心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明提供一種僅在期外收縮等異狀未發(fā)生時與心電圖的R波同步地施加直流電壓來進行除顫的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)。該心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)具備除顫導管、電源裝置以及心電計，電源裝置具備DC電源部(71)、包括能量施加開關(guān)744的外部開關(guān)(74)、控制DC電源部的運算處理部(75)，運算處理部以如下的方式控制DC電源部，即：逐次感測根據(jù)從心電計輸入的心電圖推斷為R波的事件，并在能量施加開關(guān)的輸入后被感測到的事件(Vn)的極性與之前一個被感測出的事件(Vn-1)的極性以及之前二個被感測出的事件(Vn-2)的極性一致時，與該事件(Vn)同步地對第1DC電極組(31G)以及第2DC電極組(32G)施加直流電壓。
【專利說明】心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001] 本發(fā)明涉及心腔內(nèi)導管除顫系統(tǒng)，更詳細而言，涉及具備插入到心腔內(nèi)的除顫導 管、對該除顫導管的電極施加直流電壓的電源裝置、以及心電計的導管系統(tǒng)。

【背景技術(shù)】
[0002] 作為去除心房纖顫的除顫器，已知體外式除顫器（AED)。
[0003] 在利用AED的除顫治療中，通過在患者的體表安裝電極片并施加直流電壓，來對 患者的體內(nèi)提供電能。此處，從電極片流到患者的體內(nèi)的電能通常是150?200J，其中的一 部分（通常，幾％?20%左右）流到心臟而用于除顫治療。
[0004] 但是，在心臟導管術(shù)中容易引起心房纖顫，在該情況下也需要進行電除顫。
[0005] 然而，通過從體外供給電能的AED，難以對發(fā)生纖顫的心臟高效地供給電能（例如 10 ?30J)。
[0006] 即，在從體外供給的電能中流到心臟的比例少的情況（例如幾％左右）下，無法進 行充分的除顫治療。
[0007] 另一方面，在從體外供給的電能以高比例流到心臟的情況下，還具有心臟的組織 有可能受到損傷的顧慮。
[0008] 另外，在利用AED的除顫治療中，在安裝了電極片的體表容易產(chǎn)生燒傷。并且，如 上所述，在流到心臟的電能的比例少的情況下，反復進行電能的供給，從而燒傷的程度變 重，對于接受導管術(shù)的患者而言成為相當?shù)呢摀?br> [0009] 鑒于這樣的事情，本
【發(fā)明者】們提出一種導管除顫系統(tǒng)，該導管除顫系統(tǒng)具備除顫 導管，其被插入至心腔內(nèi)來進行除顫；電源裝置，其對該除顫導管的電極施加直流電壓；以 及心電計，其中，除顫導管具備：絕緣性的管部件；第1DC電極組，其由安裝在該管部件的前 端區(qū)域的多個環(huán)狀電極構(gòu)成；第2DC電極組，其由與第1DC電極組向基端側(cè)隔開間隔地安裝 在管部件的多個環(huán)狀電極構(gòu)成；第1引線組，其由前端與構(gòu)成所述第1DC電極組的電極分別 連接的多個引線構(gòu)成；以及第2引線組，其由前端與構(gòu)成所述第2DC電極組的電極分別連接 的多個引線構(gòu)成，電源裝置具備：DC電源部；導管連接連接器，其與所述除顫導管的第1引 線組以及第2引線組的基端側(cè)連接；心電計連接連接器，其與所述心電計的輸入端子連接； 運算處理部，其根據(jù)外部開關(guān)的輸入來對所述DC電源部進行控制，并且具有來自該DC電源 部的直流電壓的輸出電路；以及切換部，其由1電路2接點的切換開關(guān)構(gòu)成，公共接點連接 導管連接連接器，第1接點連接心電計連接連接器，第2接點連接運算處理部，在通過除顫 導管的電極（構(gòu)成第IDC電極組和/或第2DC電極組的電極）測定心電位時，在切換部選擇 第1接點，來自除顫導管的心電位信息經(jīng)由電源裝置的導管連接連接器、切換部以及心電 計連接連接器被輸入到心電計，在通過除顫導管進行除顫時，通過電源裝置的運算處理部， 切換部的接點被切換到第2接點，從DC電源部經(jīng)由運算處理部的輸出電路、切換部以及導 管連接連接器，對除顫導管的第1DC電極組和第2DC電極組施加相互不同極性的電壓（參 照下述專利文獻1)。
[0010] 根據(jù)專利文獻1所述的除顫導管系統(tǒng)，能夠在心臟導管術(shù)中對發(fā)生心房纖顫等的 心臟可靠地供給除顫所需且充分的電能。另外，也不會在患者的體表產(chǎn)生燒傷且侵襲性也 少。
[0011] 另外，在不需要除顫治療時，能夠?qū)?gòu)成本發(fā)明的除顫導管用作心電位測定用的 電極導管。
[0012] 在專利文獻1所述的導管系統(tǒng)中，若外部開關(guān)亦即能量施加開關(guān)被輸入，則通過 運算處理部，切換部的接點從第1接點被切換到第2接點，從導管連接連接器經(jīng)由切換部到 達運算處理部的路徑被確保。
[0013] 切換部的接點被切換到第2接點后，從接受了來自運算處理部的控制信號的DC電 源部經(jīng)由運算處理部的輸出電路、切換部以及導管連接連接器，對除顫導管的第1DC電極 組和第2DC電極組施加相互不同極性的直流電壓。
[0014] 此處，運算處理部進行運算處理并向DC電源部發(fā)送控制信號，以便與經(jīng)由心電圖 輸入連接器輸入的心電位波形同步地施加電壓。
[0015] 具體而言，以如下的方式對DC電源部發(fā)送控制信號，S卩：在逐次輸入到運算處理 部的心電位波形（心電圖）中檢測1個R波（最大峰值），求出其峰值高度，接下來，在從電 位差到達了該峰值高度的80%的高度（觸發(fā)電平）的時刻起經(jīng)過一定時間（例如，R波的 峰值寬度的1/10左右的極其短的時間）之后開始施加。
[0016] 專利文獻1 :日本特許專利4545216號公報
[0017] 為了進行有效地除顫治療，并且不對心室造成壞影響，除顫（電壓的施加）通常與 R波同步地進行。
[0018] 若與T波同步地進行除顫，則招致重度的心室纖顫的危險性高，因此，必須避免與 T波同步。
[0019] 因此，在專利文獻1所述的導管系統(tǒng)中，將能量施加開關(guān)輸入之后不久到達觸發(fā) 電平的峰值識別為R波，使與該峰值同步地對第1電極組以及第2電極組施加電壓。
[0020] 然而，在欲接受除顫治療的患者的心臟產(chǎn)生期外收縮，或者輸入至運算處理部的 心電圖的基準線（基線）擺動的漂移產(chǎn)生的情況下，有時在能量施加開關(guān)的輸入之后不久 到達了觸發(fā)電平的電位差的峰值（被識別為R波的峰值）實際上不是R波的峰值。
[0021] 例如，在患者的心臟產(chǎn)生單發(fā)性期外收縮的情況下，輸入至運算處理部的心電圖 (心電位波形）如圖19所示，R波（圖中，從左數(shù)第4個的R波）的極性反轉(zhuǎn)，并且其下一 個T波的峰值有增大的趨勢。
[0022] 而且，如圖中所示，若在產(chǎn)生了期外收縮之后不久輸入了電能施加開關(guān)，則認為有 將增大而到達了觸發(fā)電平的T波誤感測（檢測）為R波，并與該T波同步地施加電壓來實 施除顫的情況。
[0023] 另外，若心電圖的基準線擺動，則認為有將通常不被感測的波形誤認為R波來感 測的情況。例如，通過基準線的上升，存在有不是R波的陽性的波形的高度被高于實際讀取 的情況。圖20示出漂移產(chǎn)生而基準線下降，之后基準線上升而回復到原來的基準線的心電 圖。但在基準線上升之前輸入了電能施加開關(guān)，從而將基準線的上升誤認為R波來感測（檢 測），并與此同步地施加電壓實施除顫。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0024] 本發(fā)明是基于上述的事情來完成的。
[0025] 本發(fā)明的第1目的在于，提供一種心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，其能夠在接受除顫治療 的患者的心臟發(fā)生期外收縮時，不對除顫導管的電極施加電壓，而在未發(fā)生期外收縮時，與 輸入運算處理部的心電圖的R波同步地對除顫導管的電極施加直流電壓來進行除顫。
[0026] 本發(fā)明的第2目的在于，提供一種心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，其能夠在輸入至運算處 理部的心電圖的基準線擺動（漂移）時，不對除顫導管的電極施加電壓，而在基準線穩(wěn)定 時，與該心電圖的R波同步地對除顫導管的電極施加直流電壓來進行除顫。
[0027] 為了達成上述目的，本
【發(fā)明者】們反復專心研究的結(jié)果，發(fā)現(xiàn)了在患者的心臟發(fā)生 了期外收縮時、另外在被輸入至電源裝置的運算處理部的心電圖的基準線擺動時，在該心 電圖中逐次感測的事件（被推定為R波的波形）的極性變化；該事件的極性連續(xù)三次向相 同方向產(chǎn)生時，至少在感測到第三次的事件的時刻，成為未發(fā)生期外收縮也未發(fā)生漂移的 穩(wěn)定狀態(tài)，且第三次的事件（波形）確實是R波的峰值；僅在被推定為R波的事件的極性連 續(xù)三次以上向相同方向產(chǎn)生時（電能施加開關(guān)被輸入后感測到的事件的極性與之前兩次 感測到的事件的極性一致時），通過與該事件同步地施加電壓，從而能夠可靠地進行與R波 同步的除顫，并基于這些發(fā)現(xiàn)完成了本發(fā)明。
[0028] (1) S卩，本發(fā)明的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)是具備被插入至心腔內(nèi)進行除顫的除顫導 管、對該除顫導管的電極施加直流電壓的電源裝置、以及心電計的導管系統(tǒng)，其特征在于，
[0029] 上述除顫導管具備：
[0030] 絕緣性的管部件；
[0031] 第1電極組（第IDC電極組），其由安裝在上述管部件的前端區(qū)域的多個環(huán)狀電極 構(gòu)成；
