 ist unkritisch, aber vorzugsweise beträgt er nicht mehr als 2,67 mm (8 French). In entsprechender Weise ist auch die Dicke der Außenwand unkritisch.
Die Innenfläche der Außenwand ist mit einem Versteifungsrohr 19 ausgekleidet, welches aus jeglichem geeigneten Material hergestellt sein kann, vorzugsweise aus Polyimid. Das Versteifungsrohr 19 entlang der mit dem Geflecht versehenen Außenwand 15 ergibt eine verbesserte Torsionsstabilität, während es zugleich die Wanddicke des Katheters minimiert, wodurch der Durchmesser des einzigen Hohlraumes vergrößert wird. Der Außendurchmesser des Versteifungsrohres 19 ist etwa der gleiche oder geringfügig kleiner als der Innendurchmessser der Außenwand. Das Polyimid-Rohr wird gegenwärtig bevorzugt, weil es sehr dünn ausgeführt werden kann und dabei immer noch genügende Steifigkeit bietet. Dadurch wird der Durchmesser des zentralen Hohlraumes maximiert, ohne Festigkeit und Steifigkeit opfern zu müssen.
Ein besonders bevorzugter Katheterkörper 11 hat einen Außendurchmesser von etwa 2,34 mm (0,092 Zoll) und einen Innendurchmesser von etwa 1,6 mm (0,063 Zoll) und das Polyimid-Versteifungsrohr hat einen Außendurchmesser von etwa 1,55 mm(0,061 Zoll) und einen Innendurchmesser von etwa 1,52 mm (0,052 Zoll).
Wie in 2 dargestellt, erstrecken sich durch den Hohlraum ein Infusionsrohr 14, eine Vielzahl von Elektroden-Leitungsdrähten 16 mit einer Isolationsbeschichtung sowie eine Kompressionsspule 17, welche einen Zugdraht 18 umgibt.
In den 3 und 4 ist eine vergrößerte Seitenansicht des Spitzenabschnittes 12 dargestellt. Der Spitzenabschnitt umfaßt eine Elektrode 20 mit gespaltener Spitze und zwar eine „Vie rer"-Spitzenelektrode, d.h. eine Vier-Elementen-Spitzenelektroden-Baugruppe 30 und eine Topfelektrode 36. Der Spitzenabschnitt 12 umfaßt ferner ein Brückenrohr 22 und einen Abschnitt eines flexiblen Rohres 24. Das Rohr 24 ist aus einem geeigneten ungiftigem Material hergestellt, das vorzugsweise flexibler ist als der Katheterkörper 11. Ein gegenwärtig bevorzugtes Material für das Rohr 24 ist Geflecht-Polyurethan, d.h. Polyurethan mit einem eingebetteten Geflecht aus rostfreiem Stahl oder dergleichen. Der Außendurchmesser des Spitzenabschnittes 12 ist ähnlich wie derjenige des Katheterkörpers 12 vorzugsweise nicht größer als etwa 2,67 mm (8 French). Das proximale Ende des flexiblen Rohres 24 ist mittels geeigneter Einrichtungen am distalen Ende des Katheterkörpers 11 angebracht. Eine solche Einrichtung ist im US-Patent Nr. 08/924.339 beschrieben, das an Ponzi erteilt wurde.
Bei der dargestellten Ausführungsform hat das flexible Rohr 24 drei achsversetzte Hohlräume: einen ersten Hohlraum 26, durch welchen sich das Infusionsrohr 14 erstreckt, einen zweiten Hohlraum 27, durch welchen sich die Elektroden-Leitungsdrähte 16 erstrecken und einen dritten Hohlraum 28, durch welchen sich der Zugdraht 18 erstreckt. Der Durchmesser der drei Hohlräume kann je nach Wunsch der gleiche sein oder sich unterscheiden. Die gegenwärtig bevorzugten Durchmesser des ersten, zweiten und dritten Hohlraumes sind etwa 0,89 mm (0,035 Zoll), etwa 0,56 mm (0,022 Zoll) und etwa 0,56 mm (0,022 Zoll). Die Länge des flexiblen Rohres ist unkritisch aber vorzugsweise beträgt sie 50,8 mm bis 76,2 min (2 Zoll bis 3 Zoll). Das distale Ende des flexiblen Rohres ist abgestuft, um einen distalen Stutzen 29 zu bilden, der in das proximale Ende des Brückenrohres 22 hineinpaßt.
Unter Bezugnahme auf die 4 hat die Vierer-Spitzenelektrode 30 einen distalen Teil 31 mit einem vorzugsweise abgerundeten bzw. kugelförmigen distalen Ende sowie einen proximalen Teil 32, welcher einen abgestuften Stutzen bildet. Der Außendurchmesser des distalen Teiles 31 beträgt vorzugsweise 8 French oder weniger. Die Gesamtlänge des distalen Teiles ist unkritisch, aber sie muß für die Ablation ausreichen. Eine gegenwärtig bevorzugte Länge beträgt etwa 2,5 mm.
Die Vierer-Spitzenelektrode 30 umfaßt vier Elektroden-Elemente 33. Jedes Elektroden-Element 33 weist ein Paar ebener Innenflächen und eine Außenfläche auf. Die Elektroden-Elemente 33 sind mit jeder ihrer Innenflächen den Innenflächen eines anderen Elektroden-Elementes benachbart und voneinander durch eine Isolation 34, vorzugsweise aus Hochtemperatur-Epoxidharz, getrennt. Um die Verbindung zwischen der Elektrode und den Leitungsdrähten 16 zu erleichtern, weist jedes Elektroden-Element 33 ferner eine an seinem proximalen Ende eine parallel zur Achse des Katheterkörpers 11 verlaufende Elektrodenleitungsbohrung 42 auf.
Jedes der Elektroden-Elemente 33 kann eine beliebige geeignete Konstruktion aufweisen und ist vorzugsweise aus Platin hergestellt. Es versteht sich, daß die Anzahl, die Form und die verschiedenen Abmessungen der Elektroden-Elemente 33 nicht kritisch sind und auf Wunsch variiert werden können.
Die Topfelektrode 36 ist hohl und weist eine allgemein zylindrische Seitenwand 37 und eine allgemein ebene proximale Endwand 38 auf. Der distale Teil der Seitenwand 37 hat eine Außenfläche 39, welche eine Ringelektrode bildet. Der proximale Teil der Seitenwand 37 ist abgesetzt. Der Stutzen 32 der Vierer-Spitzenelektrode 30 wird im hohlen Inneren der Topfelektrode 36 aufgenommen und dort mittels eine Polyurethanklebers oder dergleichen, welcher die Verbund-Spitzenelektrode 30 elektrisch von der Topfelektrode 36 isoliert, befestigt.
Die Vierer-Spitzenelektrode 30 weist einen zentralen Bewässerungskanal 40 auf, der beispielsweise durch Bohren hergestellt ist und das distale Ende des Infusionsrohres 14 aufnimmt. Der zentrale Bewässerungskanal 40 erstreckt sich in axialer Richtung vom proximalen Ende der Vierer-Spitzenelektrode 30 bis etwa zum Mittelpunkt der Vierer-Spitzenelektrode 30. Dort teilt sich der Kanal 40 in vier allgemein quer verlaufende Verzweigungen 41 auf, wobei sich jede Verzweigung radial in distaler Richtung, beispielsweise unter einem Winkel von 45°, durch ein jedes separates Elektroden-Element 33 erstreckt. Die Durchmesser des zentralen Kanals 40 und der Verzweigungen 41 sind nicht kritisch. Eine gegenwärtig bevorzugte Verbund-Spitzenelektrode hat einen zentralen Bewässerungskanal 40 mit einem Durchmesser von etwa 0,5 mm und vier Verzweigungen 41, jede mit einem Durchmesser von etwa 0,4 mm.
Es versteht sich, daß die Größe und die Anzahl der Kanäle und/oder Verzweigungen nach Wunsch variiert werden kann. Beispielsweise kann jedes der Elektroden-Elemente anstatt einer einzigen Verzweigung mehrere Verzweigungen haben. Jede Verzweigung kann weiterhin sekundäre Verzweigungen haben, wenn dies gewünscht wird. Anstelle definierter Verzweigungen können die Elektroden-Elemente auch aus porösem Material hergestellt sein, wie es beispielsweise in den US-Patenten Nr. 5.643.197 und 5.462.521 beschrieben ist.
