CN102316927B - 心腔内除颤导管系统 - Google Patents

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Abstract

一种具备除颤导管(100)、电源装置(700)、以及心电计(800)的导管系统，其特征在于，除颤导管(100)具备第1DC电极群(31G)以及第2DC电极群(32G)，电源装置(700)具备DC电源部(71)、导管连接连接器(72)、心电计连接连接器(73)、控制DC电源部(71)并且具有来自DC电源部(71)的直流电压的输出电路(751)的运算处理部(75)、以及对共通接点连接了导管连接连接器(72)并对第1接点连接了心电计连接连接器(73)并对第2接点连接了运算处理部(75)的切换部(76)。该心腔内除颤导管系统可以可靠地供给除颤所需并且充分的电能，在不进行除颤治疗时，可以将除颤导管(100)用作心电位测定用的电极导管。

Description

心腔内除颤导管系统
技术领域
本发明涉及心腔内除颤导管系统，更详细而言涉及具备插入到心腔内的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电计的导管系统。
背景技术
作为去除心房纤颤的除颤器，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，来对患者的体内提供电能。此处，从电极片流到患者的体内的电能通常是150～200J，其中的一部分(通常，几％～20％左右)流到心脏而用于除颤治疗。
专利文献1：日本特开2001-112874号公报
发明内容
但是，在心脏导管术中容易引起心房纤颤，在该情况下也需要进行电除颤。
但是，通过从体外供给电能的AED，难以对引起了纤颤的心脏高效地供给电能(例如10～30J)。
即，在从体外供给的电能中流到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，在从体外供给的电能以高的比例流到心脏的情况下，还考虑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容易产生烧伤。并且，如上所述，在流到心脏的电能的比例少的情况下，反复进行电能的供给，从而烧伤的程度变重，对于接受导管术的患者而言成为相当的负担。
本发明是根据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系统，在心脏导管术中，可以对引起了心房纤颤的心脏，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系统，不会在患者的体表产生烧伤，就可以进行除颤治疗。
本发明的进一步其它目在于提供一种心腔内除颤导管系统，在不进行除颤治疗时，可以将除颤导管用作心电位测定用的电极导管。
(1)本发明提供一种心腔内除颤导管系统，具备：
除颤导管，插入到心腔内来进行除颤；
电源装置，对该除颤导管的电极施加直流电压；以及
心电计，
其特征在于，
所述除颤导管具备：
绝缘性的管部件；
第1电极群(第1DC电极群)，由安装在所述管部件的前端区域中的多个环状电极构成；
第2电极群(第2DC电极群)，由从所述第1电极群向基端侧隔开而安装在所述管部件中的多个环状电极构成；
第1引线群，由前端与构成所述第1电极群的电极的各个连接的多个引线构成；以及
第2引线群，由前端与构成所述第2电极群的电极的各个连接的多个引线构成，
所述电源装置具备：
DC电源部；
导管连接连接器，与所述除颤导管的第1引线群以及第2引线群的基端侧连接；
心电计连接连接器，与所述心电计的输入端子连接；
运算处理部，根据外部开关的输入控制所述DC电源部，并且具有来自该DC电源部的直流电压的输出电路；以及
切换部，由1电路2接点的切换开关构成，对共通接点连接了所述导管连接连接器，对第1接点连接了所述心电计连接连接器，对第2接点连接了所述运算处理部，
在通过所述除颤导管的电极(构成第1DC电极群和/或第2DC电极群的电极)测定心电位时，在切换部中选择第1接点，来自所述除颤导管的心电位信息经由所述电源装置的所述导管连接连接器、所述切换部以及所述心电计连接连接器输入到所述心电计，
在通过所述除颤导管进行除颤时，通过所述电源装置的所述运算处理部，所述切换部的接点切换到第2接点，从所述DC电源部，经由所述运算处理部的输出电路、所述切换部以及所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第1电极群和所述第2电极群，施加相互不同的极性的电压。
将构成本发明的心腔内除颤导管系统的除颤导管以使第1DC电极群位于冠状静脉内并使第2DC电极群位于右心房内的方式，插入到心腔内，通过电源装置，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，施加相互不同的极性的电压(对第1DC电极群与第2DC电极群之间施加直流电压)，从而对引起了纤颤的心脏直接提供电能，由此进行除颤治疗。
这样，如果通过在心腔内配置的除颤导管的第1DC电极群以及第2DC电极群对引起了纤颤的心脏直接提供电能，则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)。
并且，可以对心脏直接提供电能，所以也不会在患者的体表产生烧伤。
在构成电源装置的切换部中，通过选择第1接点，从导管连接连接器至心电计连接连接器的路径被确保，所以可以通过构成除颤导管的第1DC电极群和/或第2DC电极群的电极，测定心电位，将所得到的心电位信息经由导管连接连接器、切换部以及心电计连接连接器输入到心电计。
即，在心脏导管术中在不需要除颤治疗时，可以将构成本发明的除颤导管用作为心电位测定用的电极导管。其结果，在心脏导管术中引起了心房纤颤时，可以省去拔去电极导管并重新插入用于除颤的导管等的工夫。
(2)优选地，构成本发明的心腔内除颤导管系统的除颤导管具备：
电位测定电极群，由从所述第1DC电极群或者所述第2DC电极群隔开而安装在所述管部件中安装的多个电极构成；以及
