Beschreibung

Die vorliegende Erfindung betrifft eine flexible modulare intravaskuläre Verschlussvorrichtung (Occlusionsinstrument, Occluder) zum interventionellen Verschluss des linken Herzohrs. LAA steht für left atrial appendage, zu Deutsch linkes Herzohr, und ein Herstellungsverfahren für ein solches Occlusionsinstrument.

Üblicherweise wird ein gängiges Occlusionsinstrument mittels Umformungs- und Wärmebehandlung in eine definierte Ausgangsform gebracht und durch einen Katheter bzw. eine Schleuse in das Herz-Kreislaufsystem eingeführt Dabei wird der von der rechten Leistenvene aus in den rechten Vorhof eingebrachte Kather bzw. Schleuse durch eine transseptale Punktion des Vorhofseptums in den linken Vorhof des Herzen geführt. Über einen entsprechenden Einführdraht bzw. Einführsystem wird das entsprechende Occlusionsinstrument zunächst vom distalen Ende einer kurzen Schleuse (loader, zu Deutsch Lader) in die selbige eingezogen bzw. geladen, dabei nimmt das Occlusionsinstrument eine langgestreckte Form ein, welche in ihrer Außenform durch den zylindrischen Körper der Schleuse bestimmt wird. In einem zweiten Schritt wird die kurze Schleuse bzw. Lader am proximalen Ende einer langen Schleuse angekoppelt und über den Einführdraht in der

Schleuse bzw. Katheter in den linken Vorhof geführt. Beim Austreten aus der Katheterspitze nimmt das Occlusionsinstrument im Herzohr seine vorbestimmte Ausgangsform an, wird dort durch eine leichte Bewegung auf seine Verankerung überprüft und freigesetzt Bereits nach wenigen Stunden siedeln sich an der Oberfläche des Occluders erste Endothelzellen an. Nach etwa 12 Wochen bis 6 Monaten ist die Endothelialisierung in der Regel vollständig abgeschlossen. Das bedeutet, dass die Oberfläche des Occluders vollständig mit einer Schicht von Endothelzellen besiedelt ist.

Weltweit kommt es alle zehn Sekunden zu einem Schlaganfall in Folge von Vorhofflimmern. In Deutschland leiden insgesamt etwa 1,8 Millionen Menschen an Vorhofflimmern, davon erleiden etwa 40000-50000 von ihnen einen Schlaganfall . Etwa jeder vierte Mensch ab 40 Jahren wird im Laufe seines Lebens von Vorhofflimmern betroffen sein. Bleibt die Krankheit unbehandelt, steigt das Schlaganfal lrisiko auf bis zu 8 Prozent pro Jahr. Das heißt, bis zu 8 von 100 Menschen mit Vorhofflimmern bekommen pro Jahr einen Schlaganfall.

Echokardiografische Studien haben gezeigt, dass Embolien, die bei Menschen mit Vorhofflimmern für das erhöhte Schlaganfallrisiko verantwortlich sind, in mehr als 90 % der Fälle vom linken Herzohr ausgehen. Da diese Ausstülpung des linken Vorhofs ein Überbleibsel aus der Embryonalentwicklung ist und keine Funktion hat, liegt es nahe, sie zu verschließen. Eine offene Herzoperation wäre hierfür aber ein zu riskanter Eingriff.

Stand der Technik

Bisher wurden folgende verschiedene Verschlussvorrichtungen eingesetzt, um das linke Herzohr zu verschließen :

Mit der Percutaneous LAA Transcatheter Occlusion (PLAATO)-Vorrichtung der Firma EV3 Inc.) siehe auch EP 1 852 141 A2) wurde erstmals im Jahr 2000 bei ca. 100 Patienten das linke Herzohr erfolgreich verschlossen. Insbesondere wegen verschiedener Perforationen des Herzbeutels verursacht durch am Implantat befindliche Widerhaken, kam es aber zu keinen weiteren Anwendungen. Ausgehend von der PLAATO-Vorrichtung werden solche Verschlusssysteme als LAA-Occluder bezeichnet.

Bei einem nachfolgenden LAA-Verschlusssystem, dem Watchman-Occluder der Firma Boston Scientific, sind solche ebenfalls Perforationen nicht auszuschließen. Hinzu kommt das Problem der unzureichenden Lokalisation. Der Watchman- Occluder neigt dazu, zu tief in das Herz abzugleiten. Von der Firma AGA Medical Corp. wurde Ende 2008 ein LAA-Occluder für Europa zugelassen. Mit dieser Vorrichtung lässt sich aber nur eine gewisse Anzahl an von Herzohren mit einer optimalen Form verschließen.

Aus den Druckschriften WO 2007/140797 AI, DE 10 2005 053 906 AI und WO 2008/125689 AI der Firma Occlutech GmbH werden Occlusionsinstrumente zum Verschließen eines Herzohres aus beispielsweise Nitinol beschrieben, welche aus eine Hohlgeflecht dünner Drähte bestehen. Solche Occlusionsinstrumente können sich jedoch nur in der freien Umgebung von Blut entfalten, wie z. B. beim Ver- schluss von Atrium-Septum-Defekten. In der sehr engen Hülle des linken Herzohres wird das Entfalten des Occlusionsinstruments in die Ausgangsform stark behindert, außerdem sind die distalen Retentionsbereiche gemäß WO2007/125689 AI (ein oder zwei hutartige Krempen) und WO 2008/125689 AI (Kugelform, Hut- und Trichterform) nicht geeignet, um das Occlusionsinstrument im Herzohr sicher zu verankern. Auch die Anwendung eines Fixiermittel gemäß WO 2007/140797 AI mit einem vorzugsweise im Herzohr des Patienten aus einem ablaufbaren Polyre- aktionsmechanismus gebildeten Polymernetzwerk zum Ausbilden einer kraftschlüssigen Verbindung zwischen dem Geflecht des Occlusionsinstruments und der Herzohrwandung, also der Einsatz eines Kunststoffklebers, ist aus medizinischer Sicht differenziert zu betrachten und hat zu keinen praktischen Abwendungen geführt.

Die komplette Form eines Occlusionsinstruments nach DE 10 2012 003 021.5 schließt Fehlplatzierungen im linken Herzohr nicht aus.

