CN113226456B - 心腔内除颤导管系统 - Google Patents

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Abstract

心腔内除颤导管系统具备除颤导管(100)、电源装置(700)以及心电仪(800)，电源装置的运算处理部以如下方式进行运算处理并控制DC电源部，即：根据经由心电图输入连接器而从心电仪输入的心电图逐次感测被推定为R波的事件，在每次感测时计算出心率，在感测到事件(Vn)后且被输入外加执行开关之后，在感测到事件(Vn+m)时，仅在相当于事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％的长度的不应期经过后感测到事件(Vn+m)的情况下，与该事件(Vn+m)同步地外加直流电压。根据该除颤导管系统，能够不受患者的心率高低的影响，可靠地避免与T波同步地进行除颤。

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，涉及具备插入至心腔内的除颤导管、对该除颤导管的电极外加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统。
背景技术
以往，作为能够对在心脏导管手术中发生了心房颤动等的心脏可靠地供给除颤所需且充足的电能，并能够不在患者的体表产生烧伤地进行除颤治疗的心腔内除颤导管系统，由本发明人提出了如下的导管系统，即、具备插入至心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极外加直流电压的电源装置、以及心电仪，其中，除颤导管具备：绝缘性的管部件；第一DC电极组，其由安装于该管部件的前端区域的多个环状电极构成；第二DC电极组，其由从第一DC电极组向基端侧分离地安装于管部件的多个环状电极构成；第一导线组，其由前端连接于构成第一DC电极组的各个电极的多个导线构成；以及第二导线组，其由前端连接于构成第二DC电极组的各个电极的多个导线构成，电源装置具备：DC电源部；导管连接连接器，其连接于除颤导管的第一导线组和第二导线组的基端侧；心电仪连接连接器，其连接于心电仪的输入端子；运算处理部，其基于外部开关的输入来控制DC电源部，并具有来自该DC电源部的直流电压的输出电路；以及切换部，其由1电路2接点的切换开关构成，在共用接点连接导管连接连接器，在第一接点连接心电仪连接连接器，在第二接点连接运算处理部，在利用除颤导管的电极(构成第一DC电极组和/或第二DC电极组的电极)测量心电位时，在切换部中选择第一接点，来自除颤导管的心电位信息经由电源装置的导管连接连接器、切换部以及心电仪连接连接器被输入至心电仪，在利用除颤导管进行除颤时，通过电源装置的运算处理部而切换部的接点切换为第二接点，从DC电源部经由运算处理部的输出电路、切换部以及导管连接连接器，对除颤导管的第一DC电极组和第二DC电极组外加相互不同的极性的电压(参照下述专利文献1)。
在专利文献1所记载的导管系统中，若被输入作为外部开关的能量外加开关，则通过运算处理部使切换部的接点从第一接点切换为第二接点，并确保从导管连接连接器经由切换部到达运算处理部的路径。
切换部的接点切换为第二接点后，从接收到来自运算处理部的控制信号的DC电源部经由运算处理部的输出电路、切换部以及导管连接连接器，对除颤导管的第一DC电极组和第二DC电极组外加相互不同的极性的直流电压。
在此，运算处理部进行运算处理并对DC电源部发送控制信号，以使与经由心电图输入连接器输入的心电位波形取得同步并外加电压。
为了进行有效的除颤治疗，并且不对心室带来负面影响，除颤(电压的外加)通常与R波同步进行。
若与T波同步进行除颤，则导致严重的心室颤动的危险性较高，因此，必须避免使其与T波同步。
因此，在专利文献1所记载的导管系统中，在逐次输入至运算处理部的心电位波形(心电图)中，检测1个R波，求出其波高，在能量外加开关的输入之后，立即将达到该波高的80％的高度的峰值识别为R波，使其与该峰值同步，对第一电极组和第二电极组外加电压。
另外，由本发明人提出有如下的导管系统，即、进行运算处理并控制DC电源部，以使利用运算处理部根据从心电仪经由心电图输入连接器输入至电源装置的心电图逐次感测被推定为R波的事件，当在电能的外加开关输入后感测到的事件的极性与在其前1个感测到的事件的极性和在其前2个感测到事件的极性一致时，与该事件同步地对第一电极组和第二电极组外加电压，并且控制DC电源部，以便在从感测到被推定为R波的事件起一定期间(最短50m秒、最长500m秒的期间)不对第一DC电极组和第二DC电极组外加电压(参照下述专利文献2)。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，从感测到被推定为R波的事件起一定期间，作为不应期，不对第一DC电极组和第二DC电极组外加电压，因此在感测到的事件为R波的峰值的情况下，能够避免在下个T波出现的时刻进行除颤，换言之，能够对被推定为T波的峰值进行屏蔽。
专利文献1：日本专利第4545216号公报
专利文献2：日本专利第5900974号公报
但是，即使通过上述专利文献2所记载的导管系统，也不能可靠地防止与T波同步地进行除颤。
即、可以认为对于心率较低(R-R时间较长)的患者，从感测到被推定为R波的事件起，在专利文献2中规定的期间经过后T波出现，在这样的情况下，与T波同步进行除颤。
另外，对于心率较高(R-R时间较短)的患者，从感测到被推定为R波的事件起，在专利文献2中规定的期间中，应与其同步地进行除颤的下个事件(R波)出现，由此变得不能与应进行除颤的事件同步进行除颤。
此外，也可以认为手术中的患者的心率变化。
发明内容
本发明是基于以上的事由而完成的。
本发明的目的在于提供一种能够不受患者的心率高低的影响，可靠地避免与T波同步地进行除颤，并能够与输入至运算处理部的心电图的R波同步地对除颤导管的电极外加直流电压而进行除颤的心腔内除颤导管系统。
(1)本发明的心腔内除颤导管系统，是具备插入至心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极外加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统，其特征在于，
所述除颤导管具备：
绝缘性的管部件；
第一电极组，其由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第二电极组，其由从所述第一电极组向基端侧分离地安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第一导线组，其由前端连接于构成所述第一电极组的各个电极的多个导线构成；以及
第二导线组，其由前端连接于构成所述第二电极组的各个电极的多个导线构成，
所述电源装置构成为具备：
DC电源部；
导管连接连接器，其连接于所述除颤导管的第一导线组和第二导线组的基端侧；
外部开关，其包括电能的外加执行开关；
运算处理部，其基于所述外部开关的输入来控制所述DC电源部；以及
心电图输入连接器，其连接于所述运算处理部和所述心电仪的输出端子，
通过输入所述外加执行开关，由此借助所述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从所述DC电源部经由所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第一电极组和所述第二电极组外加相互不同的极性的电压，
所述电源装置的运算处理部以如下方式进行运算处理并控制所述DC电源部，即：根据经由所述心电图输入连接器而从所述心电仪输入的心电图逐次感测被推定为R波的事件，在每次感测时计算出心率并更新，当除去在基于从前的事件的后述不应期中感测到的事件之外而感测到被推定为R波的第n次事件(Vn)后、且被输入所述外加执行开关之后，在感测到被推定为R波的第(n+m)次事件(Vn+m)时，仅在以所述事件(Vn)的感测时刻作为开始时间、并在经过与该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数成比例且其长度变化的不应期〔基于所述事件(Vn)的不应期〕后感测到所述事件(Vn+m)的情况下，与该事件(Vn+m)同步地对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压，其中，n为1以上的整数，m为1以上的整数。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，感测到被推定为R波的事件(Vn)后，在基于该事件(Vn)的不应期中，即使感测到被推定为R波的事件(Vn+m)，也不与该事件(Vn+m)同步地对第一DC电极组和第二DC电极组外加电压，因此在感测到的事件(Vn)是R波的峰值的情况下，能够避免在下个T波出现的时刻进行除颤，换言之，能够对被推定为T波的峰值进行屏蔽。
