CN115884808A - 除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法 - Google Patents

除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法 Download PDF

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Abstract

本发明涉及一种除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法。除颤用电气装置进行控制，以便在从心电波形(50)的第n个R波(Rn)到第n+1个R波(Rn+1)为止的时间间隔亦即第一时间间隔(T1)超过第一规定时间时以后，从许可信号产生部对第n+1个R波(Rn+1)产生许可信号，在第一时间间隔(T1)是第一规定时间以下时，在从心电波形(50)的第n个R波(Rn)到第n+2个R波(Rn+2)为止的时间间隔亦即第二时间间隔(T2)超过第二规定时间时以后，从许可信号产生部对第n+2个R波(Rn+2)产生许可信号。

Description

除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法
技术领域
本发明涉及除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法。
背景技术
在心房纤颤、心室纤颤等心率不齐的治疗中，通过施加电刺激，进行使心脏的节奏恢复正常的除颤。除颤使用自动体外式除颤器(Automated ExteRnal Defibrillator：AED)、植入型除颤器(Implantable Cardioverter Defibrillator：ICD)、除颤桨系统、除颤导管系统。
特别是，在心房纤颤的治疗中，需要在绝对不应期施加电压以使心室肌不反应。如果在绝对不应期以外施加刺激的情况下，若心室肌发生反应则有可能转移到心室纤颤。因此，在除颤导管系统中，需要与R波同步地施加电压。
作为在这样的治疗中使用的除颤导管系统的一个例子，在专利文献1中公开了具备：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统。
专利文献1：日本特开2018-68981号公报
然而，在专利文献1所记载的心腔内除颤导管系统中，对于R波与下一个R波的间隔窄的患者，不能施加用于除颤的电压。因此，近几年期望开发具备新的许可信号的产生机构的除颤装置。
发明内容
本发明正是为了解决上述情况而完成的，其目的在于提供一种新的除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法。
能够解决上述课题的本发明的除颤用电气装置如下所述。
[1]一种除颤用电气装置，其具有：
心电波形输入部；以及
许可信号产生部，其产生许可用于除颤的电压的施加的许可信号，
所述除颤用电气装置满足下述要件1或者下述要件2，
其中，下述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数，
(要件1)
以在从心电波形的第n个R波到第n+1个R波为止的时间间隔亦即第一时间间隔超过第一规定时间时以后，从上述许可信号产生部对第n+1个R波产生许可信号的方式进行控制，
(要件2)
以在上述第一时间间隔是上述第一规定时间以下时，在从心电波形的第n个R波到第n+2个R波为止的时间间隔亦即第二时间间隔超过第二规定时间时以后，从上述许可信号产生部对第n+2个R波产生许可信号的方式进行控制。
通常，心电波形中的R波与该R波之后出现的T波的间隔比R波与下一个R波的间隔短。因此，在上述除颤用电气装置中，能够从电压施加对象中可靠地除去根据要件1检测出的R波中所含的T波。另外，即使R波彼此的间隔变窄，也能够容易根据要件2选出适当的R波作为电压施加对象，能够施加用于除颤的电压。
而且本发明还包含下述[2]～[10]的除颤用电气装置。
[2]根据[1]所述的除颤用电气装置，其中，还具有用于产生施加电压的电源部，
进行控制，以便在上述要件1或者上述要件2中，在进一步满足下述要件3时以后，从上述许可信号产生部产生许可信号，
(要件3)
在上述电源部中电压施加所需的电压的充电结束。
[3]根据[1]或者[2]所述的除颤用电气装置，其中，
进行控制，以便在上述要件1或者上述要件2中，在进一步满足下述要件4时以后，从上述许可信号产生部产生许可信号，
(要件4)
不对成为发出用于除颤的许可信号的对象的R波的前一个R波进行用于除颤的电压的施加。
[4]根据[1]～[3]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一规定时间和上述第二规定时间分别是100毫秒以上300毫秒以下。
[5]根据[1]～[4]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一规定时间和上述第二规定时间相同。
