CN102223912B - 心腔内除颤导管 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种心腔内除颤导管，具备多管腔构造的管部件(10)、把手(20)、第1DC电极群(31G)、第2DC电极群(32G)、连接器(50)、绝缘性管(26、27)、连接第1DC电极群(31G)的构成电极(31)与连接器(50)的管脚端子的第1引线群(41G)、连接第2DC电极群(32G)的构成电极(32)与连接器(50)的管脚端子的第2引线群(42G)、以及将连接器(50)的前端面(50A)分开为第1端子群区域和第2端子群区域的隔板(55)。可以可靠地提供除颤所需并且充分的电能，不会在患者的体表中发生烫伤就可以进行除颤。

Description

心腔内除颤导管
技术领域
本发明涉及插入到心腔内，去除心房颤动的心腔内除颤导管。
背景技术
作为去除心房颤动的除颤器，已知体外式除颤器(AED)(例如，参照专利文献1)。
在利用AED的除颤治疗中，通过在患者的体表安装电极片并施加直流电压，对患者的体内提供电能。此处，从电极片流入到患者的体内的电能通常被设成150～200J，其中的一部分(通常几％～20％左右)流到心脏而提供到除颤治疗。
专利文献1：日本特开2001-112874号公报
发明内容
然而，在心脏导管术中容易引起心房颤动，在该情况下也需要进行电除颤。
但是，通过从体外提供电能的AED，难以对引起了颤动的心脏提供有效的电能(例如10～30J)。
即，在从体外提供的电能中的流入心脏的比例少的情况(例如几％左右)下，无法进行充分的除颤治疗。
另一方面，在从体外提供的电能以高的比例流入心脏的情况下，心脏的组织有可能受到损伤。
另外，在利用AED的除颤治疗中，在安装了电极片的体表中容易发生烫伤。另外，如上所述，在流入心脏的电能的比例少的情况下，由于反复提供电能，烫伤的程度变重，对于接受导管术的患者，成为相当的负担。
本发明是基于以上那样的事情而完成的，本发明的目的在于提供一种心腔内除颤导管，可以对在心脏导管术中引起了心房颤动的心脏，可靠地提供除颤所需并且充分的电能。
本发明的另一目的在于提供一种心腔内除颤导管，不会在患者的体表发生烫伤，就可以进行除颤治疗。
(1)本发明提供一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在于，具备：
绝缘性的管部件，具有多管腔构造；
把手，与所述管部件的基端连接；
第1电极群(第1DC电极群)，由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第2电极群(第2DC电极群)，由从所述第1DC电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
大致圆筒状的连接器，内置于所述把手的基端部，将向前端方向突出的多个管脚端子配置于前端面而成；
第1绝缘性管，前端部与所述管部件的第1管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第2绝缘性管，前端部与所述管部件的第2管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第1引线群，由与构成所述第1DC电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1绝缘性管内延伸，从该第1绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；
第2引线群，由与构成所述第2DC电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2绝缘性管内延伸，从该第2绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；以及
隔板，将配置有多个管脚端子的所述连接器的前端面分开为第1端子群区域和第2端子群区域，隔离构成所述第1引线群的引线(从第1绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)和构成所述第2引线群的引线(从第2绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)，所述第1端子群区域是配置有连接固定了构成所述第1引线群的引线的管脚端子的区域，所述第2端子群区域是配置有连接固定了构成所述第2引线群的引线的管脚端子的区域，
在进行除颤时，对所述第1DC电极群和所述第2DC电极群，施加极性相互不同的电压。
将这样的结构的心腔内除颤导管，以使第1DC电极群位于冠状静脉内、使第2DC电极群位于右心房内的方式，插入到心腔内，经由第1引线群以及第2引线群，对第1DC电极群和第2DC电极群，施加极性相互不同的电压(对第1DC电极群与第2DC电极群之间施加直流电压)，从而对引起了颤动的心脏直接提供电能，由此进行除颤治疗。
这样，通过配置于心腔内的除颤导管的第1DC电极群以及第2DC电极群对引起了颤动的心脏直接提供电能，这可以仅对心脏可靠地提供除颤治疗所需并且充分的电刺激(电冲击)。
另外，由于可以对心脏直接提供电能，所以也不会在患者的体表中发生烫伤。
另外，由与构成第1DC电极群的电极的各个连接的引线构成的第1引线群和由与构成第2DC电极群的电极的各个连接的引线构成的第2引线群分别在管部件的不同的管腔(第1管腔以及第2管腔)中延伸，从而两者在管部件内被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在管部件内，可以可靠地防止在第1引线群与第2引线群之间发生短路。
进而，第1引线群和第2引线群分别在把手的内部延伸的不同的绝缘性管(第1绝缘性管以及第2绝缘性管)中延伸，从而两者在把手的内部中也被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在把手内部中，可以可靠地防止在第1引线群与第2引线群之间发生短路。
进而，通过分开第1端子群区域和第2端子群区域的隔板，可以可靠并且整齐地隔离构成第1引线群的引线(从第1绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)和构成第2引线群的引线(从第2绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)。
进而，通过分开第1端子群区域和第2端子群区域的隔板，构成第1引线群的引线和构成第2引线群的引线相互隔离而不会接触，所以在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以可靠地防止在构成第1引线群的引线(从第1绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)与构成第2引线群的引线(从第2绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)之间发生短路。
进而，通过分开第1端子群区域和第2端子群区域的隔板，可以使构成第1引线群的引线和构成第2引线群的引线连接到在内置于把手中的1个连接器的前端面集中配置的端子群，所以无需对把手的基端侧连接多个连接器(塞绳)，结构变得简单，作为除颤导管的操作性提高。