电位测定用的引线群，由前端与构成所述电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，其基端侧与所述电源装置的导管连接连接器连接，
在所述电源装置中，形成了直接连接所述导管连接连接器和所述心电计连接连接器的路径，
通过构成所述电位测定电极群的电极测定的心电位信息从所述电源装置的所述导管连接连接器不经由所述切换部而经由所述心电计连接连接器输入到所述心电计中。
根据这样的结构，即使在心电计无法取得来自除颤导管的第1DC电极群以及所述第2DC电极群的心电位的除颤治疗时，心电计也可以取得通过电位测定电极群测定的心电位，可以一边在心电计中监视心电位一边进行除颤治疗。
(3)优选地，对构成本发明的心腔内除颤导管系统的心电计，连接了所述除颤导管以外的心电位测定单元。
(4)另外，优选地，该心电位测定单元是电极片或者电极导管。
根据这样的结构，即使在心电计无法取得来自除颤导管的第1DC电极群以及所述第2DC电极群的心电位的除颤治疗时，心电计也可以取得通过该心电位测定单元测定的心电位，可以一边在心电计中监视心电位一边进行除颤治疗。
(5)优选地，构成本发明的心腔内除颤导管系统的电源装置具备：
心电图输入连接器，与所述运算处理部以及所述心电计的输出端子连接；以及
显示单元，与所述运算处理部连接，
输入到所述心电图输入连接器中的来自所述心电计的心电位信息输入到所述运算处理部中，进而显示于所述显示单元中。
根据这样的结构，输入到心电计中的心电位信息(通过构成除颤导管的第1DC电极群和/或第2DC电极群的电极取得的心电位、通过构成除颤导管的电位测定电极群的电极取得的心电位、或者通过除颤导管以外的心电位测定单元取得的心电位)的一部分输入到运算处理部中，可以在运算处理部中，根据该心电位信息控制DC电源部。
另外，可以一边通过显示单元监视输入到运算处理部中的心电位信息(波形)一边进行除颤治疗(外部开关的输入等)。
(6)优选地，构成本发明的心腔内除颤导管系统的电源装置的所述运算处理部进行运算处理而控制所述DC电源部，以使得与经由所述心电图输入连接器输入的心电位波形同步地施加电压。
根据这样的结构，可以与心电位波形同步地施加电压，可以进行高效的除颤治疗。
(7)优选地，构成本发明的心腔内除颤导管系统的电源装置的所述运算处理部在电压的施加之前，对所述除颤导管的第1电极群与第2电极群之间的电阻进行测定，判定所测定出的电阻是否超过一定的值，仅在没有超过的情况下，将施加电压的控制信号发送到所述DC电源部。
根据这样的结构，可以仅在除颤导管的第1DC电极群以及第2DC电极群可靠地抵接到规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)时施加电压，所以可以进行高效的除颤治疗。
根据本发明的心腔内除颤导管系统，可以在心脏导管术中对引起了心房纤颤等的心脏，可靠地供给除颤所需并且充分的电能。另外，也不会在患者的体表产生烧伤并侵袭性也少。
另外，在不需要除颤治疗时，可以将构成本发明的除颤导管用作为心电位测定用的电极导管。
附图说明
图1是示出本发明的心腔内除颤导管系统的一个实施方式的框图。
图2是示出构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图。
图3是示出构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图(用于说明尺寸以及硬度的图)。
图4是示出图2的A-A剖面的横剖面图。
图5是示出图2的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的横剖面图。
图6是示出图2所示的除颤导管的一个实施方式的把手的内部构造的立体图。
图7是图6所示的把手内部(前端侧)的部分放大图。
图8是图6所示的把手内部(基端侧)的部分放大图。
图9是在图1所示的导管系统中，示意地示出除颤导管的连接器与电源装置的导管连接连接器的连结状态的说明图。
图10是在图1所示的导管系统中，示出通过除颤导管测定心电位时的心电位信息的流向的框图。
图11A是示出图1所示的导管系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分(Step1～Step6)。
图11B是示出图1所示的导管系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的剩余部分(Step7～Step15)。
图12是在图1所示的导管系统中，示出心电位测定模式下的心电位信息的流向的框图。
图13是在图1所示的导管系统的除颤模式下，示出与电极群之间的电阻的测定值相关的信息以及心电位信息的流向的框图。
图14是在图1所示的导管系统的除颤模式下示出直流电压施加时的状态的框图。
图15是在通过构成图1所示的导管系统的除颤导管赋予了规定的电能时测定的电位波形图。
图16是示出本发明的心腔内除颤导管系统的其他实施方式的框图。
(符号说明)
100：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；50：除颤导管的连接器；51、52、53：管脚端子；55：隔板；58：树脂；61：第1保护管；62：第2保护管；65：拉线；700：电源装置；71：DC电源部；72：导管连接连接器；721、722、723：端子；73：心电计连接连接器；74：外部开关(输入单元)；741：模式切换开关；742：施加能量设定开关；743：充电开关；744：能量施加开关(放电开关)；745：测试模式开关；75：运算处理部；751：输出电路；76：切换部；762：切换部；77：心电图输入连接器；78：显示单元；79：内置电阻；800：心电计；900：心电位测定单元。
具体实施方式
<第1实施方式>
如图1所示，本实施方式的心腔内除颤导管系统具备除颤导管100、电源装置700、心电计800、以及心电位测定单元900。