Die vorstehend genannten Verschlussvorrichtungen weisen wesentliche Nachteile auf:

Bei diesen Verschlussvorrichtungen können durch Aufbauchen des linken Herzohrs und durch Reibung zwischen den Occiusionsintrumenten und dem Herzbeutel sehr schmerzhafte Entzündungen des Herzbeutels entstehen. Die zur Befestigung der Occlusionsintrumente verwendeten Haken können eine Perforation des Herzbeutels verursachen. Die Thrombenbildungsgefahr durch zum Teil weit in den linken Vorhof hineinragende Kupplung am proximalen Ende der Occlusionsinstrumente ist relativ hoch. Bei der Watchman-Vorrichtung treten zusätzlich Lokalisations- probleme auf. Weiterhin haben diese Vorrichtungen den Nachteil, dass der Katheter durch seine Positionierung im linken Vorhof in Richtung seiner Längsachse in einem ungünstigen Winkel zur Lage des Occlusionsinstruments in der Endlage im linken Herzohr steht, d.h. beide Achsen stehen fast rechtwinklig zueinander. Diese Positionierung führt zu erheblichen Behinderungen während des Verlaufs der Implantation und kann zur Perforation des linken Herzbeutels führen, indem die Wandung des linken Herzohrs durchstoßen wird.

Aufgrund der großen Vielfalt unterschiedlicher Herzohrmorphologien ist es häufig so, dass erst während der Implantationsphase Defizite hinsichtlich geeigneter Occludergröße und Form sichtbar werden bzw. das verwendete Device nicht zu einem optimalen Verschluss des Herzohrs führt. Das betrifft sämtliche vorstehend aufgeführte Ausführungen.

Aufgabenstellung

Die Aufgabe der Erfindung ist es daher, die im Stand der Technik beschriebenen Nachteile zu vermeiden und insbesondere ein verbessertes, leicht und sicher implantierbares Occlusionsinstrument bereitzustellen. Eine weitere Aufgabe ist ein einfaches und kostengünstiges Verfahren zur Herstellung eines solchen Occlusi- onsinstruments.

Die Aufgabe wird durch ein Occlusionsinstrument gemäß Anspruch 1 und ein Herstellungsverfahren gemäß Anspruch 12 gelöst. Vorteilhafte Ausführungsformen finden sich den abhängigen Ansprüchen. Das erfindungsgemäße Occlusionsinstrument zum Verschließen eines Herzohrs umfasst mindestens zwei modulare Teile. Eine proximale Einheit zum Verschluss des Herzohreingangs und eine distale Einheit zur Fixierung im Haltebereich eines Herzohrs. Der Verschluss durch das Occlusionsinstrument wird dadurch erreicht, dass durch einen geeigneten Katheter bzw. Schleuse der distale Grundkörper (distale modulare Einheit) im Haltebereich eines Herzohrs freigesetzt wird. Eine optimale Lokalisation wird dadurch erreicht, dass der Führungsdraht mittig durch das Device platziert ist. Die Geometrie des distalen Grundkörpers wird weitestgehend durch die Morphologie des Herzohrs bestimmt. In seiner Dimensionierung ergibt sich daraus ein kugelähnlicher Körper. In einem zweiten Schritt wird nachfolgend die proximale Einheit, von der Form her eine schmale kreisrunde Scheibe (Deckel), welche über ihren mittigen Durchgang gleichermaßen über den Führungsdraht geschoben, in den linken Vorhof eingebracht und unmittelbar am Herzohreingang platziert wird . Es stehen mehrere unterschiedlich große Deckel zur Verfügung, sie unterscheiden sich durch ihren Durchmesser und Dicke. Über eine leichte Schubbewegung wird nun der Deckel auf den Grundkörper zu bewegt, die beiden mechanischen Kupplungselemente, distal befindlich bei der proximalen modularen Einheit und proximal bei der distalen modularen Einheit, verbinden sich mechanisch. Diese Kupplung bewirkt ferner, dass sich Deckel und Grundkörper entsprechend der Spezifik des Herzohrs unabhängig voneinander axial ausrichten können. Eine am distalen Ende des distalen Grundkörpers befindliche Membran ist in der Lage einen gewissen Längenausgleich zu realisieren. Die Membran weist vorzugsweise an ihren lateralen Seite eine Längsstruktur und an ihrer Stirnseite eine Netz- oder Gitterstruktur auf. Die Stirnseite ermöglicht so eine stabile Abdeckung (Stempelfunktion). Die lateralen Seiten lassen sich sehr leicht in der Länge und zwar durch einen leichten Druck auf den distalen Endbereich zusammenpressen bzw. nur zur Verringerung der Längsdehnung tordieren. Zum Beispiel auf diese Weise wirken die über- bzw. hintereinander angeordneten Membranen mechanisch wie eine Feder (die Federwirkung kann aber auch durch andere konstruktive Anpassungen erreicht werden), welche sich durch einen leichten axialen Druck zusammenzieht. Somit passt sich das Occiusionsinstrument genau der Tiefe des Herzohres an, welche für jedes Herzohr, unabhängig vom Durchmesser des Herzohreingangs, unterschiedlich ist, was wiederum die feste Verankerung des Occlusionsinstruments im Herzohr entscheidend unterstützt. Es wurde festgestellt, dass sich unterschiedliche Herzohren durch eine individuelle Morphologie deutlich voneinander unterscheiden. So ist insbesondere das Verhältnis aus Herzohreingangsdurchmesser dividiert durch die Länge des Herzohrs keine Konstante. Das bedeutet, dass Herzohren mit einem vergleichbaren Herzohreingang (Durchmesser) unterschiedlich in der Tiefe (Länge) sein können. Um dieses Missverhältnis auszugleichen, besitzt das hier vorliegende Occiusionsinstrument eine entsprechende Membran, welche bei einer geringeren Gegenkraft aus der Richtung des distalen Herzohrendes bewirkt, dass sich das Occiusionsinstrument in der Länge reduzieren kann, so dass der am gegenüberliegenden, proximalen Ende befindliche Deckel den Herzohreingang exakt verschließt, was aber wiederum letztlich nur dadurch möglich ist, dass die zwischen Deckel und Grundkörper befindliche Kupplung einen zusätzlichen Längenausgleich bewirkt und durch die mögliche Neigung des Deckels eine entsprechende Abweichung der Längsachsen von Deckel und Grundkörper ausgleicht.

Die Grundform eines Herzohr-Occlusionsinstruments ergibt sich aus den grundsätzlichen Gegebenheiten der Anatomie solcher Herzohren. Davon ausgehend ist eine Einteilung in drei unterschiedliche Herzohrtypen möglich :

(1) Der Durchmesser des Herzohreingangs ist kleiner als der größte Durchmesser im Herzohr (Typ Collar). (2) Der Durchmesser des Herzohreingangs ist größer als der größte Durchmesser im anschließenden Herzohr (trichterförmiges Herzohr).

(3) Der Durchmesser des Herzohreingangs ist etwa gleich groß, wie in dem dahinter befindlichen Herzohr (rohrförmiges Herzohr).