[0032] 第2電極組（第2DC電極組），其由多個環(huán)狀電極構(gòu)成，所述多個環(huán)狀電極被與上 述第1DC電極組向基端側(cè)隔開間隔地安裝于上述管部件；
[0033] 第1引線組，其由前端與構(gòu)成上述第1DC電極組的電極分別連接的多個引線構(gòu)成； 以及
[0034] 第2引線組，其由前端與構(gòu)成上述第2DC電極組的電極分別連接的多個引線構(gòu)成，
[0035] 上述電源裝置具備：
[0036] DC電源部；
[0037] 導管連接連接器，其與上述除顫導管的第1引線組以及第2引線組的基端側(cè)連 接；
[0038] 外部開關(guān)，其包括電能施加開關(guān)；
[0039] 運算處理部，其具有來自上述DC電源部的直流電壓的輸出電路，并基于上述外部 開關(guān)的輸入來控制上述DC電源部；以及
[0040] 心電圖輸入連接器，其與上述運算處理部以及上述心電計的輸出端子連接，
[0041] 在通過除顫導管進行除顫時，從上述DC電源部經(jīng)由上述運算處理部的輸出電路 以及上述導管連接連接器，對上述除顫導管的上述第1DC電極組和第2DC電極組施加相互 不同（土相反的）極性的電壓，
[0042] 上述電源裝置的運算處理部按如下方式進行運算處理來對上述DC電源部進行控 制，即：逐次感測根據(jù)經(jīng)由上述心電圖輸入連接器被從上述心電計輸入的心電圖而被推斷 為R波的事件，并在上述電能施加開關(guān)的輸入之后（第η次）感測到的事件（Vn)的極性至 少與之前一個感測到的事件的極性以及其之前二個感測到的事件（V n_2)的極性一致 時，與該事件（Vn)同步地對上述第1DC電極組以及上述第2DC電極組施加電壓。
[0043] 根據(jù)這樣的構(gòu)成的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，在被輸入至電源裝置的運算處理部的心 電圖中，如果被連續(xù)感測到的三個事件（vn_2)、（vn_i)、以及（v n)的極性不一致，則判斷為存 在由于患者的心臟發(fā)生期外收縮、或者心電圖的基準線漂移等而成為不穩(wěn)定的可能性，存 在事件（vn)不是R波的峰值的可能性，從而不與該事件（V n)同步地施加電壓。而且，在三 個事件（Vn_2)、（V」、以及（V n)的極性一致時，判斷為第三次的事件（Vn)是R波的峰值，與 該事件（Vn)同步地施加電壓，從而能夠可靠地進行與R波同步的除顫。
[0044] (2)在本發(fā)明的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)中，優(yōu)選上述電源裝置的運算處理部對上述 DC電源部進行控制，以便在感測到被推定為R波的事件之后最短50m秒間、最長500m秒間， 優(yōu)選260m秒間，不對上述第1DC電極組以及上述第2DC電極組施加電壓。
[0045] 根據(jù)這樣的構(gòu)成的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，在感測出被推定為R波的事件之后，最 短在50m秒間，不對上述第1DC電極組以及上述第2DC電極組施加電壓，因此在感測出的事 件是R波的峰值的情況下，能夠可靠地避免在其下一個T波出現(xiàn)的時刻進行除顫的情況，也 就是說，能夠?qū)Ρ煌茢酁門波的峰值進行屏蔽。
[0046] (3)在上述（2)的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)中，優(yōu)選上述電源裝置的運算處理部在感 測出被推定為R波的事件之后最短l〇m秒間、最長150m秒，優(yōu)選100m秒間，不新感測被推 定為R波的事件。
[0047] 根據(jù)這樣的構(gòu)成的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，在感測出被推定為R波的事件之后，最 短10m秒間不感測新的事件，所以能夠防止在感測出的事件是R波峰值，接著該峰值向相反 方向出現(xiàn)的S波的峰值增大而到達了觸發(fā)電平的情況（該狀態(tài)在進行除顫時沒有特別問 題）下，感測該S波的峰值而事件的極性的連續(xù)性受損（相同極性的計數(shù)被重置）的情況。
[0048] (4)在上述（2)或者（3)的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)中，優(yōu)選上述電源裝置的運算處理 部在上述電能施加開關(guān)的輸入之后最短l〇m秒間、最長500m秒間，優(yōu)選260m秒間，對上述 DC電源部進行控制，以便不對上述第1DC電極組以及上述第2電極組施加電壓。
[0049] 根據(jù)這樣構(gòu)成的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，由于在電能施加開關(guān)的輸入之后，最短10m 秒間不對第1DC電極組以及第2DC電極組施加電壓，所以能夠防止將由于施加開關(guān)的輸入 而產(chǎn)生的噪聲（與其上次以及再上次的事件相同極性的噪聲）錯誤地感測為R，而與該噪聲 同步地進行除顫的情況。
[0050] 另外，能夠防止由于施加開關(guān)的輸入而產(chǎn)生的噪聲（與其上次以及再上次的事件 相同極性的噪聲），導致事件的極性的連續(xù)性受損（相同極性的計數(shù)被重置）的情況。
[0051] 并且，能夠防止將在施加開關(guān)的輸入不久后發(fā)生的基準線的變動錯誤地感測為R 波，并與其同步地進行除顫的情況。
[0052] 根據(jù)本發(fā)明的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，能夠在接受除顫治療的患者的心臟發(fā)生期外 收縮時，不對除顫導管的電極施加電壓，而在未發(fā)生期外收縮時，與被輸入至運算處理部的 心電圖R波同步地對除顫導管的電極施加直流電壓來進行除顫。
[0053] 另外，能夠在被輸入至運算處理部的心電圖的基準線擺動（漂移）時，不對除顫導 管的電極施加電壓，而在基準線穩(wěn)定時，與該心電圖的R波同步地對除顫導管的電極施加 直流電壓來進行除顫。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0054] 圖1是表示本發(fā)明的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)的一實施方式的框圖。
[0055] 圖2是表示構(gòu)成圖1所示的導管系統(tǒng)的纖顫導管的說明用俯視圖。
[0056] 圖3是表示構(gòu)成圖1所示的導管系統(tǒng)的纖顫導管的說明用俯視圖（用于說明尺寸 以及硬度的圖）。
[0057] 圖4是表示圖2的A-A剖面的橫剖視圖。
[0058] 圖5是表示圖2的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的橫剖視圖。
[0059] 圖6是表示圖2所示的除顫導管的一實施方式的把手的內(nèi)部構(gòu)造的立體圖。
[0060] 圖7是圖6所示的把手內(nèi)部（前端側(cè)）的局部放大圖。
[0061] 圖8是圖6所示的把手內(nèi)部（基端側(cè)）的局部放大圖。
[0062] 圖9是在圖1所示的導管系統(tǒng)中，示意性地表示除顫導管的連接器和電源裝置的 導管連接連接器的連結(jié)狀態(tài)的說明圖。
[0063] 圖10是在圖1所示的導管系統(tǒng)中，表示通過除顫導管測定心電圖的情況的心電位 信息的流向的框圖。
[0064] 圖11A是表示圖1所示的導管系統(tǒng)中的電源裝置的動作以及操作的流程圖的一部 分（步驟1?步驟6)。
[0065] 圖11B是表示圖1所示的導管系統(tǒng)中的電源裝置的動作以及操作的流程圖的一部 分（步驟7?步驟14)。
[0066] 圖11C是表示圖1所示的導管系統(tǒng)中的電源裝置的動作以及操作的流程圖的一部 分（步驟15?步驟22)。
[0067] 圖12是在圖1所示的導管系統(tǒng)中，表示心電位測定模式下的心電位信息的流向的 框圖。
[0068] 圖13是在圖1所示的導管系統(tǒng)的除顫模式下，表示電極組間的電阻的測定值相關(guān) 的信息以及心電位信息的流向的框圖。
[0069] 圖14是表示在圖1所示的導管系統(tǒng)的除顫模式下直流電壓施加時的狀態(tài)的框圖。
[0070] 圖15是通過構(gòu)成圖1所示的導管系統(tǒng)的除顫導管賦予了規(guī)定的電能時測定的電 位波形圖。
[0071] 圖16A是在輸入電源裝置的運算處理部的心電圖中，表示能量施加開關(guān)的輸入 (SW-0N)和直流電壓（DC)的施加時間的說明圖。
[0072] 圖16B是在輸入至電源裝置的運算處理部的心電圖中，表示能量施加開關(guān)的輸入 和直流電壓的施加時間的說明圖。
[0073] 圖16C是在輸入至電源裝置的運算處理部的心電圖中，表示能量施加開關(guān)的輸入 和直流電壓的施加時間的說明圖。
[0074] 圖16D是在輸入至電源裝置的運算處理部的心電圖中，表示能量施加開關(guān)的輸入 和直流電壓的施加時間的說明圖。
[0075] 圖17A是在輸入至電源裝置的運算處理部的心電圖（在患者的心臟發(fā)生單發(fā)性期 外收縮的情況的心電位波形）中，表示能量施加開關(guān)的輸入和直流電壓的施加時間的說明 圖。
[0076] 圖17B是在輸入電源裝置的運算處理部的心電圖（在患者的心臟發(fā)生連續(xù)的期外 收縮的情況的心電位波形）中，表示輸入能量施加開關(guān)和施加直流電壓的時間的說明圖。
[0077] 圖18是在輸入電源裝置的運算處理部的基準線變動的心電圖（心電位波形）中， 表不輸入能量施加開關(guān)和施加直流電壓的時間的說明圖。
[0078] 圖19是在輸入構(gòu)成以往的導管系統(tǒng)的電源裝置的運算處理部的心電圖（在患者 的心臟發(fā)生單發(fā)性期外收縮的情況的心電位波形）中，表示輸入能量施加開關(guān)和施加直流 電壓的時間的說明圖。