如图2至图5所示，构成本实施方式的导管系统的除颤导管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4以及图5所示，在构成除颤导管100的多腔管10(具有多管腔构造的绝缘性的管部件)中，形成了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4以及图5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4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根据轴方向而不同的材料。由此，多腔管10构成为从前端侧朝向基端侧硬度阶段性地变高。
如果示出优选的一个例子，则在图3中，用L1(长度52mm)表示的区域的硬度(由D型硬度计得到的硬度)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构成的编织叶片在图3中仅在用L5表示的区域中形成，如图4所示，设置于内部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。
构成本实施方式中的除颤导管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)中，安装了第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)的多个电极而成的。此处，构成第1DC电极群的电极的个数还根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如是4～13个，优选为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，与电源装置700的导管连接连接器连接。
此处，电极31的宽度(轴方向的长度)优选为2～5mm，如果示出优选的一个例子是4mm。
如果电极31的宽度过窄，则电压施加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中的设置了第1DC电极群31G的部分的可挠性/柔软性有时会损失。
电极31的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1～5mm。如果示出优选的一个例子是2mm。
在使用除颤导管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按照窄的间隔安装构成与第1DC电极群相逆的极(+极或者-极)的多个电极而成的。此处，构成第2DC电极群的电极的个数也根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如是4～13个，优选为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在多腔管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，与电源装置700的导管连接连接器连接。
此处，电极32的宽度(轴方向的长度)优选为2～5mm，如果示出优选的一个例子是4mm。
如果电极32的宽度过窄，则电压施加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中的设置了第2DC电极群32G的部分的可挠性/柔软性有时会损失。
电极32的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1～5mm，如果示出优选的一个例子是2mm。
在使用除颤导管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在多腔管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，与电源装置700的导管连接连接器连接。
此处，电极33的宽度(轴方向的长度)优选为0.5～2.0mm，如果示出优选的一个例子是1.2mm。
如果电极33的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，异常电位的产生部位的确定变得困难。
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，如果示出优选的一个例子是5mm。
在使用除颤导管100时(配置于心腔内时)，基端侧电位测定电极群33G位于例如容易产生异常电位的上大静脉。
在除颤导管100的前端，安装了前端芯片35。
对该前端芯片35，没有连接引线，在本实施方式中不用作电极。但是，还可以通过连接引线来用作电极。前端芯片35的构成材料可以是铂、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，如果示出优选的一个例子是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，如果示出优选的一个例子是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4以及图5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。
可以通过第1引线群41G(引线41)，使构成第1DC电极群31G的8个电极31分别与电源装置700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焊接到电极31的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁中的侧孔进入到第1管腔11。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4以及图5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)的各个连接的8根引线42的集合体。
可以通过第2引线群42G(引线42)，使构成第2DC电极群32G的8个电极32分别与电源装置700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焊接到电极32的内周面，并且从形成于多腔管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内完全被绝缘隔离。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4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)的各个连接的4根引线43的集合体。