Das bei der vorliegenden Erfindung zum Einsatz kommende Occlusionsinstrument ist in der Lage, aus der Kombination unterschiedlicher und zweier unabhängiger Kupplungssysteme mit einem entsprechenden Grundkörper, den Verschluss sämtlicher vorstehend aufgeführten Herzohrtypen weitestgehend zu realisieren. In diesem Sinne ist die modulare intravaskuläre Verschlussvorrichtung für das linke Herzohr universell einsetzbar. Dieses Wirkprinzip unterscheidet das erfindungsgemäße Occlusionsinstrument von sämtlichen bisher bekannten Occlusionsinstru- menten maßgeblich.

Ein aus den modularen Einheiten zusammengesetztes beispielhaftes Occlusionsin- trument ist in der Grundform rotationssymmetrisch und besitzt am proximalen Ende einen kreisrunden flach abgesetzten Deckel, um den Übergang des linken Vorhofs zum Eingang des linken Herzohrs zu verschließen. Im an den Deckel angrenzenden proximalen Retentionsbereich ergibt sich zunächst eine Durchmesserreduzierung, welche in etwa dem Durchmesser des Herzohreingangs entspricht. Daran anschließend vergrößert sich der Umfang des Occiusionsinstruments derart, dass das Volumen des Occiusionsinstruments in diesem mittleren Bereich den entsprechenden Teil des Herzohrs mit dem größten Innendurchmesser annährend ausfüllt. Durch eine äußere Druckeinwirkung vom Herzohr ausgehend wird das Occlusionsinstrument bis ca. 12 % auf den Durchmesser in diesem Bereich komprimiert.

Der Deckel weist vorzugsweise ein z. B. im Zentrum angeordnete Kupplung auf, welche am proximalen Ende als Kugel ausgebildet ist, um mit einem geeigneten Einführsystem verbunden zu werden. Das intravaskuläre Occlusionsinstrument ist so ausgelegt, dass das Occlusionsinstrument im zusammengefalteten Zustand mittels eines Katheters in den Körper des Patienten minimalinvasiv einführbar und in dem Herzohr des Patienten über die modularen Einheiten in zwei Stufen positionierbar ist. Der in den linken Vorhof eingebrachte Katheter steht normalerweise in einem spitzen Winkel zur Richtung des Herzohrs. Das Occlusions- Instrument verschließt mit seinem Deckel bündig den Herzohreingang (also genau noch in Richtung des Katheters). Über die erste Kupplung zwischen Einführsystem und Deckel wird ein erster axialer Richtungsausgleich ermöglicht und das zweite Mal (wenn notwendig) über die zweite Kupplung zur Verbindung der modularen Einheiten Deckel und Grundkörper.

Ein bevorzugtes Occlusionsinstrument ist selbstexpandierbar, wird aus einem Nit- inolrohr gelasert und anschließend durch geeignete Umformungs- und Wärmebehandlungsverfahren in eine gezielte Endform überführt.

Das kann jedoch noch nicht ausreichen, um das Occlusionsinstrument fest im Herzohr zu verankern. Deshalb befindet sich bevorzugt auf der äußeren Hülle des beispielshaften Occlusionsinstruments, weiter bevorzugt im Übergang des proximalen Retentionsbereichs zum distalen Retentionsbereich bzw. im Bereich des Herzohreingangs, eine gewisse Zahl von Hakenelementen mit einer Länge von jeweils ca. 3 mm, welche die feste Verankerung des Occlusionsinstruments im linken Herzohr unterstützen können. Die Herstellung der Widerhaken geschieht so, dass gelaserte Querstege an einem Längsende aufgelasert und anschließend in radialer Richtung durch Biegen aufgestellt werden. Durch die Positionierung und/oder durch die kurze Länge der Widerhaken wird eine Perforation des Herzbeutels verhindert.

Aus den beispielhaften Abmessungen des Herzohrs mit einem Durchmesser des Herzohreingangs von 10 bis 26,5 mm und einer nutzbaren Tiefe des Hauptkanals des Herzohrs von 14 bis 30 mm ergeben sich entsprechend abgestufte Baugrößen geeigneter Herzohr-Occlusionsinstrumente, wobei zu berücksichtigen ist, dass sich ein solches aus einem beispielsweise geeigneten metallischen Nitinolrohr ge- lasertes Occlusionsinstrument im komprimierten Zustand verkleinert.

Superelastische Metalllegierungen wie z. B. Nitinol, eine Titan-Nickellegierung mit einer Elastizität von 7 % maximaler Dehnung zur Ausgangslänge sind besonders gut geeignet, einen derartig geformten Körper herzustellen. Beispielsweise wird ausgangsseitig ein dünnwandiges Nitinolrohr von 1 bis 3,5 mm Durchmesser verwendet. Durch Einsatz eines geeigneten Lasers werden verschiedene Schlitze in das Metallrohr eingebracht. Im Anschluss an das Lasern wird das Metallrohr mit einer mechanischen Vorrichtung aufgeweitet und durch Wärmebehandlung in Form gebracht. Die Wärmebehandlungsdauer ist bei Temperaturen von 350 bis 600 °C und einer Haltezeit von einer halben Stunde bis 2 Minuten (die kürzeren Zeiten bei höheren Temperaturen) durchführbar. Die Verfahrensschritte Lasern, Aufdehnen und Warmbehandlung werden mehrmals hintereinander durchgeführt, bis die Endform des Occlusionsinstruments erreicht ist. Durch eine mögliche Laserschnittbreite von bis zu 15 μιτι können auf dem Umfang eines solchen Metallrohrs mehr als 150 Schnitte parallel zur Längsachse durchgeführt werden.

Vorzugsweise befinden sich bei dem vorliegenden erfindungsgemäßen Occlusions- instrument im Bereich des Herzohreingangs ein oder mehrere Lagen medizinisch geeigneter und/oder medizinisch aktiver Materialien, z. B. als Patches zur Abdichtung des Blutstroms zwischen dem linken Vorhof und dem linken Herzohr, damit dieser das Herzohr nicht mehr in Richtung des linken Vorhofs passieren kann. Als Material ist z. B. Dacron, unter der chemischen Bezeichnung PET (Polyethylen- terephthalat), geeignet.