[0079] 圖20是在輸入構(gòu)成以往的導管系統(tǒng)的電源裝置的運算處理部的基準線變動的心 電圖（心電位波形）中，表示輸入能量施加開關(guān)和施加直流電壓的時間的說明圖。
[0080] 符號說明
[0081] 100…除顫導管；10…多腔管；11···第1管腔；12…第2管腔；13…第3管腔；14··· 第4管腔；15···氟樹脂層，16···里（芯）部；17···外（殼）部；18···不銹鋼線材；20···把手； 21…把手主體；22···繩栓；24…應變消除器；26…第1絕緣性管；27···第2絕緣性管；28··· 第3絕緣性管；31G…第1DC電極組；31···環(huán)狀電極；32G…第2DC電極組；32···環(huán)狀電極； 33G…基端側(cè)電位測定電極組；33…環(huán)狀電極；35…前端芯片；41G…第1引線組；41···弓丨 線；42G…第2引線組；42…引線；43G…第3引線組；43…引線；50…除顫導管的連接器； 51、52、53…針狀端子；55…隔板；58…樹脂；61…第1保護管；62…第2保護管；65…拉線； 700…電源裝置；71 - DC電源部；72···導管連接連接器；721、722、723…端子；73···心電計 連接連接器；74…外部開關(guān)（輸入單元）；741…模式切換開關(guān)；742…施加能量設定開關(guān)； 743…充電開關(guān)；744…能量施加開關(guān)（放電開關(guān)）；75…運算處理部；76…切換部；77···心 電圖輸入連接器；78…顯示單元；800…心電計；900…心電位測定單元。

【具體實施方式】
[0082] 如圖1所示，本實施方式的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)具備除顫導管100、電源裝置700、 心電計800、以及心電位測定單元900。
[0083] 如圖2至圖5所示，構(gòu)成本實施方式的除顫導管系統(tǒng)的除顫導管100具備多腔管 10、把手20、第1DC電極組31G、第2DC電極組32G、基端側(cè)電位測定電極組33G、第1引線組 41G、第2引線組42G、以及第3引線組43G。
[0084] 如圖4以及圖5所示，在構(gòu)成除顫導管100的多腔管10 (具有多腔結(jié)構(gòu)的絕緣性 的管部件）中，形成了四個管腔（第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13、第4管腔14)。
[0085] 在圖4以及圖5中，15是劃分管腔的氟樹脂層，16是由低硬度的尼龍彈性體構(gòu)成 的里（芯）部，17是由高硬度的尼龍彈性體構(gòu)成的外（殼）部，圖4中的18是形成編織葉 片的不銹鋼線材。
[0086] 劃分管腔的氟樹脂層15例如由四氟乙烯-全氟烷氧基乙烯基醚共聚物（PFA)、聚 四氟乙烯（PTFE)等絕緣性高的材料構(gòu)成。
[0087] 構(gòu)成多腔管10的外部17的尼龍彈性體使用硬度根據(jù)軸向而不同的材料。由此， 多腔管10構(gòu)成為從前端側(cè)朝向基端側(cè)硬度階段性地變高。
[0088] 若示出優(yōu)選的一個例子，則在圖3中，L1(長度52mm)所示的區(qū)域的硬度（由D型 硬度計得到的硬度）是40, L2 (長度108mm)所示的區(qū)域的硬度是55、L3 (長度25. 7mm)所 示的區(qū)域的硬度是63、L4 (長度10mm)所示的區(qū)域的硬度是68、L5 (長度500mm)的硬度是 72〇
[0089] 由不銹鋼線材構(gòu)成的編織葉片在圖3中僅在L5所示的區(qū)域中形成，如圖4所示， 設于里部16和外部17之間。
[0090] 多腔管10的外徑例如為1. 2?3. 3mm。
[0091] 作為制造多腔管10的方法沒有特別限定。
[0092] 構(gòu)成本實施方式中的除顫導管100的把手20具備把手主體21、繩栓22、以及應變 消除器24。
[0093] 通過對繩栓22進行旋轉(zhuǎn)操作，能夠使多腔管10的前端部偏轉(zhuǎn)（搖頭）。
[0094] 在多腔管10的外周（內(nèi)部未形成編織的前端區(qū)域），安裝有第1DC電極組31G、第 2DC電極組32G以及基端側(cè)電位測定電極組33G。此處，所謂"電極組"是指構(gòu)成相同極（具 有相同極性）、或者、以相同目的以窄的間隔（例如5mm以下）安裝的多個電極的集合體。 [0095] 第1DC電極組通過在多腔管的前端區(qū)域中，以窄的間隔安裝構(gòu)成相同極（一極或 者+極）的多個電極而形成。此處，構(gòu)成第1DC電極組的電極的個數(shù)還根據(jù)電極的寬度、配 置間隔而不同，但例如為4?13個，優(yōu)選為8?10個。
[0096] 在本實施方式中，第1DC電極組31G由安裝于多腔管10的前端區(qū)域的八個環(huán)狀電 極31構(gòu)成。
[0097] 構(gòu)成第1DC電極組31G的電極31經(jīng)由引線（構(gòu)成第1引線組41G的引線41)以 及后述的連接器，連接于電源裝置700的導管連接連接器。
[0098] 此處，電極31的寬度（軸向的長度）優(yōu)選為2?5mm，若示出優(yōu)選的一個例子為則 4mm 〇
[0099] 若電極31的寬度過窄，則電壓施加時的發(fā)熱量變得過大，從而可能對周邊組織造 成損傷。另一方面，若電極31的寬度過寬，則多腔管10中的設置有第1DC電極組31G的部 分的撓性及柔軟性會受損。
[0100] 電極31的安裝間隔（相鄰的電極的隔開距離）優(yōu)選為1?5mm，若示出優(yōu)選的一 個例子則為2mm。
[0101] 在使用除顫導管1〇〇時（配置于心腔內(nèi)時），第1DC電極組31G位于例如冠狀靜脈 內(nèi)。
[0102] 第2DC電極組通過從多腔管的第1DC電極組的安裝位置向基端側(cè)隔開間隔，并以 窄的間隔安裝構(gòu)成與第1DC電極組相反極（+極或者一極）的多個電極而形成。此處，構(gòu)成 第2DC電極組的電極的個數(shù)也根據(jù)電極的寬度、配置間隔而不同，但例如為4?13個，優(yōu)選 為8?10個。
[0103] 在本實施方式中，第2DC電極組32G由從第1DC電極組31G的安裝位置向基端側(cè) 隔開地安裝于多腔管10的八個環(huán)狀電極32構(gòu)成。
[0104] 構(gòu)成第2DC電極組32G的電極32經(jīng)由引線（構(gòu)成第2引線組的引線42)以及后 述的連接器，連接于電源裝置700的導管連接連接器。
[0105] 此處，電極32的寬度（軸向的長度）優(yōu)選為2?5mm，。若不出優(yōu)選的一個例子則 為 4mm 〇
[0106] 若電極32的寬度過窄，則電壓施加時的發(fā)熱量變得過大，可能對周邊組織造成損 傷。另一方面，若電極32的寬度過寬，則多腔管10中的設置有第2DC電極組32G的部分的 撓性及柔軟性會受損。
[0107] 電極32的安裝間隔（相鄰的電極的距離）優(yōu)選為1?5mm，若示出優(yōu)選的一個例 子則為2mm。
[0108] 在使用除顫導管100時（配置于心腔內(nèi)時），第2DC電極組32G位于例如右心房。
[0109] 在本實施方式中，基端側(cè)電位測定電極組33G由從第2DC電極組32G的安裝位置 向基端側(cè)隔開間隔地安裝于多腔管10的四個環(huán)狀電極32構(gòu)成。
[0110] 構(gòu)成基端側(cè)電位測定電極組33G的電極33經(jīng)由引線（構(gòu)成第3引線組43G的引 線43)以及后述的連接器，連接于電源裝置700的導管連接連接器。
[0111] 此處，電極33的寬度（軸向的長度）優(yōu)選為0· 5?2. 0mm，若不出優(yōu)選的一個例子 則為1. 2_。
[0112] 若電極33的寬度過寬，則心電位的測定精度降低，異常電位的產(chǎn)生部位的確定變 得困難。
[0113] 電極33的安裝間隔（相鄰的電極的距離）優(yōu)選為1. 0?10. 0mm。若示出優(yōu)選的 一個例子則為5mm。
[0114] 在使用除顫導管100時（配置于心腔內(nèi)時），基端側(cè)電位測定電極組33G位于例如 容易產(chǎn)生異常電位的上大靜脈。
[0115] 在除顫導管100的前端安裝有前端芯片35。
[0116] 未對該前端芯片35連接引線，在本實施方式中不用作電極。但是，還可以通過連 接引線來用作電極。前端芯片35的構(gòu)成材料可以是白金、不銹鋼等金屬材料、各種樹脂材 料等，沒有特別限定。
[0117] 第1DC電極組31G (基端側(cè)的電極31)和第2DC電極組32G (前端側(cè)的電極32)的 隔開距離d2優(yōu)選為40?100mm，若示出優(yōu)選的一個例子則為66mm。
[0118] 第2DC電極組32G (基端側(cè)的電極32)和基端側(cè)電位測定電極組33G (前端側(cè)的電 極33)的隔開距離d3優(yōu)選為5?50mm，若示出優(yōu)選的一個例子則為30mm。
[0119] 作為構(gòu)成第1DC電極組31G、第2DC電極組32G以及基端側(cè)電位測定電極組33G的 電極31、32、33，為了使針對乂射線的造影性變得良好，優(yōu)選由白金或者白金類的合金構(gòu)成。
[0120] 圖4以及圖5所示的第1引線41G是與構(gòu)成第1DC電極組（31G)的八個電極（31) 分別連接的八根引線41的集合體。
[0121] 可以通過第1引線組41G (引線41)，使構(gòu)成第1DC電極組31G的八個電極31分別 與電源裝置700電連接。
[0122] 構(gòu)成第1DC電極組31G的八個電極31分別與不同的引線41連接。引線41分別 在其前端部分被焊接到電極31的內(nèi)周面，并且從形成于多腔管10的管壁的側(cè)孔進入第1 管腔11。進入第1管腔11的八根引線41作為第1引線組41G在第1管腔11中延伸。