并且，基于该事件(Vn)的不应期与该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数成比例且长度变化(伸缩)，在心率(An)较低时不应期变长，在心率(An)较高时不应期变短。
由此，即使在心率(An)较低(R-R时间较长)时，在经过基于事件(Vn)的不应期后T波也不出现，对于T波能够可靠地进行屏蔽，因此能够可靠地避免与T波同步地进行除颤。
另外，即使在心率(An)较高(R-R时间较短)时，在基于事件(Vn)的不应期中，应与其同步地进行除颤的下个事件也不出现，因此能够与应进行除颤的事件(R波)同步地可靠地进行除颤。
此外，基于事件(Vn)的感测时刻的心率(An)而不应期变化(伸缩)，因此即使手术中的患者的心率急剧地变化，也能够对此进行对应。
(2)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，所述电源装置的运算处理部基于包括所述事件(Vn)的连续的多个事件〔事件(Vn)、(Vn-1)、(Vn-2)…(Vn-r)〕，计算出所述事件(Vn)的感测时刻的心率(An)。
在此，作为用于计算心率(An)的事件的取样数(r+1)，优选为2～60，特别优选为12。
(3)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为基于所述事件(Vn)的所述不应期的长度是相当于所述事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的最短30％、最长80％的长度。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，通过将基于事件(Vn)的不应期设为心率(An)的倒数的最短30％，即使在心率(An)较低时，在经过基于事件(Vn)的不应期后T波也不出现，对于T波能够可靠地进行屏蔽，因此能够可靠地避免与T波同步地进行除颤。
另外，通过将基于事件(Vn)的不应期设为心率(An)的倒数的最长80％，即使在心率(An)较高时，在基于事件(Vn)的不应期中，被推定为R波的下个事件也不出现，因此能够与应进行除颤的事件同步地可靠地进行除颤。
(4)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，基于所述事件(Vn)的所述不应期的长度是相当于所述事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％的长度。
(5)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，所述电源装置的运算处理部在感测到被推定为R波的事件后，在最短10m秒、最长500m秒、优选为180m秒的期间，作为消隐期间，不重新感测被推定为R波的事件。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，在感测到被推定为R波的事件后，在最短10m秒期间，不感测新的事件，因此在感测到的事件为R波的峰值，且接着该峰值在相反方向上出现的S波的峰值增大并达到了触发等级的情况下，能够防止感测该S波的峰值而损害事件的极性的连续性。
另外，即使在感测到的事件为R波的峰值，且在感测到其后的消隐期间中T波出现这样的情况下，通过不感测该T波，能够可靠地避免与该T波同步地进行除颤。
(6)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，所述电源装置的运算处理部控制所述DC电源部，以便在所述外加执行开关输入后，在最短10m秒、最长500m秒、优选为260m秒的期间不对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，在电能的外加执行开关输入后，在最短10m秒期间，不对第一DC电极组和第二DC电极组外加电压，因此能够防止将因外加执行开关的输入产生的噪声误认为R波而感测，从而使其与该噪声同步地进行除颤。
另外，能够防止将在外加执行开关输入之后立即发生的基线的变动误认为R波而感测，从而使其与此同步地进行除颤。
(7)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，具备心电位测量单元，
所述电源装置具备连接于所述运算处理部和所述心电位测量单元的第二心电图输入连接器，
所述电源装置的运算处理部进行如下运算处理并控制所述DC电源部，即：在经由所述第二心电图输入连接器而从所述心电位测量单元被输入了心电图时，根据输入的心电图逐次感测被推定为R波的事件，在每次感测时计算出心率并更新，当除去在基于从前的事件的后述不应期中感测到的事件之外而感测到被推定为R波的第n次事件(Vn)后、且被输入所述外加执行开关之后，在感测到被推定为R波的第(n+m)次事件(Vn+m)时，仅在以所述事件(Vn)的感测时刻作为开始时间、并在经过与该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数成比例且其长度变化的不应期〔基于所述事件(Vn)的不应期〕后感测到所述事件(Vn+m)的情况下，与该事件(Vn+m)同步地对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压。
根据这样的结构的心腔内除颤导管系统，能够不经由心电仪，而从心电位测量单元向运算处理部输入心电图，电源装置的运算处理部能够利用从心电位测量单元输入的心电图来控制DC电源部。
(8)在本发明的心腔内除颤导管系统中优选为，所述电源装置具有显示输入至所述运算处理部的心电图(心电位波形)的显示单元，
无论有无所述外加执行开关的输入，所述显示单元均与表示在基于经过所述事件(Vn)的所述不应期后感测到的所述事件(Vn+m)的心电位波形一起显示表示能够与该心电位波形同步地外加电压的标记。
(9)在上述(8)的心腔内除颤导管系统的基础上优选为，所述显示单元与表示在基于所述事件(Vn)的所述不应期中感测到的所述事件的心电位波形一起显示表示不能与该心电位波形同步地外加电压的标记。
根据本发明的心腔内除颤导管系统，能够不受患者的心率高低的影响，可靠地避免与T波同步进行除颤，并能够与输入至运算处理部的心电图的R波同步地对除颤导管的电极外加直流电压进行除颤。
附图说明
图1是表示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是表示构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图。
图3是表示构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图(用于说明尺寸和硬度的图)。
图4是表示图2的A-A剖面的横剖视图。
图5是表示图2的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的横剖视图。
图6是表示图2所示的除颤导管的一个实施方式的手柄的内部构造的立体图。
图7是图6所示的手柄内部(前端侧)的局部放大图。
图8是图6所示的手柄内部(基端侧)的局部放大图。
图9是示意地表示在图1所示的导管系统中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是表示在图1所示的导管系统中在通过除颤导管测量心电位的情况下的心电位信息的流动的框图。
图11是表示对逐次输入至图1所示的导管系统的电源装置的运算处理部的每一个事件，判断是否能够与其同步地进行除颤的处理的一个例子的流程图(第一流程图)。