Ausführungsbeispiel

Fig. 1(a) eine schematische Darstellung der Vorderansicht der erfindungsgemäßen modularen Einheiten Deckel und Grundkörper;

Fig. 1(b) eine schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments, nach Fig . 1(a);

Fig. 2(a) eine schematische Darstellung der Vorderansicht der erfindungsgemäßen modularen Einheiten Grundkörper und variierten Deckel;

Fig. 2(b) eine schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occlussionsinstruments mit variierten Deckel nach Fig. 2(a);

Fig. 3 (a) eine schematische Ansicht der Vorderansicht der erfindungsgemäßen modularen Einheiten Grundkörper und verkleinertem Deckel;

Fig. 3(b) eine schematische Ansicht der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments mit reduziertem Deckel nach Fig. 3(a);

Fig . 4(a) eine schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments nach Fig . 1(a) und Fig. 1(b); eine schematische Darstellung des Unteransicht des erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments Fig. 1(a) und Fig. 1(b);

eine weitere schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments mit variierten Grundkörper; eine schematische Darstellung der Seitenansicht eines erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments nach Fig. 5(a);

eine schematische Darstellung der Unteransicht erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments nach Fig. 5(a) mit elliptischer Form des Grundkörpers;

eine schematische Schnittdarstellung der Seitenansicht linker Herzvorhof und linkes Herzohr;

eine schematische Teilschnittdarstellung des linken Vorhofs mit Herzohr während einer ersten Phase des zu implantierenden erfindungsgemäßen LAA-Occluders im linken Herzohr;

eine schematische Teilschnittdarstellung des linken Vorhofs mit Herzohr nach Fig. 7(a) mit freigesetztem Grundkörper im linken Herzohr;

Detailansicht einer schematischen Darstellung der Seitenansicht im Bereich der Kupplung am distalen Ende Einführsystem zum proximalen Ende Grundkörper;

Detailansicht einer schematischen Darstellung der Seitenansicht am proximalen Kupplungsende des Grundkörpers zum distalen Kupplungsende des Einführsystems;

eine schematische Darstellung der Seitenansicht mit Teilschnitt der Kupplung im eingerasteten Zustand nach Fig. 8(a) und (b) :

eine schematische Teildarstellung der Seitenansicht im Bereich linker Vorhof-Herzohr in einer fortgeschrittenen Implantationsphase des zu implantierenden erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments mit freigesetztem Deckel im linken Vorhof nachfolgend an Darstellung Fig. 7(b)

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht einer weiteren Phase des zu implantierenden erfindungsgemäßen LAA- Occluders im Anschluss nach Fig. 10(a) mit freigesetztem Deckel im linken Vorhof; eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht einer weiteren Implantationsphase im Anschluss an Fig. 10(b) mit angekuppeltem Deckel an den Grundkörper;

eine Schnittdarstellung der schematischen Ansicht der Seitenansicht im Bereich proximales Ende des Deckels (Kugelkupplung) bis zum distalen Ende des Deckels (Kupplungselement zum Ankoppeln an den Grundkörper) des erfindungsgemäßen Occlusionsinstru- ments;

eine Schnittdarstellung der Detailansicht der am proximalen Ende des Grundkörpers befindlichen Kupplungselemente zum Ankuppeln an den Grundkörper nach Fig. 11(a);

eine Schnittdarstellung der durch Laserbearbeitung hergestellten Formelemente der Kupplung in der Seitenansicht entsprechend Fig. 11(a), distales Ende;

eine Draufsicht der Seitendarstellung der Kupplungselemente nach Fig. 12(a);

eine Schnittdarstellung der durch Laserbearbeitung hergestellten Formelemente der Kupplung in einer Seitenansicht entsprechend Fig. 11(b), proximales Ende;

eine Draufsicht der Kupplungselemente nach Fig. 13(a);

eine schematische Darstellung eines seitlichen Schnittes der nach den Detailansichten Fig. 11(a) und (b) eingerasteten Kupplung eines erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments;

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht einer nach Fig. 10(c) anschließenden Implantationsphase des zu implantierenden LAA-Occluders mit zurückgezogener Schleuse und abgekoppeltem Einführsystem;

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht einer nach Fig. 15(a) anschließenden Implantationsphase des zu implantierenden LAA-Occluders mit zurückgeführtem Einführdraht;

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht einer nach Fig. 15(b) anschließenden Implantationsphase mit weitere Rückführung der Schleuse bzw. Katheter und Abschluss des Implantationsvorgangs; eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht eines nach Fig. 15(c) angeschlossenen Implantationsvorgangs des erfindungsgemäßen LAA-Occluders im linken Herzohr, jedoch mit trichterförmigem Herzohr und somit vergrößertem Deckel;

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht eines nach Fig. 15(c) abgeschlossenen Implantationsvorgangs des erfindungsgemäßen Occiusionsinstruments, jedoch mit sehr viel kleinerem Herzohreingang und entsprechend angepasstem kleinerem Deckel;

eine schematische Teilschnittdarstellung der Seitenansicht eines nach Fig. 15(c) abgeschlossenen Implantationsvorgangs des erfindungsgemäßen Occiusionsinstruments, jedoch mit trichterförmigem Herzohr und ohne Deckel;

eine schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen Occiusionsinstruments nach Fig. 1(a) und (b) jedoch mit einer differenzierten Kupplung zwischen Deckel und Grundkörper; eine schematische Darstellung der Unteransicht eines weiteren erfindungsgemäßen Occiusionsinstruments nach Fig. 17(a);

eine schematische Darstellung der Vorderansicht des erfindungsgemäßen LAA-Occluders mit angekoppeltem Einführsystem;

eine weitere schematische Darstellung des mit dem angekoppelten Einführsystem dargestellten Occlusionsinstrument nach Fig. 8(a); eine schematische Darstellung der Teilansicht der Kupplung nach Fig. 8(a);

Detailansicht einer schematischen Darstellung der Seitenansicht am proximalen Kupplungsende des Grundkörpers zum distalen Ende der Kupplung des Einführsystems, jedoch für eine weitere Kupplungslösung nach Fig. 17(a);

eine schematische Darstellung der Seitenansicht mit Teilschnitt der Kupplung im eingerasteten Zustand nach Fig. 19(a) und (b);

eine Schnittdarstellung der schematischen Ansicht der Seitenansicht im Bereich angekoppeltes Einführsystem am proximalen Ende des Deckels (Kugelkupplung) bis zum distalen Ende des Deckels mit einer weiteren kleineren Kugelkupplung nach Fig. 17(a) zum Ankoppeln an den Grundkörper eines weiteren erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments;

Fig. 21(b) eine Schnittdarstellung der Detailansicht der am proximalen Ende des Grundkörpers befindlichen Kupplungselemente zum Ankuppeln an den Grundkörper nach Fig. 21(a) und

Fig. 22 eine schematische Darstellung eines seitlichen Schnittes der nach den Detailansichten Fig. 21(a) und (b) eingerasteten weiteren erfindungsgemäßen Kupplung eines erfindungsgemäßen Occlusionsinstruments.