[0123] 圖4以及圖5所示的第2引線組42G是與構(gòu)成第2DC電極組（32G)的八個電極 (32)分別連接的八根引線42的集合體。
[0124] 可以通過第2引線組42G (引線42)，使構(gòu)成第2DC電極組32G的八個電極32分別 與電源裝置700電連接。
[0125] 構(gòu)成第2電極組的八個電極32分別與不同的引線42連接。引線42分別在其前端 部分被焊接到電極32的內(nèi)周面，并且從形成于多腔管10的管壁的側(cè)孔進入第2管腔12 (與 第1引線組41G延伸的第1管腔11不同的管腔）。進入第2管腔12的八根引線42作為第 2引線組42G在第2管腔12中延伸。
[0126] 如上所述，第1引線組41G在第1管腔11中延伸，第2引線組42G在第2管腔12 中延伸，從而兩者在多腔管10內(nèi)完全被絕緣隔離。因此，在施加了除顫所需的電壓時，能夠 可靠地防止第1引線組41G (第1DC電極組31G)和第2引線組42G (第2DC電極組32G)之 間的短路。
[0127] 圖4所示的第3引線組43G是與構(gòu)成基端側(cè)電位測定電極（33G)的電極（33)分 別連接的四根引線43的集合體。
[0128] 可以通過第3引線組43G (引線43)，使構(gòu)成基端側(cè)電位測定電極組33G的電極33 分別與電源裝置700電連接。
[0129] 構(gòu)成基端側(cè)電位測定電極33G的四個電極33分別與不同的引線43連接。引線43 分別在其前端部分被焊接到電極33的內(nèi)周面，并且從形成于多腔管10的管壁的側(cè)孔進入 第3管腔13。進入第3管腔13的四根引線43作為第3引線組43G在第3管腔中延伸。
[0130] 如上所述，在第3管腔13中延伸的第3引線組43G被與第1引線組41G以及第2 引線組42G均完全絕緣隔離。因此，在施加了除顫所需的電壓時，能夠可靠地防止第3引線 組43G(基端側(cè)電位測定電極組33G)和第1引線組41G(第1DC電極組31G)或者第2引線 組42G (第2DC電極組32G)之間的短路。
[0131] 引線41、引線42以及引線43均由用聚酰亞胺等樹脂包覆了金屬導線的外周面的 樹脂包覆線構(gòu)成。此處，作為包覆樹脂的膜厚為2?30 μ m左右。
[0132] 在圖4以及圖5中，65是拉線。
[0133] 拉線65在第4管腔14中延伸，相對多腔管10的中心軸偏心地延伸。
[0134] 拉線65的前端部分通過釬焊固定于前端芯片35。另外，也可以在拉線65的前端 形成防脫用大徑部（防脫部）。由此，前端芯片35和拉線65牢固結(jié)合，能夠可靠地防止前 端芯片35的脫落等。
[0135] 另一方面，拉線65的基端部分與把手20的繩栓22連接，通過操作繩栓22,拉線 65被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏轉(zhuǎn)。
[0136] 拉線65由不銹鋼、Ni-Ti類超彈性合金構(gòu)成，但無需一定由金屬構(gòu)成。拉線65也 可以例如由高強度的非導電性線等構(gòu)成。
[0137] 此外，使多腔管的前端部偏轉(zhuǎn)的機構(gòu)并不局限于此，例如，也可以是具備板簧而形 成的機構(gòu)。
[0138] 在多腔管10的第4管腔14中，只有拉線65延伸，沒有引線（組）延伸。由此，在 多腔管10的前端部的偏轉(zhuǎn)操作時，能夠防止由于在軸向上移動的拉線65而導致引線受損 傷（例如，擦傷）的情況。
[0139] 本實施方式中的除顫導管100,即使在把手20的內(nèi)部，第1引線組41G、第2引線 組42G、第3引線組43也被絕緣隔離。
[0140] 圖6是表示本實施方式的除顫導管100的把手的內(nèi)部結(jié)構(gòu)的立體圖，圖7是把手 內(nèi)部（前端側(cè)）的局部放大圖，圖8是把手內(nèi)部（基端側(cè)）的局部放大圖。
[0141] 如圖6所示，多腔管10的基端部被插入至把手20的前端開口，由此，多腔管10與 把手20連接。
[0142] 如圖6以及圖8所示，在把手20的基端部中，內(nèi)置有圓筒狀的連接器50,該圓筒狀 的連接器50是在前端面50A配置向前端方向突出的多個針狀端子（51、52、53)而成的。
[0143] 另外，如圖6至圖8所示，被三個引線組（第1引線組41G、第2引線組42G、第3 引線組43G)分別插通的三根絕緣性管（第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管 28)在把手20的內(nèi)部延伸。
[0144] 如圖6以及圖7所示，第1絕緣性管26的前端部（從前端起10mm左右）被插入 至多腔管10的第1管腔11中，由此，第1絕緣性管26被連結(jié)于第1引線組41G延伸的第 1管腔11。
[0145] 被連結(jié)于第1管腔11的第1絕緣性管26通過在把手20的內(nèi)部延伸的第1保護 管61的內(nèi)孔而延伸到連接器50(配置有針狀端子的前端面50A)的附近，形成了將第1引 線組41G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10 (第1管腔11)延 出的第1引線組41G能夠不絞結(jié)地在把手20的內(nèi)部（第1絕緣性管26的內(nèi)孔）延伸。
[0146] 從第1絕緣性管26的基端開口延出的第1引線組41G被拆成構(gòu)成第1引線組41G 的八根引線41，這些引線41分別通過釬焊而被連接固定于配置于連接器50的前端面50A 的針狀端子的每一個。此處，將配置有連接固定了構(gòu)成第1引線組41G的引線41的針狀端 子（針狀端子51)的區(qū)域作為"第1端子組區(qū)域"。
[0147] 第2絕緣性管27的前端部（從前端起10mm左右）被插入至多腔管10的第2管 腔12,由此，第2絕緣性管27被連結(jié)于第2引線組42G延伸的第2管腔12。
[0148] 被連結(jié)于第2管腔12的第2絕緣性管27通過在把手20的內(nèi)部延伸的第2保護 管62的內(nèi)孔而延伸到連接器50 (配置有針狀端子的前端面50A)的附近，形成了將第2引 線組42G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10 (第2管腔12)延 出的第2引線組42G能夠不絞結(jié)地在把手20的內(nèi)部（第2絕緣性管27的內(nèi)孔）延伸。
[0149] 從第2絕緣性管27的基端開口延出的第2引線組42G被拆成構(gòu)成第2引線組42G 的八根引線42,這些引線42分別通過釬焊而被連接固定于配置在連接器50的前端面50A 的針狀端子的每一個。此處，將配置有連接固定有構(gòu)成第2引線組42G的引線42的針狀端 子（針狀端子52)的區(qū)域作為"第2端子組區(qū)域"。
[0150] 第3絕緣性管28的前端部（從前端起10mm左右）被插入至多腔管10的第3管 腔13,由此，第3絕緣性管28被連結(jié)于第3引線組43G延伸的第3管腔13。
[0151] 被連結(jié)于第3管腔13的第3絕緣性管28通過在把手20的內(nèi)部延伸的第2保護 管62的內(nèi)孔而延伸到連接器50 (配置有針狀端子的前端面50A)的附近，形成了將第3引 線組43G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10 (第3管腔13)延 出的第3引線組43G能夠不絞結(jié)地在把手20的內(nèi)部（第3絕緣性管28的內(nèi)孔）延伸。
[0152] 從第3絕緣性管28的基端開口延出的第3引線組43G被拆成構(gòu)成第3引線組43G 的四根引線43,這些引線43分別通過釬焊而被連接固定于配置于連接器50的前端面50A 的針狀端子的每一個。此處，將配置有連接固定有構(gòu)成第3引線組43G的引線43的針狀端 子（針狀端子53)的區(qū)域作為"第3端子組區(qū)域"。
[0153] 此處，作為絕緣性管（第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、以及第3絕緣性管28) 的構(gòu)成材料，能夠例示聚酰亞胺樹脂、聚酰胺樹脂、聚酰胺-酰亞胺樹脂等。其中，尤其優(yōu)選 硬度高且容易插通引線組的、能夠?qū)崿F(xiàn)薄壁成形的聚酰亞胺樹脂。
[0154] 作為絕緣性管的壁厚，優(yōu)選為20?40 μ m，若示出優(yōu)選的一個例子則為30 μ m。
[0155] 另外，作為內(nèi)插有絕緣性管的保護管（第1保護管61以及第2保護管62)的構(gòu)成 材料，能夠例示"Pebax"（ARKEMA公司的注冊商標）等的尼龍系彈性體。
[0156] 根據(jù)具有上述那樣的構(gòu)成的本實施方式中的除顫導管100,第1引線組41G在第1 絕緣性管26內(nèi)延伸，第2引線組42G在第2絕緣性管27內(nèi)延伸，第3引線組43G在第3絕 緣性管28內(nèi)延伸，從而即使在把手20的內(nèi)部中，也可以使第1引線組41G、第2引線組42G、 以及第3引線組43G完全絕緣隔離。其結(jié)果，在施加了除顫所需的電壓時，能夠可靠地防止 把手20的內(nèi)部中的第1引線組41G、第2引線組42G、以及第3引線組43G之間的短路（尤 其在管腔的開口附近延出的引線組之間的短路）。
[0157] 并且，在把手20的內(nèi)部中，第1絕緣性管26被第1保護管61保護，第2絕緣性管 27以及第3絕緣性管28被第2保護管62保護，從而能夠防止在例如多腔管10的前端部的 偏轉(zhuǎn)操作時，由于繩栓22的構(gòu)成部件（可動零件）接觸、摩擦而導致絕緣性管受到損傷的 情況。
[0158] 本實施方式中的除顫管100具備隔板55,該隔板55將配置有多個針狀端子的連接 器50的前端面50A隔開為第1端子組區(qū)域、第2端子組區(qū)域、以及第3端子組區(qū)域，使引線 41、引線42以及引線43相互隔離。
