CN108697901A - 心腔内除颤导管 - Google Patents

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Abstract

本发明的目的是提供一种能够沿引线插入心腔内的目标部位并能够可靠地防止第一导线组与第二导线组之间的短路的除颤导管。本发明的除颤导管是具备多腔管(10)、第一DC电极组(31G)、第二DC电极组(32G)、由与第一DC电极组(31G)的构成电极(31)分别连接的导线(41)构成的第一导线组(41G)、由与第二DC电极组(32G)的构成电极(32)分别连接的导线(42)构成的第二导线组(42G)而形成，向第一DC电极组(31G)与第二DC电极组(32G)之间外加电压的除颤导管，多腔管(10)具有能够供引线插通的中央管腔(10L)和隔着该中央管腔对置配置的副管腔(11L)及副管腔(12L)，第一导线组(41G)在副管腔(11L)延伸，第二导线组(42G)在副管腔(12L)延伸。

Description

心腔内除颤导管
技术领域
本发明涉及被插入心腔内而除去心房颤动的心腔内除颤导管。
背景技术
在心脏导管术中发生心房颤动的情况下需要进行电动除颤。本申请人提出如下心腔内除颤导管，作为用于在心腔内进行该除颤的导管，具备呈多腔构造的绝缘性的管部件、与上述管部件的基端连接的手柄、由安装于上述管部件的前端区域的多个环状电极构成的第一DC电极组、由从上述第一DC电极组向基端侧分离并安装于上述管部件的多个环状电极构成的第二DC电极组、由与构成上述第一DC电极组的电极分别连接的导线构成的第一导线组、以及由与构成上述第二DC电极组的电极分别连接的导线构成的第二导线组而成，上述第一导线组和上述第二导线组在上述管部件的不同的腔管中延伸，在进行除颤时，对上述第一DC电极组和上述第二DC电极组外加极性互不相同的电压(参照日本专利文献1)。
将这样构成的心腔内除颤导管从上腔静脈插入右心房内，再插入位于右心房的后下壁的冠状窦的开口(冠状窦口)，由此使第一DC电极组位于冠状窦内，第二DC电极组位于右心房内，在这样配置后，对第一DC电极组和第二DC电极组外加极性互不相同的电压。由此，能够对正在发生心房颤动的心脏施加除颤所需的足够的电能。
图7是构成日本专利文献1所记载的除颤导管的管部件的前端区域的横剖视图，在该管部件110形成有4个管腔(第一管腔111、第二管腔112、第三管腔113、第四管腔114)。
图7中，115是由划分腔管的氟树脂构成的树脂管，116是由低硬度的尼龙弹性体构成的内在部，117是由高硬度的尼龙弹性体构成的外在部，118是形成编织的不锈钢线材。
如图7所示，由与构成第一DC电极组的电极分别连接的导线141构成的第一导线组141G在第一管腔111中延伸，由与构成第二DC电极组的电极分别连接的导线142构成的第二导线组142G在第二管腔112中延伸，由与电位测定用的电极分别连接的导线143构成的第三导线组143G和由导线144构成的第四导线组144G在第三管腔113中延伸，操作用丝线171在第四管腔114中延伸。
这样，第一导线组141G和第二导线组142G分别在管部件不同的腔管(第一管腔111、第二管腔112)中延伸，由此在外加心腔内除颤所需的电压时，能够防止第一导线组141G(第一DC电极组)与第二导线组142G(第二DC电极组)之间发生短路。
日本专利文献1：日本特开2010-63708号公报
与将心腔内除颤导管从上腔静脈插入右心房内并插入冠状窦口的现有技术(从上腔静脈接近)比较，将心腔内除颤导管从下腔静脉插入右心房内并插入冠状窦口的技术(从下腔静脉接近)的侵入性很低。
然而，从下腔静脉接近时，将心腔内除颤导管插入冠状窦口的操作很难，另外，在插入冠状窦口之后还需要施加扭矩使管部件的扭转恢复等操作，因而变得繁琐。
针对这样的问题，考虑从下腔静脉接近时，先沿插入冠状窦口的引线插入心腔内除颤导管。
为了沿引线将心腔内除颤导管插入目标部位，需要在该心腔内除颤导管的管部件形成能够供引线插通的腔管(引线管腔)。
然而，除了供导线、操作用丝线延伸的腔管之外还具有引线管腔的管部件的空间所占比例变高(树脂所占比例变低)，将供第一导线组延伸的腔管与供第二导线组延伸的腔管隔开的树脂的壁厚也变薄，所以在外加除颤所需电压时，会有在第一导线组(第一DC电极组)与第二导线组(第二DC电极组)之间发生短路之虞。
另外，具备因设有引线管腔而使空间所占比例很高(树脂所占比例很低)的管部件的除颤导管的扭矩传递性变差。
发明内容
本发明是鉴于以上那样的情况而完成的。
本发明的第一目的是提供能够沿引线插入心腔内的目标部位并能够可靠地防止第一导线组(第一电极组)与第二导线组(第二电极组)之间的短路的心腔内除颤导管。
本发明的第二目的是提供即使具有引线管腔而使构成管部件的树脂的比例变低也能发挥优异的扭矩传递性的心腔内除颤导管。