(2)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，所述隔板的前端边缘比所述第1绝缘性管的基端以及所述第2绝缘性管的基端位于前端侧。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，在从第1绝缘性管的基端开口延出的引线(构成第1引线群的引线)与从第2绝缘性管的基端开口延出的引线(构成第2引线群的引线)之间，总是存在隔板，所以可以可靠地防止两者接触而短路。
(3)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，具备：
基端侧电位测定电极群，由从所述第2DC电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第3绝缘性管，前端部与所述管部件的第3管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；以及
第3引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3绝缘性管内延伸，从该第3绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，可以通过基端侧电位测定电极群来测定心电位(特别是，容易发生异常电位的上大静脉的心电位)，可以一边监视心电位一边进行除颤治疗。
另外，第3引线群在与第1引线群或者第2引线群延伸的管腔(第1管腔以及第2管腔)都不同的第3管腔中延伸，从而管部件中的第3引线群从第1引线群以及第2引线群中的任意一个都被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在管部件内，可以可靠地防止在第3引线群与第1引线群或者第2引线群之间发生短路。
进而，第3引线群在对第3管腔连结了前端部的第3绝缘性管内延伸，从而把手的内部中的第3引线群从第1引线群以及第2引线群中的任意一个都被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在把手的内部中，也可以防止在第3引线群与第1引线群或者第2引线群之间发生短路。
(4)在上述(3)的心腔内除颤导管中，优选为，用于前端偏转操作的拉线在所述管部件的第4管腔中延伸。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，使用于前端偏转操作的拉线在与第1引线群、第2引线群或者第3引线群延伸的管腔(第1管腔、第2管腔以及第3管腔)不同的管腔(第4管腔)中延伸，所以不会由于在前端偏转操作时在轴方向上移动的拉线而构成引线群的引线受到损伤(例如擦伤)。
(5)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
(6)本发明提供一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在于，具备：
绝缘性的管部件，具有多管腔构造；
把手，与所述管部件的基端连接；
第1电极群(第1DC电极群)，由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第2电极群(第2DC电极群)，由从所述第1DC电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
大致圆筒状的连接器，内置于所述把手的基端部，将向前端方向突出的多个管脚端子配置于前端面而成；
第1绝缘性管，前端部与所述管部件的第1管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第2绝缘性管，前端部与所述管部件的第2管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第1引线群，由与构成所述第1DC电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1绝缘性管内延伸，从该第1绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；以及
第2引线群，由与构成所述第2DC电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2绝缘性管内延伸，从该第2绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个，
对于从所述第1绝缘性管的基端开口延出而分割并连接固定到所述连接器的管脚端子的各个的构成所述第1引线群的多个引线(基端部分)、以及从所述第2绝缘性管的基端开口延出而分割并连接固定到所述连接器的管脚端子的各个的构成所述第2引线群的多个引线(基端部分)，通过用树脂固定它们的周围来保持各自的形状，
在进行除颤时，对所述第1DC电极群和所述第2DC电极群，施加极性相互不同的电压。
将这样的结构的心腔内除颤导管，以使第1DC电极群位于冠状静脉内、使第2DC电极群位于右心房内的方式，插入到心腔内，经由第1引线群以及第2引线群，对第1DC电极群和第2DC电极群，施加极性相互不同的电压(对第1DC电极群与第2DC电极群之间施加直流电压)，从而对引起了颤动的心脏直接提供电能，由此进行除颤治疗。
这样，通过配置于心腔内的除颤导管的第1DC电极群以及第2DC电极群，对引起了颤动的心脏直接提供电能，从而可以仅对心脏可靠地提供除颤治疗所需并且充分的电刺激(电冲击)。
另外，由于可以对心脏直接提供电能，所以也不会在患者的体表发生烫伤。
另外，由与构成第1DC电极群的电极的各个连接的引线构成的第1引线群和由与构成第2DC电极群的电极的各个连接的引线构成的第2引线群分别在管部件的不同的管腔(第1管腔以及第2管腔)中延伸，从而两者在管部件内被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在管部件内，可以可靠地防止在第1引线群与第2引线群之间发生短路。
进而，第1引线群和第2引线群分别在把手的内部中延伸的不同的绝缘性管(第1绝缘性管以及第2绝缘性管)中延伸，从而两者在把手的内部中也被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在把手内部中，可以可靠地防止在第1引线群与第2引线群之间发生短路。
进而，在构成第1引线群的多个引线和构成第2引线群的多个引线从绝缘性管(第1绝缘性管或者第2绝缘性管)的基端开口延出而分割并连接固定到连接器的管脚端子的各个为止的部分(基端部分)中，用树脂固定了它们的周围从而各自的引线的形状不变化而保持，所以在制造本发明的心腔内除颤导管(例如，将已布线的连接器安装到把手的内部)时，可以防止从绝缘性管的基端开口延出的引线弯曲、或者与管脚端子的边缘接触而损伤。
进而，构成第1引线群的多个引线和构成第2引线群的多个引线可以维持通过树脂相互隔开的状态(用树脂实现的绝缘性)，所以在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以可靠地防止在构成第1引线群的引线(从第1绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)与构成第2引线群的引线(从第2绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)之间发生短路。