Wenn es gewünscht wird, kann die Ausführung auch derart sein, daß nicht alle Elektroden-Elemente Bewässerungs-Verzweigungen oder Kanäle aufweisen. Wenn beispielsweise beabsichtigt ist, daß nur ein oder zwei Elektroden-Elemente) 33 für die Zufuhr von HF-Energie während des Ablationsvorganges vorgesehen ist (sind), kann es erwünscht sein, daß nur diese Elektroden-Elemente 33 Bewässerungs-Verzweigungen oder Kanäle aufweisen.
Die Topfelektrode 36 weist eine Vielzahl von Durchgangsbohrungen 54 auf, um die Hindurchführung isolierter Elektroden-Leitungsdrähte 16 für jedes der Elektroden-Elemente 33 der Vierer-Spitzenelektrode 30 durch die proximale Endwand 38 der Tassenelektrode 36 zu ermöglichen, wenn der Elektroden-Katheter vollständig zusammengebaut ist. Jede der Durchgangsbohrungen 54 verläuft im allgemeinen parallel zur Achse des Katheterkörpers 11, und sie sind zu den zugehörigen Elektroden-Leitungsbohrungen 42 ausgerichtet sowie haben in der Nähe des proximalen Endes der Topfelektrode 36 untereinander gleichen Abstand. Um die Topfelektrode 36 weiter von der Vierer-Spitzenelektrode 30 zu isolieren, hat jede der Durchgangsbohrungen 54 einen Meniskus-Isolator mit einem durchgehenden Loch, wie er in der an US-Patentanmeldung Nr. 08/726.380 von Webster jr. dargestellt und beschrieben ist. Der Meniskus-Isolator verhindert einen elektrischen Kontakt des zugehörigen Elektroden-Leitungsdrahtes 16 mit der Topfelektrode 36.
Bei der dargestellten Ausführungsform weist die Topfelektrode 36 ferner ein axiales Loch mit einem sich rund um das Loch in proximaler Richtung erstreckenden zylindrischen Flansch 51 auf. Der distale Teil des Infusionsrohres 14 erstreckt sich durch den Flansch 51 und das axiale Loch in den zentralen Bewässerungskanal 40 der Vierer-Spitzenelektrode 30, wo er mittels eines Polyurethanklebers oder dergleichen befestigt ist.
Der Flansch 51 hat in der Nähe seines Mittelpunktes ein Querloch 53. Ein Elektroden-Leitungsdraht 16 und ein Paar Sicherungsdrähte 56 sind fest am Stutzen 51 der Topfelektrode 36 angebracht. Ein bevorzugtes Verfahren zur Anbringung des Elektroden-Leitungsdrahtes 16 und der Sicherungsdrähte 56 ist in 6 dargestellt. Der Elektroden-Leitungsdraht 16 und die Sicherungsdrähte 56 werden durch das Loch 53 geführt und 1 bis 1,5mal um den Flansch 51 gewickelt. Dort werden sie dann angelötet. Das proximale Ende der Sicherungsdrähte kann den beispielsweise mittels Polyurethankleber oder dergleichen im Spitzenabschnitt 12 proximal vom Brückenrohr 22 befestigt werden.
Die Topfelektrode 36 kann in jeglicher geeigneten Konstruktion ausgeführt sein und ist vorzugsweise aus Platin hergestellt. Die Abmessungen der Topfelektrode sind unkritisch.
Bei der gegenwärtig bevorzugten Ausführungsform beträgt die Länge der Topfelektrode 33 etwa 3,30 mm (0,13 Zoll), die Tiefe des Hohlraumes 50 etwa 2,03 mm (0,08 Zoll), der Außendurchmesser etwa 2,29 mm (0,09 Zoll) und der Durchmesser des Hohlraumes etwa 2,03 mm (0,08 Zoll).
Das Brückenrohr 22 ist aus einem kurzen Abschnitt eines starren Kunststoffrohres, vorzugsweise PEEK (Polyetheretherketon) hergestellt, hat einen Außendurchmesser, der etwa demjenigen des flexiblen Rohres des Spitzenabschnittes 12 entspricht sowie einen Innendurchmesser der etwa der gleiche ist, wie beim dem abgesetzten proximalen Teil der Topfelektrode 36 und beim abgesetzten distalen Teil des flexiblen Rohres 24. Das Brückenrohr 22 verbindet die Elektrode 20 mit gespaltener Spitze mit dem flexiblen Rohr 24. An seinem distalen Ende nimmt das Brückenrohr 22 den abgesetzten proximalen Teil der Topfelektrode 36 auf, welcher dort mittels Polyurethankleber oder dergleichen befestigt ist. An seinem proximalen Ende nimmt das Brückenrohr 22 das abgesetzte distale Ende des flexiblen Rohres 24 auf, welches dort mittels Polyurethankleber oder dergleichen befestigt ist.
Die Länge des Brückenrohres 22 wird derart gewählt, daß sich im Inneren des Brückenrohres 22 zwischen dem proximalen Ende des Topfelektrode 36 und dem distalen Ende des flexiblen Rohres 24 ein Spalt ergibt. Der Spalt ist ausreichend lang, um dem Infusionsrohr 14 Raum für eine Biegung bzw. Krümmung aus dem exzentrischen Hohlraum 26 im flexiblen Rohr 24 heraus in die Ausrichtung des axialen Loches und Flansches 51 in der Topfelektrode 36 zu ermöglichen. Die Elektroden-Leitungsdrähte 16 erstrecken sich aus dem exzentrischen Hohlraum 27 im flexiblen Rohr 24 zu separaten Durchgangsbohrungen 54 in der Topfelektrode 36 und zum Flansch 51 der Topfelektrode 36. Ein Brückenrohr 22 hat eine Länge von etwa 6 mm bis etwa 7 mm und ergibt einen Spalt von etwa 1 mm bis etwa 2, wie er gegenwärtig bevorzugt wird. Es versteht sich, daß das Brückenrohr aus jeglichem geeigneten, allgemein starren Kunststoff hergestellt werden kann, welcher der bei der Ablation erreichten Temperatur ohne wesentliche, d.h. schädliche Verformung widersteht.
Das Infusionsrohr 14 kann aus jeglichen geeigneten Material hergestellt werden. Polyimid wird gegenwärtig bevorzugt. Es kann ein einzelnes langgestrecktes Rohr sein, das sich durch den Katheterkörper 11, durch den ersten Hohlraum 26 des Spitzenabschnittes 12, durch das Brückenrohr 22 und die Topfelektrode 36 in den Bewässerungskanal 40 der Vierer-Spitzenelektrode erstreckt. Alternativ kann, wie in 7 dargestellt, Das Infusionsrohr 14 aus zwei Abschnitten bestehen: einem proximalen Abschnitt, der sich durch den Katheterkörper 11 in das proximale Ende des ersten Hohlraumes 26 des Spitzenabschnittes erstreckt, wobei das distale Ende des proximalen Abschnittes des Infusionsrohres im ersten Hohlraum 26 mittels Poylurethankleber oder dergleichen befestigt ist. Ein zweiter Abschnitt des Infusionsrohres erstreckt sich vom distalen Ende des ersten Hohlraumes 26 des Spitzenabschnittes 12, wo er mittels Poylurethankleber oder dergleichen befestigt ist, durch das Brückenrohr 22 und den Flansch 51 der Topfelektrode 36 in den zentralen Bewässerungskanal 40 der Vierer-Spitzenelektrode.
Das proximale Ende des Infusionsrohres 14 erstreckt sich aus einer abgedichteten Öffnung in der Seitenwand des Katheterkörpers heraus und endet in einer Luer-Nabe oder dergleichen. Alternativ kann sich das Infusionsrohr 14 auch durch den Steuergriff 13 erstrecken und an einer Stelle proximal von diesem Griff in einer Luer-Nabe oder dergleichen enden. Bei jeder dieser Anordnungen können während eines Ablationsvorganges Fluide, wie beispielsweise Sole, in das Infusionsrohr 14 eingeleitet sowie in die Elektroden-Elemente 33 der Verbundspitze 30 und durch diese hindurch geleitet werden, um die Elektroden-Elemente 33 zu kühlen. Es versteht sich, daß auch andere Fluide, wie beispielsweise Arzneimittel, durch das Infusionsrohr geleitet werden können, um aus der Verbundspitze auszutreten, wenn dies gewünscht wird. Bei einer besonders bevorzugten Ausführungsform ist das Infusionsrohr aus einem dünnwandigen Polyamidrohr hergestellt. Es versteht sich, daß jegliches geeignete Material verwendet werden kann. Vorzugsweise hat es einen Außendurchmesser etwa gleich oder ein wenig kleiner als der Durchmesser als derjenige des ersten Hohlraumes 26 des Spitzenabschnittes 12.