[0159] 隔開第1端子組區(qū)域、第2端子組區(qū)域、以及第3端子組區(qū)域的隔板55通過將絕 緣性樹脂加工成形為在兩側(cè)具有平坦面的導水管狀而成。作為構(gòu)成隔板55的絕緣性樹脂， 沒有特別限定，能夠使用聚乙烯等通用樹脂。
[0160] 隔板55的厚度例如為0· 1?0· 5臟，若示出優(yōu)選的一個例子則為0· 2mm。
[0161] 隔板55的高度（從基端邊緣到前端邊緣的距離）需要比連接器50的前端面50A 與絕緣性管（第1絕緣性管26以及第2絕緣性管27)的相距距離高，在該相距距離是7mm 的情況下，隔板55的高度例如為8mm。若使用高度小于7mm的隔板，則無法使其前端邊緣位 于比絕緣性管的基端靠近前端側(cè)。
[0162] 根據(jù)這樣的構(gòu)成，能夠可靠且整齊地隔離構(gòu)成第1引線組41G的引線41 (從第1 絕緣性管26的基端開口延出的引線41的基端部分）和構(gòu)成第2引線組42G的引線42 (從 第2絕緣性管27的基端開口延出的引線42的基端部分）。
[0163] 在不具備隔板55的情況下，無法整齊地隔離（分開）引線41和引線42,它們有可 能混線。
[0164] 而且，被施加相互不同極性的電壓的、構(gòu)成第1引線組41G的引線41和構(gòu)成第2 引線組42G的引線42被隔板55相互隔離而不會接觸，所以在使用除顫導管100時，即使施 加心腔內(nèi)除顫所需的電壓，也不會在構(gòu)成第1引線組41G的引線41 (從第1絕緣性管26的 基端開口延出的引線41的基端部分）和構(gòu)成第2引線組42G的引線42 (從第2絕緣性管 27的基端開口延出的引線42的基端部分）之間產(chǎn)生短路。
[0165] 另外，在制造除顫導管時，在將引線連接固定于針狀端子時產(chǎn)生了錯誤的情況下， 例如，在將構(gòu)成第1引線組42G的引線41連接固定于第2端子組區(qū)域中的針狀端子的情況 下，該引線41會跨越隔板55,所以能夠容易地發(fā)現(xiàn)連接的錯誤。
[0166] 此外，構(gòu)成第3引線組43G的引線43 (針狀端子53)和引線42 (針狀端子52) - 起被隔板55與41 (針狀端子51)隔離，但并不限于此，也可以與引線41 (針狀端子51) - 起被隔板55與引線42 (針狀端子52)隔離。
[0167] 在除顫導管100中，隔板55的前端邊緣位于比第1絕緣性管26的基端以及第2 絕緣性管27的基端都靠近前端側(cè)。
[0168] 由此，在從第1絕緣性管26的基端開口延出的引線（構(gòu)成第1引線組41G的引線 41)與從第2絕緣性管27的基端開口延出的引線（構(gòu)成第2引線組42G的引線42)之間， 始終存在隔板55,從而能夠可靠地防止由引線41和引線42的接觸引起的短路。
[0169] 如圖8所示，從第1絕緣性管26的基端開口延出而被連接固定于連接器50的針 狀端子51的八根引線41、從第2絕緣性管27的基端開口延出而被連接固定于連接器50的 針狀端子52的八根引線42、以及從第3絕緣性管28的基端開口延出而被連接固定于連接 器50的針狀端子53的四根引線43通過用樹脂58固定它們的周圍而保持固定了各自的形 狀。
[0170] 保持引線的形狀的樹脂58成形為與連接器50相同直徑的圓筒狀，成為在該樹脂 成形體的內(nèi)部埋入有針狀端子、引線、絕緣性管的基端部以及隔板55的狀態(tài)。
[0171] 而且，根據(jù)絕緣性管的基端部被埋入于樹脂成形體的內(nèi)部的構(gòu)成，能夠通過樹脂 58完全覆蓋從絕緣性管的基端開口延出起到被連接固定于針狀端子為止的引線（基端部 分）的全域，能夠完全保持固定引線（基端部分）的形狀。
[0172] 另外，樹脂成形體的高度（從基端面到前端面的距離）優(yōu)選高于隔板55的高度， 在隔板55的高度為8mm的情況下，例如設為9mm。
[0173] 此處，作為構(gòu)成樹脂成形體的樹脂58,沒有特別限定，但優(yōu)選使用熱固化性樹脂或 者光固化性樹脂。具體而言，能夠例示氨基甲酸乙酯類、環(huán)氧樹脂類、氨基甲酸乙酯-環(huán)氧 樹脂類的固化性樹脂。
[0174] 根據(jù)上述那樣的構(gòu)成，由于通過樹脂58保持固定引線的形狀，所以在制造除顫導 管100時（在把手20的內(nèi)部安裝連接器50時），能夠防止從絕緣性管的基端開口延出的引 線絞結(jié)、或者與針狀端子的邊緣接觸而損傷（例如，在引線的包覆樹脂產(chǎn)生裂紋）。
[0175] 如圖1所示，構(gòu)成本實施方式的除顫導管系統(tǒng)的電源裝置700具備DC電源部71、 導管連接連接器72、心電計連接連接器73、外部開關(guān)（輸入單元）74、運算處理部75、切換 部76、心電圖輸入連接器77、以及顯示單元78。
[0176] DC電源部71中內(nèi)置有電容器，通過外部開關(guān)74(充電開關(guān)743)的輸入來對內(nèi)置 電容器進行充電。
[0177] 導管連接連接器72與除顫導管100的連接器50連接，與第1引線組（41G)、第2 引線組（42G)以及第3引線組（43G)的基端側(cè)電連接。
[0178] 如圖9所示，除顫導管100的連接器50和電源裝置700的導管連接連接器72通 過連接器電纜C1連結(jié)，從而連接固定了構(gòu)成第1引線組的八根引線41的針狀端子51 (實 際上為八個）和導管連接連接器72的端子721 (實際上為八個）、連接固定了構(gòu)成第2引線 組的八根引線42的針狀端子52 (實際上為八個）和導管連接連接器72的端子722 (實際 上為八個）、連接固定了構(gòu)成第3引線組的四根引線43的針狀端子53 (實際上為四個）和 導管連接連接器72的端子723(實際為四個）分別連接。
[0179] 此處，導管連接連接器72的端子721以及端子722與切換部76連接，端子723不 經(jīng)由切換部76而直接被連接于心電計連接連接器73。
[0180] 由此，通過第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G測定出的心電位信息經(jīng)由切 換部76到達心電計連接連接器73,由基端側(cè)電位測定電極組33G測定出的心電位信息不經(jīng) 由切換部76到達心電計連接連接器73。
[0181] 心電計連接連接器73與心電計800的輸入端子連接。
[0182] 作為輸入單元的外部開關(guān)74包括：用于切換心電位測定模式和除顫模式的模式 切換開關(guān)741、設定除顫時施加的電能的施加能量設定開關(guān)742、用于對DC電源部71進行 充電的充電開關(guān)743、以及用于施加電能來進行除顫的能量施加開關(guān)（放電開關(guān)）744。來 自這些外部開關(guān)74的輸入信號全部被送到運算處理部75。
[0183] 運算處理部75基于外部開關(guān)74的輸入，來控制DC電源部71、切換部76、以及顯 示單元78。
[0184] 該運算處理部75具有輸出電路751，該輸出電路751用于將來自DC電源部71的 直流電壓經(jīng)由切換部76輸出至除顫導管100的電極。
[0185] 通過該輸出電路751來施加直流電壓，以使圖9所示的導管連接連接器72的端子 721 (最終是除顫導管100的第1DC電極組31G)、和導管連接連接器72的端子722 (最終是 除顫導管100的第2DC電極組33G)成為相互不同極性（一方的電極組是一極時，另一方的 電極組是+極）。
[0186] 切換部76由1電路2接點（Single Pole Double Throw :單刀雙擲）的切換開關(guān) 構(gòu)成，該1電路2接點的切換開關(guān)的公共接點連接導管連接連接器72 (端子721以及端子 722)、第1接點連接心電計連接連接器73、第2接點連接運算處理部75。
[0187] S卩，在選擇了第1接點時（第1接點與公共接點連接時），連結(jié)導管連接連接器72 和心電計連接連接器73的路徑被確保，在選擇了第2接點時（第2接點與公共接點連接 時），連結(jié)導管連接連接器72和運算處理部75的路徑被確保。
[0188] 根據(jù)外部開關(guān)74(模式切換開關(guān)741、能量施加開關(guān)744)的輸入，由運算處理部 75控制切換部76的切換動作。
[0189] 心電圖輸入連接器77與運算處理部75連接，另外，還與心電計800的輸出端子連 接。
[0190] 可以通過該心電圖輸入連接器77,將從心電計800輸出的心電位信息（通常，被輸 入至心電計800的心電位信息的一部分）輸入至運算處理部75,在運算處理部75中，能夠 根據(jù)該心電位信息控制DC電源部71以及切換部76。
[0191] 顯示單元78與運算處理部75連接，顯示單元78顯示有從心電圖輸入連接器77輸 入至運算處理部75的心電位信息（主要是心電圖（心電位波形）），操作員能夠一邊監(jiān)視被 輸入至運算處理部75的心電位信息（心電圖）一邊進行除顫治療（外部開關(guān)的輸入等）。
[0192] 構(gòu)成本實施方式的除顫導管系統(tǒng)的心電計800(輸入端子）與電源裝置700的心 電計連接連接器73連接，由除顫導管100 (第1DC電極組31G、第2DC電極組32G、以及基端 側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極）測定出的心電位信息從心電計連接連接器73被輸入 至心電計800。
[0193] 另外，心電計800(其他輸入端子）還與電位測定單元900連接，由心電位測定單 元900測定出的心電位信息也被輸入至心電計800。
[0194] 此處，作為心電位測定單元900,能夠列舉出為了測定12感應心電圖而在患者的 身體表面粘貼的電極片、在患者的心臟內(nèi)安裝的電極導管（與除顫導管1〇〇不同的電極導 管）。
[0195] 心電計800 (輸出端子）與電源裝置700的心電圖輸入連接器77連接，能夠?qū)⑤?入到心電計800的心電位信息（來自除顫導管100的心電位信息以及來自心電位測定單元 900的心電位信息）的一部分經(jīng)由心電圖輸入連接器77發(fā)送到運算處理部75。
