CN110234393B - 除颤导管系统 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种可以提高便利性的除颤导管系统。除颤导管系统(3)具备：插入心腔内进行除颤的除颤导管(1)，以及对该除颤导管(1)进行除颤时的电力供应的电源装置(2)。电源装置(2)具有：进行除颤时的电力供应的电源部(22)，用于输入从心电图机(4)输出的第一心电信号(心电信号Sc1)的第一输入端子(输入端子Tin1)，以及不通过心电图机(4)而直接输入在活体测定机构(6)中测定的第二心电信号(心电信号Sc2)的第二输入端子(输入端子Tin2)。另外，在该电源装置(2)中，从第二输入端子取得第二心电信号的第一心电测定模式(心电测定模式A)、从第一输入端子取得第一心电信号的第二心电测定模式(心电测定模式B)和进行除颤的除颤模式，可以被转换；并且第一心电信号或第二心电信号可以被选择性地输入。

Description

除颤导管系统

技术领域

本发明涉及一种除颤导管系统，该除颤导管系统具备：插入心腔内进 行除颤的除颤导管，以及对该除颤导管进行除颤时的电力供应的电源装 置。

背景技术

作为用于除去例如在心导管术中产生的心房颤动(进行电除颤)的一 种医疗机器，开发了除颤导管系统(例如参照专利文献1)。该除颤导管 系统具备：插入心腔内进行除颤的除颤导管，以及对该除颤导管进行除颤 时的电力供应的电源装置。通过使用这样的除颤导管系统，对发生心房颤 动的心脏，在心腔内直接赋予电刺激(例如由直流电压产生的电能)，结 果实现有效的除颤治疗。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2010-220778号公报。

发明内容

然而，这样的除颤导管系统一般来说，例如要求提高使用时的便利 性。因此，期望提供一种可以提高便利性的除颤导管系统。

本发明的一种实施方式的除颤导管系统具备：插入心腔内进行除颤的 除颤导管，以及对该除颤导管进行除颤时的电力供应的电源装置。该电源 装置具有：进行除颤时的电力供应的电源部，用于输入从心电图机输出的 第一心电信号的第一输入端子，以及不通过心电图机而直接输入在活体测 定机构中测定的第二心电信号的第二输入端子。另外，在该电源装置中， 从上述第二输入端子取得上述第二心电信号的第一心电测定模式、从上述第一输入端子取得上述第一心电信号的第二心电测定模式和进行上述除颤 的除颤模式，可以被转换；并且上述第一心电信号或上述第二心电信号可 以被选择性地输入。

在本发明的一种实施方式的除颤导管系统中，在对除颤导管进行除颤 时的电力供应的电源装置中设置有第二输入端子，该第二输入端子不通过 心电图机而直接输入在活体测定机构中测定的第二心电信号。如此，因为 第二心电信号不通过心电图机而直接输入电源装置，所以不易受到例如心 电图机的装置结构等的影响，从而容易应对使用除颤导管系统时的环境条 件。另外，在上述电源装置中，上述第一心电测定模式、上述第二心电测定模式和上述除颤模式可以被转换，并且上述第一心电信号或上述第二心 电信号可以被选择性地输入。因此，例如根据用途、状况等，可以择一利 用上述多种模式中的一种，并且可以择一利用上述2种心电信号中的一 方。

在本发明的一种实施方式的除颤导管系统中，也可以在上述电源装置 中进一步设置演算处理部，该演算处理部进行输入的第一心电信号或第二 心电信号的峰值的增益调整。在这样做的情况下，能够任意调整这些第一 心电信号或第二心电信号的峰值，以使其在电源装置内容易被利用。

在这种情况下，也可以在上述电源装置中进一步设置显示部，该显示 部根据进行了上述增益调整之后的第一心电信号或第二心电信号显示心电 波形。在这样做的情况下，例如在该显示部监视心电波形时，因为利用增 益调整成易看的第一心电信号或第二心电信号，所以可以谋求更加提高便 利性。

在本发明的一种实施方式的除颤导管系统中，在上述活体测定机构中 测定的肌电信号也可以进一步不通过心电图机而直接输入上述第二输入端 子。在这样做的情况下，除了在活体测定机构中测得的第二心电信号之 外，在该活体测定机构中测得的肌电信号也能够在电源装置内利用。其结 果是，可以谋求更加提高便利性。再有，作为这样的肌电信号，可以列举 例如显示在患者的横膈膜附近的部位获得的复合肌肉动作电位(CMAP：Compound Motor Action Potentials)的信号。

在这种情况下，上述第二输入端子也可以选择性地输入上述第二心电 信号或上述肌电信号。在这样做的情况下，例如根据用途、状况等，可以 择一利用这些(2种)活体信号(第二心电信号或肌电信号)中的一方。 因此，可以谋求更加提高便利性。

另外，在对上述第二输入端子输入肌电信号的期间，上述电源部也可 以停止用于除颤的电力供应。在这样做的情况下，如果进行肌电信号的测 定处理，而没有必要除颤；那么可以防止(由于误操作等)错误执行用于 除颤的电力供应。其结果是，可以谋求更加提高便利性。

并且，也可以在上述电源装置中进一步设置显示部，该显示部根据输 入的肌电信号显示肌电波形。在这样做的情况下，能够在电源装置内的显 示部随时监视在上述活体测定机构中测定的肌电信号。因此，可以谋求更 加提高便利性。

此外，在判定输入的肌电信号的峰值小于等于阈值的情况下，上述电 源装置也可以进行向外部的警告。在这样做的情况下，例如因为能够立即 把握肌电信号的过度衰减状态，所以可以采取迅速的对应。其结果是，可 以更加提高便利性。

在本发明的一种实施方式的除颤导管系统中，上述第一心电信号在例 如使用上述活体测定机构测定的情况下，也可以如下所述。也就是说，在 该活体测定机构中测得的上述第一心电信号也可以经由上述心电图机，输 入上述第一输入端子。在这样做的情况下，也能够在上述心电图机和上述 电源装置内利用在上述活体测定机构中测得的上述第一心电信号。因此， 可以谋求更加提高便利性。

再有，作为上述活体测定机构，可以列举例如使用至少2个(多个) 电极极板或与上述除颤导管不同的别的电极导管(插入患者心腔内的导 管)的手法。

根据本发明的一种实施方式的除颤导管系统，因为在电源装置中设置 了第二输入端子，该第二输入端子不通过心电图机而直接输入在活体测定 机构中测定的第二心电信号；所以能够容易地对应使用除颤导管系统时的 环境条件。另外，在电源装置中，因为第一心电测定模式、第二心电测定 模式和除颤模式可以被转换，并且第一心电信号或第二心电信号可以被选 择性地输入；所以例如根据用途、状况等，能够择一利用多种模式中的一种、2种心电信号中的一方。因此，可以提高便利性。

附图说明

图1是本发明的一种实施方式的除颤导管系统的整体结构例子的示意 性方框图。

图2是图1所示的除颤导管的概略结构例子的示意图。

图3是沿着图2所示的II-II线的轴的截面结构例子的示意图。

图4是表示图1所示的除颤导管系统的除颤处理的一个例子的流程 图。

图5是图4所示的心电测定时的工作状态例子的示意性方框图。

图6是图4所示的电阻测定时的工作状态例子的示意性方框图。

图7是图4所示的除颤执行时的工作状态例子的示意性方框图。

图8是图7所示的除颤执行时测定的心电波形的一个例子的示意图。

图9是比较例的除颤导管系统的结构和工作状态例子的示意性方框 图。

图10是图1所示的除颤导管系统的肌电测定时的工作状态例子的示 意性方框图。

图11是图10所示的肌电测定时的电极极板的配置例子的示意图。

图12是由图10所示的肌电测定测得的肌电波形的一个例子的示意 图。

图13是图1所示的除颤导管系统的心电测定时的其他工作状态例子 的示意性方框图。

图14是图13所示的情况的除颤执行时的工作状态例子的示意性方框 图。

具体实施方式

以下，对本发明的实施方式，参照附图进行详细说明。再有，说明按 以下的顺序进行。

1.实施方式

结构(除颤导管、电源装置、心电图机、心电显示装置、活体测定机 构)