进而，使构成第1引线群的引线和构成第2引线群的引线连接到在内置于把手中的1个连接器的前端面集中配置的端子，所以无需对把手的基端侧连接多个连接器(塞绳)，结构变得简单，作为除颤导管的操作性提高。
(7)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，第1绝缘性管的基端部以及第2绝缘性管的基端部埋入到所述树脂中。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，可以通过树脂完全覆盖从绝缘性管(第1绝缘性管或者第2绝缘性管)的基端开口延出之后连接固定到管脚端子为止的各引线的全部区域，可以完全保持固定引线(基端部分)的形状。
(8)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，具备：
基端侧电位测定电极群，由从所述第2DC电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第3绝缘性管，前端部与所述管部件的第3管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；以及
第3引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3绝缘性管内延伸，从该第3绝缘性管的基端开口延出而分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个。
另外，优选为，对于从所述第3绝缘性管的基端开口延出而分割并连接固定到所述连接器的管脚端子的各个的构成所述第3引线群的多个引线(基端部分)，通过用所述树脂固定它们的周围，从而保持各自的形状。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，可以通过基端侧电位测定电极群来测定心电位(特别，容易发生异常电位的上大静脉的心电位)，可以一边监视心电位一边进行除颤治疗。
另外，第3引线群在与第1引线群或者第2引线群延伸的管腔(第1管腔以及第2管腔)中的任意一个都不同的第3管腔中延伸，从而管部件中的第3引线群从第1引线群以及第2引线群中的任意一个都被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在管部件内，可以可靠地防止在第3引线群、与第1引线群或者第2引线群之间发生短路。
进而，第3引线群在对第3管腔连结了前端部的第3绝缘性管内延伸，从而把手的内部中的第3引线群从第1引线群以及第2引线群中的任意一个都被完全绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在把手的内部中，也可以可靠地防止在第3引线群、与第1引线群或者第2引线群之间发生短路。
(9)在上述(8)的心腔内除颤导管中，优选为，用于前端偏转操作的拉线在所述管部件的第4管腔中延伸。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，使用于前端偏转操作的拉线在与第1引线群、第2引线群或者第3引线群延伸的管腔(第1管腔、第2管腔以及第3管腔)不同的管腔(第4管腔)中延伸，所以不会由于在前端偏转操作时在轴方向上移动的拉线而构成引线群的引线受到损伤(例如擦伤)。
(10)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
根据本发明的心腔内除颤导管，可以对在心脏导管术中引起了心房颤动等的心脏，可靠地提供除颤所需并且充分的电能。另外，也不会在患者的体表中发生烫伤并且侵袭性也少。
另外，在施加了心腔内除颤所需的电压时，在管部件以及把手的内部中，可以可靠地防止在第1引线群与第2引线群之间发生短路。
根据上述(1)的心腔内除颤导管，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以可靠地防止在构成第1引线群的引线(从第1绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)与构成第2引线群的引线(从第2绝缘性管的基端开口延出的引线的基端部分)之间发生短路。
根据上述(6)的心腔内除颤导管，在其制造时，可以防止从绝缘性管的基端开口延出的引线弯曲、或者与管脚端子的边缘接触而损伤。
附图说明
图1是示出本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式的说明用俯视图。
图2是示出本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式的说明用俯视图(用于说明尺寸以及硬度的图)。
图3是示出图1的A-A剖面的横剖面图。
图4是示出图1的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的横剖面图。
图5是示出图1所示的心腔内除颤导管的一个实施方式的把手的内部构造的立体图。
图6是图5所示的把手内部(前端侧)的部分放大图。
图7是图5所示的把手内部(基端侧)的部分放大图。
图8是示出图7所示的构造的制作步骤(引线的焊接工序)的说明图。
图9是示出图7所示的构造的制作步骤(隔板的载置工序)的说明图。
图10是示出图7所示的构造的制作步骤(绝缘性管的移动工序)的说明图。
图11是从前端侧观察了向图10所示的引线的管脚端子的连接状态的图。
图12是示出图7所示的构造的制作步骤(型箱的安装工序)的说明图。
图13是示出图7所示的构造的制作步骤(硬化性树脂的注入工序)的说明图。
图14是示出图7所示的构造的制作步骤(型箱的拆卸工序)的说明图。
图15是在通过本发明的心腔内除颤导管赋予了规定的电能时测定的电位波形图。
(符号说明)
100：心腔内除颤导管；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：氟树脂层；16：里(芯)部；17：外(壳)部；18：不锈钢线材；20：把手；21：把手主体；22：捏手；24：应变消除器；26：第1绝缘性管；27：第2绝缘性管；28：第3绝缘性管；31G：第1DC电极群；31：环状电极；32G：第2DC电极群；32：环状电极；33G：基端侧电位测定电极群；33：环状电极；35：前端芯片；41G：第1引线群；41：引线；42G：第2引线群；42：引线；43G：第3引线群；43：引线；51：管脚端子；52：管脚端子；53：管脚端子；55：隔板；61：第1保护管；62：第2保护管；71：拉线；80：树脂(硬化树脂)；80A：硬化性树脂；90：型箱。
具体实施方式
图1以及图2是示出本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式的说明用俯视图、图3是示出图1的A-A剖面的横剖面图、图4(a)～(c)是示出图1的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的横剖面图。
本实施方式的心腔内除颤导管100具备多腔管10、把手20、第1DC电极群31G、第2DC电极群32G、基端侧电位测定电极群33G、第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线群43G。