可以通过第3引线群43G(引线43)，使构成基端侧电位测定电极群33G的电极33分别与电源装置700电连接。
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焊接到电极33的内周面，并且从形成于多腔管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，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都完全被绝缘隔离。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都由用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，设为2～30μm左右。
在图4以及图5中，65是拉线。
拉线65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65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65的前端形成防脱用大径部(防脱部)。由此，前端芯片35和拉线65紧固结合，可以可靠地防止前端芯片35的脱落等。
另一方面，拉线65的基端部分与把手20的捏手22连接，通过操作捏手22，拉线65被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏转。
拉线65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65也可以例如由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65延伸，而引线(群)未延伸。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65而引线受到损伤(例如，擦伤)。
本实施方式中的除颤导管100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6是示出本实施方式中的除颤导管100的把手的内部构造的立体图、图7是把手内部(前端侧)的部分放大图、图8是把手内部(基端侧)的部分放大图。
如图6所示，多腔管10的基端部插入到把手20的前端开口，由此，多腔管10与把手20连接。
如图6以及图8所示，在把手20的基端部中，内置了圆筒状的连接器50，该圆筒状的连接器50是在前端面50A配置向前端方向突出的多个管脚端子(51、52、53)而成的。
另外，如图6至图8所示，在把手20的内部中，分别插通有3个引线群(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6以及图7所示，第1绝缘性管26的前端部(从前端起10mm左右)插入到多腔管10的第1管腔11中，由此，第1绝缘性管26连结到第1引线群41G延伸的第1管腔11。
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(配置了管脚端子的前端面50A)的附近，形成了将第1引线群41G的基端部引导到连接器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分别通过焊锡连接固定到配置在连接器50的前端面50A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”。
第2绝缘性管27的前端部(从前端起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连结到第2引线群42G延伸的第2管腔12。
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的内孔而延伸至连接器50(配置了管脚端子的前端面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分别通过焊锡连接固定到配置在连接器50的前端面50A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”。
第3绝缘性管28的前端部(从前端起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连结到第3引线群43G延伸的第3管腔13。
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(配置了管脚端子的前端面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分别通过焊锡连接固定到配置在连接器50的前端面50A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”。
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。在它们之中，特别优选为硬度高且容易插通引线群的、可以实现薄壁成形的聚酰亚胺树脂。
作为绝缘性管的壁厚，优选为20～40μm，如果示出优选的一个例子是30μm。
另外，作为内插有绝缘性管的保护管(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)等尼龙系弹性体。
根据具有上述那样的结构的本实施方式中的除颤导管100，第1引线群41G在第1绝缘性管26内延伸，第2引线群42G在第2绝缘性管27内延伸，第3引线群43G在第3绝缘性管28内延伸，从而即使在把手20的内部中，也可以使第1引线群41G、第2引线群42G、以及第3引线43G完全绝缘隔离。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，从而可以防止在例如多腔管10的前端部的偏转操作时由于捏手22的构成部件(可动零件)接触、摩擦而绝缘性管受到损伤。