Fig. l(a-b) zeigen eine schematische Darstellung einer ersten bevorzugten Ausführungsform eines erfindungsgemäßen Occiuders (Occiusionsinstrument) (1) mit den entsprechenden modularen Einheiten (21) wie in Fig. 1(a) dargestellt mit einem entsprechend geeigneten Deckel (2) und der kugelförmigen modularen Einheit des Grundkörpers (3) mit der am distalen Ende (11) befindlichen Membran (27) zum axialen Längenausgleich und im angekoppelten Zustand nach Fig. 1(b).

Fig. 2(a-b) und Fig. 3(a-b) verkörpern weitere erfindungsgemäße Ausführungsformen der modularen Baureihe einer bestimmten Größe der modularen Einheit des Grundkörpers (3) mit unterschiedlich großen Deckeleinheiten (2). Aufgrund unterschiedlich großer Herzohren (5) sind die Grundkörper (3) ebenfalls in unterschiedlichen Größen dimensioniert.

In Fig. 4(a-b) ist in der Abbildung Fig. 4(b) in der Unteransicht (15) erkennbar, dass die Membran (27) am distalen Ende (11) eine kreisrunde Öffnung (44) hat. Dadurch wird ermöglicht, dass sich der Occluder (1) in seiner axialen Längenausdehnung der Tiefe des Herzohrs (5) optimal anpassen kann. Dazu ist auch notwendig, dass bevorzugt zur Ausformung der Membran (27) Laserelemente mit Längsstruktur (36) verwendet werden und zur Stabilisierung am distalen Ende der Membran (27) Laserelemente mit Netz- bzw. Gitterstruktur (37).

Verringert sich z. B. in der Anpassungsphase während des Implantationsvorgangs die Gesamthöhe des Occiuders (1), wird sich das offene Ende der Membran (44) in seiner Gesamtfläche verkleinern. Sollte die Morphologie des Herzohrs (5) derart ausgestaltet sein, dass die Herzohrtiefe vom Haltebereich (7) bis zum Herz- ohreingang (6) entsprechend Fig. 6 größer ausfällt, kommt es zu einem Längenausgleich im Bereich der Unterseite des Deckels (2) in Richtung der Kupplung Typ II (23) nach Fig. 4(a) und gleichermaßen nachfolgend auch bei Kugelkupplung Typ III (24) wie in Fig. 17(a) ersichtlich ist. Ermöglicht wird dieser Längenausgleich in axialer Richtung zur Streckung (Erhöhung) der Gesamtlänge des Occlu- ders (1) durch weitere Laserelemente mit Längsstruktur (36) an der Unterseite des Deckels (2) zur Kupplung Typ II und Typ III.

Für besonders flach ausgeformte Herzohren ist es dienlich den distalen modularen Grundkörper (3) so auszugestalten, dass mach Fig. 5(c) die Grundkörpereinheit (3), wie in der Unteransicht (15) ersichtlich, oval ausgeformt ist und somit eine weitere erfindungsgemäße Ausführungsform darstellt.

Zur festen Verankerung des Occlusionsinstruments (1) im Herzohr (5) sind erfindungsgemäß

für alle Ausführungsformen nach Fig. l(a-b) bis Fig. 5(a-c) Hakenelemente (26) am äußeren Umfang des Grundkörpers (3) ausgeformt. Diese Haken (26) sind wie in Fig. l(a-b) bis Fig. 3(a-b) und Fig. 4(a) ersichtlich zur Occluderlängsachse um etwas mehr als 180° zurückgebogen. Das ermöglicht einerseits den Transport des Occluders (1) in der Schleuse bzw. Katheter (31) in beiden Richtungen ohne dass sich die Haken (26) in der Innenwandung der Schleuse bzw. des Katheters festsetzen können. Ebenso ist damit eine Perforation des Herzbeutels nahezu ausgeschlossen.

Zur Abdichtung des Blutstroms befinden sich in allen erfindungsgemäßen Ausführungsformen der Occluder (1) jeweils zwei Patches (25) aus PET wie beispielsweise in der ersten erfindungsgemäßen Ausführungsform Fig. l(a-b) dargestellt ist.

Eine bevorzugt erfindungsgemäße Ausführungsform des Occluders (1) Fig. l(a-b) bis Fig. 5(a-c) ist materialtechnisch so aufgebaut, dass die modularen Einheiten Grundkörper (3) und Deckel (2) im Wesentlichen aus geeignetem metallischem Material und vorzugsweise aus Nitinol, einer Titan-Nickel-Legierung, bestehen. Sowohl Grundkörper (3) und Deckel (2) werden aus einem Nitinol-Rohr durch Einsatz und Kombination geeigneter Laser- und Warmbehandlungsverfahren herge- stellt. In einem ersten Laserbearbeitungsschritt werden in die Wandung des Niti- nolrohres entsprechende Schnitte mit einem geeigneten Laser ausgeführt. Das Laserschnittbild wird aus der Abwicklung des Außenzylinders des Nitinolrohres (3D) auf eine Fläche (2D) projektiert. In bestimmten Bereichen an der Unterseite des Deckels (2) und im Bereich der Membran (27) werden überwiegend Schnittmuster für spätere Laserelemente mit Längsstruktur (36) und ansonsten überwiegend Schnittmuster für spätere Laserelemente mit Netz- bzw. Gitterstrukturen (37) vorgegeben. In einem nachfolgenden Arbeitsschritt wird das 2D- Schnittmuster (Laser-Konstruktion) wieder auf die Außenkontur des Nitinolrohres in den"3D-Raum" zurück projiziert. Ein 3D Laserbearbeitungszentrum bringt dann das Schnittmuster in einem Bearbeitungsschritt formgerecht in das Nitinol-Rohr für den Grundkörper (3) bzw. Deckel (2) ein. Jeweils am proximalen Ende der per Laser bearbeiteten Nitinolrohre bleibt ein 1,5 bis 2 mm kurzer Rohrabschnitt frei von der Laserfertigung. Diese beiden Abschnitte dienen später zur Aufnahme der entsprechenden Kupplungselemente für alle Deckel (2), die Kugelkupplung (22), an welcher das Einführsystem (30) befestigt werden kann und am Grundkörper (3) je nach Ausführung Kupplung II (23) und Kupplung III (24), was nachfolgend noch beschrieben wird. Nachfolgend wird nun beim Deckel (2) und Grundkörper (3) jeweils vom distalen Ende der modularen Einheiten (21) ein Dorn eingeführt, welcher das laserbearbeitete Nitinolrohr aufdehnt. Nach Entfernen des Dorns wird das aufgedehnte Nitinolrohr in einem Warmbehandlungsverfahren, wie vorstehend beschrieben, eingebracht, um die erste Zwischenform zu stabilisieren. Danach wiederholen sich die nächsten Arbeitsschritte. Mit einem größeren Dorn wird das auf geweitete Nitinolrohr noch weiter ausgedehnt, dann anschließend das Warmbehandlungsverfahren usw. Diese Arbeitsschritte können mehrfach durchgeführt werden.