Bei einer bevorzugten Ausführungsform sind die jedem Elektroden-Element 33 der Verbund-Spitzenelektrode 36 sowie der Topfelektrode 36 zugeordneten Elektroden-Leitungsdrähte 16 jeweils ein Paar von Drähten verschiedener Metalle. Das gegenwärtig bevorzugte Drahtpaar ist ein emailliertes Kupfer/Konstantan-Drahtpaar, wobei der Kupferdraht eine Dicke von etwa 76,2 μm (0,003 Zoll) hat und der Konstantandraht ebenfalls eine Dicke etwa 76,2 μm (0,003 Zoll) hat und mit dem Kupferdraht zusammen emailliert ist. Ein solches emailliertes Drahtpaar ist in der US-Patentanmeldung mit dem Aktenzeichen Nr. 08/742.352 von Webster jr. beschrieben. Bei dieser Anordnung stützt der Konstantandraht, welcher eine hohe Festigkeit hat, den Kupferdraht, welcher weich und zerbrechlich ist. Da die Leitungen aus zwei verschiedenen Drahttypen aufgebaut sind, dienen sie als ein Thermoelement zur Messung der Temperatur der Elektrode. Es versteht sich, daß jede andere Temperaturmeßeinrichtung, beispielsweise ein Thermistor, oder ein nur als Thermoelement wirkendes Drahtpaar verwendet werden können, wenn diese gewünscht wird. Die Leitungen 16 können auch angewandt werden, um die Stromzufuhr zu unterbrechen, wenn die Bewässerung ausfällt. Die Leitungen 16 erstrecken sich in die Elektroden-Leitungs bohrungen 42 der Elektroden-Elemente 33 und sind dort in geeigneter Weise, beispielsweise durch Löten oder Schweißen befestigt.
Wenn es gewünscht wird, kann der bewässerte Katheter mit gespaltener Spitze nach der vorliegenden Erfindung eine oder mehrere Ringelektrode(n) 58 umfassen, wie beispielsweise in 3 dargestellt. Die Anbringung der Elektroden-Leitungsdrähte an solchen Ringelektroden kann mittels jeglicher geeigneter Einrichtungen und/oder Verfahren erfolgen. Ein gegenwärtig bevorzugtes Verfahren zur Anbringung von Elektrodenleitungen an einer Ringelektode ist in der US-Patentanmeldung Nr. 08/742.352 von Webster jr. beschrieben.
Der Zugdraht 18 erstreckt sich vom Steuergriff 13 durch den Hohlraum 20 des Katheterkörpers 11 in den dritten exzentrischen Hohlraum 28 des flexiblen Rohres 24 des Spitzenabschnittes 12. Der Zugdraht 18 besteht aus irgendeinem geeigneten Metall, wie beispielsweise rostfreier Stahl oder Nitinol und ist vorzugsweise mit Teflon^® und dergleichen beschichtet. Die Beschichtung verleiht dem Zugdraht 18 Gleitfähigkeit. Der Zugdraht 18 hat vorzugsweise einen Durchmesser im Bereich von etwa 152,4 μm (0,006 Zoll) bis etwa 254,0 μm (0,010 Zoll). Das distale Ende des Zugdrahtes 18 ist oder in der Nähe des distalen Endes des flexiblen Rohres 24 mittels einer beliebigen geeigneten Einrichtung verankert. Eine gegenwärtig bevorzugten Einrichtung zur Verankerung des distalen Endes des Zugdrahtes ist in den US-Patentanmeldungen Nr. 09/134.009 und 09/099.769 von Webster jr. beschrieben. Kurz gesagt umfaßt der Zugdraht einen T-Stab-Anker, welcher am distalen Ende des Zugdrahtes fest angebracht ist. Der Querstab des T-Stab-Ankers liegt außerhalb des distalen Endes des dritten exzentrischen Hohlraumes des flexiblen Rohres oder in einer Kerbe, die in der Seitenwand des flexiblen Rohres hergestellt wurde und welche mit dem dritten Hohlraum in Verbindung steht. Die Größe des Querstabes ist so gewählt, daß dieser nicht in den dritten Hohlraum hineingezogen werden kann. Bei dieser Anordnung bewirkt ein Ziehen am Zugdraht eine Auslenkung des flexiblen Rohres des Spitzenabschnittes in Richtung des dritten Hohlraumes. Es versteht sich, daß der T-Stab-Anker, wenn es gewünscht wird, in der Seitenwand des Spitzenabschnittsrohres befestigt werden kann, wie es in den oben erwähnten US-Patentanmeldungen Nr. 09/134.009 und 09/099.769 von Webster jr. beschrieben ist. Alternativ kann der Zugdraht mit der Topfelektrode verlötet oder verschweißt werden.
Um eine Auslenkung des Katheterkörpers, wenn der Zugdraht gezogen wird, zu verhindern, ist eine Kompressionsspule 17 vorgesehen, welche einen Teil des Zugdrahtes umgibt, der sich durch den Katheterkörper erstreckt. Die Kompressionsspule 17 erstreckt sich vom proximalen Ende des Katheterkörpers 11 zum distalen Ende des Katheterkörpers 11 bzw. zum proximalen Ende des Spitzenabschnittes 12. Die Kompressionsspule 17 kann aus jeglichem geeigneten Material hergestellt sein, aber vorzugsweise besteht sie aus rostfreiem Stahl. Die Kompressionsspule 17 ist dicht aneinander gewickelt, um Felxibilität, d.h. Biegung zu ermöglichen, aber der Kompression zu widerstehen. Der Innendurchmesser der Kompressionsspule ist geringfügig größer als der Durchmesser des Zugdrahtes. Wenn beispielsweise der Zugdraht 18 einen Durchmesser von etwa 177,8 μm (0,007 Zoll) hat, dann hat die Kompressionsspule 17 vorzugsweise einen Innendurchmesser von etwa 203,2 μm (0,008 Zoll). Die Beschichtung des Zugdrahtes 18 aus Teflon^® ermöglicht ein freies Geleiten innerhalb der Kompressionsspule 17. Entlang ihrer Länge ist die Außenfläche der Kompressionsspule mit einer flexiblen, nicht leitfähigen Hülle überzogen, um einen Kontakt zwischen der Kompressionsspule 17 und einem dieser Leitungsdrähte 16 zu verhindern. Eine nicht leitfähige Hülle, hergestellt aus einem Polyimid-Rohr, wird gegenwärtig bevorzugt. Eine solche Anordnung betreffend eine Kompressionsspule, welche einen Zugdraht umgibt, ist in der US-Patenanmeldung Nr. 08/982.667 von Klumb und Miterf. beschrieben, die am 12. Dezember 1997 eingereicht wurde.
Die Kompressionsspule 17 ist an ihrem proximalen Ende vorzugsweise am proximalen Ende des Versteifungsrohres im Katheterkörper 11 durch eine Klebeverbindung sowie an ihrem distalen Ende mit dem distalen Ende des Katheterkörpers 11 oder mit dem proximalen Ende des Spitzenabschnittes 12 ebenfalls durch eine Klebeverbindung verankert. Beide Klebeverbindungen bestehen vorzugsweise aus Polyurethankleber oder dergleichen.
Die Längsbewegung des Zugdrahtes wird durch den Steuergriff 13 gesteuert. Der Steuergriff kann jegliche geeignete Konstruktion aufweisen. Ein gegenwärtig bevorzugter Steuergriff für einen einzelnen Zugdraht ist im US-Patent Nr. Re 34.502, das an Webster jr. erteilt wurde, beschrieben. Ein solcher Griff ist speziell anwendbar, wenn sich das proximale Ende des Infusionsrohres aus dem Katheterkörper heraus erstreckt und in einer Luer-Nabe oder dergleichen endet. Wenn sich das Infusionsrohr durch den Steuergriff hindurch erstreckt, wird ein Steuergriff bevorzugt, wie er in der US-Patentanmeldung Nr. 08/924.339 beschrieben ist.