本实施方式中的除颤导管100具备隔板55，该隔板55将配置了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，使引线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的厚度是例如0.1～0.5mm，如果示出优选的一个例子是0.2mm。
隔板55的高度(从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的高度是例如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，可以可靠并且整齐地隔离构成第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)。
在不具备隔板55的情况下，无法整齐地隔离(分开)引线41和引线42，它们有可能会串线。
而且，施加相互不同的极性的电压的、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被隔板55相互隔离而不会接触，所以在使用除颤导管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)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)之间产生短路。
另外，在制造除颤导管时，在将引线连接固定到管脚端子时产生了错误的情况、例如将构成第1引线群41G的引线41连接到了第2端子群区域中的管脚端子的情况下，该引线41会跨越隔板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，始终存在隔板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8所示，在从第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58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58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。
并且，根据绝缘性管的基端部埋入于树脂成形体的内部中的结构，可以通过树脂58完全覆盖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，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(从基端面至前端面的距离)优选高于隔板55的高度，在隔板55的高度是8mm的情况下，设为例如9mm。
此处，作为构成树脂成形体的树脂58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、环氧树脂类、氨基甲酸乙酯-环氧树脂类的硬化性树脂。
根据上述那样的结构，通过树脂58保持固定引线的形状，所以在制造除颤导管100时(在把手20的内部中安装连接器50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(例如，在引线的包覆树脂中产生裂纹)。
如图1所示，构成本实施方式的导管系统的电源装置700具备DC电源部71、导管连接连接器72、心电计连接连接器73、外部开关(输入单元)74、运算处理部75、切换部76、心电图输入连接器77、以及显示单元78。
在DC电源部71中内置了电容器，通过外部开关74(充电开关743)的输入，对内置电容器进行充电。
导管连接连接器72与除颤导管100的连接器50连接，与第1引线群(41G)、第2引线群(42G)以及第3引线群(43G)的基端侧电连接。
如图9所示，除颤导管100的连接器50和电源装置700的导管连接连接器72通过连接器电缆C1连结，从而连接固定了构成第1引线群的8根引线41的管脚端子51(实际上8个)和导管连接连接器72的端子721(实际上8个)、连接固定了构成第2引线群的8根引线42的管脚端子52(实际上8个)和导管连接连接器72的端子722(实际上8个)、连接固定了构成第3引线群的4根引线43的管脚端子53(实际上4个)和导管连接连接器72的端子723(实际上4个)分别连接。
此处，导管连接连接器72的端子721以及端子722与切换部76连接，端子723不经由切换部76而直接连接到心电计连接连接器73。
由此，由第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G测定出的心电位信息经由切换部76到达心电计连接连接器73，由基端侧电位测定电极群33G测定出的心电位信息不经由切换部76到达心电计连接连接器73。
心电计连接连接器73与心电计800的输入端子连接。
输入单元即外部开关74包括：用于切换心电位测定模式和除颤模式的模式切换开关741、设定除颤时施加的电能的施加能量设定开关742、用于对DC电源部71进行充电的充电开关743、以及用于施加能量来进行除颤的能量施加开关(放电开关)744。来自这些外部开关74的输入信号全部送到运算处理部75。
运算处理部75根据外部开关74的输入，控制DC电源部71、切换部76以及显示单元78。
在该运算处理部75中具有输出电路751，该输出电路751用于将来自DC电源部71的直流电压经由切换部76输出到除颤导管100的电极。
可以通过该输出电路751施加直流电压，以使图9所示的导管连接连接器72的端子721(最终是除颤导管100的第1DC电极群31G)和导管连接连接器72的端子722(最终是除颤导管100的第2DC电极群32G)成为相互不同的极性(在一方的电极群是-极时，另一方的电极群成为+极)。
切换部76由1电路2接点的切换开关构成，该1电路2接点的切换开关的共通接点上连接了导管连接连接器72(端子721以及端子722)，第1接点上连接了心电计连接连接器73，第2接点上连接了运算处理部75。