如图3以及图4所示，在构成本实施方式的心腔内除颤导管100的多腔管10(具有多管腔构造的绝缘性的管部件)中，形成有4个管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13、第4管腔14)。
在图3以及图4中，15是划分管腔的氟树脂层、16是由低硬度的尼龙弹性体构成的里(芯)部、17是由高硬度的尼龙弹性体构成的外(壳)部，图3中的18是形成编织叶片的不锈钢线材。
划分管腔的氟树脂层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)等绝缘性高的材料构成。
构成多腔管10的外部17的尼龙弹性体使用硬度随着轴方向而不同的材料。由此，多腔管10构成为硬度从前端侧朝向基端侧阶段性地变高。
作为优选的一个例子，在图2中，用L1(长度52mm)表示的区域的硬度(由D型硬度计测量的硬度)是40，用L2(长度108mm)表示的区域的硬度是55，用L3(长度25.7mm)表示的区域的硬度是63，用L4(长度10mm)表示的区域的硬度是68，用L5(长度500mm)表示的区域的硬度是72。
由不锈钢线材18构成的编织叶片仅形成在图2中用L5表示的区域中，如图3所示，设置在里部16与外部17之间。
多腔管10的外径是例如1.2～3.3mm。
作为制造多腔管10的方法，没有特别限定。
构成本实施方式的心腔内除颤导管100的把手20具备把手主体21、捏手22、以及应变消除器24。
通过对捏手22进行旋转操作，可以使多腔管10的前端部偏转(摇头)。
在多腔管10的外周(在内部没有形成编织的前端区域)，安装有第1DC电极群31G、第2DC电极群32G以及基端侧电位测定电极群33G。此处，“电极群”是指，构成相同极(具有相同极性)、或者以相同目的按照窄的间隔(例如5mm以下)安装的多个电极的集合体。
第1DC电极群是在多腔管的前端区域中按照窄的间隔安装构成相同极(-极或者+极)的多个电极而成。此处，构成第1DC电极群的电极的个数根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如设成4～13个，优选设成8～10个。
在本实施方式中，第1DC电极群31G由安装在多腔管10的前端区域中的8个环状电极31构成。
构成第1DC电极群31G的电极31经由引线(构成第1引线群41G的引线41)以及后述连接器，与直流电源装置中的相同极的端子连接。
此处，电极31的宽度(轴方向的长度)优选为2～5mm，优选的一个例子是4mm。
如果电极31的宽度过窄，则施加电压时的发热量变得过大，有可能对周边组织造成损伤。另一方面，如果电极31的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第1DC电极群31G的部分的可挠性/柔软性有时损失。
电极31的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1～5mm，优选的一个例子是2mm。
在使用心腔内除颤导管100时(配置于心腔内时)，第1DC电极群31G位于例如冠状静脉内。
第2DC电极群是从多腔管的第1DC电极群的安装位置向基端侧隔开而以窄的间隔安装构成与第1DC电极群相逆的极(+极或者-极)的多个电极而形成。此处，构成第2DC电极群的电极的个数根据电极的宽度、配置间隔而不同，例如设成4～13个，优选设成8～10个。
在本实施方式中，第2DC电极群32G由从第1DC电极群31G的安装位置向基端侧隔开而安装于多腔管10中的8个环状电极32构成。
构成第2DC电极群32G的电极32经由引线(构成第2引线群42G的引线42)以及后述连接器，与直流电源装置中的相同极的端子(与连接了第1DC电极群31G的端子相逆的极的端子)连接。
由此，对第1DC电极群31G(电极31)和第2DC电极群32G(电极32)，施加极性相互不同的电压，第1DC电极群31G和第2DC电极群32G成为极性相互不同的电极群(在一个电极群是-极时，另一个电极群是+极)。
此处，电极32的宽度(轴方向的长度)优选为2～5mm，优选的一个例子是4mm。
如果电极32的宽度过窄，则施加电压时的发热量变得过大，有可能对周边组织造成损伤。另一方面，如果电极32的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第2DC电极群32G的部分的可挠性/柔软性有时损失。
电极32的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1～5mm，优选的一个例子是2mm。
在使用心腔内除颤导管100时(配置于心腔内时)，第2DC电极群32G位于例如右心房。
在本实施方式中，基端侧电位测定电极群33G由从第2DC电极群32G的安装位置向基端侧隔开而安装于多腔管10中的4个环状电极33构成。
构成基端侧电位测定电极群33G的电极33经由引线(构成第3引线群43G的引线43)以及后述连接器与心电图计连接。
此处，电极33的宽度(轴方向的长度)优选为0.5～2.0mm，优选的一个例子是1.2mm。
如果电极33的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，或者难以确定异常电位的发生部位。
电极33的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1.0～10.0mm，优选的一个例子是5mm。
在使用心腔内除颤导管100时(配置心腔内时)，基端侧电位测定电极群33G例如位于容易发生异常电位的上大静脉。
在心腔内除颤导管100的前端，安装了前端芯片35。
对该前端芯片35不连接引线，在本实施方式中不用作电极。但是，也可以通过连接引线来用作电极。前端芯片35的构成材料是铂、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，没有特别限定。
第1DC电极群31G(基端侧的电极31)与第2DC电极群32G(前端侧的电极32)的隔开距离d2优选为40～100mm，优选的一个例子是66mm。
第2DC电极群32G(基端侧的电极32)与基端侧电位测定电极群33G(前端侧的电极33)的隔开距离d3优选为5～50mm，优选的一个例子是30mm。
作为构成第1DC电极群31G、第2DC电极群32G以及基端侧电位测定电极群33G的电极31、32、33，为了使针对X射线的造影性变得良好，优选由铂或者铂类的合金构成。
图3以及图4所示的第1引线群41G是与构成第1DC电极群(31G)的8个电极(31)的各个连接的8根引线41的集合体。
通过第1引线群41G(引线41)，可以使构成第1DC电极群31G的8个电极31分别与直流电源装置电连接。
构成第1DC电极群31G的8个电极31分别与不同的引线41连接。引线41的各个在其前端部分中熔接到电极31的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔进入到第1管腔11中。进入到第1管腔11中的8根引线41作为第1引线群41G，在第1管腔11中延伸。
图3以及图4所示的第2引线群42G是与构成第2DC电极群(32G)的8个电极(32)分别连接的8根引线42的集合体。
通过第2引线群42G(引线42)，可以使构成第2DC电极群32G的8个电极32分别与直流电源装置电连接。