[6]根据[1]～[5]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的峰值到第n+1个R波的峰值为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的峰值到第n+2个R波的峰值为止的时间间隔。
[7]根据[1]～[5]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度超过第一规定值的时刻、到第n+1个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻、到第n+2个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔，
其中，上述第三规定时间比从R波的开始到峰值为止的时间间隔短。
[8]根据[1]～[5]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度低于第二规定值的时刻、到第n+1个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻、到第n+2个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔，
其中，上述第四规定时间比从R波的峰值到结束为止的时间间隔短。
[9]根据[1]～[8]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
进行控制，以便在上述第一时间间隔超过上述第一规定时间时以后，产生对第n+1个R波赋予标记的标记显示信号，
进行控制，以便在上述第二时间间隔超过上述第二规定时间时以后，产生对第n+2个R波赋予标记的标记显示信号。
[10]根据[1]～[9]中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
其是心腔内除颤用电气装置。
另外，本发明包含以下[11]的心腔内除颤导管系统。
[11]一种心腔内除颤导管系统，其具备：
导管，其被插入心腔内，具有远位端和近位端，且在该远位部设置有多个电极；以及
对上述多个电极施加电压的[1]～[10]中任一项所述的除颤用电气装置。
而且，本发明还包含以下[12]的除颤信号的产生方法。
[12]一种除颤信号的产生方法，其具有以下步骤：
辨别从心电波形的第n个R波到第n+1个R波为止的时间间隔亦即第一时间间隔是否超过第一规定时间的步骤；以及
在上述第一时间间隔超过上述第一规定时间时以后，与第n+1个R波同步地产生许可信号，
在上述第一时间间隔是上述第一规定时间以下时，辨别从第n个R波到第n+2个R波为止的时间间隔亦即第二时间间隔是否超过第二规定时间，在上述第二时间间隔超过上述第二规定时间时以后，与第n+2个R波同步地产生许可信号的步骤，
其中，上述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数。
根据上述除颤信号的产生方法，能够从电压施加对象中可靠地除去所检测出的R波中所含的T波。另外，即使R波彼此的间隔变窄，也能够容易选出适当的R波作为电压施加对象，能够施加用于除颤的电压。
根据上述除颤用电气装置、以及除颤信号的产生方法，能够从电压施加对象中可靠地除去所检测出的R波中所含的T波。另外，即使R波彼此的间隔变窄，也能够容易选出适当的R波作为电压施加对象，能够施加用于除颤的电压。
附图说明
图1是表示包含本发明的第一实施方式的除颤用电气装置的除颤导管系统的结构的示意图。
图2是表示心电波形的一个例子的图。
图3是表示本发明的实施方式的除颤信号的产生方法的流程图。
图4是包含本发明的第一实施方式的除颤用电气装置的除颤导管系统的框图。
图5是本发明的第二实施方式的除颤用电气装置的框图。
具体实施方式
以下，参照附图来具体地说明本发明，但本发明当然并不限于图示例，也可以在能够符合前/后述的宗旨的范围内适当地加以变更来实施，这些均包含在本发明的技术范围内。方便起见，在各图中，有时也省略了阴影、符号等，但在这种情况下，参照说明书、其它附图。另外，附图中的各种部件的尺寸优选有助于理解本发明的特征，所以有时与实际的尺寸不同。
本发明的一实施方式的除颤用电气装置具有：心电波形输入部、以及产生许可用于除颤的电压的施加的许可信号的许可信号产生部，满足下述要件1或者下述要件2。其中，下述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数。
(要件1)
进行控制，以便在从心电波形的第n个R波到第n+1个R波为止的时间间隔亦即第一时间间隔超过第一规定时间时以后，从许可信号产生部对第n+1个R波产生许可信号。
(要件2)
进行控制，以便在第一时间间隔是第一规定时间以下时，在从心电波形的第n个R波到第n+2个R波为止的时间间隔亦即第二时间间隔超过第二规定时间时以后，从许可信号产生部对第n+2个R波产生许可信号。
通常，心电波形中的R波与该R波之后出现的T波的间隔比R波与下一个R波的间隔短。因此，在上述除颤用电气装置中，能够从电压施加对象可靠地除去由要件1检测出的R波中所含的T波。另外，即使R波彼此的间隔变窄，也能够根据要件2，作为电压施加对象容易地选出适当的R波，能够施加用于除颤的电压。