Ist das Laser-bearbeltete Nitinolrohr weit genug aufgedehnt, erfolgt jetzt die Herstellung der Endform der modularen Einheiten (21). Beispielsweise wird nun beim Deckel (2) wie folgt verfahren :

Durch das proximale Rohrende (11) wird ein langgestreckter dünner Bolzen eingeführt bis die Kappe des Bolzens (von der Form her wie ein Schraubenkopf) am Rohrende anschlägt. Anschließend wird vom distalen Ende des Bolzens eine kreisrunde Scheibe mit einer im Zentrum befindlichen Bohrung auf den Bolzen gescho- ben, wobei das bereits auf gedehnte Nitinolrohr darüber geschoben und weiter auf gedehnt wird. Ist die kreisrunde Scheibe, welche der Außenform des Deckels (2) entspricht, bis kurz vor dem Ende des Bolzens in Richtung der Bolzenkappe justiert, wird anschließend das auf gedehnte Nitinolrohr in Richtung distales Ende (11) durch eine ringförmige Werkzeugform zusammen gedrückt. Der Innendurchmesser des Ringwerkzeugs entspricht dem Außendurchmesser zum Beispiel in Fig. 1(a). Fig. 2(a) und Fig. 3(a) bezüglich des Außendurchmessers der Taille (45) am distalen Ende (11) der proximalen modularen Einheit (Deckel) (2). Nachfolgend ergibt sich ein weiterer Warmbehandlungsschritt. Analoge Fertigungsschritte ergeben sich für die distale modulare (Grundkörper) (3). Vor dem letzten Arbeitsgang Elektropolieren wird in das proximale Ende (11) des Deckels (2) die Kugelkupplung I (22) angebracht. Die Kugelkupplung I (22) hat eine axiale durchgehende Bohrung (38) nach Fig. 11(a). um diese mit dem Occluder (1) später über den Führungsdraht (29) zu schieben und eine durchgehende mittige Querbohrung, durch welche wie in Fig. 11(a) zu sehen ist, jeweils durch eine ge- laserte Öffnung vom Nitinolrohrendstück ein Befestigungsstift links (34) und ein Befestigungsstift rechts (35) zur sicheren Befestigung der Kugelkupplung I (22) am Deckel (2) eingebracht werden. Die Befestigungsstifte (34), (35) sind ebenfalls aus Nitinol und werden durch Laserschweißen fest mit dem proximalen Endrohrstück vom proximalen Ende (9) des Deckels (2) verbunden. Die Kugelkupplung I (22) ist aus technologischen Erfordernissen heraus aus medizinisch zugelassenem Edelstahl gefertigt, da das Verfahren Kugelschleifen kaum mit dem Material Nitinol technisch zu realisieren ist.

In den modularen Einheiten (21) Grundkörper (3) und Deckel (1) entsprechend Fig. l(a-b) bis Fig. 5(a-c) können jeweils mindestens ein oder mehrere Dacron- Patches (25) zur Abdichtung des Blutstroms eingearbeitet werden.

In weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsformen des Occlusionsinstruments (1) können entsprechend Fig. l(a-b) bis Fig. 5(a-c), Fig. 16(a-c) und Fig. 17(a-b) und in Verbindung mit erfindungsgemäßen Ausführungsformen mit spezifischen Kupplungssystemen II (23) nach Fig. 14 und III (24) nach Fig. 20. Fig. 21(a-b) und Fig. 22 sämtliche metallische Teile durch bioresorbierbare Werkstoffe ersetzt werden. Insgesamt können folgende bioabbaubare synthetische Polymere Anwendung finden : a) Polyester, wie Poly(milchsäure) PLA, Poly(glycolsäure) PGA, Poly(3- hydroxybuttersäure) PBA, Poly(4-hydroxyvaleriansäure) PVA oder Poly(s- caprolaton) PCL bzw. entsprechende Copolymere, b) Polyanhydride, die aus Di- carbonsäuren wie z. B. Glutar-, Bernstein- oder Sebacinsäure gebildet werden o- der c) Poly(aminosäure)n oder Polyamide wie z. B. Poly(serinester) oder Po- ly(asparaginsäure). Diese bioabbaubare Werkstoffe bzw. Polymere enthalten unter physilogischen Bedingungen spaltbare Bindungen, wie Amid-, Ester- oder Ace- tal-Bindungen. Beim Oberflächenabbau bei z. B. Po!y(anhydride)n oder Po- ly(orthoester)n findet die Hydrolyse chemischer Bindungen ausschliesslich an der Oberfläche statt. Im Falle von Poly(hydroxycarbonsäuren), wie Poly(milchsäure) oder Poly(glycolsäure) bzw. entsprechende Copolymere, erfolgt der Polymerabbau im gesamten Volumen. Außerdem lassen sich auch Polymere mit Shape-Memory- Eigenschaften einsetzen. Solche bioabbaubaren thermoplastischen amorphen - Polymernetzwerke mit Shape-Memory-Eigenschaften beschreiben z. B. Lendlein et al. (A. Alteheld, Y. Feng, S. Kelch, A. Lendlein, Angew. Chem. Int. Ed. 44 (2005) 1188). Dabei werden amorphe Polyurethan-Copolyester-Polymernetzwerke mit Shape-Memory-Eigenschaften mir einer Glasübergangstemperatur T _g zwischen 48 und 66 °C eingesetzt. Durch Erwärmung dieser Netzwerke etwa 20 °C oberhalb dieser Schalttemperatur bilden sich gummielastische Materialien, die sich zwischen 50 und 265 % zu einer temporären Form deformieren lassen. Durch Abkü hlen auf Raumtemperatur bildeten sich deformierte Shape-Memory- Polymernetzwerke, die einen deutlichen höheren Zug-Elastizitätsmodul zeigen. Weiterhin sind einsetzbare bioabbaubare Shape-Memory-Polymere auf Basis von kovalenten Netzwerken ausgehend von Oligo(£-caprolacton)dimethacrylat und Butylacrylat bekannt (A. Lendlein, A. M . Schmidt, R. Langer, Proc. Natl. Acad . Sei. 98 (2001) 842). Die Netzwerksynthese erfolgt durch Photopolymerisation. Über die Molmasse des makromolekularen Oligo(£-caprolacton)dimethacrylates und den Gehalt an comonomeren n-Butylacrylat lassen sich dieSchalttemperatur und die mechanischen Eigenschaften des kovalenten Netzwerkes steuern.