动作和作用·效果(基本动作、除颤处理的详细内容、比较例、肌电 测定处理等)

2.变形例

<实施方式>

[结构]

图1是本发明的一种实施方式的除颤导管系统(除颤导管系统3)的 整体结构例子的示意性方框图。该除颤导管系统3是除去例如在心导管术 中患者(在本例中为患者9)产生的心房颤动(进行电除颤)时等使用的 系统。

除颤导管系统3如图1所示，具备除颤导管1和电源装置2。另外， 在使用该除颤导管系统3的除颤等时，如图1所示，也适宜地使用心电图 机4、心电图显示装置5(波形显示装置)和活体测定机构6。

(A.除颤导管1)

除颤导管1是通过血管插入患者9体内(心腔内)进行电除颤的电极 导管。图2示意性地表示该除颤导管1的概略结构例子。该除颤导管1具 有：作为导管主体的轴11(导管管轴)，以及安装在该轴11的基端的手 柄12。

(轴11)

轴11由具有弹性的绝缘性管状结构(管状部件、管子部件)构成， 呈沿其自身的轴向(Z轴方向)延伸的形状。另外，轴11具有以沿其自身 的轴向延伸的方式在内部形成有多个内腔(细孔、通孔)的所谓多腔构 造。在各个内腔中，各种细线(导线、操作引线等)分别以相互电绝缘的 状态插通，对此在后面详细叙述。再有，该轴11的外径例如是1.2mm～ 3.3mm左右。

在这样的轴11的前端区域P1，如图2所示，设置有多个电极(前端 电极110和环状电极111、112、113)。具体地说，沿着轴11的轴向，从 轴11的前端侧朝着基端侧以所定的间隔依次配置1个前端电极110和多个 环状电极111、112、113。环状电极111、112、113分别固定配置在轴11 的外周面上，另一方面，前端电极110固定配置在轴11的最前端。另 外，如图2所示，由互相间隔配置的多个环状电极111构成电极群111G。 同样，由互相间隔配置的多个环状电极112构成电极群112G，由互相间 隔配置的多个环状电极113构成电极群113G。

再有，这里所说的“电极群”意味着：构成同样的极(具有同样的极 性)，或者，出于同一目的且以狭窄的间隔(例如5mm以下)安装的多 个电极的集合体，以下同样。另外，电极群111G(前端侧的环状电极 111)与电极群112G(基端侧的环状电极112)分开的距离例如优选40～ 100mm左右，如果举一个合适的例子则为66mm。

环状电极111、112、113各自通过插通于轴11内腔内的多根导线 (引线)，与手柄12电连接，对此在后面详细叙述。另一方面，在本例 中前端电极110没有连接导线。但是，该前端电极110也可以连接导线。

这样的前端电极110和环状电极111、112、113各自由例如铝 (Al)、铜(Cu)、不锈钢(SUS)、金(Au)、铂(Pt)等导电性良好 的金属材料或各种树脂材料构成。再有，在使用除颤导管1时，为了改善 对X射线的成像，这些前端电极110和环状电极111、112、113各自优选地由铂或其合金构成。

在这里，上述电极群111G由构成同样的极(-极或+极)的多个环状 电极111形成。构成该电极群111G的环状电极111的个数因电极宽度、 配置间隔而不同，例如为4～13个，优选8～10个。另外，环状电极111 的宽度(轴向长度)例如优选2～5mm左右，如果举一个合适的例子则为 4mm。环状电极111的安装间隔(相邻电极分开的距离)例如优选1～ 5mm左右，如果举一个合适的例子则为2mm。再有，在除颤导管1的使 用时(配置在心腔内时)，该电极群111G例如位于冠状静脉内。

电极群112G由构成与上述电极群111G相反的极(+极或-极)的多个 环状电极112形成。构成该电极群112G的环状电极112的个数因电极宽 度、配置间隔而不同，例如为4～13个，优选8～10个。另外，环状电极 112的宽度(轴向长度)例如优选2～5mm左右，如果举一个合适的例子 则为4mm。环状电极112的安装间隔(相邻电极分开的距离)例如优选 1～5mm左右，如果举一个合适的例子则为2mm。再有，在除颤导管1的 使用时(配置在心腔内时)，该电极群112G例如位于右心房。

在本例中，电极群113G由4个环状电极113构成。该环状电极113 的宽度(轴向长度)例如优选0.5～2.0mm左右，如果举一个合适的例子 则为1.2mm。环状电极113的安装间隔(相邻电极分开的距离)例如优选 1.0～10.0mm左右，如果举一个合适的例子则为5mm。再有，在除颤导管 1的使用时(配置在心腔内时)，该电极群113G例如位于容易产生异常电 位的上腔静脉。

图3示意性地表示沿着图2中的II-II线的轴11的截面结构例子(X-Y 截面结构例子)。在本例中，如图3所示，轴11为具有外套部70(壳体 部)、裸线71、内部72(芯部)和树脂层73的多腔构造。具体地说，在 该轴11中，形成有互相分离的4个内腔L1～L4。

外套部70如图3所示，是位于轴11的最外周的管状部件。该外套部 70由例如高硬度尼龙弹性体构成。作为构成该外套部70的尼龙弹性体， 使用例如沿着轴向(Z轴方向)硬度不同的材料。由此，轴11以从其前端 侧朝着基端侧硬度逐渐变高的方式构成。

裸线71如图3所示，配置在外套部70与内部72的层间，形成编织叶 片。另外，该编织叶片例如仅形成在沿着轴11的轴向的一部分区域。这 样的裸线71例如由不锈钢构成，为不锈钢裸线。

内部72如图3所示，位于外套部70和裸线71的内周侧，是芯部件。 该内部72由例如低硬度尼龙弹性体构成。再有，在该内部72内，分别形 成有上述4个内腔L1～L4。

树脂层73如图3所示，是区划4个内腔L1～L4的层，由例如氟树脂 构成。作为该氟树脂，可以列举例如全氟烷基乙烯基醚共聚体(PFA)、 聚四氟乙烯(PTFE)等绝缘性高的材料。

内腔L1(第1内腔)在本例中如图3所示，配置在轴11内的X轴的 正方向侧。该内腔L1被插通有由多根导线81构成的导线群81G。这些导 线81各自对前述电极群111G的多个环状电极111个别电连接。再有，如 此与环状电极111电连接的导线81构成后述的心电信号Sc0a的信号线 (参照图2)。

内腔L2(第2内腔)在本例中如图3所示，配置在轴11内的X轴的 负方向侧。该内腔L2被插通有由多根导线82构成的导线群82G。这些导 线82各自对前述电极群112G的多个环状电极112个别电连接。再有，如 此与环状电极112电连接的导线82也构成后述的心电信号Sc0a的信号线 (参照图2)。

内腔L3(第3内腔)在本例中如图3所示，配置在轴11内的Y轴的 负方向侧。该内腔L3被插通有由多根导线83构成的导线群83G。这些导 线83各自对前述电极群113G的多个环状电极113个别电连接。再有，如 此与环状电极113电连接的导线83构成后述的心电信号Sc0b的信号线 (参照图2)。

内腔L4(第4内腔)在本例中如图3所示，配置在轴11内的Y轴的 正方向侧。在本例中，该内腔L4被插通有1根操作引线80。也就是说， 操作引线80以对轴11的中心轴偏心的状态配置。该操作引线80，是进行 使轴11的前端附近偏转(弯曲)的操作即偏转移动操作(摇摆操作)的 部件，对此在后面详细叙述。这样的操作引线80的前端部分，例如通过 焊料固定在前端电极110上。再有，在操作引线80的前端，也可以形成 用于防止脱落的大口径部(脱落防止部)。另一方面，操作引线80的基 端部分连接于后述的手柄12内(旋转板122)。

再有，上述导线81、82、83各自由例如通过聚酰亚胺等树脂覆盖金 属导线的外周面而形成的树脂被覆线构成。另外，操作引线80由例如不 锈钢、Ni(镍)-Ti(钛)系超弹性合金构成。但是，该操作引线80没有 必要一定由金属构成，例如也可以由高强度的非导电线等构成。

(手柄12)