(1)本发明的心腔内除颤导管是具备绝缘性的管部件、与上述管部件的基端连接的手柄、由安装于上述管部件的前端区域的多个环状电极构成的第一电极组、由从上述第一电极组向基端侧分离并安装于上述管部件的前端区域的多个环状电极构成的第二电极组、由与构成上述第一电极组的电极的各自连接的导线构成的第一导线组、以及由与构成上述第二电极组的电极的各自连接的导线构成的第二导线组而构成，通过向上述第一电极组与上述第二电极组之间外加极性互不相同的电压从而在心腔内进行除颤的导管，其特征在于，
上述管部件是具有能够供引线插通的中央管腔、和隔着上述中央管腔对置地配置的至少一对副管腔的多腔构造体，
构成上述第一导线组的导线在成对的上述副管腔中的一方延伸，构成上述第二导线组的导线在成对的上述副管腔中的另一方延伸。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，构成第一导线组的导线与构成第二导线组的导线分别在隔着中央管腔对置地配置的一对副管腔中的一方和另一方延伸，由此能够使构成第一导线组的该导线和构成第二导线组的该导线在充分分离的状态下，在管部件内完全绝缘隔离。
(2)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为上述第一导线组在上述一对副管腔中的一方延伸，上述第二导线组在上述一对副管腔中的另一方延伸。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，第一导线组(构成该第一导线组的全部导线)和第二导线组(构成该第二导线组的全部导线)分别在隔着中央管腔对置地配置的一对副管腔中的一方和另一方延伸，由此能够使第一导线组与第二导线组在充分分离的状态下，在管部件内完全绝缘隔离。
(3)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为构成上述第一导线组的导线在多个副管腔分开延伸，构成上述第二导线组的导线在隔着上述中央管腔与构成上述第一导线组的导线延伸的多个副管腔的各自对置的多个副管腔分开延伸，构成上述第一导线组的导线和构成上述第二导线组的导线分别不在圆周方向上相邻的副管腔中延伸。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，即使在构成第一导线组的导线和构成第二导线组的导线在多个副管腔中分开延伸的情况下，构成第一导线组的导线和构成第二导线组的导线也不在圆周方向上相邻的副管腔中延伸，由此能够可靠地防止在第一导线组(第一DC电极组)与第二导线组(第二DC电极组)之间发生短路。
(4)在本发明的心腔内除颤导管中，优选为上述管部件遍及其全长被编织加强，至少对上述管部件的前端区域进行加强的上述编织为树脂制。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，管部件遍及全长被编织加强，所以通过具有中央管腔，即使树脂的比例低也能够发挥优异的扭矩传递性。
另外，加强管部件的前端区域的编织为树脂制，所以能够容易在管部件的前端区域的管壁形成用于插通电极的导线的侧孔，另外，插通该侧孔的导线也不会因在侧孔的内周面露出的树脂线材而受到损伤。
(5)在上述(4)的心腔内除颤导管中，优选为上述管部件遍及其全长被树脂制的编织加强。
根据这样的结构的心腔内除颤导管，管部件遍及全长被编织加强，所以通过具有中央管腔，即使树脂的比例低也能够发挥优异的扭矩传递性。
另外，该编织为树脂制，所以能够容易在管部件的前端区域的管壁形成用于插通电极的导线的侧孔，另外，插通该侧孔的导线不会因在侧孔的内周面露出的树脂线材而受到损伤。
另外，该编织为树脂制，所以不会经由该编织发生短路。
另外，遍及全长被树脂制的编织加强的管部件(编织管)可通过一次的挤出成型来制造，例如相比被树脂制的编织加强的前端部分与被金属制的编织加强的基端部分接合而成的编织管而言容易制造。另外，不会出现容易在编织的结构材料所切换的管部分发生的扭折的情况。
根据本发明的心腔内除颤导管，能够沿引线插入心腔内的目标部位，即使是通过从下腔静脉接近而插入冠状窦口的操作也能够容易进行。
另外，根据本发明的心腔内除颤导管，能够可靠地防止在第一导线组(第一DC电极组)与第二导线组(第二DC电极组)之间的短路。
另外，根据管部件遍及全长被树脂制的编织加强的本发明的心腔内除颤导管，即使因具有中央管腔而使构成管部件的树脂的比例变低，也能够发挥优异的扭矩传递性。
附图说明
图1是表示本发明的第一实施方式的除颤导管的俯视图。
图2是表示图1所示的除颤导管的前端区域的说明图。
图3A是图2所示的除颤导管的前端区域的横剖视图(A-A剖视图)。
图3B是图2所示的除颤导管的前端区域的横剖视图(B-B剖视图)。
图4是表示本发明的第二实施方式的除颤导管的俯视图。