图12是表示在输入至图1所示的导管系统的电源装置的运算处理部的心电图中，能量外加执行开关的输入与直流电压的外加的时序的一个例子的说明图。
图13A是表示图1所示的导管系统中的电源装置的动作和操作的流程图(第二流程图)的前半部分。
图13B是表示图1所示的导管系统中的电源装置的动作和操作的流程图(第二流程图)的后半部分。
图14是表示在图1所示的导管系统中心电位测量模式中的心电位信息的流动的框图。
图15是表示在图1所示的导管系统的除颤模式中电极组间的电阻的测量值所涉及的信息和心电位信息的流动的框图。
图16是表示在图1所示的导管系统的除颤模式中直流电压外加时的状态的框图。
图17是在利用构成图1所示的导管系统的除颤导管赋予规定的电能时测量到的电位波形图。
图18是表示图1所示的导管系统的电源装置的显示单元的画面的一个例子的说明图。
具体实施方式
以下，对本发明的一个实施方式进行说明。
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、心电仪800以及心电位测量单元900。
如图2～图5所示，构成本实施方式的除颤导管系统的除颤导管100具备多腔管10、手柄20、第一DC电极组31G、第二DC电极组32G、基端侧电位测量电极组33G、第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G。
如图4和图5所示，在构成除颤导管100的多腔管10(具有多腔构造的绝缘性的管部件)，形成有4个管腔(第一管腔11、第二管腔12、第三管腔13、第四管腔14)。
在图4和图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内(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例如由全氟烷基乙烯基醚共聚物(PFA)、聚四氟乙烯(PTFE)等绝缘性较高的材料构成。
构成多腔管10的外部17的尼龙弹性体根据轴向而采用不同的硬度的尼龙弹性体。由此，多腔管10构成为从前端侧朝向基端侧硬度阶梯地增高。
若示出优选的一个例子，则在图3中，用L1(长度52mm)示出的区域的硬度(基于D型硬度计的硬度)为40，用L2(长度108mm)示出的区域的硬度为55，用L3(长度25.7mm)示出的区域的硬度为63，用L4(长度10mm)示出的区域的硬度为68，用L5(长度500mm)示出的区域的硬度为72。
由不锈钢线材18构成的编织叶片在图3中仅在用L5示出的区域中形成，如图4所示，设置在内部16与外部17之间。
多腔管10的外径例如设为1.2～3.3mm。
作为制造多腔管10的方法并不特别限定。
构成本实施方式中的除颤导管100的手柄20具备手柄主体21、旋钮22、以及变形消除件24。
通过旋转操作旋钮22，能够使多腔管10的前端部偏转(摇头)。
在多腔管10的外周(在内部未形成编织的前端区域)，安装有第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G。在此，“电极组”是指构成相同的极(具有相同的极性)、或具有相同的目的，窄间隔(例如5mm以下)地安装的多个电极的集合体。
第一DC电极组通过在多腔管的前端区域内窄间隔地安装构成相同的极(-极或+极)的多个电极而形成。在此，构成第一DC电极组的电极的个数也因电极的宽度、配置间隔而不同，但例如设为4～13个，优选设为8～10个。
在本实施方式中，第一DC电极组31G由安装于多腔管10的前端区域的8个环状电极31而构成。
构成第一DC电极组31G的电极31经由导线(构成第一导线组41G的导线41)和后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。
在此，电极31的宽度(轴向的长度)优选为2～5mm，若示出优选的一个例子则为4mm。
若电极31的宽度过窄，则电压外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，若电极31的宽度过宽，则有可能损害多腔管10中的设置有第一DC电极组31G的部分的挠性、柔软性。
电极31的安装间隔(邻接的电极的分离距离)优选为1～5mm，若示出优选的一个例子则为2mm。
在使用除颤导管100时(配置于心腔内时)，第一DC电极组31G例如配置于冠状静脈内。
第二DC电极组通过从多腔管的第一DC电极组的安装位置向基端侧分离地、窄间隔地安装构成与第一DC电极组相反的极(+极或-极)的多个电极而形成。在此，构成第二DC电极组的电极的个数也因电极的宽度、配置间隔而不同，但例如设为4～13个，优选设为8～10个。
在本实施方式中，第二DC电极组32G由从第一DC电极组31G的安装位置向基端侧分离地安装于多腔管10的8个环状电极32而构成。
构成第二DC电极组32G的电极32经由导线(构成第二导线组42G的导线42)和后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。
在此，电极32的宽度(轴向的长度)优选为2～5mm，若示出优选的一个例子则为4mm。
若电极32的宽度过窄，则电压外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，若电极32的宽度过宽，则有可能损伤多腔管10中的设置有第二DC电极组32G的部分的挠性、柔软性。
电极32的安装间隔(邻接的电极的分离距离)优选为1～5mm，若示出优选的一个例子则为2mm。
在除颤导管100使用时(配置于心腔内时)，第二DC电极组32G例如位于右心房。
在本实施方式中，基端侧电位测量电极组33G由从第二DC电极组32G的安装位置向基端侧分离地安装于多腔管10的4个环状电极33而构成。
构成基端侧电位测量电极组33G的电极33经由导线(构成第三导线组43G的导线43)和后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。
在此，电极33的宽度(轴向的长度)优选为0.5～2.0mm，若示出优选的一个例子则为1.2mm。
若电极33的宽度过宽，则心电位的测量精度下降，异常电位的产生部位的确定变得困难。
电极33的安装间隔(邻接的电极的分离距离)优选为1.0～10.0mm，若示出优选的一个例子则为5mm。
在除颤导管100使用时(配置于心腔内时)，基端侧电位测量电极组33G例如位于容易产生异常电位的上大静脈。
在除颤导管100的前端安装有前端触头35。
在该前端触头35不连接导线，在本实施方式中不作为电极使用。但是，通过使其连接导线，也能够作为电极使用。前端触头35的构成材料是白金、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，并未特别限定。
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d2优选为40～100mm，若示出优选的一个例子则为66mm。
第二DC电极组32G(基端侧的电极32)与基端侧电位测量电极组33G(前端侧的电极33)的分离距离d3优选为5～50mm，若示出优选的一个例子则为30mm。
作为构成第一DC电极组31G、第二DC电极组32G、以及基端侧电位测量电极组33G的电极31、32、33，为了使对X射线的造影性良好，而优选由白金或白金类的合金构成。
图4和图5所示的第一导线组41G是连接于构成第一DC电极组(31G)的8个电极(31)的每一个的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的每一个电连接于电源装置700。
构成第一DC电极组31G的8个电极31分别连接于不同的导线41。每一个导线41在其前端部分焊接于电极31的内周面，并从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入至第一管腔11。进入至第一管腔11的8根导线41作为第一导线组41G，在第一管腔11延伸。
图4和图5所示的第二导线组42G是连接于构成第二DC电极组(32G)的8个电极(32)的每一个的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的每一个电连接于电源装置700。