即，在选择了第1接点时，连接导管连接连接器72和心电计连接连接器73的路径被确保，在选择了第2接点时，连接导管连接连接器72和运算处理部75的路径被确保。
根据外部开关74(模式切换开关741/能量施加开关744)的输入，由运算处理部75控制切换部76的切换动作。
心电图输入连接器77与运算处理部75连接，并且，与心电计800的输出端子连接。
可以通过该心电图输入连接器77，将从心电计800输出的心电位信息(通常，输入到心电计800中的心电位信息的一部分)输入到运算处理部75，在运算处理部75中，可以根据该心电位信息，控制DC电源部71以及切换部76。
显示单元78与运算处理部75连接，在显示单元78中，显示从心电图输入连接器77输入到运算处理部75的心电位信息(主要是心电位波形)，操作人员可以一边监视输入到运算处理部75中的心电位信息(波形)一边进行除颤治疗(外部开关的输入等)。
构成本实施方式的导管系统的心电计800(输入端子)与电源装置700的心电计连接连接器73连接，由除颤导管100(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的构成电极)测定出的心电位信息从心电计连接连接器73输入到心电计800。
另外，心电计800(其他输入端子)与心电位测定单元900也连接，由心电位测定单元900测定出的心电位信息也输入到心电计800。
此处，作为心电位测定单元900，可以举出为了测定12感应心电图而在患者的体表面粘贴的电极片、在患者的心脏内安装的电极导管(与除颤导管100不同的电极导管)。
心电计800(输出端子)与电源装置700的心电图输入连接器77连接，可以将输入到心电计800中的心电位信息(来自除颤导管100的心电位信息以及来自心电位测定单元900的心电位信息)的一部分从心电图输入连接器77发送到运算处理部75。
本实施方式中的除颤导管100在无需进行除颤治疗时，可以用作心电位测定用的电极导管。
图10示出在进行心脏导管术(例如高频治疗)时，通过本实施方式的除颤导管100测定心电位时的心电位信息的流向。
此时，电源装置700的切换部76选择了连接有心电计连接连接器73的第1接点。
由构成除颤导管100的第1DC电极群31G和/或第2DC电极群32G的电极测定出的心电位经由导管连接连接器72、切换部76以及心电计连接连接器73输入到心电计800。
另外，由构成除颤导管100的基端侧电位测定电极群33G的电极测定出的心电位从导管连接连接器72不通过切换部76而直接经由心电计连接连接器73输入到心电计800。
来自除颤导管100的心电位信息(心电位波形)显示于心电计800的监视器(图示省略)中。
另外，可以将来自除颤导管100的心电位信息的一部分(例如，构成第1DC电极群31G的电极31(第1极与第2极)之间的电位差)，从心电计800，经由心电图输入连接器77以及运算处理部75，输入到显示单元78来显示。
如上所述，在心脏导管术中不需要除颤治疗时，可以将除颤导管100用作心电位测定用的电极导管。
并且，在心脏导管术中引起了心房纤颤时，可以利用用作为电极导管的除颤导管100立即进行除颤治疗。其结果，在引起了心房纤颤时，可以省去重新插入用于除颤的导管等的工夫。
以下，按照图11所示的流程图，说明利用本实施方式的心腔内除颤导管系统的除颤治疗的一个例子。
(1)首先，通过X射线图像，确认除颤导管100的电极(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的构成电极)的位置，并且选择从心电位测定单元900(在体表面粘贴的电极片)输入到心电计800中的心电位信息(12感应心电图)的一部分，从心电图输入连接器77输入到电源装置700的运算处理部75(图11A的Step1)。此时，输入到运算处理部75中的心电位信息的一部分显示于显示单元78中(参照图12)。
另外，从除颤导管100的第1DC电极群31G和/或第2DC电极群32G的构成电极经由导管连接连接器72、切换部76、心电计连接连接器73输入到心电计800中的心电位信息、从除颤导管100的基端侧电位测定电极群33G的构成电极经由导管连接连接器72、心电计连接连接器73输入到心电计800中的心电位信息显示于心电计800的监视器(图示省略)中。
(2)接下来，输入作为外部开关74的模式切换开关741。本实施方式中的电源装置700在初始状态下是“心电位测定模式”，切换部76选择第1接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径被确保。
通过模式切换开关741的输入成为“除颤模式”(Step2)。
(3)如图13所示，如果输入模式切换开关741而切换为除颤模式，则根据运算处理部75的控制信号，切换部76的接点切换到第2接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径被确保，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径被切断(Step3)。在切换部76选择了第2接点时，来自除颤导管100的第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G的构成电极的心电位信息无法输入到心电计800(因此，也无法将该心电位信息发送到运算处理部75)。但是，不经由切换部76的来自基端侧电位测定电极群33G的构成电极的心电位信息输入到心电计800。
(4)在切换部76的接点切换到第2接点时，对除颤导管100的第1DC电极群(31G)与第2DC电极群(32G)之间的电阻进行测定(Step4)。从导管连接连接器72经由切换部76输入到运算处理部75的电阻值与输入到运算处理部75中的来自心电位测定单元900的心电位信息的一部分一起显示于显示单元78中(参照图13)。
(5)切换部76的接点切换到第1接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径恢复(Step5)。
另外，切换部76的接点选择了第2接点的时间(上述Step3～Step5)是例如1秒。