[0196] 本實施方式的除顫導管100在無需進行除顫治療時，能夠用作心電位測定用的電 極導管。
[0197] 圖10示出在進行心臟導管術(shù)（例如高頻治療）時，通過本實施方式的除顫導管 100測定心電位時的心電位信息的流向。此時，電源裝置700的切換部76選擇了連接有心 電計連接連接器73的第1接點。
[0198] 由構(gòu)成除顫導管100的第1DC電極組31G以及/或者第2DC電極組32G的電極測 定出的心電位經(jīng)由導管連接連接器72、切換部76以及心電計連接連接器73被輸入至心電 計 800。
[0199] 另外，由構(gòu)成除顫導管100的基端側(cè)電位測定電極組33G的電極測定出的心電位 從導管連接連接器72不通過切換部76而直接經(jīng)由心電計連接連接器73被輸入至心電計 800。
[0200] 來自除顫導管100的心電位信息（心電圖）被顯示于心電計800的顯示器（省略 圖示）。
[0201] 另外，能夠?qū)碜猿潓Ч?00的心電位信息的一部分（例如，構(gòu)成第1DC電極組 31G的電極31 (第1極和第2極）之間的電位差）從心電計800經(jīng)由心電圖輸入連接器77 以及運算處理部75輸入至顯示單元78來進行顯示。
[0202] 如上所述，在心臟導管術(shù)中不需要除顫治療時，能夠?qū)⒊潓Ч?00用作心電位 測定用的電極導管。
[0203] 而且，在心臟導管術(shù)中發(fā)生了心房纖顫時，能夠利用被使用作電極導管的除顫導 管100立即進行除顫治療。其結(jié)果，在發(fā)生了心房纖顫時，能夠省去新插入用于除顫的導管 等麻煩。
[0204] 運算處理部75根據(jù)經(jīng)由心電圖輸入連接器77從心電計800發(fā)送來的心電位信息 的一部分（心電圖），逐次感測該心電圖的被推定為R波的事件（波形）。
[0205] 被推定為R波的事件的感測例如通過以下的方式進行，即：檢測欲感測的周期（跳 動）的前一個周期中的最大峰值的波形和前二個周期中的最大峰值波形，算出這些最大峰 值波形的平均高度，檢測電位差到達了該平均高度的80%的高度（觸發(fā)電平）的情況。
[0206] 另外，運算處理部75以如下的方式進行運算處理來控制DC電源部71，S卩：對感測 出的事件分別識別其極性（以土符號表示的峰值的方向），在輸入能量施加開關(guān)744后，在 第η次的周期中感測出的事件（V n)的極性與之前一個周期中感測出的事件（Vn_i)的極性以 及之前二個周期中感測出的事件（V n_2)的極性一致時，與該事件（Vn)同步地對導管連接連 接器72的端子721 (第1DC電極組31G)、和導管連接連接器72的端子722 (第2DC電極組 32G)施加電壓。
[0207] 在圖16A至圖16D所示的心電圖中，被推定為R波而感測出的六個事件中的、從左 邊數(shù)第三個事件的極性是（一）（其峰值波形朝下），其他的五個事件的極性是（+)(其峰值 波形朝上）。
[0208] 如圖16A所示，在感測出從左邊數(shù)第二個的事件（以后輸入了能量施加開關(guān)744 的情況下，第三個事件（')的極性（一）與前一個周期中感測出的第二個事件（VJ的極性 (+)不同，所以不與該事件（％)同步地施加電壓。
[0209] 另外，第四個事件（V2)的極性（+)與在前一個周期中感測的第三個事件（')的極 性（一）不同，所以不與該事件（V 2)同步地施加電壓。
[0210] 另外，第五個事件（V3)的極性（+)與在前二個周期中感測的第三個事件（VJ的極 性（一）不同，所以不與該事件（v 3)同步地施加電壓。
[0211] 第六個事件（V4)的極性（+)與在前一個周期中感測出的第五個事件（V 3)的極性 (+)以及前二個周期中感測的第四個事件（v2)的極性（+)相同，所以與該事件（v 4)同步地 對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0212] 如圖16B所示，在感測出從左邊數(shù)第三個事件（V。）后輸入了能量施加開關(guān)744的 情況下，第四個事件（')的極性（+)與在前一個周期中感測出的第三個事件（VJ的極性 (一）不同，所以不與該事件（Vi)同步地施加電壓。
[0213] 另外，第五個事件（V2)的極性（+)與在前二個周期中感測出的第三個事件（VJ的 極性（一）不同，所以不與該事件（v 2)同步地施加電壓。
[0214] 第六個事件（V3)的極性（+)與在前一個周期中感測出的第五個事件（V 2)的極性 (+)以及在前二個周期中感測出的第四個事件（')的極性（+)相同，所以與該事件（v3)同 步地對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0215] 如圖16C所示，在感測出從左邊數(shù)第四個事件％)后輸入了能量施加開關(guān)744 的情況下，第五個事件（')的極性（+)與在前二個周期中感測的第三個事件（VJ的極性 (一）不同，所以不與該事件（Vi)同步地施加電壓。
[0216] 第六個事件（V2)的極性（+)與在前一個周期中感測出的第五個事件（VJ的極性 (+)以及在前二個周期中感測出的第四個事件（V。）的極性（+)相同，所以與該事件（v 2)同 步地對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0217] 如圖16D所示，在感測出從左邊數(shù)第五個事件（％)后輸入了能量施加開關(guān)744的 情況下，第六個事件（')的極性（+)與在前一個周期中感測出的第五個事件（VJ的極性 (+)以及在前二個周期中感測出的第四個事件（V_i)的極性⑴相同，所以與該事件（Vi)同 步地對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0218] 如上所述，即使在圖16A至圖16D所示的任意的時間輸入了能量施加開關(guān)744的 情況下，均與相同極性（+)連續(xù)三次時的第三個事件（從左邊數(shù)第六個事件）同步地施加 電壓。
[0219] 另外，運算處理部75在被輸入的心電圖中感測出被推定為R波的事件后的260m 秒間，對DC電源部71進行控制，以便不對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電 壓。
[0220] 由此，感測出的事件是R波的峰值的情況下，能夠可靠地避免在其下一個T波出現(xiàn) 的時刻進行除顫。也就是說，對被推定為T波的峰值進行屏蔽來使其無法除顫。
[0221] 此外，在感測出事件后，作為不施加直流電壓的期間，并不局限于260m秒，最短為 50m秒，最長為500m秒。在該期間比50m秒短的情況下，有時無法對被推定為T波的峰值進 行屏蔽。另一方面，在該期間比500m秒長的情況下，有時無法感測下個周期（跳動）中的 R波。
[0222] 另外，運算處理部75在感測出推定為R波的事件后100m秒間，進行編程以便不新 感測被推定為R波的事件。
[0223] 由此，接著R波，在與該R波相反的方向（相反的極性）出現(xiàn)的S波的峰值增大而 到達了觸發(fā)電平的情況（即使在該狀態(tài)下進行除顫也沒有特別問題）下，能夠防止通過感 測該S波的峰值，導致事件的極性的連續(xù)性受損（相同極性的計數(shù)被重置）的情況。
[0224] 此外，感測出事件之后，作為不新感測被推定為R波的事件的期間（抑制期間），并 不局限于l〇〇m秒，最短為10m秒，最長為150m秒。
[0225] 并且，運算處理部75在能量施加開關(guān)744的輸入后260m秒間，控制DC電源部71， 以便不對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0226] 由此，能夠防止將由于能量施加開關(guān)744的輸入而產(chǎn)生的噪聲（與之前一次以及 前二次的事件不同極性的噪聲）錯誤地感測為R波，并與該噪聲同步地進行除顫這樣的情 況。
[0227] 另外，能夠防止通過由于能量施加開關(guān)744的輸入而產(chǎn)生的噪聲（與之前一次以 及/或者前二次的事件不同極性的噪聲）而損害事件的極性的連續(xù)性（相同極性的計數(shù)被 重置）的情況。
[0228] 并且，也能夠防止將能量施加開關(guān)744的輸入后產(chǎn)生的基準線的變動錯誤地感測 為R波，并與此同步地進行除顫的情況。
[0229] 此外，能量施加開關(guān)744的輸入后，作為不施加直流電壓的期間，并不局限于260m 秒間，最短為l〇m秒間，最長為500m秒間。
[0230] 以下，按照圖11所示的流程圖對本實施方式的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)的除顫治療 的一個例子進行說明。
[0231] (1)首先，通過X射線圖像，確認除顫導管100的電極（第1DC電極組31G、第2DC 電極組32G以及基端側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極）的位置，并且選擇從心電位測定 單元900(在身體表面粘貼的電極片）輸入到心電計800的心電位信息（12感應心電圖） 的一部分，來從心電圖輸入連接器77輸入到電源裝置700的運算處理部75(圖11A的步驟 1)。此時，輸入到運算處理部75的心電位信息的一部分被顯示于顯示單元78 (參照圖12)。 另外，從除顫導管100的第1DC電極組31G以及/或者第2DC電極組32G的構(gòu)成電極經(jīng)由 導管連接連接器72、切換部76、心電計連接連接器73輸入到心電計800的心電位信息、從 除顫導管100的基端側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極經(jīng)由導管連接連接器72、心電計連 接連接器73輸入到心電計800的心電位信息被顯示于心電計800的顯示器（省略圖示）。
[0232] (2)接下來，輸入作為外部開關(guān)74的模式切換開關(guān)741。本實施方式中的電源裝 置700在初始狀態(tài)下是"心電位測定模式"，切換部76選擇第1接點，從導管連接連接器72 經(jīng)由切換部76到達心電計連接連接器73的路徑被確保。通過模式切換開關(guān)741的輸入成 為"除顫模式"（步驟2)。