Bei einer anderen Ausfüfrungsform der Erfindung, wie sie in den 8 und 8A dargestellt ist, umfaßt der Spitzenabschnitt 12 eine Elektrode 20 mit gespaltener Spitze, welche direkt am flexiblen Rohr 24 angebracht ist. Das heißt, es gibt kein Brückenrohr. Bei dieser Ausfüfrungsform umfaßt die Elektrode 20 mit gespaltener Spitze eine Vierer-Spitzenelektrode, wie oben beschrieben. Die Topfelektrode 36 weist eine zylindrische Seitenwand mit einer Außenfläche auf, welche eine Ringelektrode bildet. Jedoch gibt es bei dieser Ausführungsform keinen abgesetzten proximalen Teil der Seitenwand. Das heißt, die ganze Seitenwand der Topfelektrode 36 bildet eine Ringelektrode.
Das flexible Rohr 24 umfaßt fünf Hohlräume, nämlich vier symmetrisch achsversetzte Hollräume 61 und einen axialen Hohlraum 62. Das flexible Rohr 24 hat an seinem distalen Ende eine Axialbohrung 63, deren Durchmesser geringfügig größer ist als der Außendurchmesser des zylindrischen Flansches 5 der Topfelektrode 36, um die Sicherungsdrähte 56 sowie den Topfelektroden-Leitungsdraht 16 aufzunehmen, welche um den Außenumfang des zylindrischen Flansches 51 gewickelt sind. Wenn es gewünscht wird, können die distalen Enden der Sicherungsdrähte 56 abgeflacht werden, um den Durchmesser des Hohlbohrungsloches 63 im flexiblen Rohr zu vermindern, welches notwendig ist, um den zylindrischen Flansch 51 mit darum gewickelten Sicherungsdrähten 56 aufzunehmen.
Das Infusionsrohr 14 erstreckt sich durch den axialen Hohlraum 62 des flexiblen Rohres 24, durch den Flansch 51 der Topfelektrode 36 direkt in den zentralen Bewässerungskanal 40 der Vierer-Spitzenelektrode. Wie oben beschrieben, kann das Infusionsrohr eine einziges langgestrecktes Rohr sein oder es kann einen diskreten proximalen und distalen Abschnitt umfassen.
Die Eleltroden-Leitungsdrähte 16 für die Elektroden-Elemente 33 der Vierer-Spitzenelektrode sind vorzugsweise emaillierte Drahtpaare, wie oben beschrieben, und sie erstrecken sich durch einen (oder mehrere) achsversetzte Hohlräume 62. Zwischen dem distalen Ende des flexiblen Rohres 24 und der proximalen Endplatte der Topfelektrode 36 ist eine schmaler Spalt 64 vorgesehen. In diesem Spalt können sich die Elekroden-Leitungsdrähte 16, welche nicht zum Durchgang durch die Durchgangsbohrung in der Topfelektrode 36 ausgerichtet sind, von dem (den) achsversetzten Hohlraum (Hohlräumen) zum Durchgang durch die Bohrungen 54 der Topfelektrode 36 und dann in die Elektroden-Leitungsbohrungen 42 der Eleltroden-Elemente 33 der Vierer-Spitzenelektrode 30 übergehen, wo sie fest angebracht sind.
Bei dieser Ausführungsform gibt es zwei Zugdrähte 18, welche sich durch den Katheterkörper 11 in die einander diametral gegenüberliegenden achsversetzten Hohlräume 61 des flexiblen Rohres 24 erstrecken. Die distalen Enden der Zugdrähte 18 weisen vorzugsweise T-Stangen-Anker 65 auf, wie sie oben beschrieben wurden, und sie sind vorzugsweise mittels Kleber 66 in Kerben 67 der Seitenwand des flexiblen Rohres 24 verankert, wie es in 8A dargestellt und in den US-Patentanmeldungen Nr. 09/134.009 und 09/099.769 be schrieben ist. Alternativ können die distalen Enden der Zugdrähte auch direkt mit der proximalen Endplatte der Topfelektrode 36 verlötet oder verschweißt werden.
Die Topfelektrode 36 ist mittels Polyurethankleber oder dergleichen, welcher den Spalt 64 ausfüllt, direkt mit dem distalen Ende des flexiblen Rohres 24 verbunden.
Bei noch einer anderen Ausführungsform der Erfindung, welche in 9 dargestellt ist, umfaßt der Spitzenabschnitt einen Abschnitt des flexiblen Rohres 24, ein Brückenrohr 22, und die Elektrode 20 mit gespaltener Spitze umfaßt eine Vierer-Spitzenelektrode aber keine Topfelektrode. Bei einer solchen Ausführungsform erstreckt sich der abgesetzte Stutzen 32 der Vierer-Spitzenelektrode direkt in das distale Ende des Brückenrohres 22 und ist dort mittels Polyurethankleber oder dergleichen befestigt.
An seinem proximalen Ende nimmt das Brückenrohr 22 das abgesetzte distale Ende des flexiblen Rohres 24 auf. Das flexible Rohr 24 weist vorzugsweise drei achsversetzte Hohlräume auf, wie es im Zusammenhang mit der Ausführungsform der 1 bis 7 beschrieben wurde, durch welche sich ein Infusionsrohr 14, Elektroden-Leitungsdrähte 16 und ein Zugdraht 18 erstrecken. Es versteht sich, daß, wenn es gewünscht wird, ein flexibles Rohr 24 mit drei Hohlräumen verwendet werden kann, in welchem alle Hohlräume diametral ausgerichtet sind. Eine Anordnung mit drei achsversetzten Hohlräumen wird bevorzugt, weil sie höhere Festigkeit aufweist. Wenn Zwei-Richtungs-Verhalten gewünscht wird, kann das flexible Rohr vorzugsweise vier achsversetzte Hohlräume aufweisen, und die Zugdrähte 18 erstrecken sich durch einander diametral gegenüberliegende achsversetzte Hohlräume.
Wenn es gewünscht wird, kann eine elektrisch isolierte Ringelektrode 58 rund um das distale Ende des Brückenrohres 22 montiert werden, wie es in 10 dargestellt ist. Bei einer solchen Ausführungsform erstreckt sich der Leitungsdraht für die Ringelektrode durch ein kleines Loch im Brückenrohr 22 und quer über die Außenfläche des Brückenrohres zur Elektrode 58. Der Leitungsdraht ist beschichtet und das Loch im Brückenrohr wird mit Polyurethanharz oder dergleichen ausgefüllt. Es kann auch mehr als eine Ringelektrode auf das Brückenrohr oder auf das flexible Rohr aufgesetzt werden.
Bei einer weiteren in 11 dargestellten Ausführungsform der Erfindung trägt der Spitzenabschnitt 12 einen elektromagnetischen Sensor 71 im Brückenrohr 22. Bei dieser Ausführungsform kann die Elektrode 20 mit gespaltener Spitze eine Topfelektrode 36 umfassen (wie dargestellt) oder, wenn dies gewünscht wird auch nicht. Das flexible Rohr 24 weist mindestens drei achsversetzte Hohlräume auf, von denen einer für ein Kabel 72, welches sich vom elektromagnetischen Sensor 71 durch den Spitzenabschnitt 12, den Katheterkörper 11 und den Griff 13 zu einem Verbindungsstück zum Anschluß einer signalverarbeitenden oder Abbildungseinrichtung erstreckt, bestimmt ist. Wenn es gewünscht wird, kann im Steuergriff eine Schaltungsplatte vorgesehen werden. Das Sensorkabel ist an die Schaltungsplatte angeschlossen, welche das vom elektromagnetischen Sensor empfangene Signal verstärkt und in computerlesbarer Form an einen Computer überträgt. Die anderen beiden Hohlräume im flexiblen Rohr sind für das Infusionsrohr 14 sowie für die Elektroden-Leitungsdrähte (nicht dargestellt) und einen Zugdraht (nicht dargestellt) bestimmt. Wiederum wäre im flexiblen Rohr ein vierter achsversetzter Hohlraum für den zweiten Zugdraht erforderlich, falls eine Zwei-Richtungs-Funktion erforderlich wäre. Geeignete elektromagnetische Sensoren und Signalverarbeitungs- sowie Abbildungseinrichtungen sind von der Fa. Cordis Webster, Inc. handelsüblich verfügbar und in den US-Patenten Nr. 5.558.091, 5.443.489, 5.480.422, 5.546.951, 5.568.809 und 5.391.199 sowie in der Internationalen Patentveröffentlichung Nr. WO 95/02995 beschrieben.
Bei dieser Ausführungsform ist das Brückenrohr 22 ausreichend lang, daß sich das Infusionsrohr 14 um den elektromagnetischen Sensor 71 herum in den Axialflansch 51 der Topfelektrode 36 in den zentralen Bewässerungskanal 40 der Vierer-Spitzenelektrode hinein biegen kann.