构成第二DC电极组32G的8个电极32分别连接于不同的导线42。每一个导线42在其前端部分焊接于电极32的内周面，并从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入至第二管腔12(与供第一导线组41G延伸的第一管腔11不同的管腔)。进入至第二管腔12的8根导线42作为第二导线组42G，在第二管腔12延伸。
如上所述，第一导线组41G在第一管腔11延伸，第二导线组42G在第二管腔12延伸，由此两者在多腔管10内被完全地绝缘隔离。因此，在外加除颤所需要的电压时，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)之间的短路。
图4所示的第三导线组43G是连接于构成基端侧电位测量电极组(33G)的电极(33)的每一个的4根导线43的集合体。
利用第三导线组43G(导线43)，能够将构成基端侧电位测量电极组33G的电极33的每一个电连接于电源装置700。
构成基端侧电位测量电极组33G的4个电极33分别连接于不同的导线43。每一个导线43在其前端部分焊接于电极33的内周面，并从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入至第三管腔13。进入至第三管腔13的4根导线43作为第三导线组43G，在第三管腔13延伸。
如上述那样，在第三管腔13延伸的第三导线组43G与第一导线组41G和第二导线组42G中的任一个被完全地绝缘隔离。因此，在外加除颤所需要的电压时，能够可靠地防止第三导线组43G(基端侧电位测量电极组33G)与第一导线组41G(第一DC电极组31G)或第二导线组42G(第二DC电极组32G)之间的短路。
导线41、导线42以及导线43均由用聚酰亚胺等树脂包覆金属导线的外周面的树脂包覆线而构成。在此，作为包覆树脂的膜厚，设为2～30μm左右。
在图4和图5中，65是拉线。
拉线65在第四管腔14延伸，相对于多腔管10的中心轴偏心地延伸。
拉线65的前端部分借助焊料固定于前端触头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，前端触头35和拉线65稳固地结合，能够可靠地防止前端触头35的脱落等。
另一方面，拉线65的基端部分连接于手柄20的旋钮22，通过操作旋钮22而拉动拉线65，由此，多腔管10的前端部偏转。
拉线65由不锈钢、Ni-Ti类超弹性合金制而构成，但并非一定需要由金属构成。拉线65例如也可以由高强度的非导电性丝线等构成。
此外，使多腔管的前端部偏转的机构并不限定于此，例如也可以是通过具备板簧而形成的机构。
在多腔管10的第四管腔14，仅拉线65延伸，导线(组)不延伸。由此，在多腔管10的前端部的偏转操作时，能够防止因在轴向上移动的拉线65而导线受到损伤(例如，擦伤)。
对于本实施方式中的除颤导管100，在手柄20的内部，第一导线组41G、第二导线组42G以及第三导线组43G也被绝缘隔离。
图6是表示本实施方式中的除颤导管100的手柄的内部构造的立体图，图7是手柄内部(前端侧)的局部放大图，图8是手柄内部(基端侧)的局部放大图。
如图6所示，多腔管10的基端部插入至手柄20的前端开口，由此，多腔管10和手柄20连接。
如图6和图8所示，在手柄20的基端部，内置有通过将向前端方向突出的多个引脚端子(51、52、53)配置于前端面50A而形成的圆筒状的连接器50。
另外，如图6和图8所示，在手柄20的内部，供3个导线组(第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G)的每一个插通的3根绝缘性管(第一绝缘性管26、第二绝缘性管27、以及第三绝缘性管28)延伸。
如图6和图7所示，第一绝缘性管26的前端部(从前端10mm左右)插入至多腔管10的第一管腔11，由此，第一绝缘性管26连结于供第一导线组41G延伸的第一管腔11。
连结于第一管腔11的第一绝缘性管26从在手柄20的内部延伸的第一保护管61的内孔通过并延伸至连接器50(配置有引脚端子的前端面50A)的附近为止，形成将第一导线组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(第一管腔11)延伸突出的第一导线组41G能够不扭折地在手柄20的内部(第一绝缘性管26的内孔)延伸。
从第一绝缘性管26的基端开口延伸突出的第一导线组41G被分散为构成其的8根导线41，这些导线41的每一个借助焊料连接固定于配置于连接器50的前端面50A的引脚端子的每一个。在此，将配置有连接固定了构成第一导线组41G的导线41的引脚端子(引脚端子51)的区域设为“第一端子组区域”。
第二绝缘性管27的前端部(从前端10mm左右)插入至多腔管10的第二管腔12，由此，第二绝缘性管27连结于供第二导线组42G延伸的第二管腔12。
连结于第二管腔12的第二绝缘性管27从在手柄20的内部延伸的第二保护管62的内孔通过并延伸到连接器50(配置有引脚端子的前端面50A)的附近为止，形成将第二导线组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(第二管腔12)延伸突出的第二导线组42G能够不扭折地在手柄20的内部(第二绝缘性管27的内孔)延伸。
从第二绝缘性管27的基端开口延伸突出的第二导线组42G被分散为构成其的8根导线42，这些导线42的每一个借助焊料连接固定于配置于连接器50的前端面50A的引脚端子的每一个。在此，将配置有连接固定了构成第二导线组42G的导线42的引脚端子(引脚端子52)的区域设为“第二端子组区域”。
第三绝缘性管28的前端部(从前端10mm左右)插入至多腔管10的第三管腔13，由此，第三绝缘性管28连结于供第三导线组43G延伸的第三管腔13。
连结于第三管腔13的第三绝缘性管28从在手柄20的内部延伸的第二保护管62的内孔通过并延伸到连接器50(配置有引脚端子的前端面50A)的附近为止，形成将第三导线组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(第三管腔13)延伸突出的第三导线组43G能够不扭折地在手柄20的内部(第三绝缘性管28的内孔)延伸。
从第三绝缘性管28的基端开口延伸突出的第三导线组43G被分散为构成其的4根导线43，这些导线43的每一个借助焊料连接固定于配置于连接器50的前端面50A的引脚端子的每一个。在此，将配置有连接固定了构成第三导线组43G的导线43的引脚端子(引脚端子53)的区域设为“第三端子组区域”。
在此，作为绝缘性管(第一绝缘性管26、第二绝缘性管27、以及第三绝缘性管28)的构成材料，能够例示聚酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、以及聚酰胺酰亚胺树脂等。在这些中，特别优选硬度较高、容易插通导线组、能够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，若示出优选的一个例子则为30μm。
另外，作为内插绝缘性管的保护管(第一保护管61和第二保护管62)的构成材料，能够例示“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中的除颤导管100，第一导线组41G在第一绝缘性管26内延伸，第二导线组42G在第二绝缘性管27内延伸，第三导线组43G在第三绝缘性管28内延伸，由此在手柄20的内部，也能够将第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G完全地绝缘隔离。其结果是，在外加除颤所需要的电压时，能够可靠地防止手柄20的内部的第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G之间的短路(特别是，在管腔的开口附近延伸突出的导线组间的短路)。
并且，在手柄20的内部，第一绝缘性管26由第一保护管61保护，第二绝缘性管27和第三绝缘性管28由第二保护管52保护，由此，例如，能够防止在多腔管10的前端部的偏转操作时因旋钮22的构成部件(可动部件)接触、擦过而绝缘性管损伤。
本实施方式中的除颤导管100具备将配置有多个引脚端子的连接器50的前端面50A分隔为第一端子组区域、第二端子组区域以及第三端子组区域，并将导线41、导线42以及导线43相互隔离的隔壁板55。