构成第2DC电极群32G的8个电极32分别与不同的引线42连接。引线42的各个在其前端部分中熔接到电极32的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔进入到第2管腔12(与第1引线群41G延伸的第1管腔11不同的管腔)。进入到第2管腔12中的8根引线42作为第2引线群42G，在第2管腔12中延伸。
如上所述，第1引线群41G在第1管腔11中延伸，第2引线群42G在第2管腔12中延伸，从而两者在多腔管10内被完全绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止第1引线群41G(第1DC电极群31G)与第2引线群42G(第2DC电极群32G)之间的短路。
图3所示的第3引线群43G是与构成基端侧电位测定电极群(33G)的电极(33)分别连接的4根引线43的集合体。
通过第3引线群43G(引线43)，可以使构成基端侧电位测定电极群33G的电极33分别与心电图计连接。
构成基端侧电位测定电极群33G的4个电极33分别与不同的引线43连接。引线43的各个在其前端部分中熔接到电极33的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔进入到第3管腔13中。进入到第3管腔13中的4根引线43作为第3引线群43G，在第3管腔13中延伸。
如上所述，在第3管腔13中延伸的第3引线群43G从第1引线群41G以及第2引线群42G中的任意一个都被完全绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止第3引线群43G(基端侧电位测定电极群33G)、与第1引线群41G(第1DC电极群31G)或者第2引线群42G(第2DC电极群32G)之间的短路。
引线41、引线42以及引线43都由通过聚酰亚胺等树脂包覆了金属导线的外周面的树脂包覆线构成。此处，作为包覆树脂的膜厚设成2～30μm左右。
在图3以及图4中71是拉线。
拉线71在第4管腔14中延伸，相对多腔管10的中心轴，偏心地延伸。
拉线71的前端部分通过焊锡固定到前端芯片35。另外，也可以在拉线71的前端形成防脱用大径部(防脱部)。由此，前端芯片35和拉线71被紧固地结合，可以可靠地防止前端芯片35的脱落等。
另一方面，拉线71的基端部分与把手20的捏手22连接，通过操作捏手22，拉线71被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏转。
拉线71由不锈钢、Ni-Ti类超弹性合金制构成，但无需一定由金属构成。拉线71也可以由例如高强度的非导电性线等构成。
另外，使多腔管的前端部偏转的机构不限于此，例如，也可以是具备板簧而形成的机构。
在多腔管10的第4管腔14中，只有拉线71延伸，引线(群)没有延伸。由此，在多腔管10的前端部的偏转操作时，可以防止由于在轴方向上移动的拉线71而引线受到损伤(例如，擦伤)。
在本实施方式的心腔内除颤导管100中，在把手20的内部中，第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线群43G也被绝缘隔离。
图5是示出本实施方式的心腔内除颤导管100的把手的内部构造的立体图、图6是把手内部(前端侧)的部分放大图、图7是把手内部(基端侧)的部分放大图。
如图5所示，多腔管10的基端部插入到把手20的前端开口中，由此，多腔管10和把手20连接。
如图5以及图7所示，在把手20的基端部中，内置有圆筒状的连接器50，该圆筒状的连接器50是将向前端方向突出的多个管脚端子(51、52、53)配置到前端面50A而成。
另外，如图5至图7所示，在把手20的内部中，分别插通有3根引线群(第1引线群41G、第2引线群42G、第3引线群43G)的3根绝缘性管(第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28)延伸。
如图5以及图6所示，第1绝缘性管26的前端部(从前端10mm左右)被插入到多腔管10的第1管腔11中，由此，第1绝缘性管26与第1引线群41G延伸的第1管腔11连结。
与第1管腔11连结的第1绝缘性管26通过在把手20的内部中延伸的第1保护管61的内孔而延伸至连接器50(配置有管脚端子的前端面50A)的附近，形成了将第1引线群41G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第1管腔11)延出的第1引线群41G不会弯曲地可以在把手20的内部(第1绝缘性管26的内孔)中延伸。
从第1绝缘性管26的基端开口延出的第1引线群41G被拆成构成该第1引线群41G的8根引线41，这些引线41的各个通过焊锡连接固定到配置在连接器50的前端面50A中的管脚端子的各个。此处，将配置有连接固定了构成第1引线群41G的引线41的管脚端子(管脚端子51)的区域作为“第1端子群区域”。
由此，构成第1DC电极群31G的8个电极31可以经由构成第1引线群41G的8根引线41以及连接器50(第1端子群区域中的管脚端子51)，与直流电源装置中的一个极的端子连接。
第2绝缘性管27的前端部(从前端10mm左右)插入到多腔管10的第2管腔12中，由此，第2绝缘性管27与第2引线群42G延伸的第2管腔12连结。
与第2管腔12连结的第2绝缘性管27通过在把手20的内部中延伸的第2保护管62的内孔延伸至连接器50(配置有管脚端子的前端面50A)的附近，形成了将第2引线群42G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第2管腔12)延出的第2引线群42G不会弯曲地可以在把手20的内部(第2绝缘性管27的内孔)中延伸。
从第2绝缘性管27的基端开口延出的第2引线群42G被拆成构成该第2引线群42G的8根引线42，这些引线42的各个通过焊锡被连接固定到配置在连接器50的前端面50A中的管脚端子的各个。此处，将配置有连接固定了构成第2引线群42G的引线42的管脚端子(管脚端子52)的区域作为“第2端子群区域”。
由此，构成第2DC电极群32G的8个电极32可以经由构成第2引线群42G的8根引线42以及连接器50(第2端子群区域中的管脚端子52)，与直流电源装置中的另一个极的端子连接。
第3绝缘性管28的前端部(从前端10mm左右)插入到多腔管10的第3管腔13中，由此，第3绝缘性管28与第3引线群43G延伸的第3管腔13连结。
与第3管腔13连结的第3绝缘性管28通过在把手20的内部中延伸的第2保护管62的内孔而延伸至连接器50(配置有管脚端子的前端面50A)的附近，形成了将第3引线群43G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第3管腔13)延出的第3引线群43G不会弯曲地可以在把手20的内部(第3绝缘性管28的内孔)中延伸。
从第3绝缘性管28的基端开口延出的第3引线群43G被拆成构成该第3引线群43G的4根引线43，这些引线43的各个通过焊锡被连接固定到配置在连接器50的前端面50A中的管脚端子的各个。此处，将配置有连接固定了构成第3引线群43G的引线43的管脚端子(管脚端子53)的区域作为“第3端子群区域”。
由此，构成基端侧电位测定电极群33G的4个电极33可以经由构成第3引线群43G的4根引线43以及连接器50(管脚端子53)，与心电图计连接。