In bezug auf die oben beschriebenen Ausführungsformen mit einem Zugdraht versteht es sich von selbst, daß der Katheter auch zwei oder mehr Zugdrähte aufweisen kann. In entsprechender Weise können diejenigen oben beschriebenen Ausführungsformen mit einem Paar Zugdrähte auch nur einen einzigen Zugdraht aufweisen. Bei einer Ausführungsform mit einem Paar Zugdrähte wird das flexible Rohr 24 des Spitzenabschnittes 12 vorzugsweise vier achsversetzte Hohlräume aufweisen. Die Zugdrähte würden sich vorzugsweise in einander diametral gegenüberliegenden achsversetzten Hohlräumen erstrecken und, wie oben beschrieben, am distalen Ende des flexiblen Rohres verankert sein. Steuergriffe zur Betätigung eines Paares von Steuerdrähten sind wohlbekannt. Bevorzugte Steuergriffe sind im US-Patent Nr. Re 34.502, das an Webster jr. erteilt wurde sowie in den US-Patentanmeldungen mit den Aktenzeichen Nr. 08/924.611, 08/982.113, 09/134.009 und 09/143.426 von Webster jr. sowie Nr. 09/130.359) von Ponzi beschrieben.
Für den Fall, daß Bewegungsmöglichkeit in viele Richtungen gewünscht wird, kann der Katheter drei oder mehr, vorzugsweise vier Zugdrähte, umfassen. Bei einer solchen Ausführungsform wird das flexible Rohr des Spitzenabschnittes vorzugsweise vier achsver setzte Hohlräume und zwar einen in jedem Quadranten aufweisen, durch welche sich die Zugdrähte erstrecken. Ein zentraler Hohlraum im Spitzenabschnitt wird vorzugsweise vorgesehen, um das Infusionsrohr und die Elektroden-Leitungsdrähte aufzunehmen. Eine Anordnung der Hohlräume, der Zugdrähte sowie des Steuergriffes zur Betätigung der Zugdrähte sind in der US-Patentanmeldung Nr. 08/924.611 von Webster jr. beschrieben.
Es dürfte verständlich sein, daß jegliche geeignete Einrichtungen zur steuerbaren Auslenkung des Spitzenabschnittes in einer oder mehreren Richtung(en) angewandt werden kann. Beispiele für solche anderen Einrichtungen sind zu finden in den US-Patenten Nr. 5.656.030, das an Hunjan u. Miterf. erteilt wurde, 5.195.968, 5.254.088, 5.336.189, 5.531.686, die an Lundquist u. Miterf. erteilt wurden, 5.273.535, 5.231.2127, 5.370.678 die an Edwards u. Miterf. erteilt wurden, 5.358.478 das an Thompson u. Miterf. erteilt wurde sowie 5.364.351, das an Hemzelman erteilt wurde.
Es versteht sich, daß jede Konstruktion einer Elektroden mit gespaltener Spitze mit zwei oder mehr Elektroden-Elementen angewandt werden kann. Das Vorhandensein einer Topfelektrode, wenn sie auch bevorzugt wird, ist nicht erforderlich. In entsprechender Weise wird auch das Vorhandensein eines Brückenrohres bevorzugt, ist aber nicht zwingend erforderlich.
Das Ablationssystem umfaßt einen ersten HF-Generator zur Erzeugung eines HF-Impedanz-Stromes mit niedrigem Pegel sowie einen zweiten HF-Generator zur Erzeugung des HF-Ablations-Stromes.
Der HF-Impedanzstrom mit niedrigem Pegel kann ein beliebiger Strom mit niedrigem Leistungspegel und mit einer Frequenz sein, welcher die Feststellung der Impedanz ermöglicht, ohne das Gewebe abzutragen oder eine Fibrillation hervorzurufen, was zu einer Erfassung von Muskeln führt und auch einer Frequenz, welche in der Tendenz den Unterschied zwischen der Impedanz des Gewebes im Vergleich zu derjenigen einer Blutansammlung maximiert. Gegenwärtig wird ein Strom von 2 Mikroampere bei einer Frequenz von 50 kHz bevorzugt.
Der HF-Ablationsstrom kann jeglicher Strom mit ausreichender Leistung und Frequenz sein, um Myocardial-Gewebe abzutragen. Ein Ablationsstrom reicht von etwa 0,25 Ampere bis zu etwa 1,0 Ampere oder mehr, vorzugsweise von etwa 0,5 Ampere bis 0,75 Ampere bei einer Frequenz von etwa 400 kHz bis etwa 700 kHz, vorzugsweise etwa 500 kHz. Höhere Leistungspegel, welche zu einer tieferen Gewebeabtragung führen bevorzugt, so lange eine Verkohlung der Gewebeoberfläche, beispielsweise durch Bewässerung vermieden werden kann und Dampfblasen verhindert werden können.
Der erste und der zweite HF-Generator können zwei separate Vorrichtungen sein oder, wie es in 1 dargestellt ist, in einer einzigen Vorrichtung kombiniert sein. Ein gegenwärtig bevorzugter HF-Generator ist der Stockert-EP-Schuttle-HF-Generator, welcher kommerziell von Cordis Webster, Inc. verfügbar ist. Dieser Generator weist Einrichtungen zur Erzeugung eines HF-Impedanzstromes mit niedrigem Pegel sowie eines HF-Ablationsstromes auf. Dieser HF-Generator kann auch eine Einrichtung zum Empfang der jeder der Elektroden zugeordneten Impedanzsignale sowie Filter zum Abtrennen dieser Signale von den HF-Ablationsströmen umfassen, um klare Impedanzsignale zu erhalten, welche aufgezeichnet und/oder angezeigt werden können. Dieser Generator weist eine Anzeige zur bildlichen Darstellung der einem Elektroden-Element zugeordneten Temperatur und Impedanz auf sowie einen Schalter zum selektiven Umschalten der Anzeige von einem Elektroden-Element zum anderen. Der Stockert-HF-Generator umfaßt auch eine Anzeige zum Darstellen der abgelaufenen Zeit, während der HF-Strom zu den Ablations-Elektroden-Elementen geleitet wird. Es hat auch einen Sicherheits-Ausschalter, welcher den HF-Ablationsstrrom ausschaltet, wenn die Temperatur oder Impedanz einen gewählten vorgegebenen Pegel erreichen.
Der Monitor bzw. die Anzeige können eine oder mehrere geeignete Vorrichtungen zum Empfang von Signalen aufweisen, welche für die elektrische Herzaktivität, die Temperatur der Elektroden-Elemente und/oder der jedem Elektroden-Element zugehörigen Impedanz aufweisen, um eine Anzeige zu erzeugen und/oder die empfangenen Signale aufzuzeichnen. Wie oben angemerkt, kann ein Display bzw. Monitor zur Anzeige und/oder Aufzeichnung der Temperatur und Impedanz des Elektroden-Elementes in den HF-Generator eingebaut werden. Alternativ kann er in den Signalprozessor (wird unten diskutiert werden) eingebaut werden. Wenn es gewünscht wird, kann auch ein Display-Standgerät benutzt werden. Geeignete Displays bzw. Monitoren zum Empfang und zur bildlichen Darstellung von paarweisen Elektroden-Elementen empfangener Signale als bipolares Elektrogramm sind kommerziell beispielsweise von der Firma Prucka Engineering verfügbar. Die Meßpumpe kann jegliche geeignete Meßpumpe, welche eine abgemessene Menge von etwa 5 cm³/min bis 60 cm³/min und vorzugsweise von etwa 20 cm³/min bis etwa 40 cm³/min einer Kühlflüssigkeit, wie beispielsweise einer Salzlösung in das Infusionsrohr des bewässerten Spitzenelektoden-Katheters und durch dieses hindurch zu pumpen vermag. Die von der Firma Medrad, Inc. handelsüblich verfügbare Injektionspumpe Mark V Plus oder das Modell 7100 der volumetrischen Injektionspumpe von der Firma IVAC Medical Systems sind Beispiele geeigneter Meßpumpen zur Anwendung bei der vorliegenden Erfindung.