图5是图4所示的除颤导管的前端区域的横剖视图(C-C剖视图)。
图6是表示本发明的第三实施方式的除颤导管的前端区域的横剖视图。
图7是表示现有的除颤导管的前端区域的横剖视图。
具体实施方式
＜第一实施方式＞
图1～图3(图3A和图3B)所示的该实施方式的除颤导管100是具备多腔管10、与该多腔管10的基端连接的手柄20、由安装于多腔管10的前端区域的8个环状电极31构成的第一DC电极组31G、由从第一DC电极组31G向基端侧分离并安装于多腔管10的前端区域的8个环状电极32构成的第二DC电极组32G、安装于第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间的多腔管10的前端区域的电位测定用的4个环状电极33、安装于多腔管10的前端的前端芯片35、由与构成第一DC电极组31G的电极31分别连接的导线41构成的第一导线组41G、由与构成第二DC电极组32G电极32分别连接的导线42构成的第二导线组42G、以及与电位测定用的环状电极33分别连接的导线43而构成，向第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间外加极性互不相同的电压，由此在心腔内进行除颤的导管，多腔管10具有遍及其全长被树脂制的编织18加强并且作为引线管腔的中央管腔10L、隔着该中央管腔10L对置配置的第一副管腔11L和第二副管腔12L、以及隔着中央管腔10L对置配置的第三副管腔13L和第四副管腔14L，第一导线组41G在第一副管腔11L中延伸，第二导线组42G在第二副管腔12L中延伸，导线43在第三副管腔13L中延伸。
本实施方式的除颤导管100具备多腔管10、手柄20、第一DC电极组31G、第二DC电极组32G、电位测定用的环状电极33、前端芯片35、第一导线组41G、第二导线组42G、导线43。
构成除颤导管100的多腔管10是具有多腔构造的绝缘性的管部件。
多腔管10的外径例如为1.2～3.3mm，优选的一个例子为2.0mm。
此外，图1和图2中，用直线表示多腔管10的前端区域，但该前端区域通常具有特定的曲线形状。
作为该前端区域的曲线形状，可例示出日本特开2012-50673号公报、日本特开2012-192124号公报等公开的形状，但不限定于这些形状。
此外，该前端区域的曲线形状是从外部不受任何力时的形状，例如在使多腔管10通过直线状的管腔内时变形为直线状，在使多腔管10通过弯曲的管腔内时随着该管腔的形状而弯曲。另外，前端区域的形状能够随着后述的手柄20的操作而变化。
如图3A和图3B所示，构成该实施方式的除颤导管100的多腔管10是具备由树脂构成的内在部16、覆盖该内在部16的由树脂构成的外在部17、以及遍及多腔管10的全长埋设于外在部17的内部的树脂制的编织18而构成的编织管。
多腔管10(内在部16)中，作为引线管腔的中央管腔10L、和在该中央管腔10L的周围的4个副管腔(第一副管腔11L、第二副管腔12L、第三副管腔13L、第四副管腔14L)分别被树脂管15划分而形成。
中央管腔10L的管径例如为0.4～1.0mm，优选的一个例子为0.75mm。
中央管腔10L的管径与多腔管10的外径之比优选为0.2以上，优选的一个例子为0.375(0.75/2.0)。
第一副管腔11L与第二副管腔12L以隔着中央管腔10L对置的方式配置。
另外，第三副管腔13L与第四副管腔14L以隔着中央管腔10L对置的方式配置。
第一副管腔11L、第二副管腔12L以及第三副管腔13L的横剖面分别为胶囊形(椭圆形)，由此，多腔管10的外径不会过度扩大，能够确保管腔内腔的面积很大，组装作业也能够简化。
作为构成内在部16和外在部17的树脂，可举出热塑性聚酰胺系弹性体，特别优选聚醚嵌段酰胺(PEBAX)。
构成内在部16的树脂的硬度优选为25D～40D。
构成外在部17的树脂的硬度优选为35D～72D。此外，构成外在部17的树脂通常使用硬度因轴向而各异的树脂。
划分形成腔管的树脂管15由全氟烷基乙烯基醚共聚物(PFA)、聚四氟乙烯(PTFE)等绝缘性高的氟树脂构成。
如图3A和图3B所示，在外在部17的内部以遍及多腔管10的全长的方式，埋设有作为加强材的树脂制的编织18。
在图3A和图3B所示的剖面视中，编织18由16组(32条)树脂线材沿圆周方向等角度间隔地配置而成。
这样，多腔管10以遍及全长的方式被编织18加强(成为编织管)，由此由于具有中央管腔10L从而即使树脂的比例变低，也能够发挥优异的扭矩传递性。
另外，编织18为树脂制，所以不会经由该编织18发生短路。
另外，编织18为树脂制，所以能够容易在多腔管10的前端区域的管壁形成用于插通电极的导线(导线41、42、43)的侧孔，另外，插通该侧孔的导线不会因在侧孔的内周面露出的树脂线材而受到损伤。