分隔第一端子组区域、第二端子组区域以及第三端子组区域的隔壁板55通过将绝缘性树脂成型加工为在两侧具有平坦面的流槽状而形成。作为构成隔壁板55的绝缘性树脂，并不特别限定，能够使用聚乙烯等通用树脂。
隔壁板55的厚度例如设为0.1～0.5mm，若示出优选的一个例子则为0.2mm。
隔壁板55的高度(从基端缘到前端缘的距离)需要大于连接器50的前端面50A与绝缘性管(第一绝缘性管26和第二绝缘性管27)的分离距离，在该分离距离为7mm的情况下，隔壁板55的高度例如设为8mm。对于高度为不足7mm的隔壁板，不能使其前端缘位于比绝缘性管的基端靠前端侧的位置。
根据这样的结构，能够将构成第一导线组41G的导线41(从第一绝缘性管26的基端开口延伸突出的导线41的基端部分)、和构成第二导线组42G的导线42(从第二绝缘性管27的基端开口延伸突出的导线42的基端部分)可靠且整齐地隔离。
在不具备隔壁板55的情况下，不能将导线41和导线42整齐地隔离(分开)，他们有可能混线。
而且，外加相互不同的极性的电压的、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由隔壁板55相互隔离而不接触，因此在除颤导管100使用时，即使外加心腔内除颤所需要的电压，在构成第一导线组41G的导线41(从第一绝缘性管26的基端开口延伸突出的导线41的基端部分)、与构成第二导线组42G的导线42(从第二绝缘性管27的基端开口延伸突出的导线42的基端部分)之间也不产生短路。
另外，在除颤导管制造时，当在将导线连接固定于引脚端子时产生了错误的情况下，例如，在将构成第一导线组41G的导线41连接于第二端子组区域中的引脚端子的情况下，该导线41跨越隔壁55，因此能够容易地发现连接的错误。
此外，构成第三导线组43G的导线43(引脚端子53)与导线42(引脚端子52)一起由隔壁板55从导线41(引脚端子51)隔离，但并不限定于此，也可以与导线41(引脚端子51)一起由隔壁板55从导线42(引脚端子52)隔离。
在除颤导管100中，隔壁板55的前端缘位于比第一绝缘性管26的基端和第二绝缘性管27的基端中的任一个靠前端侧的位置。
由此，在从第一绝缘性管26的基端开口延伸突出的导线(构成第一导线组41G的导线41)、与从第二绝缘性管27的基端开口延伸突出的导线(构成第二导线组42G的导线42)之间，总是存在隔壁板55，能够可靠地防止由导线41与导线42的接触导致的短路。
如图8所示，对于从第一绝缘性管26的基端开口延伸突出并连接固定于连接器50的引脚端子51的8根导线41、从第二绝缘性管27的基端开口延伸突出并连接固定于连接器50的引脚端子52的8根导线42、以及从第三绝缘性管28的基端开口延伸突出并连接固定于连接器50的引脚端子53的4根导线43，他们的周围用树脂58固定，由此保持固定了各自的形状。
保持导线的形状的树脂58成形为与连接器50同径的圆筒状，在该树脂成形体的内部，引脚端子、导线、绝缘性管的基端部以及隔壁板55是被埋入的状态。
于是，根据绝缘性管的基端部埋入于树脂成形体的内部的结构，能够借助树脂58将从绝缘性管的基端开口延伸突出到连接固定于引脚端子的导线(基端部分)的全域覆盖，能够完全地保持固定导线(基端部分)的形状。
另外，树脂成形体的高度(从基端面到前端面的距离)优选大于隔壁板55的高度，在隔壁板55的高度为8mm的情况下，例如设为9mm。
在此，作为构成树脂成形体的树脂58，并不特别限定，但优选使用热固化性树脂或光固化性树脂。具体而言，能够例示聚氨酯类、环氧类、聚氨酯-环氧类的固化性树脂。
根据上述那样的结构，由树脂58保持固定导线的形状，因此在制造除颤导管100时(在手柄20的内部安装连接器50时)，能够防止从绝缘性管的基端开口延伸突出的导线扭折、与引脚端子的边缘接触而损伤(例如，在导线的包覆树脂产生裂缝)。
如图1所示，构成本实施方式的除颤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、心电仪连接连接器73、外部开关(输入单元)74、运算处理部75、切换部76、第一心电图输入连接器77、第二心电图输入连接器78、以及显示单元79。
在DC电源部71内置电容器，利用外部开关74(充电开关743)的输入，充电内置电容器。
导管连接连接器72与除颤导管100的连接器50连接，与第一导线组(41G)、第二导线组(42G)以及第三导线组(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由连接器电缆C1连结，由此连接固定了构成第一导线组的8根导线41的引脚端子51(实际为8个)、和导管连接连接器72的端子721(实际为8个)，连接固定了构成第二导线组的8根导线42的引脚端子52(实际为8个)、和导管连接连接器72的端子722(实际为8个)，连接固定了构成第三导线组的4根导线43的引脚端子53(实际为4个)、和导管连接连接器72的端子723(实际为4个)分别连接。
在此，导管连接连接器72的端子721和端子722连接于切换部76，端子723不经过切换部76而直接连接于心电仪连接连接器73。
由此，由第一DC电极组31G和第二DC电极组32G测量到的心电位信息经由切换部76到达心电仪连接连接器73，由基端侧电位测量电极组33G测量到的心电位信息不经过切换部76地到达心电仪连接连接器73。
心电仪连接连接器73连接于心电仪800的输入端子。
作为输入单元的外部开关74由用于切换心电位测量模式和除颤模式的模式切换开关741、设定在除颤时外加的电能的外加能量设定开关742、用于充电DC电源部71的充电开关743、用于进行除颤的准备(后述的切换部76的接点的切换)的能量外加准备开关744、用于在能量外加准备开关744输入后(也可以同时)输入由此外加电能执行除颤的能量外加执行开关(放电开关)745而构成。来自这些外部开关74的输入信号全部发送至运算处理部75。
作为用于外加能量的开关，除了能量外加执行开关745之外还具备能量外加准备开关744，由此使用者能够在输入能量外加执行开关745前确认心电位波形的状态。
由此，在输入能量外加准备开关744而切换部76的接点切换为第二接点时，在暂时发生了心电位波形的紊乱(例如漂移、噪声等)的情况下，能够避免执行能量的外加。
运算处理部75基于外部开关74的输入，控制DC电源部71、切换部76以及显示单元79。
该运算处理部75具有用于将来自DC电源部71的直流电压，经由切换部76输出至除颤导管100的电极的输出电路751。
利用该输出电路751，能够外加直流电压，以使图9所示的导管连接连接器72的端子721(最终而言，除颤导管100的第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(最终而言，除颤导管100的第二DC电极组32G)成为相互不同的极性(在一个电极组为-极时，另一个电极组成为+极)。
切换部76由在共用接点连接导管连接连接器72(端子721和端子722)、在第一接点连接心电仪连接连接器73、在第二接点连接运算处理部75的1电路2接点(Single PoleDouble Throw)的切换开关而构成。
即，在选择第一接点时(第一接点连接于共用接点时)，确保将导管连接连接器72和心电仪连接连接器73相连的路径，在选择第二接点时(第二接点连接于共用接点时)，确保将导管连接连接器72和运算处理部75相连的路径。
切换部76的切换动作基于外部开关74(模式切换开关741、能量外加准备开关744)的输入而由运算处理部75控制。
第一心电图输入连接器77连接于运算处理部75，另外，连接于心电仪800的输出端子。
利用第一心电图输入连接器77，能够将从心电仪800输出的心电位信息(心电图)输入至运算处理部75。
第二心电图输入连接器78连接于运算处理部75，另外，连接于心电位测量单元900的输出端子。
在此，作为心电位测量单元900，能够举出为了测量12导联心电图而粘贴于患者的体表面的电极垫、安装于患者的心脏内的电极导管(与除颤导管100不同的电极导管)。
利用第二心电图输入连接器78，能够将从心电位测量单元900输出的心电位信息(心电图)输入至运算处理部75。
在运算处理部75中，能够基于经由第一心电图输入连接器77或第二心电图输入连接器78输入的心电位信息，而控制DC电源部71和切换部76。