Dementsprechend kann durch Kombination von physikalischen oder kovalenten Shape-Memory-Polymernetzwerken mit bekannten bioabbaubaren Polymersegmenten bioabbaubare Shape-Memory-Polymernetzwerke für die erfindungsgemä- ßen modular aufgebauten Herzohroccluder hergestellt werden. Durch gezielte Auswahl der Komponenten lassen sich die für die jeweilige Anwendung optimalen Parameter, wie die mechanischen Eigenschaften, die Deformierbarkeit, die Phasenübergangstemperaturen und dabei vor allem die Schalttemperatur, sowie die Abbaugeschwindigkeit der Polymeren einstellen. Weiterhin lassen sich die modular aufgebauten Herzohroccluder durch generative Fertigungsverfahren herstellen, wobei insbesondere zwei Verfahren geeignet sind, einerseits die Stereolithographie (SL) und andererseits das Drucken (2D oder 3D). Bei der SL werden schichtenweise flüssige Harzmonomere durch Photopolymerisation ausgehärtet und die Aushärtung erfolgt durch Bestrahlung mittels eines Lasers (Laser-Scanner- Verfahren) oder leistungsstarken Beamers bzw. UV-Lampe (Maskenverfahren). Dabei wird das Formteil durch Verfestigung infolge Photopolymerisation von käuflichen Monomeren, die weitere Additive und Füllstoffe enthalten können, gefertigt. Als polymerisationsfähige Harzmonomere eignen sich vor allem Mischungen von mono- oder multifunktionellen Acrylaten oder Methacrylaten, die bei Bestrahlung in Gegenwart von geeigneten radikalbildenden Photoinitiatoren schnell durch radikalische Polymerisation aushärten. Beispiele für mono- oder multifunktionelle (Meth)acrylate sind Methyl-, Benzyl-, Tetra hydrofurfuryl- oder

Isobornyl(meth)acrylat, ethoxy- oder propoxyliertes Bisphenol-A-di(meth)acrylat, Urethandi(methacrylate, Di-, Tri- oder Tetraethylenglycoldi(meth)acrylat, Trime- thylolpropantri(meth)lat sowie Glycerindi- und tri(meth)acrylat. Bei Verwendung von polymerisationsfähigen Harzen wird das auf-gebrachte Material gleich poly- merisiert (Polymer Printing). Bei Verwendung von thermoplastischen Polymeren erfolgt die Verfestigung durch Abkühlen der Polymerschmelze. Am häufigste eingesetzte Polymere sind Polyamid, ABS oder Polycarbonat, die auf mit Partikeln oder Fasern gefüllt werden können, wobei auch bioresorbierbare Polymere einsetzbar sind. Beim sog. 3D-Printing werden feste Schichten durch Verkleben von Granulaten mit einem Binder erzeugt.

In Fig. 6 finden wir eine schematische Darstellung des linken Herzohres (5) vom Typ Collar, wie eingangs beschrieben. Etwa 70 % aller Herzohrtypen entsprechen dieser Form. Charakteristisch ist, dass der Durchmesser des Herzohreingangs (6) kleiner ist als der Durchmesser (8) des Haltebereichs (7) des Herzohrs (5). Für ein derartig ausgeformtes Herzohr (5) sind entsprechende erfindungsgemäße Oc- clusionsinstrumente nach Fig. l(a-b), Fig. 4(a-b) und Fig.5(a-c) mit den Kupplungssystemen II (23) nach Fig. 14 und III (24) nach Fig. 17(a-b), Fig. 20 bis Fig. 22 einsetzbar.

Der interventionelle Vorhofohrverschluss basiert auf einem venösen, transsepta- len Zugang, über welchen ein selbstexpandierendes Device nach fluoroskopischer Darstellung in das LAA eingebracht wird. Präoperativ wird der Patient dabei mit thrombozytenaggregationshemmenden bzw. antikoagulierend-wirkenden Substanzen behandelt.

Nach Punktion der Vena femoralis wir das Occlusionsinstrument mit Hilfe eines Zubringersystems über den rechten Vorhof und nach transseptaler Punktion bis in den linken Vorhof vorgeschoben und schließlich im LAA aus der Schleuse entlassen. Dabei expandiert der distale Kugelkörper im LAA, während der proximale Deckel den Eingang des LAAs von außen abdichtet. Nach Überprüfung der Positionierung im LAA kann der Occluder vom Zubringersystem abgekoppelt werden. Die gesamte Prozedur verläuft unter stetiger TEE-Kontrolle, wobei der Patient in milder Narkose (Schlafzustand, bei dem Atem- und Kreislauffunktion stabil gehalten werden) liegt. Zur Vermeidung von Thromben müssen post-operativ, zunächst über 24 Stunden hinweg, Antikoagulantien (Medikamente zur Blutverdünnung) genommen werden. Bis zur vollständigen Endothelialisierung ist anschließend eine 6-monatige ASS- und / oder Clopidogrel-Einnahme erforderlich. Diese dient der Vermeidung einer Blut-Gerinnsel-Bildung. Fakultativ wird der Patient in definierten Abständen echokardiografisch untersucht.

Bei allen bekannten Zubringersystemen und Wettbewerbs-Devices wird über den Führungsdraht das Schleusensystem mit dem Dilatator bis in das Herzohr geführt. Wenn die Mündung der Schleuse bzw. des Katheters sicher im Herzohr platziert ist, werden Dilatator und Führungsdraht aus dem Herzohr entfernt. Da das Herzohr noch nicht verschlossen ist, ist besonders diese frühe Rückführung des Führungsdrahtes problematisch, da Thromben bei diesem Rückführungsvorgang herausgeschleudert werden können, welche zu einem Schlaganfall führen können.

Bei den erfindungsgemäßen Ausführungsformen, hier für den Herzohrtyp Collar bleibt der Führungsdraht (29) während des gesamten Implantationsvorgangs im linken Herzohr (5). In Fig. 7(a) sehen wir eine frühe Phase der Implantation des Occluders (1). Es ist ersichtlich der Führungsdraht (29) mit dem distalen Ende (11) im Herzohr. Die Schleuse bzw. Katheter (31) kommt aus Richtung linker Vorhof (4), wobei das distale Ende der Schleuse (31) ebenfalls im LAA (5) platziert ist. Schleuse (31) und das darin befindliche Einführsystem (30) laufen mittig über den Führungsdraht (29). Das Einführsystem (30) ist in dieser ersten Implantationsphase fest mit dem distalen modularen Grundkörper (3) verbunden, dieser entfaltet sich bereits teilweise im Haltebereich des Herzohrs (7). In Fig. 7(b) hat sich der Grundkörper (3) bereits vollständig entfaltet. Fig. 8(a) ist eine Detailansicht für den Greifer (Zangensystem) (32) am distalen Ende des Einführsystems (30). Fig. 8(b) ist eine weitere Detailansicht des proximalen Endes (9) mit dem Einführsystem(30) festgebunden, wie in Fig. 9 dargestellt.