以下，参照图1～图3对本发明的第一实施方式的除颤用电气装置的结构进行说明。图1是表示本发明的第一实施方式的除颤用电气装置的除颤导管系统的结构的示意图。图2是表示心电波形的一个例子的图。图3是表示本发明的实施方式的除颤信号的产生方法的流程图。在图2中，沿时间轴向延伸的实线B是心电波形的基线。
图1的除颤用电气装置2是具备心电波形输入部3和许可信号产生部7的装置。例如，从配置在人体的体表面的体表电极19得到的心电波形经由心电仪40等，从心电波形输入部3向除颤用电气装置2输入。而且，除颤用电气装置2满足上述要件1或者要件2。详细而言，如图2～图3所示，计算从心电波形50的第n个R波Rn到第n+1个R波Rn+1为止的时间间隔亦即第一时间间隔T1，辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间(步骤S1)。进行控制，以便在第一时间间隔T1超过第一规定时间的情况下，在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后，从上述许可信号产生部7对第n+1个R波Rn+1产生用于除颤的许可信号(步骤S2)。在上述第一时间间隔T1是上述第一规定时间以下时，计算从心电波形50的第n个R波Rn到第n+2个R波Rn+2为止的时间间隔亦即第二时间间隔T2，辨别第二时间间隔T2是否超过第二规定时间(步骤S3)。进行控制，以便在第二时间间隔T2超过第二规定时间的情况下，在第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后，从上述许可信号产生部7对第n+2个R波Rn+2产生用于除颤的许可信号(步骤S4)。
如图2所示，上述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数。此外，在要件1以及2中，R波的检测方法没有被特别限定，能够用公知的方法来检测。
第一时间间隔T1是从心电波形50中的第n个R波Rn到第n+1个R波Rn+1为止的时间间隔(单位：秒)。设定第一时间间隔T1的方法虽没有被特别限定，但如图2所示，优选第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的峰值51p到第n+1个R波Rn+1的峰值51p为止的时间间隔。心电波形50的峰值位置容易确定，因此通过这样的方法能够在短时间内计算第一时间间隔T1。其结果是，能够提前检测成为电压施加对象的R波，能够提前对患者施加电压。
在第一时间间隔T1的计算中也可以使用相邻的R波的峰值以外的特定的时间彼此的间隔。例如，第一时间间隔T1也可以通过对相邻的R波中峰值之前的时间彼此进行比较来计算。虽未图示，但还优选第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度超过第一规定值的时刻、到第n+1个R波Rn+1的波形的高度超过上述第一规定值的时刻后为止的时间间隔。其中，第一规定值设为处于从R波的开始51s到该R波的峰值51p的波形的高度之间的值。在心电波形中将基线的高度设为0％，将最大峰值的高度设为100％时，第一规定值例如也可以设定为10％以上、50％以上或者90％以上的值。通过这样设定第一规定值，能够在较早的阶段计算第一时间间隔T1。此外，第一时间间隔T1也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的开始51s到第n+1个R波Rn+1的开始51s为止的时间间隔。此外，第n个R波Rn的波形的高度超过规定值的时刻是指最初超过该规定值的时刻。在以后的说明中也同样。
作为其它的实施方式，第一时间间隔T1也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度低于第二规定值的时刻、到第n+1个R波Rn+1的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔。其中，第二规定值设为处于从R波的峰值51p到结束51f的波形的高度之间的值。在心电波形中将基线的高度设为0％，将最大峰值的高度设为100％时，第二规定值例如也可以设定为95％以下、50％以下或者20％以下的值。通过这样设定第二规定值，也能够计算第一时间间隔T1。此外，第一时间间隔T1也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的结束51f到第n+1个R波Rn+1的结束51f为止的时间间隔。此外，第n个R波Rn的波形的高度低于规定值的时刻是指最初低于该规定值的时刻。在以后的说明中也同样。
第二时间间隔T2是从心电波形50中的第n个R波Rn到第n+2个R波Rn+2为止的时间间隔(单位：秒)。设定第二时间间隔T2的方法虽没有被特别限定，但如图2所示，在第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的峰值51p到第n+1个R波Rn+1的峰值51p为止的时间间隔的情况下，优选第二时间间隔T2是从心电波形50的第n个R波Rn的峰值51p到第n+2个R波Rn+2的峰值51p为止的时间间隔。由于心电波形50的峰值位置容易确定，所以与第一时间间隔T1的情况相同，能够通过上述方法在短时间内计算第二时间间隔T2。