显示单元79连接于运算处理部75，在显示单元79显示从第一心电图输入连接器77或第二心电图输入连接器78输入至运算处理部75的心电位信息(心电图)，操作人员能够边监视输入至运算处理部75的心电位信息(心电图)边进行除颤治疗(外部开关的输入等)。
构成本实施方式的除颤导管系统的心电仪800(输入端子)连接于电源装置700的心电仪连接连接器73，由除颤导管100(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极)测量到的心电位信息从心电仪连接连接器73输入至心电仪800。
另外，心电仪800(其他输入端子)也连接于心电位测量单元900，由心电位测量单元900测量到的心电位信息也输入至心电仪800。
心电仪800(输出端子)连接于电源装置700的第一心电图输入连接器77，能够将输入至心电仪800的心电位信息(来自除颤导管100的心电位信息和来自心电位测量单元900的心电位信息)的一部分经由第一心电图输入连接器77而发送至运算处理部75。
本实施方式中的除颤导管100在不需要进行除颤治疗时，能够用作心电位测量用的电极导管。
图10示出了在进行心脏导管手术(例如高频治疗)时，在通过本实施方式所涉及的除颤导管100测量心电位的情况下的心电位信息的流动。
此时，电源装置700的切换部76选择连接有心电仪连接连接器73的第一接点。
由构成除颤导管100的第一DC电极组31G和/或第二DC电极组32G的电极测量到的心电位经由导管连接连接器72、切换部76以及心电仪连接连接器73而输入至心电仪800。
另外，由构成除颤导管100的基端侧电位测量电极组33G的电极测量到的心电位从导管连接连接器72，不从切换部76通过而直接经由心电仪连接连接器73输入至心电仪800。
来自除颤导管100的心电位信息(心电图)显示于心电仪800的监视器(省略图示)。
另外，能够将来自除颤导管100的心电位信息的一部分(例如，构成第一DC电极组31G的电极31(第一极与第二极)间的电位差)从心电仪800经由第一心电图输入连接器77和运算处理部75，输入并显示于显示单元79。
如上所述，当在心脏导管术中不需要进行除颤治疗时，能够将除颤导管100用作心电位测量用的电极导管。
而且，当在心脏导管手术中发生了心房颤时，能够通过作为电极导管使用的除颤导管100而立即进行除颤治疗。其结果时，在心房颤动发生时，能够省去重新插入用于除颤的导管等麻烦。
运算处理部75根据从心电仪800经由第一心电图输入连接器77发送来的心电位信息(心电图)或从心电位测量单元900经由第二心电图输入连接器78直接发送来的心电位信息(心电图)，逐次感测该心电图的被推定为R波的事件(波形)。
被推定为R波的事件的感测例如检测欲感测的周期(拍动)的前1个周期中的最大峰值波形(事件)、和前2个周期中的最大峰值波形(事件)，计算出这些最大峰值波形的平均波高，通过检测电位差到达该平均高度的80％的高度而进行。
运算处理部75进行运算处理并控制DC电源部，以使根据由心电仪800经由第一心电图输入连接器77输入的心电图或由心电位测量单元900经由第二心电图输入连接器78输入的心电图，逐次感测被推定为R波的事件，每次感测计算出心率并更新，在感测到被推定为R波的第n次事件(Vn)后且输入外加执行开关745后，在感测到被推定为R波的第(n+m)次事件(Vn+m)时，仅在以事件(Vn)的感测时刻为开始时间，且当于该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％的长度的不应期经过后感测事件(Vn+m)的情况下，即、在从感测事件(Vn)到感测事件(Vn+m)的时间超过所述不应期的长度的情况下，与该事件(Vn+m)同步，对第一电极组和第二电极组外加电压。
基于事件(Vn)的不应期的开始时间是该事件(Vn)的感测时刻，不应期的长度是相当于该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％的长度。
图11是表示对于在运算处理部75中逐次输入的被推定为R波的每一个事件，判断是否能够与其同步地进行除颤的处理的一个例子的流程图(以下，也称为“第一流程图”)。
(1)将电源装置700的主电源(未图示)接通〔STEP-A1〕。
(2)由此，向运算处理部75输入从心电仪800或心电位测量单元900输出的心电图〔STEP-A2〕。
(3)对于输入至运算处理部75的心电图中的被推定为R波的事件(Vn)，作为表示是自将主电源接通起第几次输入的事件的数(n)，最初产生“1”〔STEP-A3〕。
此外，当在下述STEP-A11中被判断为“否”的情况下，该数(n)更新为该STEP-A11中的表示事件(Vn+m)的数(n+m)〔STEP-A4-2〕。
(4)运算处理部75根据输入的心电图，感测被推定为R波的事件(Vn)〔STEP-A4〕。
此外，在数(n)不为1的情况下，为了感测事件(Vn)，需要从在其之前感测到的事件经过180m秒。
(5)运算处理部75计算出感测到事件(Vn)的时刻的心率(An)，在数(n)不为1的情况下更新为计算出的心率(An)〔STEP-A5〕。
事件(Vn)的感测时刻的心率(An)通过对包括该事件(Vn)的连续的12个事件〔事件(Vn-11)～(Vn)〕进行取样，根据从事件(Vn-11)到事件(Vn)的时间而计算。
在输入的事件在包括事件(Vn)而不足12个的情况下，对全部的事件进行取样计算出心率(An)。
此外，心率(An)的计算方法并不限定于此。
(6)输入至运算处理部75的心电图中的被推定为R波的事件(Vn+m)，作为表示是在感测到事件(Vn)后第几次输入的事件的数(m)，最初产生“1”〔STEP-A6〕。
(7)运算处理部75判定从感测事件(Vn)到被推定为R波的下次的事件(Vn+m)出现的时间是否超过180m秒，在超过的情况下进入至STEP-A8，在未超过180m秒的情况下，在STEP-A6-2中，与显示于显示单元79的表示事件(Vn+m)的心电位波形一起，对表示“不能”与该心电位波形同步地外加电压的判定标记进行显示，在STEP-A6-3中，将对m加1的数(m+1)作为新的m，返回至STEP-A7〔STEP-A7〕。
在表示显示单元79的画面的一个例子的图18中，D1是表示不能与在其下显示的心电位波形同步地外加电压的判定标记。
另外，D2是心率的显示部，D3是阻抗的值的显示部，D4是设定能量的值的显示部。
(8)运算处理部75感测输入的事件(Vn+m)〔STEP-A8〕。
(9)运算处理部75判定从感测事件(Vn)到感测事件(Vn+m)的时间是否超过事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％(不应期)，在超过的情况下，进入至STEP-A10，在未超过的情况下，在STEP-A6-2中，与显示在显示单元79的表示事件(Vn+m)的心电位波形一起，对表示“不能”与该心电位波形同步地外加电压的判定标记进行显示，在STEP-A6-3中，将对m加1的数(m+1)作为新的m，返回至STEP-A7〔STEP-A9〕。
(10)运算处理部75识别为能够与感测到的事件(Vn+m)同步地外加电压(事件(Vn+m)为触发点)，与显示于显示单元79的表示事件(Vn+m)的心电位波形一起，对表示能够与该心电位波形同步地外加电压的判定标记(如图18的D5所示的纵虚线的判定标记)进行显示〔STEP-A10〕。
(11)运算处理部75判定从输入外加执行开关745到感测事件(Vn+m)的时间是否超过260m秒，在超过的情况下进入至STEP-A12，在未超过的情况下，在STEP-A4-2中，将(n+m)作为新的(n)，返回至STEP-A5〔STEP-A11〕。
(12)与事件(Vn+m)同步进行除颤〔STEP-A12〕。
具体而言，执行后述的流程图(第二流程图)的STEP-B12～STEP-B14。
图12示出了在输入至运算处理部75的心电图中，能量外加执行开关745的输入和直流电压的外加的时序。
在图12中，箭头[SW2-ON]是能量外加执行开关745的输入时刻，箭头[DC]是直流电压的外加时刻。
此外，未进行图示，但在能量外加执行开关745输入前，输入能量外加准备开关744。
在图12所示的心电图中，认可被推定为R波的4个事件(V20)～(V23)。