Der Signalprozessor kann ein beliebiger programmierbarer Mikroprozessor oder dergleichen sein. Der Signalprozessor ist elektrisch mit dem (den) HF-Generatoren) verbunden, um sowohl den Katheter mit gespaltener Spitze zu überwachen bzw. anzuzeigen als die Pumpe zu betätigen. Bei einer bevorzugten Ausführungsform ist der Signalprozessor programmiert, den HF-Generator zu aktivieren damit dieser einen HF-Impedanzstrom von beispielsweise etwa 2 Mikroampere bei etwa 50 kHz erzeugt, um einen solchen Strom zu jedem der Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze zu übertragen. Der Signalprozessor empfängt dann Signale, welche kennzeichnend für die einem jeden Elektroden-Element zuordenbare Impedanz sind, vergleicht diese Impedanzsignale und bestimmt welche Elektroden-Elemente den höchsten Impedanzen zugeordnet sind. Der Signalprozessor aktiviert dann automatisch den HF-Generator, um einen HF-Ablationsstrom zu erzeugen und diesen Strom nur zu denjenigen Elektroden zu übertragen, von denen festgestellt wurde, daß sie den besten Kontakt mit dem Myocardium haben.
Während der Ablation wird die Bewässerung genutzt, um die Ablations-Elektroden-Elemente zu kühlen. Dabei wird auch die Temperatur des Gewebes an der Gewebe-Elektroden-Grenzfläche abgesenkt. Dies ermöglicht es, einen höheren HF-Strom anzuwenden, was zu einer tieferen Aufheizung führt, d.h. die maximale Gewebetemperatur würde unter der Oberfläche und nicht an der Oberfläche erzeugt und damit eine stärkere Abtragung erzielt. Die Bewässerung bewirkt jedoch, daß die Temperatur der Elektrode deutlich niedriger ist als diejenige des Gewebes an der Gewebe-Elektroden-Grenzfläche. Aus diesem Grunde wird die Anwendung einer unterbrochenen Bewässerung bevorzugt, so daß während der Perioden ohne Bewässerung die Temperatur der Elektroden-Elemente im Kontakt mit dem Gewebe ansteigen wird und sich besser an die Temperatur an der Gewebeoberfläche annähert. Während der Perioden, in denen die Bewässerung gestoppt ist, wird auch die Übertragung des HF-Ablationsstromes unterbrochen.
Dementsprechend aktiviert der Signalprozessor während des Ablationsvorganges die Pumpe, um eine Salzlösung oder eine andere Kühlflüssigkeit durch den Katheter zu pumpen und die Ablations-Elektroden-Elemente zu kühlen. Vorzugsweise ist der Signalprozessor so programmiert, daß er die Pumpe und den HF-Generator unterbrechend aktiviert, d.h. er aktiviert die Pumpe und den HF-Generator für eine gewählte Zeitperiode, vorzugsweise für etwa 1 Sekunde bis etwa 10 Sekunden und besonders bevorzugt für etwa 5 Sekunden und deaktiviert dann die Pumpe und den HF-Generator für eine andere Zeitperiode, vorzugs weise von etwa 1 Sekunde bis etwa 10 Sekunden und besonders bevorzugt für etwa 5 Sekunden, wobei dieser Zyklus kontinuierlich wiederholt wird.
Während der Ablation empfängt der Signalprozessor Signale vom Thermoelement oder vom Thermistor, die jedem Elektroden-Element zugeordnet sind, und diese Signale sind kennzeichnend für die Temperaturen der Elektroden-Elemente speziell am Ende eines Zyklus, wenn die Bewässerung und der HF-Strom ausgeschaltet werden. Diese Temperatursignale werden benutzt, um eine Abschätzung der Temperatur des Gewebes an der Grenzfläche von Gewebe und Elektroden-Element vorzunehmen. Der Signalprozessor ist so programmiert, daß die Übertragung des HF-Ablationsstromes reduziert oder beendet wird, wenn die Temperatur an einem Ablations-Elektroden-Element eine vorgegebenes Niveau von beispielsweise 90 °C erreicht.
Während des Ablationsvorganges aktiviert der Signalprozessor vorzugsweise den HF-Generator, fortgesetzt HF-Strom-Signale mit niedrigem Pegel zu jedem der Elektroden-Elemente zu übertragen und Signale zu empfangen, welche die Impedanz durch Blut und/oder Gewebe während des Ablationsvorganges in Zuordnung zu jedem der Elektroden-Elemente anzeigen. Die Signalprozessoreinheit bestimmt die Differenzen in den Impedanzsignalen, welche denjenigen Elektroden-Elementen im Kontakt mit dem Myocardium zugeordnet sind mit denjenigen der Elektroden-Elemente, die nur Kontakt mit der Blutansammlung haben. Wenn sich das Gewebe während des Ablationsvorganges erwärmt, nimmt die Impedanz durch das Gewebe ab, während die Impedanz der Blutansammlung im allgemeinen die gleiche bleibt. Die Differenz der Impedanz durch das Gewebe wird mit derjenigen durch das Blut verglichen, was eine Anzeige der Maximaltemperatur des Gewebes ergibt. Der Signalprozessor ist daher so programmiert, daß er den ausgewählten Elektroden-Elementen zugeführten HF-Strom reduziert oder beendet, wenn die diesen Elektroden-Elementen zuordnete Impedanz auf ein vorgegebenes Niveau abfällt oder wenn die Differenz zwischen der Impedanz, welche Ablations-Elektroden-Elementen im Kontakt mit dein Myocardium zugeordnet ist und der Impedanz, die Elektroden-Elementen zugeordnet ist, welche nur Kontakt mit der Blutansammlung haben, ein vorgegebenes Niveau erreicht.
Für einen gegebenen Satz von Parametern, beispielsweise Leistungsniveau, Frequenz, Umfang der Bewässerung, Zyklusperioden, Winkel der Ablationselektrode usw. kann die Korrelation zwischen Temperatur und Impedanz beispielsweise durch in-vivo-Tests bei Hunden bestimmt werden. Ein bevorzugter Test umfaßt eine Serie unter kontrollierten Bedingungen beispielsweise bei einem Oberschenkelmuskel des Hundes. Die Temperatur des Muskels in verschiedenen Tiefen kann unter Anwendung einer fluoro-opischen Tempera tur-Sonde, beispielsweise Luxtron, Modell 3000 gemessen und mit der gemessenen Impedanz korreliert werden. Ein zur Anwendung bei der vorliegenden Erfindung geeignetes Testverfahren ist beschrieben in „Comparison of In Vivo Tissue Temperature Profile and Lesion Geometry for Radiofrequency Ablation with a Saline-Irrigated Electrode Versus Temperature Control in Canine Thigh Muscle Preparation" („Vergleich des in-vivo-Temperaturprofils und der Abtragungsgeometrie für die Hochfrequenz-Ablation mit einer mit Salzwasser bewässerten Elektrode im Vergleich zur Temperatursteuerung in einem Präparat eines Hunde-Oberschenkelmuskels"), Circulation, 1995; 91; 2264–2273 und in „Inverse Relationship Between Electrode Size and Lesion Size During Radiofrequency Ablation With Active Electrode Cooling" („Umgekehrte Beziehung zwischen der Elektrodengröße und der Abtragungsgröße bei der Hochfrequenz-Ablation mit aktiver Elektrodenkühlung"), Circulation, 1998; 98; 458–465. Aus solchen Versuchen kann eine Korrelation zwischen der gemessenen Impedanz und der maximalen Gewebetemperatur erhalten werden. Der Signalprozessor wird so programmiert, daß die Übertragung des HF-Ablationsstromes zu den Elektroden reduziert oder abgeschaltet wird, wenn die maximale Gewebetemperatur ein vorgegebenes Niveau, beispielsweise 90 °C, was durch Impedanzmessungen bestimmt wird, überschreitet.
Es versteht sich, daß die Information bezüglich der Gewebetemperatur auch durch Messung der Impedanz nur für eines der bei der Ablation verwendeten Elektroden-Elemente erhalten werden kann. Jedoch wird die Überwachung der Impedanz in Verbindung mit jedem Ablations-Elektroden-Element, d.h. mit denjenigen im Kontakt mit dem Myocardium und denjenigen nicht abtragenden Elektroden-Elementen, welche nur Kontakt mit der Blutansammlung haben, bevorzugt. In einem solchen System werden Impedanzänderungen infolge anderer Faktoren als der steigenden Gewebetemperatur die Impedanz-Temperatur-Korrelation nicht beeinflussen bzw. nur minimale Auswirkungen haben.
Die Überwachung der Impedanz in Verbindung mit jedem der Elektroden-Elemente während der Ablation ermöglicht es dem Elektrophysiologen auch, die Überwachung fortzusetzen, welche Elektroden-Elemente Kontakt mit dem Myocardium haben und somit auch, ob die Katheterspitze sich während der Ablation gedreht hat oder gerollt ist.