手柄12安装在轴11的基端，具有手柄主体121(把手部)和旋转板 122。

手柄主体121是在使用除颤导管1时由操作者(医生)抓住(握住) 的部分。在该手柄主体121的内部，有分别从轴11的内部延伸而来的前 述各种细线(导线81、82、83和操作引线80等)，这些细线处于互相电 绝缘的状态。

旋转板122是进行使轴11的前端附近偏转的操作即偏转移动操作的 部件，对此在后面详细叙述。具体地说，沿着如图2中的虚线箭头所示的 旋转方向d1，可以进行使旋转板122旋转的操作。通过这样的旋转操作， 前述操作引线80被拉向基端侧，从而可以进行使轴11的前端附近偏转的 操作(偏转移动操作)。

(B.电源装置2)

电源装置2是对除颤导管1进行除颤时的电力供应的装置。具体地 说，如图1～图3所示，该电源装置2通过导线群81G、82G(导线81、 82)，对除颤导管1的轴11的电极群111G、112G(环状电极111、112) 供给除颤时施加的直流电压Vdc。

电源装置2如图1所示，具有输入部21、电源部22、转换部23、演 算处理部24(控制部)、显示部25和声音输出部26。另外，该电源装置 2如图1所示，具有3个(3种)输入端子Tin1、Tin2、Tin3，以及2个 (2种)输出端子Tout1、Tout2。另外，在该电源装置2中，进行心电测 定的心电测定模式(后述的“心电测定模式A(参照图5)”或“心电测 定模式B(参照图13)”)与进行除颤的“除颤模式(参照图7、图 14)”，可以被转换，对此在后面详细叙述。也就是说，在电源装置2 中，可以在这些种(例如3种)模式间转换。再有，上述“心电测定模式 A”对应于本发明的“第一心电测定模式”的一个具体例子，并且上述 “心电测定模式B”对应于本发明的“第二心电测定模式”的一个具体例 子。另外，上述“除颤模式”(后述的“除颤模式A(参照图7)”或 “除颤模式B(参照图14)”)对应于本发明的“除颤模式”的一个具体 例子。

输入部21输入各种设定值、用于指示所定的动作的输入信号Sin(操 作输入信号)，并且使用例如所定的拨号盘、开关、触控面板等构成。这 些设定值、指示(输入信号Sin)由电源装置2的操作者(例如技师等) 输入。其中，对于一部分设定值等，也可以不通过操作者输入，而在产品 出货时等预先在电源装置2内予以设定。另外，作为上述开关，可以列 举：例如用于在上述多种模式(“心电测定模式A”、“心电测定模式 B”、“除颤模式(除颤模式A或除颤模式B)”)之间进行转换的模式 转换开关，设定在除颤时施加电能(直流电压Vdc)的施加能量设定开 关，用于对电源部22进行充电的充电开关，以及用于施加电能执行除颤 的能量施加开关(放电开关)等，对此在后面详细叙述。再有，在该输入 部21中输入的输入信号Sin，如图1所示，提供给演算处理部24。

电源部22是将上述直流电压Vdc向除颤导管1的电极群111G、112G (环状电极111、112)输出的部分。这样的电源部22的电力供应动作， 例如根据来自输入部21的输入信号Sin，由演算处理部24控制。另外， 该电源部22使用所定的电源电路(例如交换调节器等)，以及用于充电 的电容器(电容元件)等构成。

转换部23如图1所示，是进行转换直流电压Vdc、后述的电阻值R 和心电信号Sc0a、Sc1的供给路径的动作(转换动作)的部分。这样的转 换部23的转换动作，例如根据来自输入部21的输入信号Sin，由演算处 理部24控制。再有，对于该转换部23的转换动作的详细内容，在后面叙 述。

演算处理部24是控制整个电源装置2且进行所定的演算处理的部 分，以包括例如微电脑等的方式构成。具体地说，演算处理部24根据来 自输入部21的输入信号Sin，分别控制电源部22、转换部23、显示部25 和声音输出部26的动作。再有，对于在这样的演算处理部24中的动作例 子的详细内容，在后面叙述。

另外，该演算处理部24如图1所示，具有输出电路241和增益调整部 242。

输出电路241将从电源部22输出的直流电压Vdc，通过转换部23和 后述的输出端子Tout1，向除颤导管1的电极群111G、112G(环状电极 111、112)输出。具体地说，该输出电路241以使电极群111G、112G成 为互相不同的极性(一方的电极群为-极时，另一方的电极群为+极)的方 式输出直流电压Vdc，对此在后面详细叙述。

增益调整部242进行输入的各种信号(后述的心电信号Sc1、Sc2和 肌电信号Sm等)的峰值的增益调整(增幅处理等)。再有，这样的增益 调整后的各种信号(增益调整后的心电信号Sc1’、Sc2’和肌电信号 Sm’等)如图1所示，分别提供给显示部25。

显示部25是根据从演算处理部24供给的各种信号，来显示各种信息 并向外部输出的部分(监视器)。具体地说，显示部25如图1所示，具 有根据上述增益调整后的心电信号Sc1’、Sc2’显示心电波形的功能。另 外，显示部25也具有根据输入的肌电信号(例如上述增益调整后的肌电 信号Sm’)显示肌电波形的功能。但是，作为显示对象的信息，并不限 定于这些信号信息，也可以显示其他信息。通过在显示部25显示这样的 各种信息，电源装置2的操作者(例如技师等)例如可以一边监视上述心 电波形、肌电波形等，一边进行除颤治疗(对输入部21的输入操作 等)。再有，这样的显示部25使用各种方式的显示器(例如液晶显示 器、CRT(Cathode Ray Tube)显示器、有机EL(Electro Luminescence) 显示器等)构成。

声音输出部26如图1所示，根据从演算处理部24供给的声音信号 Ss，向外部输出各种声音。再有，这样的声音输出部26例如使用扬声器等 构成。

输入端子Tin1如图1所示，用于输入从后述心电图机4输出的心电信 号Sc1。再有，该心电信号Sc1是在后述的活体测定机构6(后述的多个 电极极板61)中测得并向心电图机4供给的活体信号，对此在后面详细叙 述。如此向输入端子Tin1输入的心电信号Sc1(例如模拟信号)，提供给 演算处理部24。再有，该输入端子Tin1对应于本发明的“第一输入端子”的一个具体例子，并且心电信号Sc1对应于本发明的“第一心电信 号”的一个具体例子。

输入端子Tin2如图1所示，用于输入在后述的活体测定机构6中测定 的活体信号(心电信号Sc2或肌电信号Sm)。具体地说，在本例中如图1 所示，这些心电信号Sc2和肌电信号Sm(例如模拟信号)全都不通过心 电图机4等其他机器，而被直接输入电源装置2的输入端子Tin2。另外， 对该输入端子Tin2，选择性地输入上述心电信号Sc2或肌电信号Sm(任 何一个)。如此输入输入端子Tin2的心电信号Sc2或肌电信号Sm分别提 供给演算处理部24。并且，在电源装置2中，被选择性地输入通过该输入 端子Tin2的心电信号Sc2与通过上述输入端子Tin1的心电信号Sc1中的 任何一个，对此在后面详细叙述。再有，这样的输入端子Tin2对应于本发 明的“第二输入端子”的一个具体例子，并且心电信号Sc2对应于本发明 的“第二心电信号”的一个具体例子。

输入端子Tin3如图1所示，用于输入在除颤导管1中测定的心电信号 Sc0a、Sc0b和电阻值R。在此，心电信号Sc0a是在前述电极群111G、 112G(环状电极111、112)中被测定，并通过前述导线81、82传送的心 电信号(参照图2、图3)。另一方面，心电信号Sc0b是在前述电极群 113G(环状电极113)中被测定，并通过前述导线83传送的心电信号 (参照图2、图3)。另外，电阻值R是电极群111G、电极群112G之间 的电阻值。如此向输入端子Tin3输入的各信号中的心电信号Sc0a，如图1 所示，依次经由转换部23和后述的输出端子Tout2，向后述的心电图机4 供给。另一方面，心电信号Sc0b如图1所示，不通过转换部23而仅通过 后述的输出端子Tout2向心电图机4供给。另外，电阻值R如图1所示， 通过转换部23向演算处理部24供给。

输出端子Tout1如图1所示，将从前述输出电路241输出且经由转换 部23供给的直流电压Vdc，向除颤导管1的电极群111G、112G(环状电 极111、112)输出。