如图12所示，对于事件(V21)，在感测事件(V20)感测后180m秒以内出现因此未被感测。但是，该事件(V21)能够为了计算出以下的事件的感测时刻的心率而取样。
对于事件(V22)，由于在从感测事件(V20)经过180m秒后出现而被感测，但由于在基于事件(V20)的感测的不应期〔0.5/(A20)〕中出现(感测)而不被识别为触发点，因此，不与该事件(V22)同步地外加直流电压。
对于事件(V23)，由于在基于事件(V20)的感测的不应期〔0.5/(A20)〕经过后出现(被感测)而被识别为触发点。于是，从输入能量外加执行开关745起到感测事件(V23)的时间超过260m秒，因此与事件(V23)同步地外加直流电压。
图13(图13A、图13B)是表示本实施方式的心腔内除颤导管系统中的除颤治疗的一个例子的流程图(以下，也称为“第二流程图”)。
此外，在该例子中，心电图从心电仪800经由第一心电图输入连接器77输入至运算处理部75。
(1)首先，用X射线图像确认除颤导管100的电极(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极)的位置，并且选择从心电位测量单元900(粘贴于体表面的电极垫)输入至心电仪800的心电位信息(12导联心电图)的一部分，从第一心电图输入连接器77输入至电源装置700的运算处理部75〔STEP-B1〕。
此时，输入至运算处理部75的心电位信息的一部分显示于显示单元79(参照图14)。另外，从除颤导管100的第一DC电极组31G和/或第二DC电极组32G的构成电极，经由导管连接连接器72、切换部76、心电仪连接连接器73输入至心电仪800的心电位信息，和从除颤导管100的基端侧电位测量电极组33G的构成电极，经由导管连接连接器72、心电仪连接连接器73输入至心电仪800的心电位信息显示于心电仪800的监视器(省略图示)。
(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在初始状态中是“心电位测量模式”，切换部76选择第一接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径。通过模式切换开关741的输入而成为“除颤模式”〔STEP-B2〕。
(3)如图15所示，若输入模式切换开关741切换为除颤模式，则根据运算处理部75的控制信号而切换部76的接点切换为第二接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，截断从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径〔STEP-B3〕。
在切换部76选择了第二接点时，来自除颤导管100的第一DC电极组31G和第二DC电极组32G的构成电极的心电位信息不能输入至心电仪800(因此，不能将该心电位信息发送至运算处理部75。)。但是，不经由切换部76的来自基端侧电位测量电极组33G的构成电极的心电位信息输入至心电仪800。
(4)在切换部76的接点刚切换为第二接点时，测量除颤导管100的第一DC电极组(31G)与第二DC电极组(32G)之间的电阻〔STEP-B4〕。
从导管连接连接器72经由切换部76输入至运算处理部75的电阻值与输入至运算处理部75的来自心电位测量单元900的心电位信息的一部分一起显示于显示单元79(参照图15)。
(5)切换部76的接点切换为第一接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径复原〔STEP-B5〕。
此外，切换部76的接点选择第二接点的时间(上述的STEP-B3～STEP-B5)例如设定为1秒。
(6)运算处理部75判定在STEP-B4测量到的电阻是否超过一定的值，在未超过的情况下，进入下个STEP-B7(用于外加直流电压的准备)，在超过的情况下返回至STEP-B1(除颤导管100的电极的位置确认)〔STEP-B6〕。
在此，在电阻超过一定的值的情况下，意味着第一DC电极组和/或第二DC电极组未可靠地抵接于规定的部位(例如，冠状静脈的管壁、右心房的内壁)，因此需要返回STEP-B1，再调整电极的位置。
这样，除颤导管100的第一DC电极组和第二DC电极组仅在相对于规定的部位(例如，冠状静脈的管壁、右心房的内壁)可靠地抵接时能够外加电压，因此能够进行有效的除颤治疗。
(7)输入作为外部开关74的外加能量设定开关742，设定除颤时的外加能量〔STEP-B7〕。
根据本实施方式中的电极装置700，外加能量能够从1J到30J，每1J地设定。
(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〔STEP-B8〕。
(9)在充电完成后，操作者输入作为外部开关74的能量外加准备开关744〔STEP-B9〕。
(10)通过运算处理部75而切换部76的接点切换为第二接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，截断从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径〔STEP-B10〕。
(11)操作者输入作为外部开关74的能量外加执行开关745〔STEP-B11〕。
(12)运算处理部75将第一流程图的STEP-A12中的事件(Vn+m)识别为触发点，进入至STEP-B13〔STEP-B12〕。
(13)运算处理部75的输出电路751的开关接通，进入至STEP-B14〔STEP-B13〕。
(14)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的第一DC电极组和第二DC电极组外加相互不同的极性的直流电压〔STEP-B14，参照图16〕。
在此，运算处理部75进行运算处理并对DC电源部71发送控制信号，以使与被识别为触发点的上述事件(Vn+m)取得同步，对第一DC电极组和所述第二电极组外加直流电压。
具体而言，从感测到事件(Vn+m)的时刻(接下来的R波上升时)起一定时间(例如，作为事件(Vn+m)的R波的峰值宽度的1/10左右的极短的时间)经过后开始外加。
图17是表示在由本实施方式中的除颤导管100赋予规定的电能(例如，设定输出＝10J)时测量的电位波形的图。在同图中，横轴表示时间，纵轴表示电位。
首先，从运算处理部75感测事件(Vn+m)起一定时间(t0)经过后，以第一DC电极组31G成为-极、第二DC电极组32G成为+极的方式，在两者之间外加直流电压，由此供给电能而测量电位上升(E1为此时的峰值电压。)。在一定时间(t1)经过后，以第一DC电极组31G成为+极、第二DC电极组32G成为-极的方式，在两者之间外加将±反转了的直流电压，由此供给电能而测量电位上升(E2为此时的峰值电压。)。
在此，从感测事件(Vn+m)起到开始外加的时间(t0)例如设为0.01～0.05秒，若示出优选的一个例子则设为0.01秒，时间(t＝t1+t2)例如设为0.006～0.03秒，若示出优选的一个例子则设为0.02秒。由此，能够与作为R波的事件(Vn+m)取得同步地外加电压，能够进行有效的除颤治疗。测量的峰值电压(E1)例如设为300～600V。
(15)自感测事件(Vn+m)起一定时间(t0+t)经过后，接收来自运算处理部75的控制信号并停止来自DC电源部71的电压的外加〔STEP-B15〕。
(16)在电压的外加停止后，外加的记录(如图17所示的外加时的心电位波形)显示于显示单元79〔STEP-B16〕。作为显示时间，例如设为5秒期间。
(17)切换部76的接点切换为第一接点，从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径复原，来自除颤导管100的第一DC电极组31G和第二DC电极组32G的构成电极的心电位信息输入至心电仪800〔STEP-B17〕。
(18)观察显示于心电仪800的监视器的、来自除颤导管100的构成电极(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极)的心电位信息(心电图)，以及来自心电位测量单元900的心电位信息(12导联心电图)，若为“正常”则结束，在“不正常(心房颤未治愈)”的情况下，返回至STEP-B2〔STEP-B18〕。