此处，作为绝缘性管(第1绝缘性管26、第2绝缘性管27以及第3绝缘性管28)的构成材料，可以例示聚酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、聚酰胺酰亚胺树脂等。在这些中，硬度高且容易插通引线群的、能实现薄壁成形的聚酰亚胺树脂是特别优选的。
作为绝缘性管的壁厚，优选为20～40μm，优选的一个例子是30μm。
另外，作为内插绝缘性管的保护管(第1保护管61以及第2保护管62)的构成材料，可以例示“Pebax”(ARKEMA公司的注册商标)等尼龙类弹性体。
根据具有上述那样的结构的本实施方式的心腔内除颤导管100，在第1绝缘性管26内，第1引线群41G延伸，在第2绝缘性管27内，第2引线群42G延伸，在第3绝缘性管28内，第3引线群43G延伸，从而即使在把手20的内部中，也可以完全地绝缘隔离第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线43G。其结果，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止把手20的内部中的第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线43G之间的短路(特别是，在管腔的开口附近延出的引线群之间的短路)。
进而，在把手20的内部中，第1绝缘性管26被第1保护管61保护，第2绝缘性管27以及第3绝缘性管28被第2保护管52保护，从而，可以防止例如在多腔管10的前端部的偏转操作时由于捏手22的结构部件(可动部品)接触、擦过而绝缘性管受到损伤。
本实施方式的心腔内除颤导管100具备隔板55，该隔板55将配置有多个管脚端子的连接器50的前端面50A分开为第1端子群区域和第2端子群区域以及第3端子群区域，将引线41和引线42以及引线43相互隔离。
分开第1端子群区域和第2端子群区域以及第3端子群区域的隔板55是将绝缘性树脂加工成形为在两侧具有平坦面的导水管状而成的。作为构成隔板55的绝缘性树脂，没有特别限定，可以使用聚乙烯等通用树脂。
隔板55的厚度设成例如0.1～0.5mm，优选的一个例子是0.2mm。
隔板55的高度(基端边缘至前端边缘的距离)需要比连接器50的前端面50A与绝缘性管(第1绝缘性管26以及第2绝缘性管27)的隔开距离高，在该隔开距离是7mm的情况下，隔板55的高度设成例如8mm。在高度小于7mm的隔板中，无法使其前端边缘比绝缘性管的基端位于前端侧。
根据这样的结构，可以使构成第1引线群41G的引线41(从第1绝缘性管26的基端开口延出的引线41的基端部分)和构成第2引线群42G的引线42(从第2绝缘性管27的基端开口延出的引线42的基端部分)可靠并且整齐地隔离。
于是，施加极性相互不同的电压的、构成第1引线群41G的引线41和构成第2引线群42G的引线42通过隔板55相互隔离而不会接触，所以在使用心腔内除颤导管100时，即使施加心腔内除颤所需的电压，也不会在构成第1引线群41G的引线41(从第1绝缘性管26的基端开口延出的引线41的基端部分)与构成第2引线群42G的引线42(从第2绝缘性管27的基端开口延出的引线42的基端部分)之间发生短路。
另外，在制造心腔内除颤导管时，在将引线连接固定到管脚端子时发生了错误的情况，例如将构成第1引线群41G的引线41连接到第2端子群区域中的管脚端子的情况下，该引线41跨越隔板55，所以可以容易地发现连接的错误。
另外，构成第3引线群43G的引线43(管脚端子53)与引线42(管脚端子52)一起，通过隔板55从引线41(管脚端子51)隔离，但不限于此，也可以与引线41(管脚端子51)一起，通过隔板55从引线42(管脚端子52)隔离。
在本实施方式的心腔内除颤导管100中，隔板55的前端边缘比第1绝缘性管26的基端以及第2绝缘性管27的基端中的任意一个都位于前端侧。
由此，在从第1绝缘性管26的基端开口延出的引线(构成第1引线群41G的引线41)与从第2绝缘性管27的基端开口延出的引线(构成第2引线群42G的引线42)之间，总是存在隔板55，从而可以可靠地防止由于引线41与引线42的接触引起的短路。
如图7所示，从第1绝缘性管26的基端开口延出而连接固定到连接器50的管脚端子51的8根引线41、从第2绝缘性管27的基端开口延出而连接固定到连接器50的管脚端子52的8根引线42、从第3绝缘性管28的基端开口延出而连接固定到连接器50的管脚端子53的4根引线43通过用树脂80固定它们的周围，从而保持固定了各自的形状。
保持引线的形状的树脂80成形为与连接器50相同直径的圆筒状，成为在该树脂成形体的内部中埋入了管脚端子、引线、绝缘性管的基端部以及隔板55的状态。
于是，根据绝缘性管的基端部埋入到树脂成形体的内部中的结构，可以通过树脂80完全覆盖从绝缘性管的基端开口延出后连接固定到管脚端子为止的引线(基端部分)的全部区域，可以完全保持固定引线(基端部分)的形状。
另外，树脂成形体的高度(基端面至前端面的距离)优选比隔板55的高度高，在隔板55的高度是8mm的情况下，设成例如9mm。
此处，作为构成树脂成形体的树脂80，没有特别限定，但优选使用热硬化性树脂或者光硬化性树脂。具体而言，可以例示氨基甲酸乙酯类、环氧类、氨基甲酸乙酯-环氧类的硬化性树脂。
根据上述那样的结构，通过树脂80保持固定引线的形状，所以可以防止在制造心腔内除颤导管100时(在把手20的内部安装连接器50时)，从绝缘性管的基端开口延出的引线弯曲、或者与管脚端子的边缘接触而损伤(例如，在引线的包覆树脂中发生裂纹)。
图7所示那样的构造，即，将从绝缘性管的基端开口延出而接触固定到管脚端子的各个的引线的各个埋入到树脂成形体而成的构造可以如下那样制作。
(1)引线的焊接工序：
如图8所示，对配置在连接器50的前端面50A中的管脚端子的各个，通过焊锡连接固定构成第1引线群41G的8根引线41、构成第2引线群42G的8根引线42、构成第3引线群43G的4根引线43的各个。
此处，这些引线(引线41、引线42、引线43)的前端分别已经与构成电极群(第1DC电极群31G、第2DC电极群32G、基端侧电位测定电极群33G)的电极(电极31、电极32、电极33)连接。
另外，由这些引线(引线41、引线42、引线43)构成的引线群(第1引线群41G、第2引线群42G、第3引线群43G)延伸的绝缘性管(第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28)使各自的前端部深深地插入到多腔管10的管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13)中，从而退避到前端侧(在该图中上侧)。
(2)隔板的载置工序：
接下来，如图9所示，在连接器50的前端面50A载置隔板55，以使将配置有连接固定了引线41的管脚端子51的第1端子群区域、和配置有连接固定了引线42的管脚端子52的第2端子群区域以及配置有连接固定了引线43的管脚端子53的第3端子群区域分开，使引线41、和引线42以及引线43隔离。
此处，引线43(管脚端子53)与引线42(管脚端子52)一起，通过隔板55从引线41(管脚端子51)隔离。
隔板55的高度设成例如8mm。
(3)绝缘性管的移动工序：
接下来，如图10所示，将第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28分别移动到基端侧(在该图中下降)。