输出端子Tout2如图1所示，将心电信号Sc0a和心电信号Sc0b向心 电图机4输出，该心电信号Sc0a依次经由输入端子Tin3和转换部23从除 颤导管1供给，该心电信号Sc0b通过前述输入端子Tin3从除颤导管1供 给。

(C.心电图机4)

心电图机4具有记录心电信号(在本例中为心电信号Sc0a、Sc0b、Sc1)等信息的功能。具体地说，在本例中如图1所示，心电图机4输入 并记录心电信号Sc0a、Sc0b、Sc1，该心电信号Sc0a、Sc0b从电源装置2 的前述输出端子Tout2输出，该心电信号Sc1从后述的活体测定机构6 (后述的多个电极极板61)输出。另外，在本例中，心电图机4也具有将 输入并记录的心电信号向外部输出的功能。具体地说，在本例中如图1所 示，心电图机4将上述心电信号Sc1向电源装置2的输入端子Tin1输出， 对此在后面详细叙述。另外，在本例中如图1所示，心电图机4将上述心 电信号Sc1、Sc0a、Sc0b分别向后述的心电图显示装置5输出。

(D.心电图显示装置5)

心电图显示装置5根据从上述心电图机4输出的心电信号Sc1、 Sc0a、Sc0b，显示心电波形(心电图)等。再有，作为这些心电图机4和 心电图显示装置5的总称，也称为：多导生理记录仪、活体信息监视器、 心脏导管用检查仪器或EP记录系统。如此显示在心电图显示装置5中的 心电波形等，由例如除颤导管1的操作者(医生)随时监视。

(E.活体测定机构6)

在除颤治疗等时，活体测定机构6以附着(粘贴)在患者9的体表的 状态使用，用于从患者9测定前述活体信号(心电信号Sc1、Sc2和肌电 信号Sm)。如图1所示，在本例中，活体测定机构6使用多个(例如6 个或8个)电极极板(电极极板61、62)构成。也就是说，该活体测定机 构6使用2个电极极板62，以及其他电极极板即多个(例如4个或6个) 电极极板61构成。

在此，通过采用一般的测定手法，如图1所示，从多个电极极板61 中的6个组合测定前述心电信号Sc1。如此从电极极板61获得的心电信号 Sc1提供给心电图机4。再有，通过上述一般的测定手法(使用6个电极 极板间的组合的测定手法)获得的心电信号Sc1的心电波形，与“12诱导 心电图”相对应。

另一方面，在后述的除颤处理、肌电测定处理时，如图1所示，从2 个电极极板62测定前述心电信号Sc2和肌电信号Sm中的一个。如此从电 极极板62获得的心电信号Sc2或肌电信号Sm分别如图1所示，不通过心 电图机4等其他机器，而仅通过电源装置2的前述输入端子Tin2，向电源 装置2内的演算处理部24供给。

[动作和作用·效果]

(A.基本动作)

在该除颤导管系统3中，在例如心导管术中的除颤治疗(除颤处理) 时等，除颤导管1的轴11的前端侧被通过血管插入患者9的体内(参照图 1)。这时，根据除颤导管1的操作者(医生)对手柄12的操作，插入患 者9体内的轴11的前端区域P1附近的形状发生偏向。具体地说，如果由 操作者的手指沿着如图2中的箭头所示的旋转方向d1旋转旋转板122，那么轴11内的操作引线80被拉向基端侧。其结果是，轴11的前端区域P1 附近沿着如图2中的箭头所示的方向d2弯曲。

(A-1.除颤处理)

在此，在进行上述除颤处理时，从电源装置2(电源部22)对除颤导 管1的电极群111G、112G(环状电极111、112)供给作为用于除颤的电 能的直流电压Vdc。具体地说，从电源装置2内的输出电路241输出直流 电压Vdc，使这些电极群111G、112G成为互相不同的极性(一方的电极 群为-极时，另一方的电极群为+极)。如此，使电极群111G、112G成为 互相不同的极性的直流电压Vdc，从插入患者9体内的除颤导管1的前端 区域P1对该患者9的心脏直接供给电能，由此进行电除颤处理。

在使用这样的除颤导管系统3(除颤导管1)的除颤处理中，与例如 从患者的体外供给电能的机器即AED(Automated External Defibrillator： 自动体外式除颤器)等相比，有如下优点。也就是说，首先，通过配置在 心腔内的除颤导管1的电极群111G、112G，对引起颤动的心脏直接供给 电能，由此除颤治疗所需的电刺激(电震)能够可靠地仅对心脏进行供 给。其结果是：与使用例如上述AED等的情况相比，可以进行更有效的 (效率高)除颤处理。另外，因为对心脏直接供给电能，所以与使用例如 上述AED等的情况不同，不会在患者的体表产生火伤，而可以在除颤处 理时降低对患者的侵袭性。

(A-2.心电位等的测定处理)

另一方面，在测定患者9的心电位等时，使用附着在患者9的体表的 活体测定机构6(电极极板61、62)或插入患者9体内的除颤导管1的电 极(环状电极111、112、113)等，测定心电位(参照图1)。或者，也 可以使用与除颤导管1不同的其他电极导管(插入患者9心腔内的电极导 管)，来测定患者9的心电位。如此获得的心电信息中的心电信号Sc1、 Sc2，通过电源装置2的输入端子Tin1、Tin2等提供给该电源装置2内 (参照图1)。另外，获得的心电信息中的心电信号Sc1、Sc0a、Sc0b， 提供给心电图显示装置5(参照图1)。于是，基于这些心电信号的心电 波形被显示在电源装置2内的显示部25、心电图显示装置5中，由此可以 由电源装置2的操作者(技师等)、除颤导管1的操作者(医生)适宜地 监视。

(B.除颤处理的详细内容)

其次，参照图4～图9，对上述除颤处理(除颤治疗)的详细内容， 一边与比较例(图9)进行比较，一边说明。

(B-1.本实施方式的除颤处理)

图4表示本实施方式的除颤导管系统3的除颤处理的一个例子的流程 图。另外，图5～图7分别是该除颤处理时的后述的各种工作状态例子的 示意性方框图。

在图4所示的本实施方式的除颤处理中，首先，选择后述的心电测定 处理(步骤S13、S23)时设定的心电测定模式。也就是说，后述的“心电 测定模式A”(参照图5)和“心电测定模式B”(参照图13)中的一 方，由电源装置2的操作者(技师等)输入输入部21(例如模式转换开关 的输入操作)(步骤S11)。换句话说，这相当于：心电测定处理时的输 入端子的选择(输入端子Tin1、Tin2中的一方的选择)和心电信号的选择 (心电信号Sc1、Sc2中的一方的选择)。如果在输入部21进行这样的心 电测定模式的选择；那么在电源装置2内，进行心电信号的转换处理(转 换动作)，以使从输入端子Tin1输入的心电信号Sc1和从输入端子Tin2 输入的心电信号Sc2中的一方被选择性地提供给演算处理部24。再有，在 电源装置2内，也可以另外设置转换部，该转换部进行这样的心电信号的 转换动作(选择性地向演算处理部24供给从输入端子Tin1输入的心电信 号Sc1和从输入端子Tin2输入的心电信号Sc2中的一方的动作)。在这种 情况下，该转换部的转换动作例如根据从输入部21供给的输入信号Sin， 由演算处理部24控制。

在图4所示的除颤处理中，接着，通过使用X射线图像等，确认患者 9体内的除颤导管1的各个电极(环状电极111、112、113)的位置(步 骤S12)。

其次，如图5所示，进行患者9的心电测定处理(步骤S13)。也就 是说，在本例中，通过将除颤导管系统3设定为“心电测定模式A”，进 行如下心电测定处理。另外，增益调整部242的增益调整时的增益设定， 由电源装置2的操作者(技师等)输入输入部21(步骤S14)。

在该图5所示的“心电测定模式A”中，首先，在附着在患者9的体 表的活体测定机构6(电极极板62)中测定的心电信号Sc2，不通过心电 图机4等而直接被输入电源装置2的输入端子Tin2，并且提供给该电源装 置2内的演算处理部24。于是，该心电信号Sc2在演算处理部24内的增 益调整部242被增益调整，基于增益调整后的心电信号Sc2’的心电波形显示在显示部25。另一方面，在活体测定机构6(电极极板61)中测定的 心电信号Sc1，通过心电图机4向心电图显示装置5输出。于是，基于该 心电信号Sc1的心电波形在该心电图显示装置5中显示。