若代替树脂制的编织18而埋设金属制的编织，则难以在多腔管10的前端区域的管壁形成用于插通电极的导线的侧孔，认为即使形成了侧孔，由于构成编织的金属线材在该侧孔的内周面露出，也会在除颤导管的制造时和使用时，电极的导线与该金属线材接触，构成导线的树脂覆盖层受到损伤而破坏该导线的绝缘性。因此，无法遍及包含多腔管10的前端区域在内的全长埋设金属制的编织。
编织18(树脂线材)的结构材料选自能够通过埋设而发挥加强效果的树脂。
作为编织18的工程材料的硬度，优选为72D以上。在该硬度过小的情况下，存在无法发挥充分的加强效果及良好的扭矩传递性的情况。
另外，编织18的工程材料的弯曲弹性模量(ISO178或者JISK7171)通常为500～19000MPa，优选为2000～7000MPa，更优选为3500～4200，优选的一个例子为4200MPa。
作为构成编织18(树脂线材)的优选的加强树脂，可举出PEEK树脂、聚酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、聚酯树脂等，这些之中，特别优选PEEK树脂。
构成编织18的树脂线材的线径通常为30～100μm，优选的一个例子为60μm。
另外，编织18的锭数通常为8～32，优选的一个例子为16。
另外，编织18的端数通常为1～4，优选的一个例子为2。
如图1所示，构成本实施方式的除颤导管100的手柄20具备手柄主体21、抓手22、形变缓解部24。
通过旋转操作抓手22，由此能使多腔管10的前端区域的形状变化。
在多腔管10的前端区域的外周安装有第一DC电极组31G和第二DC电极组32G。
本发明中，“电极组”是指构成同一极(具有同一极性)或者具有同一目的并以窄间隔(例如5mm以下)安装的多个电极的集合体。
对于第一DC电极组而言，在管部件的前端区域中构成同一极(-极或者+极)的多个电极以窄间隔安装。这里，构成第一DC电极组的电极的个数因电极的宽度、配置间隔而异，例如为4～13个，优选为8～10个。
本实施方式中，第一DC电极组31G由8个环状电极31构成。构成第一DC电极组31G的电极31经由导线(构成图3A和图3B所示的第一导线组41G的导线41)和内置于手柄20的基端部的连接器，与直流电源装置中的同一极的端子连接。
这里，电极31的宽度(轴向的长度W1)优选为2～5mm，优选的一个例子为4mm。
若电极31的宽度过窄，则外加电压时的发热量过大，担心周边机构受到损伤。另一方面，若电极31的宽度过宽，则多腔管10的安装有第一DC电极组31G的部分的挠性、柔软性会受损。
电极31的安装间隔(相邻的电极的分离距离)优选为1～5mm，优选的一个例子为2mm。
在使用心腔内除颤导管100时(配置于心腔内时)，第一DC电极组31G位于冠状窦内。
对于第二DC电极组而言，在从第一DC电极组的安装位置向基端侧分离的管部件的前端区域，构成与第一DC电极组相反电极(+极或者-极)的多个电极以窄间隔安装。这里，构成第二DC电极组的电极的个数因电极的宽度、配置间隔而异，例如为4～13个，优选为8～10个。
本实施方式中，第二DC电极组32G由8个环状电极32构成。构成第二DC电极组32G的电极32经由导线(构成图3B所示的第二导线组42G的导线42)和内置于手柄20的基端部的连接器，与直流电源装置中的同一极的端子(与连接有第一DC电极组31G端的电极相反的端子)连接。
由此，对第一DC电极组31G(电极31)和第二DC电极组32G(电极32)外加极性互不相同的电压，第一DC电极组31G和第二DC电极组32G成为极性互不相同的电极组(一个电极组为-极时，另一个电极组为+极)。
这里，电极32的宽度(轴向的长度W2)优选为2～5mm，优选的一个例子为4mm。
若电极32的宽度过窄，则外加电压时的发热量过大，担心周边机构受到损伤。另一方面，若电极32的宽度过宽，则多腔管10的安装有第二DC电极组32G的部分的挠性、柔软性会受损。
电极32的安装间隔(相邻的电极的分离距离)优选为1～5mm，优选的一个例子为2mm。
在使用心腔内除颤导管100时(配置于心腔内时)，第二DC电极组32G位于右心房内。
此外，构成第一DC电极组31G和第二DC电极组的电极也可以用于测定电位。
在多腔管10的外周(第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间)安装有用于电位测定的4个环状电极33。
电极33经由导线(图3A和图3B所示的导线43)和内置于手柄20的基端部的连接器连接于心电图机。
这里，电极33的宽度(轴向的长度W3)优选为0.5～2.0mm，优选的一个例子为1.2mm。
若电极33的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，或难以确定异常电位的产生部位。
在心腔内除颤导管100的前端安装有前端芯片35。