[0233] (3)如圖13所示，若模式切換開關(guān)741被輸入而被切換成除顫模式，則通過運算處 理部75的控制信號，切換部76的接點被切換到第2接點，并從導管連接連接器72經(jīng)由切 換部76到達運算處理部75的路徑被確保，從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76到達心電 計連接連接器73的路徑被切斷（步驟3)。在切換部76選擇了第2接點時，來自除顫導管 100的第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G的構(gòu)成電極的心電位信息無法輸入到心電 計800 (因此，也無法將該心電位信息發(fā)送到運算處理部75。）。但是，不經(jīng)由切換部76的 來自基端側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極的心電位信息被輸入到心電計800。
[0234] (4)在切換部76的接點被切換到第2接點時，測定除顫導管100的第1DC電極組 (31G)與第2電極組（32G)之間的電阻（步驟4)。從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76輸 入到運算處理部75的電阻值與輸入到運算處理部75的來自心電位測定單元900的心電位 信息的一部分一起被顯示于顯示單元78 (參照圖13)。
[0235] (5)切換部76的接點被切換到第1接點，從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76到 達心電計連接連接器73的路徑恢復（步驟5)。此外，切換部76的接點選擇了第2接點的 時間（上述步驟3?步驟5)例如為1秒間。
[0236] (6)運算處理部75判定在步驟4中測定出的電阻是否超過了一定的值，在未超過 的情況下，進入接下來的步驟7 (用于施加直流電壓的準備），在超過的情況下，返回步驟 1 (除顫導管100的電極的位置確認）（步驟6)。
[0237] 此處，在電阻超過了一定的值的情況下，意味著第1DC電極組以及/或者第2電極 組沒有可靠地抵接到規(guī)定的部位（例如，冠狀靜脈的管壁、右心房的內(nèi)壁），所以需要返回 步驟1，重新調(diào)整電極的位置。
[0238] 這樣，由于只有在除顫導管100的第1DC電極組以及第2DC電極組可靠地抵接到 規(guī)定的部位（例如，冠狀靜脈的管壁、右心房的內(nèi)壁）時能夠施加電壓，所以能夠進行高效 的除顫治療。
[0239] (7)輸入作為外部開關(guān)74的施加能量設定開關(guān)742,來設定除顫時的施加能量 (圖11B的步驟7)。根據(jù)本實施方式中的電源裝置700,能夠從1J到30J，以1J的刻度來 設定施加能量。
[0240] (8)輸入作為外部開關(guān)74的充電開關(guān)743,對DC電源部71的內(nèi)置電容器進行能 量的充電（步驟8)。
[0241] (9)在充電完成后，輸入作為外部開關(guān)74的能量施加開關(guān)744(步驟9)。
[0242] (10)作為表示后述的步驟12中感測的這次的事件（Vn)是輸入能量施加開關(guān)744 后第幾次感測的事件的數(shù)（η)，使"1"產(chǎn)生（步驟10)。
[0243] (11)運算處理部75以感測前一次的事件（Vn_i)(能量施加開關(guān)744的輸入不久前 感測到的事件）后l〇〇m秒間作為抑制期間，進行待機而不進行新的感測（步驟11)。
[0244] (12)經(jīng)過抑制期間后，運算處理部75對事件（Vn)進行感測（步驟12)。
[0245] (13)運算處理部75判定在步驟12中感測出的事件（Vn)的極性是否與上次（前 一個感測出）的事件（V n_i)的極性一致，在一致的情況下，進入步驟14,在不一致的情況下， 在步驟10'中，對上述的數(shù)（η)加1并返回步驟11 (步驟13)。
[0246] (14)運算處理部75判定在步驟12中感測出的事件（Vn)的極性是否與再上次（之 前二個感測出）的事件（V n_2)的極性一致，在一致的情況下，進入步驟15,在不一致的情況 下，在步驟10'中，對上述的數(shù)（η)加1并返回步驟11(步驟14)。
[0247] (15)運算處理部75判定從感測到上次事件（Vn_i)起到感測事件（V n)為止的時間 是否超過260m秒，在超過的情況下，進入步驟16,在未超過的情況下，在步驟10'中，對上述 的數(shù)（η)加1并返回步驟11 (圖11的步驟15)。
[0248] (16)運算處理部75判定從輸入能量施加開關(guān)744起到感測事件（Vn)為止的時間 是否超過260秒，在超過的情況下，進入步驟17,在未超過的情況下，在步驟10'中，對上述 的數(shù)（η)加1并返回步驟11 (步驟16)。
[0249] (17)通過運算處理部75,切換部76的接點被切換到第2接點，從導管連接連接器 72經(jīng)由切換部76到達運算處理部75的路徑被確保，從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76 到達心電計連接連接器73的路徑被切斷（步驟17)。
[0250] (18)在切換部76的接點被切換到第2接點后，從接受到來自運算處理部75的控 制信號的DC電源部71經(jīng)由運算處理部75的輸出電路751、切換部76以及導管連接連接器 72,對除顫導管100的第1DC電極組和第2DC電極組施加相互不同極性的直流電壓（步驟 18,參照圖14)。
[0251] 此處，運算處理部75進行運算處理來對DC電源部71發(fā)送控制信號，以便與步驟 12中感測出的事件（V n)同步地對第1DC電極組以及第2DC電極組施加直流電壓。
[0252] 具體而言，從感測出事件（Vn)的時刻（下一個R波上升時）起經(jīng)過一定時間（例 如，事件（V n)的R波的峰值寬度的1/10左右的極短的時間）之后開始施加。
[0253] 圖15是表示通過本實施方式的除顫導管100賦予了規(guī)定的電能（例如，設定輸出 =10J)時所測定的電位波形的圖。在該圖中，橫軸表示時間，縱軸表示電位。
[0254] 首先，在運算處理部75感測事件（Vn)起經(jīng)過一定時間（tQ)后，以使第1DC電極組 31G成為一極、第2DC電極組32G成為+極的方式對兩者之間施加直流電壓，從而被供給電 能而測定電位上升㈤是此時的峰值電壓。）。經(jīng)過一定時間（tj之后，以使第1DC電極組 31G成為+極、第2DC電極組32G成為一極的方式對兩者之間施加反轉(zhuǎn)了 土的直流電壓，從 而被供給電能而測定電位上升（E2是此時的峰值電壓。）。
[0255] 此處，從感測事件（Vn)起到開始施加為止的時間例如為0. 01?0. 05秒，若 示出優(yōu)選的一個例子則為〇. 01秒，時間（t = h+t2)例如為0. 006?0. 03秒，若示出優(yōu)選 的一個例子則為0.02秒。由此，能夠與作為R波的事件（Vn)同步地施加電壓，能夠進行高 效的除顫治療。
[0256] 所測定的峰值電壓低）例如為300?600V。
[0257] (19)從感測事件（Vn)起經(jīng)過一定時間（tft)后，接受來自運算處理部75的控制 信號而停止從DC電源部71施加電壓（步驟19)。
[0258] (20)在電壓的施加停止之后，施加記錄（如圖15所示那樣的施加時的心電位波 形）被顯示于顯示單元78 (步驟20)。作為顯示時間例如為5秒。
[0259] (21)切換部76的接點被切換到第1接點，從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76到 達心電計連接連接器73的路徑恢復，來自除顫導管100的第1DC電極組31G以及第2DC電 極組32G的構(gòu)成電極的心電位信息被輸入至心電計800 (步驟21)。
[0260] (22)觀察顯示于心電計800的顯示器的、來自除顫導管100的構(gòu)成電極（第1DC 電極組31G、第2DC電極組32G以及基端側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極）的心電位信息 (心電圖）、以及來自心電位測定單元900的心電位信息（12感應心電圖），如果是"正常" 則結(jié)束，在"不正常（心房纖顫未治愈）"的情況下，返回步驟2 (步驟22)。
[0261] 根據(jù)本實施方式的導管系統(tǒng)，通過除顫導管100的第1DC電極組31G以及第2DC 電極組32G能夠?qū)Πl(fā)生纖顫的心臟直接提供電能，并能夠僅對心臟可靠地提供除顫治療所 需且充分的電刺激（電沖擊）。
[0262] 而且，由于能夠?qū)π呐K直接提供電能，所以也不會在患者的體表產(chǎn)生燒傷。
[0263] 另外，由基端側(cè)電位測定電極組33G的構(gòu)成電極33測定出的心電位信息從導管連 接連接器72不經(jīng)由切換部76而經(jīng)由心電計連接連接器73被輸入至心電計800,并且，該 心電計800連接有心電位測定單元900,因而即使在心電計800無法獲取來自除顫導管100 的第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G的心電位的除顫治療時（切換部76被切換到 接點2,從導管連接連接器72經(jīng)由切換部76到達心電計連接連接器73的路徑被切斷時）， 心電計800也能夠獲取由基端側(cè)電位測定電極組33G以及心電位測定單元900測定出的心 電位信息，并且能夠一邊在心電計800中監(jiān)視（監(jiān)控）心電位一邊進行除顫治療。
[0264] 并且，由于電源裝置700的運算處理部75按與經(jīng)由心電圖輸入連接器77輸入的 心電位波形同步地施加電壓方式進行運算處理來對于DC電源部71進行控制（從心電位波 形中的電位差到達觸發(fā)電平起經(jīng)過一定時間（例如0. 01秒）后開始施加），所以能夠?qū)Τ?顫導管100的第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G，與心電位波形同步地施加電壓，并 購能夠進行高效的除顫治療。