另外，这时如图5所示，在除颤导管1的电极群111G、112G(环状 电极111、112)测定的心电信号Sc0a，依次经由电源装置2的输入端子 Tin3、转换部23和输出端子Tout2，提供给心电图机4。另一方面，在除 颤导管1的电极群113G(环状电极113)测定的心电信号Sc0b，依次经 由电源装置2的输入端子Tin3和输出端子Tout2(不经由转换部23)，提 供给心电图机4。如此提供给心电图机4的心电信号Sc0a、Sc0b分别向心 电图显示装置5输出，并且基于这些心电信号Sc0a、Sc0b的心电波形在该 心电图显示装置5中显示。

接着，通过电源装置2的操作者(技师等)对输入部21进行操作 (例如模式转换开关的输入操作)，输入信号Sin提供给演算处理部24， 由此用于执行除颤的“除颤模式”被设定(步骤S15)。

于是，如图6所示，进行除颤导管1的电极群111G、112G之间的电 阻值R的测定处理(步骤S16)。也就是说，通过该除颤导管系统3被设 定为“电阻测定模式”，进行如下的电阻值R的测定处理。

具体地说，首先，如图6所示，在除颤导管1的电极群111G、112G (环状电极111、112)测定的电阻值R，依次经由电源装置2的输入端子 Tin3和转换部23，提供给演算处理部24。于是，如此获得的电阻值R的 信息在显示部25显示。

另外，这时如图6所示，在活体测定机构6(电极极板62)中测定的 心电信号Sc2，继续不通过心电图机4等而直接被输入电源装置2的输入 端子Tin2，并且提供给演算处理部24。于是，该心电信号Sc2在演算处理 部24内的增益调整部242被增益调整，基于增益调整后的心电信号Sc2’ 的心电波形继续在显示部25显示。另一方面，在活体测定机构6(电极极板61)中测定的心电信号Sc1也继续通过心电图机4向心电图显示装置5 输出。于是，基于该心电信号Sc1的心电波形继续在该心电图显示装置5 中显示。

再有，这时如图6所示，在除颤导管1的电极群113G(环状电极 113)测定的心电信号Sc0b也继续依次经由电源装置2的输入端子Tin3和 输出端子Tout2(不经由转换部23)，提供给心电图机4。于是，该心电 信号Sc0b从心电图机4向心电图显示装置5输出，并且基于心电信号 Sc0b的心电波形在该心电图显示装置5中显示。

接着，电源装置2内的演算处理部24对如此获得的电阻值R是否在 由所定的阈值Rth1、Rth2规定的所定范围内(是否满足Rth2＞R＞ Rth1)，进行判定(步骤S17)。在此，如果判定为电阻值R不在所定范 围内(相当于R≥Rth2或Rth1≥R)(步骤S17：否)，那么意味着：除 颤导管1的电极群111G、112G没有可靠地与患者9体内的所定部位(例 如冠状静脉的管壁、右心房的内壁等)抵接。因此，在这种情况下，返回 前述步骤S12，再次使用X射线图像等确认各个电极(环状电极111、 112、113)的位置。如此，因为仅在除颤导管1的电极群111G、112G可 靠地与患者9体内的所定部位抵接的情况下，才执行此后的除颤，所以可 以进行有效的除颤治疗。

另一方面，如果判定为电阻值R在所定范围内(满足Rth2＞R＞ Rth1)(步骤S17：是)，那么如上所述，意味着：除颤导管1的电极群 111G、112G可靠地与患者9体内的所定部位抵接。因此，在这种情况 下，通过电源装置2的操作者(技师等)对输入部21进行操作(例如施 加能量设定开关的输入操作)，输入信号Sin提供给演算处理部24，由此 进行除颤时的施加能量的设定(步骤S18)。具体地说，作为施加能量， 例如在1J(焦耳)～30J的范围内，以刻度为1J进行设定。

接着，通过电源装置2的操作者(技师等)对输入部21进行操作 (例如充电开关的输入操作)，输入信号Sin提供给演算处理部24，由此 电源部22内的电容器被充有用于除颤的能量(电荷)(步骤S19)。

于是，在充完这样的能量之后，开始执行除颤(步骤S20)。具体地 说，通过电源装置2的操作者(技师等)对输入部21进行操作(例如能 量施加开关的输入操作)，输入信号Sin提供给演算处理部24，由此执行 以下说明的“除颤模式”。再有，在下列图7中说明的“除颤模式(除颤 模式A)”，对应于在设定(选择)为前述“心电测定模式A”的情况下 进行的除颤模式。

在该“除颤模式(除颤模式A)”中，如图7所示，通过在除颤导管 1的电极群111G、112G之间施加作为电能的直流电压Vdc，从而在患者9 的体内进行除颤。

具体地说，如图7所示，从电源装置2内的电源部22输出的直流电压 Vdc，依次经由演算处理部24内的输出电路241、转换部23和输出端子 Tout1，施加到除颤导管1的电极群111G、112G之间。这时，如前所述， 从电源装置2内的输出电路241输出直流电压Vdc，以使这些电极群 111G、112G成为互相不同的极性(一方的电极群为-极时，另一方的电极 群为+极)。

另外，这时如图7所示，在活体测定机构6(电极极板62)中测定的 心电信号Sc2，继续不通过心电图机4等而直接被输入电源装置2的输入 端子Tin2，提供给演算处理部24。于是，该心电信号Sc2在演算处理部 24内的增益调整部242被增益调整，基于增益调整后的心电信号Sc2’的 心电波形继续在显示部25显示。另一方面，在活体测定机构6(电极极板 61)中测定的心电信号Sc1也继续通过心电图机4向心电图显示装置5输 出。于是，基于该心电信号Sc1的心电波形继续在该心电图显示装置5中 显示。

再有，这时如图7所示，在除颤导管1的电极群113G(环状电极 113)测定的心电信号Sc0b也继续依次经由电源装置2的输入端子Tin3和 输出端子Tout2(不经由转换部23)，提供给心电图机4。于是，该心电 信号Sc0b从心电图机4向心电图显示装置5输出，并且基于心电信号 Sc0b的心电波形在该心电图显示装置5中显示。

另外，这时演算处理部24对电源部22进行动作控制，以与通过上述 路径供给的心电信号Sc2同步的方式施加直流电压Vdc。具体地说，演算 处理部24，首先在逐次输入的心电信号Sc2的心电波形中，检出1个R波 (最大峰值)，并且求得该峰高。于是，演算处理部24，在从电位差到达 求得的峰高的80％的高度(触发电平)时(下一个R波上升时)开始，经 过所定时间(例如R波峰宽的1/10左右的极短时间)后，使直流电压Vdc 的施加开始。如此，通过以与输入演算处理部24的心电波形(最大峰值 即R波)同步的方式施加直流电压Vdc，可以进行有效的除颤治疗。

在此，图8示意性地表示在图7所示的除颤执行时测定的心电波形的 一个例子(例如能量的设定输出＝10J的情况)。具体地说，表示除颤执行 时的测定电位的定时波形的一个例子。

在本例中，首先，从心电信号Sc2的心电波形的电位差到达上述触发 电平时(定时t0)开始，经过所定时间后(定时t1)，施加直流电压 Vdc，使电极群111G为-极(负极)、电极群112G为+极(正极)。于 是，通过供给这样的电能，测定电位上升(参照图8中的定时t1时的虚线 箭头)。于是，在从该定时t1开始经过所定时间后(定时t2)，施加极性 反转的直流电压Vdc，使电极群111G为+极、电极群112G为-极。于是， 通过供给这样的电能，测定电位反方向上升(参照图8中的定时t3时的虚 线箭头)。