(6)运算处理部75判定在Step4中测定出的电阻是否超过了一定的值，在没有超过的情况下，进入到接下来的Step7(用于施加直流电压的准备)，在超过的情况下返回到Step1(除颤导管100的电极的位置确认)(Step6)。
此处，在电阻超过了一定的值的情况下，意味着第1DC电极群和/或第2DC电极群没有可靠地抵接到规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)，所以需要返回到Step1，再调整电极的位置。
这样，由于只有在除颤导管100的第1DC电极群以及第2DC电极群可靠地抵接到规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)时可以施加电压，所以可以进行高效的除颤治疗。
(7)输入作为外部开关74的施加能量设定开关742，设定除颤时的施加能量(图11B的Step7)。
根据本实施方式中的电极装置700，可以从1J至30J，按照1J刻度设定施加能量。
(8)输入作为外部开关74的充电开关743，对DC电源部71的内置电容器充电能量(Step8)。
(9)在充电完成后，输入作为外部开关74的能量施加开关744(Step9)。
(10)如果输入了能量施加开关744，则通过运算处理部75，切换部76的接点切换到第2接点，从导管连接连接器72经由切换部76达到运算处理部75的路径被确保，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径被切断(Step10)。
(11)在切换部76的接点切换成第2接点后，从接收到来自运算处理部75的控制信号的DC电源部71，经由运算处理部75的输出电路751、切换部76以及导管连接连接器72，对除颤导管100的第1DC电极群和第2DC电极群，施加相互不同极性的直流电压(Step11、参照图14)。
此处，运算处理部75进行运算处理而向DC电源部71发送控制信号以使得与经由心电图输入连接器77输入的心电位波形同步地施加电压。
具体而言，在逐次输入到运算处理部75的心电位波形(来自心电位测定单元900的12感应心电图的一部分)中探测1个R波(最大峰值)，求出其峰值高度，接下来，在从电位差到达了该峰值高度的80％的高度(触发电平)的时刻(下一个R波的上升沿时)起经过一定时间(例如，R波的峰值宽度的1/10左右的极其短的时间)之后开始施加。
图15是示出在通过本实施方式中的除颤导管100赋予了规定的电能(例如，设定输出＝10J)时所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，在从输入到运算处理部75中的心电位波形中的电位差达到触发电平起经过一定时间(t0)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，对两者之间施加直流电压，从而被供给电能而测定电位上升(V1是此时的峰值电压)。在经过一定时间(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，对两者之间施加反转了±的直流电压，从而被供给电能而测定电位上升(V2是此时的峰值电压)。
此处，从达到触发电平之后开始施加为止的时间(t0)是例如0.01～0.05秒、如果示出优选的一个例子是0.01秒，时间(t＝t1+t2)是例如0.006～0.03秒、如果示出优选的一个例子是0.02秒。
由此，可以与输入到运算处理部75中的心电位波形(作为最大峰值的R波)同步地施加电压，可以进行高效的除颤治疗。
所测定的峰值电压(V1)是例如300～600V。
(12)在从心电位波形中的电位差达到触发电平之后经过一定时间(t0+t)之后，接收来自运算处理部75的控制信号而停止从DC电源部71施加电压(Step12)。
(13)在电压的施加停止之后，所施加的记录(图15所示那样的施加时的心电位波形)显示于显示单元78中(Step13)。作为显示时间，是例如5秒。
(14)切换部76的接点切换到第1接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径恢复，来自除颤导管100的第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G的构成电极的心电位信息输入到心电计800中(Step14)。
(15)观察心电计800的监视器中显示的、来自除颤导管100的构成电极(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的构成电极)的心电位信息(心电图)、以及来自心电位测定单元900的心电位信息(12感应心电图)，如果是“正常”则结束，在“不正常(心房纤颤没有止住)”的情况下，返回到Step2(Step15)。
根据本实施方式的导管系统，可以通过除颤导管100的第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G，对引起了纤颤的心脏直接提供电能，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产生烧伤。
另外，由基端侧电位测定电极群33G的构成电极33测定出的心电位信息从导管连接连接器72不经由切换部76而经由心电计连接连接器73输入到心电计800，进而，对该心电计800连接了心电位测定单元900，所以即使在心电计800无法取得来自除颤导管100的第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G的心电位的除颤治疗时(切换部76切换到第2接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电计连接连接器73的路径被切断时)，心电计800也可以取得由基端侧电位测定电极群33G以及心电位测定单元900测定出的心电位信息，可以一边在心电计800中监视心电位一边进行除颤治疗。
进而，电源装置700的运算处理部75进行运算处理而控制DC电源部71以使得与经由心电图输入连接器77输入的心电位波形同步地施加电压(从心电位波形中的电位差达到触发电平之后经过一定时间(例如0.01秒)之后开始施加)，所以可以对除颤导管100的第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G，与心电位波形同步地施加电压，可以进行高效的除颤治疗。