[0265] 并且，運算處理部75在除顫導管100的電極組間的電阻未超過一定的值的情況 下，即，僅在第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G可靠地抵接到規(guī)定的部位（例如，冠 狀靜脈的管壁、右心房的內(nèi)壁）時，進行控制以便能夠進入用于施加直流電壓的準備，因此 能夠進行有效的除顫治療。
[0266] 并且，運算處理部75以如下的方式進行運算來對DC電源部71進行控制，即：在 經(jīng)由心電圖輸入連接器77從心電計800輸入的心電圖中，逐次感測被推定為R波的事件， 在能量施加開關(guān)744的輸入之后，第η次感測到的事件（V n)的極性與前一次感測出的事件 (U的極性以及之前二次感測出的事件（Vn_2)的極性一致時，與事件（V n)同步地對第1DC 電極組31G以及第2DC電極組32施加電壓，從而如果連續(xù)感測到的三個事件（Vn_2)、（V n_i)、 以及（Vn)的極性不一致，則不與事件（Vn)同步地施加電壓，而僅在三個事件（V n_2)、(Vn_i)以 及（Vn)的極性一致時，與第三次的事件（V n)同步地施加電壓，因此能夠可靠地進行與R波 同步的除顫。
[0267] 圖17A是在患者的心臟發(fā)生單發(fā)性期外收縮時被輸入到運算處理部75的心電圖 (與圖19所示的相同的心電位波形）。在圖17A中，從左邊數(shù)第四個的R波（事件（VJ)的 極性是（一），接著的T波的峰值增大，該T波被感測為事件（')。
[0268] 如該圖所示，在感測到事件（％)后輸入了能量施加開關(guān)744的情況下，其不久后 感測到的事件（')的極性（+)與之前一個感測到的事件（VJ的極性（一）不同，因此不與 該事件（')同步地施加電壓。由此，能夠避免與峰值增大而被誤認為R波的T波同步地施 加電壓。
[0269] 另外，事件（VJ的下一個感測到的事件（V2)是R波的峰值，但其極性⑴與前二 個感測到的事件（V。）的極性（一）不同，因此不與該事件（V 2)同步地施加電壓。
[0270] 而且，由于事件（V2)的下一個感測到的事件（V3)的極性（+)與前一個感測到的事 件（V 2)的極性⑴以及前二個感測到的事件（')的極性⑴相同，所以與能夠確信為R波 的峰值的事件（V3)同步地對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加電壓。
[0271] 圖17B是在患者的心臟連續(xù)地發(fā)生期外收縮時，輸入到運算處理部75的心電圖。
[0272] 如該圖所示，在感測到由于期外收縮而極性反轉(zhuǎn)成（一）的事件（VJ后輸入了能 量施加開關(guān)744的情況下，其不久之后感測到的事件（VJ的極性為（+)，下一個感測到的事 件（V 2)的極性為（一），下一個感測出的事件（V3)的極性為（+)，下一個感測出的事件（V4) 的極性為（一），下一個感測出的事件（V 5)的極性為（+)，事件的極性交替地變化。因此， 這樣地,在連續(xù)感測到的三個事件的極性不一致的狀態(tài)下，判斷為這些事件的每一個可能 不是R波的峰值，從而不與該事件同步地施加電壓。
[0273] 另外，事件（V5)的下一個感測到的事件（V6)的極性（+)是R波的峰值，但其極性 (+)與前二個感測到的事件（V 4)的極性（一）不同，所以不與該事件（V6)同步地施加電壓。
[0274] 而且，由于事件（V6)的下一個感測到的事件（V7)的極性（+)與事件（V 6)的極性 (+)以及事件（v5)的極性（+)相同，所以判斷為在事件（v7)的感測時期外收縮可靠地治愈， 與能夠確信為R波的峰值的事件（v 7)同步地對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施 加電壓。
[0275] 圖18是漂移發(fā)生而基準線下降，之后，基準線上升并恢復到原來的電平的心電圖 (與圖20所示的相同的心電位波形），基準線的下降以及上升被誤認為R波，分別被感測為 事件以及事件（％)。
[0276] 如圖18所示，在基準線上升之前輸入了能量施加開關(guān)744的情況下，其不久后感 測到的事件（')的極性（+)與前一個感測到的事件（VJ的極性（+)相同，但與前二個感測 到的事件的極性（一）不同，所以不與該事件（VJ同步地施加電壓，由此，能夠避免 與被誤認為R波的基準線的上升時同步地施加電壓。
[0277] 而且，由于事件（VJ的下一個感測到的事件（V2)的極性（+)與前一個感測到的事 件（')的極性⑴以及前二個感測到的事件（％)的極性⑴相同，所以判斷為在事件（V 2) 的感測時基準線穩(wěn)定，與能夠確信為R波的峰值的事件（V2)同步地對第1DC電極組31G以 及第2DC電極組32G施加電壓。
[0278] 并且，運算處理部75在感測到被推定為R波的事件后260m秒間，控制DC電源部 71，以便不對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加直流電壓，所以在感測到的事件 是R波的峰值的情況下，能夠可靠地避免在下一個T波出現(xiàn)的時刻進行除顫。
[0279] 并且，運算處理部75在感測到被推定為R波的事件之后的100m秒間進行編程，以 便不新感測被推定為R波的事件，因此在感測到的事件是R波的峰值，接著該R波在相反方 向出現(xiàn)的S波的峰值增大而到達觸發(fā)電平這樣的情況下，能夠防止感測該S波的峰值而相 同極性的計數(shù)被重置的情況。
[0280] 并且，由于運算處理部75在能量施加開關(guān)744的輸入之后260m秒間，控制DC電 源部71，以便不對第1DC電極組31G以及第2DC電極組32G施加直流電壓，所以能夠防止將 由能量施加開關(guān)744的輸入而產(chǎn)生的噪聲錯誤地感測為R波，并與該噪聲同步地進行除顫， 或者由于該噪聲而相同極性的計數(shù)被重置的情況。
[0281] 以上，對本發(fā)明的一實施方式進行了說明，但本發(fā)明的除顫導管系統(tǒng)并不局限于 此，能夠進行各種的變更。
[0282] 例如，電源裝置的運算處理部也可以按如下的方式進行運算處理來控制DC電源 部，即：在能量施加開關(guān)的輸入后感測到的事件（vn)的極性與之前一個感測到的事件（vn_i) 的極性、之前二個感測到的事件（vn_2)的極性、以及之前三個感測到的事件（vn_ 3)的極性一 致時（相同極性連續(xù)四次時），與第四次的事件（vn)同步地對第1DC電極組以及第2DC電 極組施加電壓。
【權(quán)利要求】
1. 一種心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，具備：除顫導管，其被插入至心腔內(nèi)進行除顫；電源裝 置，其對該除顫導管的電極施加直流電壓；以及心電計，該心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)的特征在 于， 所述除顫導管具備： 絕緣性的管部件； 第1電極組，其由安裝在所述管部件的前端區(qū)域的多個環(huán)狀電極構(gòu)成； 第2電極組，其由多個環(huán)狀電極構(gòu)成，所述多個環(huán)狀電極被與所述第1電極組向基端側(cè) 隔開間隔地安裝于所述管部件； 第1引線組，其由前端與構(gòu)成所述第1電極組的電極分別連接的多個引線構(gòu)成；以及 第2引線組，其由前端與構(gòu)成所述第2電極組的電極分別連接的多個引線構(gòu)成， 所述電源裝置具備： DC電源部； 導管連接連接器，其與所述除顫導管的第1引線組以及第2引線組的基端側(cè)連接； 外部開關(guān)，其包括電能施加開關(guān)； 運算處理部，其具有來自所述DC電源部的直流電壓的輸出電路，并基于所述外部開關(guān) 的輸入來控制所述DC電源部；以及 心電圖輸入連接器，其與所述運算處理部以及所述心電計的輸出端子連接， 在通過所述除顫導管進行除顫時，從所述DC電源部經(jīng)由所述運算處理部的輸出電路 以及所述導管連接連接器，對所述除顫導管的所述第1電極組和第2電極組施加相互不同 極性的電壓， 所述電源裝置的運算處理部按下述方式進行運算處理來對所述DC電源部進行控制， 艮P :逐次感測根據(jù)經(jīng)由所述心電圖輸入連接器被從所述心電計輸入的心電圖而被推斷為R 波的事件，并在所述電能施加開關(guān)的輸入之后感測到的事件Vn的極性至少與之前一個感測 到的事件Vn_i的極性以及之前二個感測到的事件V n_2的極性一致時，與該事件Vn同步地對 所述第1電極組以及所述第2電極組施加電壓。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，其特征在于， 所述電源裝置的運算處理部對所述DC電源部進行控制，以便在感測到被推定為R波的 事件后最短50m秒間、最長500m秒間，不對所述第1DC電極組以及所述第2DC電極組施加 電壓。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，其特征在于， 所述電源裝置的運算處理部在感測到被推定為R波的事件后最短l〇m秒間、最長150m 秒間，不新感測被推定為R波的事件。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2或者3所述的心腔內(nèi)除顫導管系統(tǒng)，其特征在于， 所述電源裝置的運算處理部對所述DC電源部進行控制，以便在所述電能施加開關(guān)的 輸入后最短l〇m秒間、最長500m秒間，不對所述第1電極組以及所述第2電極組施加電壓。
【文檔編號】A61B5/0456GK104138635SQ201410177809
【公開日】2014年11月12日 申請日期:2014年4月29日 優(yōu)先權(quán)日:2013年5月10日
【發(fā)明者】小野寺泰, 堀內(nèi)修一 申請人:日本來富恩株式會社