Es versteht sich, daß der Signalprozessor erforderlich ist, um all die oben beschriebenen Funktionen durchzuführen. Tatsächlich können viele, wenn nicht alle oben in Verbindung mit dem Signalprozessor beschriebenen Funktionen auch manuell, beispielsweise vom Elektrokardiologen durchgeführt werden. Beispielsweise kann der Elektrokardiologe die verschiedenen oben beschriebenen Impedanzmessungen analysieren und manuell, bei spielsweise durch Schalten am HF-Generator, die Elektroden-Elemente mit dem besten Kontakt zum Myocardium auswählen und für den Empfang von HF-Ablationsstrom vorsehen. Der Elektrokardiologe kann dann manuell den HF-Generator aktivieren, um den HF-Ablationsstrom zu erzeugen. In entsprechender Weise kann der Elektrokardiologe die Temperatur- und Impedanzanzeigen während der Ablation überwachen und manuell den HF-Strom reduzieren oder unterbrechen, wenn die Temperatur- und/oder Impedanzablesungen eine übermäßige Gewebetemperatur anzeigen.
Bei der Anwendung der Katheter mit der Elektrode mit gespaltener Spitze in das Herz eingeführt, und die Elektrode mit gespaltener Spitze wird an verschiedenen Stellen mit dem Herzgewebe in Kontakt gebracht, um die elektrischen Aktivitäten des Herzens zu kartieren. An solchen Stellen tasten die Elektroden-Elemente im Kontakt mit dem Myocardium ab, wie die elektrischen Signale das Herz durchlaufen. Mittels der Elektrodenanordnung der Elektrode mit gespaltener Spitze werden mindestens zwei Elektroden Kontakt mit dem Myocardium haben. Wenn die Spitze parallel zum Gewebe oder unter einem Winkel von weniger als etwa 30° bis etwa 45° zu diesem liegt, hat auch die Ringelektrode Kontakt zum Myocardium oder liegt nahe bei diesem. Dies ermöglicht zwei orthogonale elektrische Signale, jedes mit einem Spannungspotential oder einer Polarität, welche abzutasten sind, um genügend Daten zu erhalten, um das Fortschreiten der Wellenfrontrichtung zu bestimmen. Wenn die Elektrode mit gespaltener Spitze senkrecht zur Oberfläche des Myocardiums ausgerichtet ist, dann sind alle vier der Halbkugel-Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze im Kontakt mit dem Myocardium. In dieser Ausrichtung können mindestens zwei orthogonale Elektrogramme von den Halbkugel-Elektroden-Elementen erhalten werden. Dies ergibt ebenfalls genügend Daten zur Bestimmung einer Wellenfrontrichtung.
Wenn das Endocardium ausreichend kartiert ist, um die abzutragenden Stellen zu bestimmen, werden diejenigen Elektroden-Elemente der Elektrode mit gespaltener Spitze bestimmt, welchen guten Kontakt zum Endocardialgewebe haben. Dies erfolgt durch Zufuhr des HF-Stromes mit niedrigem Pegel, d.h. mit etwa 2 Mikroampere und etwa 50 kHz zu jedem Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze. Die Impedanz zwischen jedem dieser Elemente und einer Referenzelektrode bzw. mehreren Referenzelektroden, wie beispielsweise Hautpflaster-Elektroden auf der Haut des Patienten wird dann gemessen. Die Impedanz, welche den Elektroden-Elementen im Kontakt mit dem Gewebe zugeordnet wird, wird höher sein als von denjenigen, die von der Blutansammlung umgeben sind. Demzufolge wird das Elektroden-Element bzw. die Elektroden-Elemente mit dem höchsten Impedanzwert dem besten Kontakt mit dem Endocardial-Gewebe haben.
Wenn die Abtragungsstelle lokalisiert worden ist und die Elektroden-Elemente mit dem besten Kontakt zum Endocardial-Gewebe identifiziert worden sind, wird HF-Strom selektiv diesen Elektroden-Elementen zugeführt. Die HF-Energie wird mit einem Leistungspegel und einer Frequenz sowie über einen Zeitraum zugeführt, welche ausreichen, genügend Herzgewebe abzutöten, um den entsprechenden elektrischen Pfad zu unterbrechen. Allgemein ist eine Zeit von etwa 30 Sekunden bis etwa 2 Minuten typisch.
Während der Ablation ist es wichtig, eine Verkohlung der Oberfläche des Myocardiums sowie eine Überhitzung des tiefen Herzgewebes, welche zum „Dampfknall" führen könnte, zu verhindern. Dementsprechend wird die Temperatur des Gewebes vorzugsweise auf zweierlei Wegen überwacht. Zum einen hat jedes Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze einen Temperatursensor, beispielsweise ein Thermoelement oder einen Thermistor, jeweils mit dem Elektroden-Element verbunden. Die Temperatur des Endocardiums an der Grenzfläche zur Elektrode wird durch Überwachung der Temperatur der Elektroden-Elemente im Kontakt mit dem Endocardium abgeschätzt. Vorzugsweise werden die Elektroden-Elemente während der Ablation bewässert. Dies ermöglicht eine Kontrolle der Temperatur der Elektroden-Elemente, so daß diesen ein größerer HF-Strom zugeführt werden kann, ohne daß die Temperatur übermäßig ansteigt. Die Bewässerung verursacht jedoch einen größeren Unterschied zwischen der Elektrodentemperatur und der Gewebegrenschicht-Temperatur. Im Ergebnis erfolgen die Bewässerung und die Zufuhr des HF-Ablationsstromes vorzugsweise mit Unterbrechungen, wobei Perioden mit Bewässerung und HF-Ablationsstrom von Perioden ohne Bewässerung und ohne Ablationsstrom unterbrochen werden. Während der letztgenannten Perioden wird die Temperatur der Elektroden-Elemente, die sich im Kontakt mit dem Gewebe befinden, ansteigen und bezüglich der Gewebegrenzschicht-Temperatur aussagefähiger sein.
Im Ergebnis des mit einer bewässerten Ablationelektrode anwendbaren höheren HF-Stromes wird im Gewebe unter der Grenzfläche, welches dazu neigt, sich langsamer zu erwärmen, die Temperatur auf einen Wert über derjenigen der Grenzfläche ansteigen. Diese Temperatur durch die Überwachung der Impedanz, die jedem der Elektroden-Elemente zugeordnet ist, abgeschätzt. Wenn sich das Gewebe erwärmt nimmt die Gewebe-Impedanz ab, während die Impedanz der Blutansammlung im wesentlichen konstant bleibt. Daher kann durch die Überwachung der Impedanz an den Elektroden-Elementen, welche Kontakt mit dem Gewebe haben, und durch den Vergleich der Abnahme dieser Impedanz mit derjenigen der Elektroden-Elemente, die keinen Gewebekontakt haben sowie Korrelation der Impedanzdifferenz mit der Temperatur (wie oben beschrieben), die maximale Gewebetemperatur abgeschätzt und ein übermäßiger Anstieg derselben verhindert werden.
Wenn es gewünscht wird, kann der Katheter mit Elektrode mit gespaltener Spitze mit einem elektromagnetischen Sensor ausgerüstet sein, der proximal von der Elektrode mit gespaltener Spitze angeordnet ist. Der elektromagnetische Sensor in Kombination mit geeigneten Signalsverarbeitungs- und Abbildungs-Einrichtungen, wie sie oben beschrieben wurden, ermöglichen die Erzeugung einer dreidimensionalen Abbildung der inneren Konturen der Herzkammer, in welcher sich die distale Spitze des Katheters befindet sowie die Überwachung der Position der Elektrode mit gespaltener Spitze in der Herzkammer.
Die obige Beschreibung wurde unter Bezugnahme auf gegenwärtig bevorzugte Ausführungsformen der Erfindung erstellt. Der Fachmann auf dem Gebiet, zu welchem die Erfindung gehört, wird erkennen, daß Änderungen und Wechsel in beschriebenen Aufbau durchgeführt werden können, ohne inhaltlich vom Schutzumfang dieser Erfindung, wie er in den beigefügten Ansprüchen definiert ist, abzuweichen. Demzufolge soll aus vorangegangenen Beschreibung nicht herausgelesen werden, daß nur genau beschriebenen und in den beigefügten Zeichnungen dargestellten Anordnungen die Erfindung darstellen, sondern daß diese Erfindung alles umfaßt, was von den nachfolgenden Ansprüchen gestützt wird, wenn deren vollständiger und fairer Schutzumfang betrachtet wird.