在移动绝缘性管之后，连接器50的前端面50A与各绝缘性管的基端的隔开距离比隔板55的高度短，设成例如7mm。
另外，如果将绝缘性管比其更加移动(使隔开距离小于7mm)，则伴随该移动而对引线施加过大的张力，所以实质上是不可能的。
此时，绝缘性管(第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28)的前端部成为向多腔管10的管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13)插入了10mm左右的状态(图6所示的状态)。
图11是从前端侧观察了图10所示的向引线的管脚端子的连接状态的图，如图11所示，引线41(管脚端子51)、和引线42(管脚端子52)以及引线43(管脚端子53)通过隔板55隔离。
(4)型箱的安装工序：
接下来，如图12所示，以包围连接固定到管脚端子(管脚端子51、管脚端子52、管脚端子53)的引线(第1引线41、第2引线42、第3引线43)以及隔板55的方式，安装型箱90。
作为型箱90的构成材料，没有特别限制，但由于脱模性良好，所以优选PTFE、PFA、FEP、ETFE、PVDF等氟类树脂。型箱90可以使用用粘接带粘贴由这些氟类树脂构成的薄板的两端部而形成为筒状的结构。型箱90的高度设成例如10mm。
(5)硬化性树脂的注入工序：
接下来，如图13所示，使用分配器(Dispenser)等向型箱90内注入硬化性树脂80A。
此处，将所注入的硬化性树脂80A的液面水平(从连接器50的前端面50A起的液面的距离)设成例如9mm。
由此，成为从绝缘性管的基端开口延出而连接固定到连接器50的管脚端子(管脚端子51、管脚端子52、管脚端子53)的引线(引线41、引线42、引线43)的全部区域以及隔板55埋入到硬化性树脂80A中的状态。
(6)树脂的硬化以及型箱的拆卸工序：
接下来，使注入到型箱90内的硬化性树脂光硬化或者热硬化，之后，如图14所示，拆下型箱90，从而可以得到由硬化树脂80构成且与连接器50相同直径的圆筒状的、埋入连接固定到管脚端子的引线(第1引线41、第2引线42、第3引线43)以及隔板55而成的树脂成形体(具有图7所示的构造的高度9mm的成形体)。
这样，在本实施方式中，用树脂固定引线的周围是指，形成埋入从绝缘性管的基端开口延出之后连接固定到管脚端子为止的引线(基端部分)的全部区域的树脂成形体，这与简单的浇灌明确地区分。
本实施方式的心腔内除颤导管100是用于通过对第1DC电极群31G与第2DC电极群32G之间施加直流电压来对引起了颤动的心脏直接提供电能而进行除颤治疗的导管，与脉率不齐的诊断(心电位测定)、烧灼治疗中使用的以往公知的电极导管相比，用途以及功能不同。
本实施方式的心腔内除颤导管100优选在进行容易发生心房颤动的心脏导管术时使用。特别优选为，将心腔内除颤导管100预先插入到患者的心腔内之后，进行心脏导管术。
心腔内除颤导管100以使第1DC电极群31G位于冠状静脉内、使第2DC电极群32G位于右心房内的方式，插入到心腔内。由此，成为由第1DC电极群31G和第2DC电极群32G夹住心脏那样的状态。
在心脏导管术中，对由基端侧电位测定电极群33G测定的心电图进行监视，在引起了心房颤动的情况下，中断心脏导管术，通过心腔内除颤导管100进行除颤治疗。具体而言，经由第1引线群41G以及第2引线群42G，在第1DC电极群31G与第2DC电极群32G之间施加直流电压，对引起了颤动的心脏直接提供电能。
此处，作为通过心腔内除颤导管100对心脏提供的电能，优选为10～30J。
在电能过少的情况下，无法进行充分的除颤治疗。另一方面，在电能过剩的情况下，第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G所处的周边的组织有可能受到损伤。
图15是示出在通过本实施方式的心腔内除颤导管100赋予了规定的电能(例如，设定输出＝10J)时测定的电位波形的图。在该图中，横轴表示时间，纵轴表示电位。
首先，以使第1DC电极群31G成为-极、使第2DC电极群32G成为+极的方式，在两者之间施加直流电压，从而提供电能，测定电位上升(V1是此时的峰值电压)。在经过了一定时间(t1)之后，以使第1DC电极群31G成为+极、使第2DC电极群32G成为-极的方式，在两者之间施加反转了±的直流电压，从而提供电能，测定电位上升(V2是此时的峰值电压)。
此处，时间(t1)设成例如1.5～10.0秒，所测定的峰值电压(V1)设成例如300～500V。
在本实施方式的心腔内除颤导管100中，提供虽然比AED低但仍较高的电能(施加高电压)，所以需要可靠地防止在以往的电极导管中不成为问题的短路的发生，以确保安全性。
因此，在心腔内除颤导管100中，使与第1DC电极群31G连接的第1引线群41G在形成于多腔管10中的第1管腔11以及把手20的内部中的第1绝缘性管26内延伸而连接到连接器50的第1端子群区域中的管脚端子51，使与第2DC电极群32G连接的第2引线群42G在形成于多腔管10中的第2管腔12以及把手20的内部中的第2绝缘性管27内延伸而连接到连接器50的第2端子群区域中的管脚端子52，使与基端侧电位测定电极群33G连接的第3引线群43G在形成于多腔管10中的第3管腔13以及把手20的内部中的第3绝缘性管28内延伸而连接到连接器50的第3端子群区域中的管脚端子53。
由此，在多腔管10的内部以及把手20的内部中，可以使第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线43G完全绝缘隔离。
因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止第1引线群41G(第1DC电极群31G)、第2引线群42G(第2DC电极群32G)、以及第3引线群43G(基端侧电位测定电极群33G)之间的短路。
进而，通过将第1端子群区域和第2端子群区域分开的隔板，构成第1引线群41G的引线41和构成第2引线群42G的引线42相互隔离而不会接触，所以在使用心腔内除颤导管100时，即使施加了心腔内除颤所需的电压，也不会在构成第1引线群41G的引线41(从第1绝缘性管26的基端开口延出的引线41的基端部分)与构成第2引线群42G的引线42(从第2绝缘性管27的基端开口延出的引线42的基端部分)之间发生短路。
进而，对于从第1绝缘性管26的基端开口延出而分割并连接固定到连接器50的管脚端子51的各个的8根引线41、从第2绝缘性管27的基端开口延出而分割并连接固定到连接器50的管脚端子52的各个的8根引线42、以及从第3绝缘性管28的基端开口延出而分割并连接固定到连接器50的管脚端子53的各个的4根引线43，通过用树脂固定它们的周围来保持了各自的形状，所以在制造心腔内除颤导管100时(在把手20的内部安装连接器50时)，可以防止从绝缘性管(第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28)的基端开口延出的引线(引线41、引线42、引线43)弯曲、或者与管脚端子的边缘接触而损伤。
以上，说明了本发明的一个实施方式，但本发明的心腔内除颤导管不限于这些，可以实现各种变更。
例如，对于具备将第1端子群区域和第2端子群区域分开的上述那样的隔板的心腔内除颤导管，即使是没有用树脂固定从绝缘性管的基端开口延出而连接固定到连接器的管脚端子的引线的周围的结构，也包含在本发明中。