其次，在从上述定时t0开始经过所定时间后(定时t4)，演算处理部 24使来自电源部22的直流电压Vdc的输出停止，由此停止执行患者9体 内的除颤(步骤S21)。

接着，除颤时的施加记录(如图8所示的心电波形记录)被暂时(例 如5秒钟)显示在电源装置2的显示部25(步骤S22)。

接着，在本例中，前述“心电测定模式A”(步骤S13,参照图5)再 次被设定。由此，基于增益调整后的心电信号Sc2’的心电波形再次显示 在电源装置2的显示部25，并且基于心电信号Sc1、Sc0a、Sc0b的心电波 形再次显示在心电图显示装置5中。总之，显示执行上述除颤后的心电波 形(步骤S23)。

于是，可以观察这样的除颤后的心电波形，判定是否正常(步骤 S24)。如果判定为不正常(心房颤动没有消退)(步骤S24：否)，那么 返回前述步骤S15，再次进行除颤。另一方面，如果判定为正常(步骤 S24：是)，那么结束图4所示的一连串除颤处理。

(B-2.比较例的除颤处理)

在此，图9是比较例的除颤导管系统(除颤导管系统103)的结构和 工作状态的例子的示意性方框图。

该比较例的除颤导管系统103如图9所示，具备除颤导管1和电源装 置102。也就是说，该除颤导管系统103与下列系统相对应：在图1所示 的本实施方式的除颤导管系统3中，设置比较例的电源装置102来代替实 施方式的电源装置2。另外，在使用该除颤导管系统103的除颤时，与本 实施方式的除颤导管系统3同样，也适宜地使用心电图机4、心电图显示装置5和活体测定机构106。但是，该比较例的活体测定机构106与实施 方式的活体测定机构6不同，仅使用1种电极极板(多个电极极板61)构 成，没有设置多个(例如2个)电极极板62。

比较例的电源装置102如图9所示，与下列电源装置相对应：在本实 施方式的电源装置2中，没有设置(省略了)输入端子Tin2，并且设置比 较例的演算处理部204来代替演算处理部24。另外，该比较例的演算处理 部204与在实施方式的演算处理部24中不设置增益调整部242的演算处理 部相对应。

在这样的比较例的除颤导管系统103中，如图9所示，在进行心电测 定处理时，通过下列路径，心电信号Sc1提供给电源装置102内的演算处 理部204。

也就是说，首先，在活体测定机构6(电极极板61)中测定的心电信 号Sc1，通过心电图机4提供给心电图显示装置5，并且通过心电图机4 和电源装置102的输入端子Tin1提供给演算处理部204。于是，在心电图 显示装置5中，显示基于该心电信号Sc1的心电波形，并且在电源装置 102的显示部25，显示基于该心电信号Sc1的心电波形。

另外，在除颤导管1的电极群111G、112G(环状电极111、112)测 定的心电信号Sc0a，依次经由电源装置102的输入端子Tin3、转换部23 和输出端子Tout2，提供给心电图机4。另一方面，在除颤导管1的电极群 113G(环状电极113)测定的心电信号Sc0b，依次经由电源装置102的输 入端子Tin3和输出端子Tout2(不经由转换部23)，提供给心电图机4。 于是，如此提供给心电图机4的心电信号Sc0a、Sc0b分别向心电图显示装 置5输出，并且基于这些心电信号Sc0a、Sc0b的心电波形在该心电图显示 装置5中显示。

然而，在这样的比较例的除颤导管系统103中，如下所述，有可能不 易应对使用时的环境条件。

也就是说，首先在该比较例中如上所述，由测定得到的心电信号Sc1 通过心电图机4提供给显示部25和心电图显示装置5，进行心电波形的显 示。因此，容易受到心电图机4的装置结构的影响，例如在心电图机4不 具备心电信号的输出功能(没有设置心电信号的输出端子)的情况下，就 不能向电源装置102供给除颤所需的波形信息(心电信号Sc1)。

另外，在该比较例中，因为心电信号Sc1输入心电图机4，所以在该 心电图机4内适宜进行滤波处理(增益调整)。也就是说，与本实施方式 不同，在演算处理部204内，不进行增益调整(没有设置增益调整部 242)。然而，在该心电图机4内的对心电信号Sc1的共同的增益调整 中，例如在电源装置102的显示部25有可能产生不适合观察(执行除 颤)的心电波形。具体地说，对观察者(医生)来说，在心电图显示装置 5中，期望显示峰值尽可能大的心电波形。另一方面，对观察者(技师 等)来说，在电源装置102的显示部25，如果心电波形的峰值过大，那么 有可能不易进行除颤执行的定时调整等。

并且，在该比较例中，起因于上述心电图机4内的滤波处理(增益调 整)，到心电信号Sc1在电源装置102的显示部25显示为止，有可能产生 一些时滞(时间延迟)。

如此在比较例中，有可能不易应对使用除颤导管系统103时的环境条 件，结果有损使用时的便利性。

(B-3.作用·效果)

在此，在本实施方式的除颤导管系统3中，与上述比较例的除颤导管 系统103不同，如下所述。也就是说，如图1等所示，在活体测定机构6 (电极极板62)中测定的心电信号Sc2，不通过心电图机4等其他机器， 而直接被输入电源装置2的输入端子Tin2。换句话说，在除颤导管系统3 的电源装置2中，与除颤导管系统103的电源装置102不同，设置有用于直接输入这样的心电信号Sc2(不通过心电图机4等)的输入端子Tin2。

由此在本实施方式中，与上述比较例相比，例如不易受到心电图机4 的装置结构等的影响，容易应对使用除颤导管系统3时的环境条件。具体 地说，如前所述，即使在心电图机4不具备心电信号的输出功能(没有设 置心电信号的输出端子)的情况下，也能够如图5～图7等所示，通过输 入端子Tin2向电源装置2供给除颤所需的波形信息(心电信号Sc2)。

另外，在本实施方式中，与上述比较例不同，因为能够单独实施心电 图机4内的增益调整与电源装置2内的增益调整(由增益调整部242进行 的增益调整)，所以在这些增益调整中，可以个别设定峰值。

具体地说，例如在心电图机4内进行增益调整，以便在心电图显示装 置5中，如前所述显示峰值尽可能大的心电波形。另一方面，由增益调整 部242进行任意的增益调整，以便在电源装置2的显示部25，使电源装置 2内的利用变得容易(如前所述，容易进行除颤执行的定时调整)。总 之，利用增益调整后的心电信号Sc2’等，以便在显示部25监视心电波形时容易观察，谋求更加提高便利性。

并且，在本实施方式中，与上述比较例不同，因为心电信号Sc2不经 由心电图机4而输入电源装置2，所以如下所述。也就是说，与前述比较 例的情况不同，可以避免发生到心电信号Sc2在显示部25显示为止，起 因于心电图机4内的滤波处理(增益调整)的时滞。

如此在本实施方式中，与上述比较例的情况相比，容易应对使用除颤 导管系统3时的环境条件，结果可以提高使用时的便利性。

另外，在本实施方式的电源装置2中，前述“心电测定模式A(参照 图5)”、后述“心电测定模式B(参照图13)”和前述“除颤模式(参 照图7、图14)”的多种模式，可以被转换。此外，在本实施方式中，可 以选择性地输入通过输入端子Tin2的心电信号Sc2(参照图5～图7等) 和通过输入端子Tin1的心电信号Sc1(参照后述的图13)中的任何一个。 具体地说，这样的多种模式间的转换处理以及输入端子Tin1(心电信号 Sc1)和输入端子Tin2(心电信号Sc2)中的一方的选择处理，例如可以分 别根据电源装置2的操作者(技师等)的操作通过输入部21进行。通过 进行这样的模式、心电信号的选择处理，在本实施方式中，例如可以根据用途、状况等，择一利用上述多种模式中的一种，并且择一利用上述2种 心电信号Sc1、Sc2中的一方。因此，可以谋求更加提高便利性。

并且，在本实施方式中，除了在电极群111G、112G测定的心电信号 Sc0a之外，还可以利用在电极群113G测定的心电信号Sc0b。由此，例如 即使在电极群111G、112G被用于心电测定处理以外的处理(例如，图6 所示的电阻值R的测定处理、图7所示的直流电压Vdc的施加处理等)的 情况下，也能够从除颤导管1取得心电信号(心电信号Sc0b)。总之，因 为即使在这种情况下，也能够一边在心电图显示装置5中显示心电信号 Sc0b进行监视，一边进行除颤治疗，所以可以谋求更加提高便利性。