In Fig. 10(a) ist der Grundkörper (3) bereits im Herzohr (5) freigesetzt, wobei der Führungsdraht (29) weiterhin im Grundkörper (3) verbleibt. Weiterhin ist in Fig. 10(a) der Deckel (2) teilweise im linken Vorhof (4) freigesetzt. Durch den Führungsdraht (29) bleiben Deckel (2) und Grundkörper (3) in einer axialen Verbindung. Nachdem in Fig. 10(b) der Deckel (2) vollständig freigesetzt ist, können Deckel (2) und Grundkörper (3) durch eine leichte Druckbewegung miteinander verbunden werden. Dabei verbinden sich die Kupplungselemente am distalen Ende des Deckels aus Fig. 11(a) und Detailansicht in Fig. 12(a-b) mit dem am proximalen Ende des Grundkörpers (3) befindlichen Kupplungsteils II (Deckel / Grundkörper) (23) nach Fig. 11(b) und Detaildarstellung in Fig. 13(a-b), wie in der Endstellung in Fig. 14 ersichtlich ist.

In Fig. 15(a-c) sind die einzelnen Abläufe zum Entfernen der Schleuse (31) das Abkoppeln des Einführsystems (30) und das Herausführen des Führungsdrahtes (29) schematisch dargestellt. In Fig. 15(a) wird zunächst die Schleuse (31) ein wenig vom Occlusionsinstrument (1) zurückgeführt und das Einführsystem (30) wird vom Occluder getrennt. Der Führungsdraht (29) ist im Herzohr (5). Der Occluder (1) richtet sich in Endstellung aus und nach Fig. 15(b) kann nun ebenfalls der Führungsdraht (29) in die Schleuse (31) außerhalb des Patienten geführt werden.

In Fig. 15(c) wird schließlich die Schleuse (31) zurückgeführt. Der Implantationsvorgang ist faktisch abgeschlossen. In Fig. 16(a) sehen wir einen modularen LAA-OccIuder (1) für ein trichterförmiges Herzohr (5), in Fig. 16(b) ein Herzohr (5) Typ Collar mit einem sehr kleinen Durchmesser des Herzohreingangs (6) und in Fig. 16(c) eine spezifische Form eines Herzohrs (5), in welches ein modularer Grundkörper (3) ohne Deckel (2) implantiert wurde.

In Fig. 17(a-b) finden wir eine weitere bevorzugte erfindungsgemäße Ausführungsform eines LAA-Occluders (1) mit einer Kugelkupplung I (Einführsystem/Deckel) (22) und einer weiteren Kugelkupplung III (Deckel/Grundkörper) (24) mit einer noch größeren Beweglichkeit zwischen Deckel (2) und Grundkörper (3).

In einem ersten Implantationsschritt müssen zunächst wieder das Einführsystem (30) und der Grundkörper (3) verbunden werden, wie in Fig. 20 dargestellt ist. Nach Freisetzen des Grundkörpers (3) analog zu Fig. 7(b) werden der Deckel (2) mit integrierter Kugelkupplung Typ III (Deckel / Grundkörper) (24) im noch getrennten Zustand Fig. 21(a-b) Deckel (2) und Grundkörper (3) eingekoppelt wie in Fig. 22 ersichtlich ist. Bei Occiusionsinstrumenten (1) mit dem Typ Kugelkupplung III (24) sind ebenfalls durchgängige Durchgangsbohrungen (38) involviert.

Der Führungsdraht (29) bleibt bis zum Ende des Implantationsvorganges im Herzohr (5). Insbesondere durch die verwendeten Kupplungssysteme Kugelkupplung I (22) im Übergang Einführsystem (30) mit Deckel (2) und Kupplung II (23) im Übergang Deckel (2) zum Grundkörper (3) oder Kugelkupplung I (22) mit Kugelkupplung III im Übergang Deckel (2) zum Grundkörper (3) einer entsprechenden erfindungsgemäßen Ausführungsform eines Occluders (1) wird eine hohe Flexibilität des Einführsystems (30) im angekoppelten Zustand an den Occluder (1) erreicht, wie schematisch in Fig. 19(a-b) dargestellt ist. In der Addition der Kippwinkel 1 (41) durch Kupplung (23) oder (24) im Übergang Deckel (2) und Grundkörper (3), dem Kippwinkel 2 (42) durch die Kugelkupplung (22) im Bereich Übergang Einführsystem (30) und Deckel (2) und des Kippwinkels der steuerbaren Schleuse (Katheter) (31) ergibt sich in Summe ein Winkel von mehr als 180 ° was einen effektiveren Implantationsvorgang wesentlich positiv beeinflusst. Bezugszeichenliste

1 Verschlussvorrichtung (Occiusionsinstrument bzw. Occiuder)

2 proximale modulare Einheit-Deckel

3 distale modulare Einheit- Grundkörper

4 linker Vorhof

5 linkes Herzohr (LAA)

6 Durchmesser Herzohreingang

7 Haltebereich Herzohr

8 größter Durchmesser im Haltebereich Herzohr

9 proximales Ende

10 proximaler Retentionsbereich

11 distales Ende

12 Vorderansicht

13 Vorderansicht

14 Draufsicht

15 Unteransicht

16 Seitenansicht

17 Schnittdarstellung

18 Teilschnitt

19 Detailansicht

20 schematische Ansicht

21 modulare Einheiten

22 Kugelkupplung i (Einführsystem / Deckel)

23 Kupplung II (Deckel / Grundkörper)

24 Kupplung III (Deckel / Grundkörper)

25 Patch

26 Haken

27 Membran

28 Herzaußenwand

29 Führungsdraht

30 Einführsystem

31 Schleuse (Katheter)

32 Greifer gelaserte Hülle

Befestigungsstift links

Befestigungsstift rechts

Laserelement mit Längsstruktur

Laserelement mit Netz- bzw. Gitterstruktur Durchgangsbohrung

Kugelbolzen mit Durchgangsbohrung Bereich Verlängerung Kugelbolzen

Kippwinkel 1

Kippwinkel 2

Kippwinkel 3

offenes Ende der Membran

Taille (Steg)