该前端芯片35上没有连接导线，在本实施方式中没有将前端芯片35作为电极使用。但是通过连接导线，也能够作为电极使用。前端芯片35的结构材料为铂、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，没有特别限定。
第一DC电极组31G(基端侧的电极31)与第二DC电极组32G(前端侧的电极32)的分离距离优选为40～100mm，更优选为50～90mm。
作为构成第一DC电极组31G的电极31、构成第二DC电极组32G的电极32、电位测定用的电极33，从优化对X射线的造影性考虑，优选由铂或者铂系的合金构成。
图3A和图3B所示的第一导线组41G是与构成第一DC电极组31G的8个电极31分别连接的8根导线41的集合体。
利用第一导线组41G(导线41)，能够将构成第一DC电极组31G的8个电极31分别与直流电源装置电连接。
构成第一DC电极组31G的8个电极31分别与不同的导线41连接。导线41分别在其前端部分焊接于电极31的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第一副管腔11L。进入第一副管腔11L的8根导线41作为第一导线组41G在该第一副管腔11L中延伸。
图3B所示的第二导线组42G是与构成第二DC电极组32G的8个电极32分别连接的8根导线42的集合体。
利用第二导线组42G(导线42)，能够将构成第二DC电极组32G的8个电极32分别与直流电源装置电连接。
构成第二DC电极组32G的8个电极32分别与不同的导线42连接。导线42分别在该其端部分焊接于电极32的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第二副管腔12L。进入第二副管腔12L的8根导线42作为第二导线组42G在该第二副管腔12L中延伸。
如上述那样，第一导线组41G(8根导线41)在第一副管腔11L中延伸，第二导线组42G(8根导线42)在第二副管腔12L中延伸，延伸有第一导线组41G的第一副管腔11L、延伸有第二导线组42G的第二副管腔12L隔着中央管腔10L相互对置地配置，由此能够充分确保第一导线组41G与第二导线组42G的分离距离。
图3A和图3B所示的4根导线43与电位测定用的电极33分别连接。利用导线43，能够将电极33分别与心电图机连接。
用于电位测定的四个电极33分别与不同的导线43连接。导线43分别在其前端部分焊接于电极33的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第三副管腔13L，在该第三副管腔13L中延伸。
导线41、导线42以及导线43都是由金属导线的外周面被聚酰亚胺等树脂覆盖的树脂覆盖线构成。这里，覆盖树脂的膜厚为2～30μm左右。
图3A和图3B中，51是操作用丝线。
操作用丝线51在第四副管腔14L中延伸，相对于多腔管10的中心轴偏心地延伸。
操作用丝线51的前端部分例如通过焊锡固定于前端芯片35。
另一方面，操作用丝线51的基端部分与手柄20的抓手22连接，通过操作抓手22来拉动操作用丝线51。由此，能使多腔管10的前端区域的形状变化。
操作用丝线51由不锈钢、Ni-Ti系超弹性合金构成，但未必一定要由金属构成。操作用丝线51例如也可以由高强度的非导电性线等构成。
此外，使多腔管的前端部偏转的机构不限定于此，例如也可以是具备板簧的机构。
多腔管10的第四副管腔14L中只有操作用丝线51延伸，而没有导线(组)延伸。由此，在多腔管10的前端部的偏转操作时，能够防止导线因沿轴向移动的操作用丝线51而受到损伤(例如擦伤)。
本实施方式的除颤导管100中，优选为在手柄20的内部，第一导线组41G(导线41)、第二导线组42G(导线42)、导线43也被绝缘隔离。
本实施方式的除颤导管100是通过向第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间外加直流电压，从而对发生颤动的心脏直接施加电能进行除颤治疗用的导管。
本实施方式的除颤导管100以第一DC电极组31G位于冠状窦内，第二DC电极组32G位于右心房内的方式配置于心腔内。由此，成为心脏被第一DC电极组31G和第二DC电极组32G夹入的状态。
为了配置成这样的状态，首先将引线从下腔静脉插入右心房内，再插入位于右心房的后下壁的冠状窦口。
接下来，沿该引线，将除颤导管100从下腔静脉插入右心房内，再插入位于右心房的后下壁的冠状窦口，在冠状窦内插通(前进)。
这里，将除颤导管100从下腔静脉插入右心房内并插入冠状窦口的技术(从下腔静脉进入)相比从上腔静脈的接近，侵入性较低故为优选。
本实施方式的除颤导管100适用于在进行容易产生心房颤动的心脏导管术时。特别优选在将心腔内除颤导管100预先插入患者的心腔内之后进行心脏导管术。