进而，运算处理部75进行控制，以使得仅在除颤导管100的电极群之间的电阻没有超过一定的值的情况、即第1DC电极群31G以及第2DC电极群32G可靠地抵接到规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)时，能够进入到用于施加直流电压的准备，所以可以进行高效的除颤治疗。
<第2实施方式>
图16是示出本发明的心腔内除颤导管系统的其他实施方式的框图。
在本实施方式中的电源装置701中，除了第1实施方式中的电源装置700的结构以外，还设置了电阻值已知的内置电阻79和连接有该内置电阻79的切换部762，作为外部开关74设置了测试模式开关745。
切换部762由1电路2接点的切换开关构成，该1电路2接点的切换开关的共通接点上连接了运算处理部75，第1接点上连接了切换部76，第2接点上连接了内置电阻79。
即，在选择了第1接点时，连接运算处理部75和切换部76的路径被确保，在选择了第2接点时，连接运算处理部75和内置电阻79的路径被确保。
与切换部762的第2接点连接的内置电阻79的电阻值是例如50Ω。
根据本实施方式的导管系统，通过设成测试模式，可以确认电源装置701是否正常地工作。
具体而言，如果输入了测试模式开关745，则通过运算处理部75，切换部762的接点切换到第2接点，从运算处理部75经由切换部762到达内置电阻79的路径被确保，由此，可以测定内置电阻79的电阻值。所测定出的电阻值显示于显示单元78中，所以可以确认所显示的测定值是否与已知的电阻值(50Ω)一致(在连接了除颤导管时，可否正确地测定其电极群之间的电阻)。
另外，在测试模式下，通过输入能量施加开关744，可以对内置电阻79施加直流电压，所施加的记录显示于显示单元78中。由此，可以确认可否对内置电阻79施加所设定的能量(在连接了除颤导管时，可否施加规定的能量)。

Claims (7)

1.一种心腔内除颤导管系统，具备：
除颤导管，插入到心腔内来进行除颤；
电源装置，对该除颤导管的电极施加直流电压；以及
心电计，
该心腔内除颤导管系统的特征在于，
所述除颤导管具备：
绝缘性的管部件；
第1电极群，由安装在所述管部件的前端区域中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在所述管部件中的多个环状电极构成；
第1引线群，由前端与构成所述第1电极群的电极的各个连接的多个引线构成；以及
第2引线群，由前端与构成所述第2电极群的电极的各个连接的多个引线构成，
所述电源装置具备：
DC电源部；
导管连接连接器，与所述除颤导管的第1引线群以及第2引线群的基端侧连接；
心电计连接连接器，与所述心电计的输入端子连接；
运算处理部，根据外部开关的输入控制所述DC电源部，并且具有来自该DC电源部的直流电压的输出电路；以及
切换部，由1电路2接点的切换开关构成，对共通接点连接了所述导管连接连接器，对第1接点连接了所述心电计连接连接器，对第2接点连接了所述运算处理部，
在通过构成所述除颤导管的第1电极群和第2电极群的电极测定心电位时，在切换部中选择第1接点，来自所述除颤导管的心电位信息经由所述电源装置的所述导管连接连接器、所述切换部以及所述心电计连接连接器输入到所述心电计，
在通过所述除颤导管进行除颤时，通过所述电源装置的所述运算处理部，所述切换部的接点切换到第2接点，从所述DC电源部，经由所述运算处理部的输出电路、所述切换部以及所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第1电极群和所述第2电极群，施加相互不同的极性的电压。
2.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述除颤导管具备：
电位测定电极群，由从所述第1电极群或者所述第2电极群隔开而安装在所述管部件中的多个电极构成；以及
电位测定用的引线群，由前端与构成所述电位测定电极群的电极的各个连接的多个引线构成，其基端侧与所述电源装置的导管连接连接器连接，
在所述电源装置中，形成了直接连接所述导管连接连接器和所述心电计连接连接器的路径，
通过构成所述电位测定电极群的电极测定出的心电位信息从所述电源装置的所述导管连接连接器不经由所述切换部而经由所述心电计连接连接器输入到所述心电计中。
3.根据权利要求1或者2所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
对所述心电计连接了所述除颤导管以外的心电位测定单元。
4.根据权利要求3所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述心电位测定单元是电极片或者电极导管。
5.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置具备：
心电图输入连接器，与所述运算处理部以及所述心电计的输出端子连接；以及
显示单元，与所述运算处理部连接，
输入到所述心电图输入连接器中的来自所述心电计的心电位信息输入到所述运算处理部中，进而显示于所述显示单元中。
6.根据权利要求5所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的所述运算处理部进行运算处理而控制所述DC电源部，以使得与经由所述心电图输入连接器输入的心电位波形同步地施加电压。
7.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的所述运算处理部在施加电压之前，对所述除颤导管的第1电极群与第2电极群之间的电阻进行测定，判定所测定出的电阻是否超过一定的值，仅在没有超过的情况下，将施加电压的控制信号发送到所述DC电源部。
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附图1-6.

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