另外，对于用树脂固定了从绝缘性管的基端开口延出而连接固定到连接器的管脚端子的引线的周围的心腔内除颤导管，即使是不具备将第1端子群区域和第2端子群区域分开的隔板的结构，也包含在本发明中。

Claims (14)

1.一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在于，具备：
绝缘性的管部件，具有多管腔构造；
把手，与所述管部件的基端连接；
第1电极群，由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第2电极群，由从所述第1电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
连接器，内置于所述把手的基端部，将向前端方向突出的多个管脚端子配置于前端面而成；
第1绝缘性管，前端部与所述管部件的第1管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第2绝缘性管，前端部与所述管部件的第2管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第1引线群，由与构成所述第1电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1绝缘性管内延伸，从该第1绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；
第2引线群，由与构成所述第2电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2绝缘性管内延伸，从该第2绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；以及
隔板，将配置了多个管脚端子的所述连接器的前端面分开为第1端子群区域和第2端子群区域，隔离构成所述第1引线群的引线和构成所述第2引线群的引线，所述第1端子群区域是配置有连接固定了构成所述第1引线群的引线的管脚端子的区域，所述第2端子群区域是配置有连接固定了构成所述第2引线群的引线的管脚端子的区域，
在进行除颤时，对所述第1电极群和所述第2电极群，施加极性相互不同的电压。
2.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管，其特征在于，所述隔板的前端边缘比所述第1绝缘性管的基端以及所述第2绝缘性管的基端位于前端侧。
3.根据权利要求1或者2所述的心腔内除颤导管，其特征在于，具备：
基端侧电位测定电极群，由从所述第2电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第3绝缘性管，前端部与所述管部件的第3管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；以及
第3引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3绝缘性管内延伸，从该第3绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个。
4.根据权利要求3所述的心腔内除颤导管，其特征在于，用于前端偏转操作的拉线在所述管部件的第4管腔中延伸。
5.根据权利要求1或2所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
6.根据权利要求3所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
7.根据权利要求4所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
8.一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在于，具备：
绝缘性的管部件，具有多管腔构造；
把手，与所述管部件的基端连接；
第1电极群，由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第2电极群，由从所述第1电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
连接器，内置于所述把手的基端部，将向前端方向突出的多个管脚端子配置于前端面而成；
第1绝缘性管，前端部与所述管部件的第1管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第2绝缘性管，前端部与所述管部件的第2管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；
第1引线群，由与构成所述第1电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1绝缘性管内延伸，从该第1绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个；以及
第2引线群，由与构成所述第2电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2绝缘性管内延伸，从该第2绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个，
对于从所述第1绝缘性管的基端开口延出而分割并连接固定到所述连接器的管脚端子的各个的构成所述第1引线群的多个引线、以及从所述第2绝缘性管的基端开口延出而分割并连接固定到所述连接器的管脚端子的各个的构成所述第2引线群的多个引线，通过用树脂固定它们的周围来保持各自的形状，
在进行除颤时，对所述第1电极群和所述第2电极群，施加极性相互不同的电压。
9.根据权利要求8所述的心腔内除颤导管，其特征在于，所述第1绝缘性管的基端部以及所述第2绝缘性管的基端部埋入到所述树脂中。
10.根据权利要求8或者9所述的心腔内除颤导管，其特征在于，具备：
基端侧电位测定电极群，由从所述第2电极群向基端侧隔开而安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第3绝缘性管，前端部与所述管部件的第3管腔连结，在所述把手的内部延伸，在所述连接器的附近基端开口；以及
第3引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3绝缘性管内延伸，从该第3绝缘性管的基端开口延出，分割成所述多个引线，所分割的引线的各个连接固定到所述连接器具有的管脚端子的各个。
11.根据权利要求10所述的心腔内除颤导管，其特征在于，用于前端偏转操作的拉线在所述管部件的第4管腔中延伸。
12.根据权利要求8或9所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
13.根据权利要求10所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
14.根据权利要求11所述的心腔内除颤导管，其特征在于，为了去除在心脏导管术中引起的心房颤动而插入到心腔内。
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