(C.肌电测定处理)

在此，本实施方式的除颤导管系统3另外还设置有如下所述的肌电测 定功能(肌电信号的取得功能)。再有，作为这样的肌电信号，可以列举 例如显示在患者9的横膈膜附近的部位获得的复合肌肉动作电位 (CMAP)的信号。

图10是这样的除颤导管系统3的肌电测定时的工作状态的例子的示 意性方框图。

在该肌电测定时，如图10所示，在活体测定机构6(电极极板62) 中测定的肌电信号Sm，与前述心电信号Sc2同样，不通过心电图机4等 其他机器，而直接被输入电源装置2的输入端子Tin2。换句话说，在本实 施方式的电源装置2中，设置有用于直接输入心电信号Sc2和这样的肌电 信号Sm(不通过心电图机4等)的输入端子Tin2。再有，如此输入电源 装置2的肌电信号Sm，提供给演算处理部24。于是，通过在该演算处理 部24内的增益调整部242进行峰值的增益调整，基于这样的增益调整后 的肌电信号Sm’的肌电波形在显示部25显示。

在此，图11示意性地表示这样的肌电测定时的电极极板的配置例子 (显示前述CMAP的肌电信号Sm的情况的例子)。在该图11所示的例 子中，活体测定机构6的2个电极极板62(称为电极极板62a、62b)分别 附着在患者9的横膈膜附近的部位(参照图11中的区域Ad)。于是，通 过这些电极极板62a、62b，可以获得显示CMAP的肌电信号Sm。另外， 作为电极极板62a的附着位置，如图11所示，可以列举从剑状突起若干上 方的位置。另外，作为电极极板62b的附着位置，如图11所示，可以列 举右下肋骨附近的位置。

如此在本实施方式中，除了心电测定功能之外，还设置有肌电测定功 能(在电源装置2的输入端子Tin2设置有心电信号Sc2和肌电信号Sm的 取得功能)，由此如下所述。也就是说，除了在活体测定机构6(电极极 板62)中获得的心电信号Sc2之外，在该活体测定机构6(电极极板62) 中获得的肌电信号Sm也能够在电源装置2内利用。其结果是，可以谋求更加提高便利性。

在此，在对心房颤动的消融治疗(也包括使用冷冻球囊消融的治疗) 中，一般来说，有可能产生并发症。其中，作为严重的病例，包括例如隔 神经麻痹。具体地说，使呼吸筋的1个即膈膜移动的神经是隔神经，右隔 神经位于从颈髓向下、上腔静脉旁边。在对心房颤动的消融治疗中，有可 能弄伤该隔神经，虽然大多是暂时的可以恢复，但在极少数情况下，隔神 经麻痹可能持续存在。于是，虽然在大部分情况下无症状，但是也可能出 现呼吸困难等。

因此，为了事前预测这样的隔神经麻痹，在对心房颤动的消融治疗 时，除了触诊之外，还可能对显示上述CMAP的信号进行观察。在本实施 方式中，可以利用除颤治疗时使用的活体测定机构6(电极极板62)和电 源装置2的输入端子Tin2，简易地取得这样的显示CMAP的信号。

另外，在本实施方式中，如前所述，如此获得的肌电信号Sm提供给 电源装置2内的演算处理部24，并且在显示部25进行肌电波形的显示。 具体地说，如图10所示，在演算处理部24内的增益调整部242，进行肌 电信号Sm的峰值的增益调整，基于这样的增益调整后的肌电信号Sm’的 肌电波形在显示部25显示。由此在本实施方式中，能够在电源装置2内 的显示部25，随时监视在活体测定机构6(电极极板62)中测定的肌电信 号Sm。其结果是，可以谋求更加提高便利性。

进一步说，在本实施方式中，对电源装置2的输入端子Tin2，可以选 择性地输入心电信号Sc2(参照图5～图7等)或肌电信号Sm(参照图 10)的任何一个。具体地说，这样的心电信号Sc2和肌电信号Sm中的一 方的选择处理，例如可以根据电源装置2的操作者(技师等)的操作通过 输入部21进行。再有，如此输入输入端子Tin2的心电信号Sc2或肌电信 号Sm分别提供给演算处理部24。通过进行这样的选择处理，在本实施方 式中，例如可以根据用途、状况等，择一利用这2种活体信号(心电信号 Sc2和肌电信号Sm)中的一方。因此，可以谋求更加提高便利性。

此外，如图10中的“×(叉)”符号所示，在对该输入端子Tin2输 入肌电信号Sm的期间(肌电测定期间)，在除颤导管系统3中，除颤的 执行被停止(不可执行)。具体地说，在这样的肌电测定期间，电源装置 2内的演算处理部24进行动作控制，以使来自电源部22的用于除颤的电 力供应(直流电压Vdc的输出)停止。如此，在肌电测定期间，来自电源 部22的直流电压Vdc的输出被停止，由此如下所述。也就是说，例如在 进行肌电信号Sm的测定处理而没有必要除颤的情况下，可以防止用于除 颤的电力供应(由于操作者的误操作等)被错误执行。其结果是，可以谋 求更加提高便利性。

图12示意性地表示由本实施方式的肌电测定获得的肌电波形的一个 例子。具体地说，表示：在电源装置2内的显示部25显示基于测得的肌 电信号Sm(或增益调整后的肌电信号Sm’)的肌电波形例子的情况。再 有，图12中所示的最大值Smax，表示该肌电波形的峰值的最大值。另 外，最小阈值Smin与例如最大值Smax的70％的峰值(Smin＝Smax× 0.7)对应，并且在如下说明的警告动作时利用。再有，对于这些最大值 Smax和最小阈值Smin，为了方便图示，仅在纵轴的正(+)侧表示。

在此，在本实施方式的电源装置2中，如图12中的虚线箭头d3所 示，设置有：在肌电波形产生所定限度以上的衰减的情况下，向外部发出 警告动作的功能。具体地说，电源装置2的演算处理部24，在判定输入的 肌电信号Sm的峰值为阈值(最小阈值Smin)以下的情况下，进行向外部 的警告。作为这样的警告动作，可以列举：例如在显示部25上进行所定的警告显示，使用声音输出部26输出所定的警告声音的动作等。通过进 行这样的警告动作，在本实施方式中，例如能够立即把握肌电信号Sm的 过度衰减状态，而由操作者(技师等)迅速采取对策。其结果是，可以谋 求更加提高便利性。

如上所述在本实施方式中，在对除颤导管1进行除颤时的电力供应的 电源装置2中，设置有在活体测定机构6中测定的心电信号Sc2等不通过 心电图机4而直接被输入的输入端子Tin2。如此，因为心电信号Sc2不通 过心电图机4而直接输入电源装置2，所以不易受到例如心电图机4的装 置结构等的影响，从而容易应对使用除颤导管系统3时的环境条件。另 外，在电源装置2中，因为前述多种模式(“心电测定模式A”、“心电 测定模式B”、“除颤模式”)可以被转换，并且可以选择性地输入心电 信号Sc1或心电信号Sc2；所以如下所述。也就是说，例如根据用途、状 况等，能够择一利用上述多种模式中的一种、上述2种心电信号中的一 种。因此，在本实施方式中，可以提高便利性。

另外，在本实施方式中，因为除了心电测定功能之外，还设置有肌电 测定功能(在电源装置2的输入端子Tin2上，设置有心电信号Sc2和肌电 信号Sm的取得功能)；所以获得了如下效果。也就是说，除了在活体测 定机构6中获得的心电信号Sc2之外，在该活体测定机构6中获得的肌电 信号Sm也能够在电源装置2内利用。其结果是，可以谋求更加提高便利性。

(D.其他心电测定处理、除颤处理：心电测定模式B、除颤模式B)

在此，另外，在本实施方式中，可以利用如图13所示的心电测定处 理。也就是说，除了前述“心电测定模式A”的心电测定处理之外，可以 利用图13所示的“心电测定模式B”进行心电测定处理。这对应于下列情 况：在前述图4的步骤S11中，选择“心电测定模式B”代替“心电测定 模式A”。