根据本实施方式的心腔内除颤导管系统，感测到被推定为R波的事件(Vn)后，在基于该事件(Vn)的不应期中，即使感测到被推定为R波的事件(Vn+m)，也不与该事件(Vn+m)同步地对第一DC电极组31G和第二DC电极组32G外加电压，因此在感测到的事件(Vn)是R波的峰值的情况下，能够避免在下个T波出现的时刻进行除颤，换言之，能够对被推定为T波的峰值进行屏蔽。
并且，基于事件(Vn)的不应期的长度是相当于该事件(Vn)的感测时刻的心率(An)的倒数的50％的长度〔0.5/(An)〕，在心率(An)较低时不应期变长，在心率(An)较高时不应期变短。
由此，即使在心率(An)较低(R-R时间较长)时，在基于事件(Vn)的不应期经过后T波也不出现，对于T波能够可靠地进行屏蔽，因此能够可靠地避免与T波同步地进行除颤。
另外，即使在心率(An)较高(R-R时间较短)时，在基于事件(Vn)的不应期中，应与其同步地进行除颤的下个事件也不出现，因此能够与应进行除颤的事件(R波)同步地可靠地进行除颤。
因此，根据本实施方式的心腔内除颤导管系统，能够不受患者的心率的高低的影响，可靠地避免与T波同步地进行除颤，并能够与输入至运算处理部的心电图的R波同步地对除颤导管100的电极外加直流电压进行除颤。
另外，基于事件(Vn)的感测时刻的心率(An)而不应期变化(伸缩)，因此即使手术中的患者的心率急剧地变化，也能够对应。
附图标记说明
100…除颤导管；10…多腔管；11…第一管腔；12…第二管腔；13…第三管腔；14…第四管腔；15…氟树脂层；16…内(芯)部；17…外(壳)部；18…不锈钢线材；20…手柄；21…手柄主体；22…旋钮；24…变形消除件；26…第一绝缘性管；27…第二绝缘性管；28…第三绝缘性管；31G…第一DC电极组；31…环状电极；32G…第二DC电极组；32…环状电极；33G…基端侧电位测量电极组；33…环状电极；35…前端触头；41G…第一导线组；41…导线；42G…第二导线组；42…导线；43G…第三导线组；43…导线；50…除颤导管的连接器；51、52、53…引脚端子；55…隔壁板；58…树脂；61…第一保护管；62…第二保护管；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…心电仪连接连接器；74…外部开关(输入单元)；741…模式切换开关；742…外加能量设定开关；743…充电开关；744…能量外加准备开关；745…能量外加执行开关(放电开关)；75…运算处理部；751…输出电路；76…切换部；77…第一心电图输入连接器；78…第二心电图输入连接器；79…显示单元；800…心电仪；900…心电位测量单元。

Claims (9)

1.一种心腔内除颤导管系统，是具备插入至心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极外加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统，其特征在于，
所述除颤导管具备：
绝缘性的管部件；
第一电极组，其由安装于所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第二电极组，其由从所述第一电极组向基端侧分离地安装于所述管部件的多个环状电极构成；
第一导线组，其由前端连接于构成所述第一电极组的各个电极的多个导线构成；以及
第二导线组，其由前端连接于构成所述第二电极组的各个电极的多个导线构成，
所述电源装置构成为具备：
DC电源部；
导管连接连接器，其连接于所述除颤导管的第一导线组和第二导线组的基端侧；
外部开关，其包括电能的外加执行开关；
运算处理部，其基于所述外部开关的输入来控制所述DC电源部；以及
心电图输入连接器，其连接于所述运算处理部和所述心电仪的输出端子，
通过输入所述外加执行开关，由此借助所述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从所述DC电源部经由所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第一电极组和所述第二电极组外加相互不同的极性的电压，
所述电源装置的运算处理部以如下方式进行运算处理并控制所述DC电源部，即：根据经由所述心电图输入连接器而从所述心电仪输入的心电图逐次感测被推定为R波的事件，在每次感测时计算出心率并更新，当除去在基于从前的事件的后述不应期中感测到的事件之外而感测到被推定为R波的第n次事件Vn后、且被输入所述外加执行开关之后，在感测到被推定为R波的第n+m次事件Vn+m时，仅在以所述事件Vn的感测时刻作为开始时间、并在经过与该事件Vn的感测时刻的心率An的倒数成比例且其长度变化的不应期后感测到所述事件Vn+m的情况下，与该事件Vn+m同步地对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压，
其中，n为1以上的整数，m为1以上的整数。
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，
所述电源装置的运算处理部基于包括所述事件Vn的连续的多个事件，计算出所述事件Vn的感测时刻的心率An。
3.根据权利要求1或2所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
基于所述事件Vn的所述不应期的长度是相当于所述事件Vn的感测时刻的心率An的倒数的最短30％、最长80％的长度。
4.根据权利要求1或2所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
基于所述事件Vn的所述不应期的长度是相当于所述事件Vn的感测时刻的心率An的倒数的50％的长度。
5.根据权利要求1～4中的任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的运算处理部在感测到被推定为R波的事件后，在最短10m秒、最长500m秒的期间，不重新感测被推定为R波的事件。
6.根据权利要求1～5中的任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的运算处理部控制所述DC电源部，以便在所述外加执行开关输入后，在最短10m秒、最长500m秒的期间，不对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压。
7.根据权利要求1～6中的任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
具备心电位测量单元，
所述电源装置具备连接于所述运算处理部和所述心电位测量单元的第二心电图输入连接器，
所述电源装置的运算处理部进行如下运算处理并控制所述DC电源部，即：在经由所述第二心电图输入连接器而从所述心电位测量单元被输入了心电图时，根据输入的心电图逐次感测被推定为R波的事件，在每次感测时计算出心率并更新，当除去在基于从前的事件的后述不应期中感测到的事件之外而感测到被推定为R波的第n次事件Vn后、且被输入所述外加执行开关之后，在感测到被推定为R波的第n+m次事件Vn+m时，仅在以所述事件Vn的感测时刻作为开始时间、并在经过与该事件Vn的感测时刻的心率An的倒数成比例且其长度变化的不应期后感测到所述事件Vn+m的情况下，与该事件Vn+m同步地对所述第一电极组和所述第二电极组外加电压。
8.根据权利要求1～7中的任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置具有显示输入至所述运算处理部的心电图的显示单元，
无论有无所述外加执行开关的输入，所述显示单元均与表示在经过基于所述事件Vn的所述不应期后感测到的所述事件Vn+m的心电位波形一起显示表示能够与该心电位波形同步地外加电压的标记。
9.根据权利要求8所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述显示单元与表示在基于所述事件Vn的所述不应期中感测到的所述事件的心电位波形一起显示表示不能与该心电位波形同步地外加电压的标记。
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