在心脏导管术中，监视(监控)由第一DC电极组31G和/或第二DC电极组32G的构成电极、或者电位测定用的电极33测定的心电图，在产生心房颤动的情况下中断心脏导管术，进行基于除颤导管100的除颤治疗。具体而言，经由第一导线组41G和第二导线组42G，在第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间外加直流电压，对正在发生颤动的心脏直接施加电能。
这里，利用除颤导管100向心脏供给的电能优选为10～30J。
在电能过少情况下，无法进行充分的除颤治疗。另一方面，在电能过度情况下，担心第一DC电极组31G和第二DC电极组32G所在的周边的组织受到损伤。
根据本实施方式的心腔内除颤导管100，能够沿引线插入心腔内的目标部位，即使是通过从下腔静脉接近而插入冠状窦口的操作也能够容易实施。
另外，根据该心腔内除颤导管100，延伸有第一导线组41G的第一副管腔11L、和延伸有第二导线组42G的第二副管腔12L以隔着中央管腔10L相互对置的方式配置，由此能够使第一导线组41G与第二导线组42G在充分分离的状态下在多腔管10内完全绝缘隔离。由此，在外加了心腔内除颤所需电压时，能够可靠地防止第一导线组41G(第一DC电极组31G)与第二导线组42G(第二DC电极组32G)之间发生短路。
另外，构成心腔内除颤导管100的多腔管10遍及全长地被树脂制的编织18加强，由此能够发挥优异的扭矩传递性。另外，编织18为树脂制，由此不会经由该编织18而发生短路。
＜第二实施方式＞
图4是表示本实施方式的除颤导管200的俯视图，图5是该除颤导管100的前端区域的横剖视图(图4的C-C剖视图)。
本实施方式的除颤导管200是具备：设有前端可挠部分的多腔管60、与多腔管60的基端连接的控制手柄80、由安装于多腔管60的前端可挠部分的8个环状电极31构成的第一DC电极组31G、由从第一DC电极组31G向基端侧分离并安装于多腔管60的前端可挠部分的8个环状电极32构成的第二DC电极组32G、安装于第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间的多腔管60的前端可挠部分的电位测定用的4个环状电极33、安装于多腔管60的前端的前端芯片35、由与构成第一DC电极组31G的电极31分别连接的导线41构成的第一导线组41G、由与构成第二DC电极组32G的电极32分别连接的导线42构成的第二导线组42G、与电位测定用的环状电极33分别连接的导线43、为了使多腔管60的前端可挠部分在第一方向(图4中箭头A所示的方向)弯曲而能够拉伸操作其基端的第一操作用丝线511、以及为了使多腔管60的前端可挠部分在第二方向(图4中箭头B所示的方向)弯曲而能够拉伸操作其基端的第二操作用丝线512而构成，通过向第一DC电极组31G与第二DC电极组32G之间外加极性互不相同的电压，由此在心腔内进行除颤的导管。
如图5所示，构成该实施方式的除颤导管200的多腔管60是具备由树脂构成的内在部68、覆盖该内在部68的由树脂构成的外在部69、遍及多腔管60的全长埋设于外在部69的内部的树脂制的编织18而构成的编织管。
在多腔管60(内在部68)中，作为引线管腔的中央管腔60L、和在该中央管腔60L的周围的6个副管腔61L～66L分别被树脂管67划分而形成。
第一副管腔61L与第二副管腔62L以隔着中央管腔60L对置的方式配置。
另外，第三副管腔63L与第四副管腔64L以隔着中央管腔60L对置的方式配置。
另外，第五副管腔65L与第六副管腔66L以隔着中央管腔60L对置的方式配置。
第一副管腔61L、第二副管腔62L、第三副管腔63L以及第四副管腔64L的横剖面分别为胶囊形(椭圆形)。
另外，第五副管腔65L和第六副管腔66L的横剖面分别为圆形。
另外，多腔管60与构成第一实施方式的除颤导管100的多腔管10相同，遍及其全长被树脂制的编织18加强。
图5所示的第一导线组41G是与构成第一DC电极组31G的8个电极31分别连接的8根导线41的集合体。
利用第一导线组41G(导线41)，能够将构成第一DC电极组31G的8个电极31分别与直流电源装置电连接。
构成第一DC电极组31G的8个电极31分别与不同的导线41连接。导线41分别在其前端部分焊接于电极31的内周面，并且从形成于多腔管60的管壁的侧孔进入第一副管腔61L。进入了第一副管腔61L的8根导线41作为第一导线组41G，在该第一副管腔61L中延伸。
图5所示的第二导线组42G是与构成第二DC电极组32G的8个电极32分别连接的8根导线42的集合体。
利用第二导线组42G(导线42)，能够将构成第二DC电极组32G的8个电极32分别与直流电源装置电连接。
构成第二DC电极组32G的8个电极32分别与不同的导线42连接。导线42分别在其前端部分焊接于电极32的内周面，并且从形成于多腔管60的管壁的侧孔进入第二副管腔62L。进入了第二副管腔62L的8根导线42作为第二导线组42G，在该第二副管腔62L中延伸。