在该“心电测定模式B”的心电测定处理中，具体如图13所示，在活 体测定机构6(电极极板61)中测定的心电信号Sc1通过下列路径输入电 源装置2。也就是说，如此获得的心电信号Sc1经由心电图机4输入电源 装置2的输入端子Tin1。于是，输入电源装置2的心电信号Sc1经过前述 增益调整变成心电信号Sc1’，并且基于该心电信号Sc1’的心电波形在显示部25显示。另外，基于输入心电图机4的心电信号Sc1的心电波形在 心电图显示装置5中显示。并且，这时，在除颤导管1的电极群111G、 112G测定的心电信号Sc0a，也可以依次经由电源装置2(输入端子 Tin3、转换部23、输出端子Tout2)和心电图机4，并且在心电图显示装 置5中显示。另外，同样，在除颤导管1的电极群113G测定的心电信号 Sc0b，也可以依次经由电源装置2(输入端子Tin3、输出端子Tout2)和 心电图机4，并且在心电图显示装置5中显示。

在由这样的“心电测定模式B”进行的心电测定处理中，能够在心电 图机4和电源装置2内利用在活体测定机构6(电极极板61)中获得的心 电信号Sc1。因此，可以谋求更加提高便利性。

在此，图14是在设定(选择)这样的“心电测定模式B”的情况下进 行“除颤模式(除颤模式B)”时的工作状态的例子的示意性方框图。在 该“除颤模式B”中，除了使用输入端子Tin1(心电信号Sc1)来代替输 入端子Tin2(心电信号Sc2)之外，以基本上与前述“除颤模式A”(参 照图7)的情况相同的方式进行除颤处理。

也就是说，具体如图14所示，从电源装置2内的电源部22输出的直 流电压Vdc，依次经由演算处理部24内的输出电路241、转换部23和输 出端子Tout1，施加到除颤导管1的电极群111G、112G之间。这时，如 前所述，从电源装置2内的输出电路241输出直流电压Vdc，以使这些电 极群111G、112G成为互相不同的极性。

另外，这时如图14所示，在活体测定机构6(电极极板61)中测定 的心电信号Sc1，从上述“心电测定模式B”时开始继续通过心电图机4 输入电源装置2的输入端子Tin1，提供给演算处理部24。于是，该心电信 号Sc1在演算处理部24内的增益调整部242被增益调整，基于增益调整后 的心电信号Sc1’的心电波形在显示部25显示。另外，基于输入心电图机 4的心电信号Sc1的心电波形在心电图显示装置5中显示。

再有，这时如图14所示，在除颤导管1的电极群113G(环状电极 113)测定的心电信号Sc0b，依次经由电源装置2的输入端子Tin3和输出 端子Tout2(不经由转换部23)，提供给心电图机4。于是，该心电信号 Sc0b从心电图机4向心电图显示装置5输出，并且基于心电信号Sc0b的 心电波形在该心电图显示装置5中显示。

另外，这时演算处理部24对电源部22进行动作控制，以与通过上述 路径供给的心电信号Sc1同步的方式施加直流电压Vdc。如此进行“除颤 模式B”的除颤处理。

如此在图14所示的“除颤模式B”中，与前述比较例的除颤导管系统 103(参照图9)的情况同样，进行除颤处理。总之，该“除颤模式B” (和上述“心电测定模式B”)的情况，与前述“除颤模式A(参照图 7)”(和前述“心电测定模式A(参照图5)”)的情况不同，即使电极 极板62附着在患者9上，也不能被除颤处理、心电测定处理利用。因 此，在例如需要与以往的除颤导管系统同样的条件时、想不使用电极极板 62进行处理(除颤处理、心电测定处理)的情况下等，可以适宜利用这些 “除颤模式B”、“心电测定模式B”，从而谋求更加提高便利性。

<变形例>

以上虽然列举实施方式说明了本发明，但是本发明并不限定于该实施 方式，可以做出各种变化。

例如，在上述实施方式中说明的各部件的材料等并没有限定，也可以 采用其他材料。另外，在上述实施方式中，虽然具体列举除颤导管1的结 构并进行了说明，但是并不一定需要具备全部部件，另外也可以进一步具 备其他部件。具体地说，例如在轴11的内部，作为摇摆部件，也可以设 置可以在弯曲方向上变形的板簧。另外，轴11上的电极的构成(环状电 极和前端电极的配置、形状、个数等)并不限定于上述实施方式中的实 例。进一步说，除颤导管1的各部件的构成(形状、配置、材料、个数 等)并不限定于上述实施方式中的实例，也可以是其他形状、配置、材 料、个数等。此外，在上述实施方式中说明的各种参数的值、范围、大小 关系等也不限定于上述实施方式中的实例，也可以是其他值、范围、大小 关系等。

另外，在上述实施方式中，虽然列举轴11的前端区域P1附近的形状 可以根据在手柄12的操作在一个方向上变化的除颤导管类型并进行了说 明，但是并不限于此。也就是说，本发明可以适用于例如轴11的前端区 域P1附近的形状可以根据在手柄12的操作在二个方向上变化的除颤导管 类型，此时将使用多根操作引线。另外，本发明也可以适用于轴11的前 端区域P1附近的形状被固定的除颤导管类型，此时不需要操作引线、旋 转板122等。也就是说，仅有手柄主体121构成手柄。

进一步说，在上述实施方式中，虽然举例说明了使用多个电极极板 (电极极板61、62)构成活体测定机构6的情况，但是并不限定于该例 子。也就是说，作为活体测定机构，例如也可以使用不同于除颤导管1的 其他电极导管(插入患者9心腔内的电极导管)等。

此外，在上述实施方式中，虽然具体列举电源装置2的模块结构并进 行了说明，但是并不一定需要具备全部上述实施方式所述的各个模块，另 外也可以进一步具备其他模块。另外，作为整个除颤导管系统3，除了上 述实施方式所述的各装置之外，也可以进一步具备其他装置。具体地说， 例如在某些情况下，也可以以包含心电图机4、活体测定机构6(电极极 板61、62)等的方式构成除颤导管系统。

另外，在上述实施方式中说明的一连串的处理可以由硬件(电路)来 进行，也可以由软件(程序)来进行。在由软件来进行的情况下，该软件 由用于通过电脑执行各种功能的程序群构成。各种程序例如可以预先建立 在上述电脑中使用，也可以通过电脑网络、记录介质安装到上述电脑中使 用。

进一步说，也可以任意组合上述各种例子加以应用。

Claims (7)

1.一种除颤导管系统，具备：

除颤导管，插入心腔内进行除颤；以及

电源装置，对所述除颤导管进行所述除颤时的电力供应，

所述电源装置具有：

电源部，进行所述除颤时的所述电力供应；

第一输入端子，用于输入从心电图机输出的第一心电信号；以及

第二输入端子，不通过所述心电图机而直接输入在活体测定机构中测定的第二心电信号，

在所述电源装置中，

从所述第二输入端子取得所述第二心电信号的第一心电测定模式、从所述第一输入端子取得所述第一心电信号的第二心电测定模式和进行所述除颤的除颤模式，可以被转换；并且

所述第一心电信号或所述第二心电信号可以被选择性地输入。

2.根据权利要求1所述的除颤导管系统，其中，

所述电源装置进一步具有：

演算处理部，进行输入的所述第一心电信号或所述第二心电信号的峰值的增益调整；以及

显示部，根据进行了所述增益调整之后的所述第一心电信号或所述第二心电信号显示心电波形。

3.根据权利要求1所述的除颤导管系统，其中，

所述第二输入端子进一步可以不通过所述心电图机而直接输入在所述活体测定机构中测定的肌电信号。

4.根据权利要求3所述的除颤导管系统，其中，

所述第二输入端子以可以选择性地输入所述第二心电信号或所述肌电信号的方式构成，

所述电源装置进一步具有根据输入的所述肌电信号显示肌电波形的显示部。

5.根据权利要求3或4所述的除颤导管系统，其中，

在对所述第二输入端子输入所述肌电信号的期间，所述电源部停止用于所述除颤的所述电力供应。

6.根据权利要求3或4所述的除颤导管系统，其中，

所述电源装置在判定输入的所述肌电信号的峰值小于等于阈值的情况下，进行向外部的警告。

7.根据权利要求1至4中的任一项所述的除颤导管系统，其中，

所述活体测定机构使用至少2个电极极板构成。

Images