Claims

Ablationssystem umfassend: einen Katheter (10) mit einer Elektrode mit gespaltener Spitze umfassend einen langgestreckten Katheterkörper (11) mit einem proximalen und einem distalen Ende sowie mindestens einem sich zwischen beiden erstreckenden Hohlraum; einen Katheter-Spitzenabschnitt (12) am distalen Ende des Katheterkörpers, welcher einen Abschnitt eines flexiblen Rohres (24) mit einem proximalen und einen distalen Ende sowie mindestens einem sich zwischen beiden erstreckenden Hohlraum (26; 27; 28) umfaßt, wobei das proximale Ende des flexiblen Rohres fest am distalen Ende des Katheterkörpers angebracht ist und der Katheter-Spitzenabschnitt ferner eine Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze umfaßt, welche ihrerseits aus mindestens zwei elektrisch isolierten Elektroden-Elementen (33) besteht, die fest am distalen Ende des flexiblen Rohres (24) angebracht sind; mindestens eine am Äußeren eines Patienten befestigbare neutrale Elektrode (5); eine Einrichtung (7) zum Erzeugen eines HF-Impedanzstromes mit geringem Pegel sowie zum Übertragen dieses Impedanzstromes zu jedem Elektroden-Element (33) der Elektrode mit gespaltener Spitze; eine Einrichtung (7) zum Erzeugen eines HF-Ablationsstromes sowie zum Übertragen dieses Ablationsstromes zu jedem Elektroden-Element (33) der Elektrode mit gespaltener Spitze; Einrichtungen (16) zum elektrischen Verbinden jedes Elektroden-Elementes (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze mit der Einrichtung (7) zum Erzeugen eines HF-Impedanzstromes mit geringem Pegel sowie mit der Einrichtung (7) zum Erzeugen eines HF-Ablationsstromes und einen programmierbaren Signalprozessor (6) zum Empfangen elektrischer Signale, welche kennzeichnend für die Impedanz zwischen jedem der Elektroden-Elemente (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze und der mindestens einen neutralen Elektrode (5) sind sowie zur Identifizierung derjenigen (desjenigen) Elektroden-Elemente(s), das (die) dem (den) höchsten empfangenen Impedanzsignal(en) zugeordnet ist (sind), wenn die Elektroden-Elemente Kontakt mit Gewebe haben und schließlich zur Aktivierung der Einrichtung (7) zum Erzeugen des HF-Ablationsstromes, um den HF-Ablationsstrom nur zu demjenigen (denjenigen) Elektroden-Elementen) (33) zu übertragen, bei welchem (welchen) ein Kontakt mit dem Gewebe festgestellt wurde.
Ablationssystem nach Anspruch 1, bei welchem jedes Elektroden-Element (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze mindestens einen Bewässerungsdurchlaß (41) aufweist und das Ablationssystem ferner umfaßt: eine Einrichtung zur Abschätzung der Oberflächentemperatur des Gewebes im Kontakt mit den Elektroden-Elementen (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze während des Ablationsvorganges bestehend aus einer Temperatur-Sensoreinrichtung, die an jedem Elektroden-Element der Elektrode mit gespaltener Spitze angebracht ist, um ein Signal zu erzeugen, das kennzeichnend für die Temperatur des Elektroden-Elementes (33) ist, an welchem sie angebracht ist; eine Einrichtung mit einer Pumpe (9) zum Einleiten einer Kühlflüssigkeit durch den Katheter (10) und jedes der Elektroden-Elemente (33), um diese während der Ablation zu kühlen; wobei der Signalprozessor (6) derart programmiert ist, daß er die Einrichtung (7) zum Erzeugen des Ablationsstromes deaktiviert, wenn die abgeschätzte Oberflächentemperatur ein vorgegebenes Niveau erreicht und wobei ferner der Signalprozessor (6) elektrisch mit jeder der Temperatur-Sensoreinrichtungen verbunden und ferner programmiert ist, die Pumpe (9) der Infusionseinrichtung sowie die Einrichtung (7) zum Erzeugen des Ablationsstromes intermittierend derart zu aktivieren, daß es EIN-Perioden gibt, in welchen den Elektroden-Elementen Kühlflüssigkeit zugeführt und ein HF-Ablationsstrom an die Elektroden-Elemente (33), die Kontakt zum Gewebe haben, übertragen wird sowie AUS-Perioden, in welchen den Elektroden-Elemen ten keine Kühlflüssigkeit zugeführt und kein HF-Ablationsstrom an die Elektroden-Elemente (33), die Kontakt zum Gewebe haben, übertragen wird und wobei der Signalprozessor ferner programmiert ist, die Oberflächentemperatur des Gewebes im Kontakt mit den Elektroden-Elementen (33) aus den Signalen abzuschätzen, die von den Temperatur-Sensoreinrichtungen während der AUS-Perioden empfangen werden.
Ablationssystem nach Anspruch 1 oder 2, welches ferner eine Einrichtung zur Kartierung der elektrischen Herzaktivität umfaßt, bestehend aus einer Einrichtung (8) zum Empfang und zur bildlichen Darstellung bipolarer elektrischer Signale von den Elektroden-Elementen (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze, welche zumindest für einen Kennwerte Stärke, Richtung bzw. Geschwindigkeit der Ausbreitung elektrischer Signale im Herzgewebe im Kontakt mit dem Myocardium kennzeichnend sind.
Ablationssystem nach Anspruch 3, bei welchem die Einrichtung (8) zum Empfang und zur bildlichen Darstellung bipolarer elektrischer Signale elektrisch mit den Elektroden-Elementen (33) verbunden ist.
Ablationssystem nach einem der bisherigen Ansprüche, bei welchem die Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze vier Elektroden-Elemente (33) umfaßt, welche symmetrisch rund um die Längsachse des Spitzenabschnittes (12) angeordnet sind.
Ablationssystem nach einem der bisherigen Ansprüche, welches ferner umfaßt: eine Einrichtung zur Abschätzung der Temperatur unter der Oberfläche des Gewebes im Kontakt mit den Elektroden-Elementen (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze während eines Ablationsvorganges und wobei der Signalprozessor (6) derart programmiert ist, daß er die Einrichtung (7) zum Erzeugen des Ablationsstromes deaktiviert, wenn die abgeschätzte Temperatur unter der Oberfläche ein vorgegebenes Niveau erreicht.
Ablationssystem nach Anspruch 6, bei welchem die Einrichtung zur Abschätzung der Temperatur unter der Oberfläche des Gewebes umfaßt: eine Einrichtung (7) zum Erzeugen eines HF-Impedanzstromes mit geringem Pegel sowie zum Übertragen dieses Impedanzstromes zu jedem der Elektroden-Elemente (33) der Elektrode (20; 30) mit gespaltener Spitze während der Übertragung eines HF-Ablationsstromes durch die Einrichtung (7) zum Erzeugen des Ablationsstromes an die Elektroden-Elemente; eine elektrisch mit dem Signalprozessor (6) verbundene Einrichtung zum Empfang elektrischer Signale, welche für die Impedanz zwischen jedem der Elektroden-Elemente (33) und der mindestens einen neutralen Elektrode (5) während eines Ablationsvorganges kennzeichnend sind sowie zur Abtrennung solcher für die Impedanz kennzeichnenden Signaöe vom HF-Ablationsstrom und wobei der Signalprozessor (6) programmiert ist, das Maximum der Temperatur unter der Oberfläche des Gewebes auf der Grundlage von Änderungen des empfangenen, für die Impedanz kennzeichnenden Signales abzuschätzen.
Ablationssystem nach Anspruch 7, bei welchem der Signalprozessor (6) programmiert ist, das Maximum der Temperatur unter der Oberfläche des Gewebes auf der Grundlage von Änderungen der Differenz zwischen den empfangenen, für die Impedanz kennzeichnenden Signalen, die Elektroden-Elementen (33) im Kontakt mit Gewebe zugeordnet sind und dem empfangenen Impedanzsignalen, die Elektroden-Elementen (33) im Kontakt nur mit der Blutansammlung zugeordnet sind, abzuschätzen.
Ablationssystem nach Anspruch 1, welches ferner eine Einrichtung (18) zur steuerbaren Auslenkung des Spitzenabschnittes (12) in mindestens eine Richtung umfaßt.
Ablationssystem nach Anspruch 4, welches ferner eine Ring-Elektrode (39; 58) proximal benachbart zu den vier Elektroden-Elementen (33) umfaßt.