如上述那样，第一导线组41G(8根导线41)在第一副管腔61L中延伸，第二导线组42G(8根导线42)在第二副管腔62L中延伸，延伸有第一导线组41G的第一副管腔61L、和延伸有第二导线组42G的第二副管腔62L隔着中央管腔60L相互对置地配置，由此能够充分确保第一导线组41G与第二导线组42G的分离距离。
图5所示的4根导线43与电位测定用的电极33分别连接。利用导线43，能够将电极33分别与心电图机连接。
用于电位测定的四个电极33分别与不同的导线43连接。导线43分别在其前端部分焊接于电极33的内周面，并且从形成于多腔管60的管壁的侧孔进入第三副管腔63L，在该第三副管腔63L中延伸。
本实施方式的除颤导管200具备用于使多腔管60的前端可挠部分在第一方向(箭头A所示的方向)弯曲的第一操作用丝线511、和用于使该前端可挠部分在第二方向(箭头B所示的方向)弯曲的第二操作用丝线512。
这里，“前端可挠部分”是指能够通过拉伸操作操作用丝线(第一操作用丝线511、第二操作用丝线512)而弯曲的多腔管的前端区域。
第一操作用丝线511以能够在多腔管60的第五副管腔65L中沿管轴方向移动的方式插通。第一操作用丝线511的前端部分例如通过被填充于前端芯片35的内部空间的焊锡连接固定于前端芯片35。另外，第一操作用丝线511的基端与控制手柄80的抓手85连接，能够进行拉伸操作。
另一方面，第二操作用丝线512以能够在多腔管60的第六副管腔66L中沿管轴方向移动的方式插通。第二操作用丝线512的前端部分例如通过被填充于前端芯片35的内部空间的焊锡连接固定于前端芯片35。另外，第二操作用丝线512的基端与控制手柄80的抓手85连接，能够进行拉伸操作。
若使控制手柄80的抓手85沿图4所示的A1方向旋转，则第一操作用丝线511被拉动而向第五副管腔65L的基端侧移动，能够使前端可挠部分在第一方向(箭头A所示的方向)弯曲。
另一方面，若使控制手柄80的抓手85沿图4所示的B1方向旋转，则第二操作用丝线512被拉动而向第六副管腔66L的基端侧移动，能够使前端可挠部分在第二方向(箭头B所示的方向)弯曲。
如图5所示，多腔管60的第四副管腔64L中没有插通导线，而是空腔管。
根据该实施方式的除颤导管200，延伸有第一导线组41G的第一副管腔61L、与延伸有第二导线组42G的第二副管腔62L隔着中央管腔60L相互对置地配置，由此能够使第一导线组41G和第二导线组42G在充分分离的状态下，在多腔管60内完全绝缘隔离。由此，在外加心腔内除颤所需的电压时，能够可靠地防止第一导线组41G(第一DC电极组31G)与第二导线组42G(第二DC电极组32G)之间发生短路。
＜第三实施方式＞
图6是表示本实施方式的除颤导管300的前端区域的横剖视图。
该除颤导管300的外观形状与图1和图2所示的第一实施方式中的除颤导管100相同，所以省略其图示，图6所示的横剖面是与图2的B-B剖视图相同位置处的横剖面。
本实施方式的除颤导管300是具备多腔管70、与该多腔管70的基端连接的手柄、由安装于多腔管70的前端区域的8个环状电极构成的第一DC电极组、由从第一DC电极组向基端侧分离并安装于多腔管70的前端区域的8个环状电极构成的第二DC电极组、安装于第一DC电极组与第二DC电极组之间的多腔管70的前端区域的电位测定用的4个环状电极、安装于多腔管70的前端的前端芯片、由与构成第一DC电极组的电极分别连接的导线41构成的第一导线组41G、由与构成第二DC电极组的电极分别连接的导线42构成的第二导线组42G、以及与电位测定用的环状电极分别连接的导线43而构成，通过向第一DC电极组与第二DC电极组之间外加极性互不相同的电压，由此在心腔内进行除颤的导管。
如图6所示，构成该实施方式的除颤导管300的多腔管70是具备由树脂构成的内在部701、覆盖内在部701的由树脂构成的外在部702、遍及多腔管70的全长埋设于外在部702的内部的树脂制的编织18而构成的编织管。
在多腔管70(内在部701)中，作为引线管腔的中央管腔70L、和在该中央管腔70L的周围的8个副管腔71L～78L分别被树脂管划分而形成。
如图6所示，8个副管腔71L～78L的横剖面分别是直径比中央管腔70L小的圆形。
另外，多腔管70与构成第一实施方式的除颤导管100的多腔管10相同，遍及其全长被树脂制的编织18加强。
多腔管70中，第一副管腔71L与第五副管腔75L以隔着中央管腔70L对置的方式配置。
在第一副管腔71L中延伸有构成第一导线组41G的3根导线41，在第五副管腔75L中延伸有构成第二导线组42G的3根导线42。
另外，第二副管腔72L与第六副管腔76L以隔着中央管腔70L对置的方式配置。
在第二副管腔72L中延伸有构成第一导线组41G的3根导线41，在第六副管腔76L中延伸有构成第二导线组42G的3根导线42。
另外，第三副管腔73L与第七副管腔77L以隔着中央管腔70L对置的方式配置。
在第三副管腔73L中延伸有构成第一导线组41G的2根导线41，在第七副管腔77L中延伸有构成第二导线组42G的2根导线42。
另外，第四副管腔74L与第八副管腔78L以隔着中央管腔70L对置的方式配置。
在第四副管腔74L中延伸有与电位测定用的环状电极分别连接的4根导线43，在第八副管腔78L中延伸有操作用丝线51。
根据该实施方式的除颤导管300，构成第一导线组41G的8根导线41在副管腔71L～73L中分开延伸，构成第二导线组42G的8根导线42在与副管腔71L～73L分别对置的副管腔75L～77L中分开延伸，在供导线41延伸的第一副管腔71L与供导线42延伸的第七副管腔77L之间形成有供操作用丝线51延伸的第八副管腔78L，在供导线41延伸的第三副管腔73L与供导线42延伸的第五副管腔75L之间形成有供导线43延伸的第四副管腔74L，导线41和导线42不在圆周方向上相邻的副管腔中延伸，所以能够使构成第一导线组41G的导线41和构成第二导线组42G的导线42在充分分离的状态下，在多腔管70内完全绝缘隔离。由此，在外加心腔内除颤所需电压时，能够可靠地防止第一导线组41G(第一DC电极组)与第二导线组42G(第二DC电极组)之间发生短路。
此外，作为本实施方式的变形例，也可以使在第三副管腔73L中延伸的2根导线41分别在第一副管腔71L和第二副管腔72L中延伸，并且使在第七副管腔77L中延伸的2根导线42分别在第五副管腔75L和第六副管腔76L延伸，由此将第三副管腔73L和第七副管腔77L作为空腔管。
以上，说明了本发明的实施方式，但本发明不限定于这些，可以进行各种改变。
例如对安装有电极的多腔管的前端区域进行加强的编织也可以为树脂制(与编织18相同的编织)，对未安装电极的多腔管的基端区域进行加强的编织可以为不锈钢等金属制。
附图标记说明
100…除颤导管；10…多腔管；10L…中央管腔；11L～14L…副管腔；15…树脂管；16…内在部；17…外在部；18…编织；20…手柄；21…手柄主体；22…抓手；24…形变缓解部；31G…第一DC电极组；32G…第二DC电极组；31、32、33…电极；35…前端芯片；41G…第一导线组；42G…第二导线组；41、42、43…导线；51…操作用丝线；200…除颤导管；60…多腔管；60L…中央管腔；61L～66L…副管腔；68…内在部；68…外在部；67…树脂管；80…控制手柄；85…抓手；300…除颤导管；70…多腔管；70L…中央管腔；71L～78L…副管腔；701…内在部；702…外在部。

Claims (5)

1.一种心腔内除颤导管，是具备绝缘性的管部件、与所述管部件的基端连接的手柄、由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成的第一电极组、由从所述第一电极组向基端侧分离并安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成的第二电极组、由与构成所述第一电极组的电极的各自连接的导线构成的第一导线组、以及由与构成所述第二电极组的电极的各自连接的导线构成的第二导线组而构成，通过向所述第一电极组与所述第二电极组之间外加极性互不相同的电压从而在心腔内进行除颤的导管，其特征在于，
所述管部件是具有能够供引线插通的中央管腔、和隔着所述中央管腔对置地配置的至少一对副管腔的多腔构造体，
构成所述第一导线组的导线在成对的所述副管腔中的一方延伸，构成所述第二导线组的导线在成对的所述副管腔中的另一方延伸。
2.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管，其特征在于，
所述第一导线组在所述一对副管腔中的一方延伸，所述第二导线组在所述一对副管腔中的另一方延伸。
3.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管，其特征在于，
构成所述第一导线组的导线在多个副管腔分开延伸，构成所述第二导线组的导线在隔着所述中央管腔与构成所述第一导线组的导线所延伸的多个副管腔的各自对置的多个副管腔分开延伸，构成所述第一导线组的导线和构成所述第二导线组的导线分别不在圆周方向上相邻的副管腔延伸。
4.根据权利要求1～3中任一项所述的心腔内除颤导管，其特征在于，
所述管部件遍及其全长被编织加强，至少对所述管部件的前端区域进行加强的所述编织为树脂制。
5.根据权利要求4所述的心腔内除颤导管，其特征在于，
所述管部件遍及其全长被树脂制的编织加强。
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