与第一时间间隔T1相同，作为第二时间间隔T2，也可以使用峰值以外的特定的时间彼此的间隔。虽未图示，但例如在第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度超过第一规定值的时刻到第n+1个R波Rn+1的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔的情况下，也优选第二时间间隔T2是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度超过上述第一规定值的时刻、到第n+2个R波Rn+2的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔。通过这样设定第一规定值，能够在较早的阶段计算第二时间间隔T2。
作为其它的实施方式，在第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度低于第二规定值的时刻、到第n+1个R波Rn+1的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔的情况下，第二时间间隔T2也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的波形的高度低于上述第二规定值的时刻、到第n+2个R波Rn+2的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔。通过这样设定第二规定值，也能够计算第二时间间隔T2。
在第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的开始51s到第n+1个R波Rn+1的开始51s为止的时间间隔的情况下，第二时间间隔T2也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的开始51s到第n+2个R波Rn+2的开始51s为止的时间间隔。另外，在第一时间间隔T1是从心电波形50的第n个R波Rn的结束51f到第n+1个R波Rn+1的结束51f为止的时间间隔的情况下，第二时间间隔T2也可以是从心电波形50的第n个R波Rn的结束51f到第n+2个R波Rn+2的结束51f为止的时间间隔。
第一时间间隔T1和第二时间间隔T2能够通过后述的运算处理控制部8来计算。
第一规定时间能够根据患者来设定，例如优选是100毫秒以上，更优选是150毫秒以上，进一步优选是200毫秒以上。另外，第一规定时间，优选是300毫秒以下，更优选是290毫秒以下，进一步优选是280毫秒以下。
第二规定时间与第一规定时间相同，能够根据患者来设定，例如优选是100毫秒以上，更优选是150毫秒以上，进一步优选是200毫秒以上。另外，第二规定时间，优选是300毫秒以下，更优选是290毫秒以下，进一步优选是280毫秒以下。
第一规定时间和第二规定时间优选分别是100毫秒以上，更优选分别是150毫秒以上，进一步优选分别是200毫秒以上。另外，第一规定时间和第二规定时间优选分别是300毫秒以下，更优选分别是290毫秒以下，进一步优选分别是280毫秒以下。这样设定第一规定时间和第二规定时间，由此容易从检测出的R波中选出作为电压施加对象的R波。
第一规定时间和第二规定时间的至少任一个也可以基于在第n个R波之前的第五规定时间的期间检测出的相邻的R波的时间间隔的平均值来设定。作为第五规定时间(单位：毫秒)例如能够设定为包含三个周期以上十个周期以下的心电波形的时间。由此能够根据患者的心电波形的特征来设定第一规定时间、第二规定时间。特别是对于R波彼此的间隔变窄的患者是有效的。
优选第一规定时间和第二规定时间相同。由此，即使在R波彼此的间隔变窄的情况下，也容易从检测出的R波中选出作为电压施加对象的R波。此外，第一规定时间和第二规定时间也可以相互不同。
优选第一规定时间和第二规定时间存储于后述的存储器。而且，它们不需要存储于相同的存储器，也可以分别存储于不同的存储器。此外，在第一实施方式的除颤用电气装置2中，第一规定时间和第二规定时间存储于存储器5。
在要件1中从许可信号产生部7产生许可信号的情况只要在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后即可。例如，优选在从第一时间间隔T1超过第一规定时间时起60毫秒以内产生许可信号，更优选在50毫秒以内产生许可信号，进一步优选在10毫秒以内产生许可信号。也优选在第一时间间隔T1超过第一规定时间时产生许可信号。
在要件2中从许可信号产生部7产生许可信号的情况只要在第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后即可。例如，优选从第二时间间隔T2超过第二规定时间时开始60毫秒以内产生许可信号，更优选在50毫秒以内产生许可信号，进一步优选在10毫秒以内产生许可信号。也优选在第二时间间隔T2超过第二规定时间时产生许可信号。
优选进行控制，以便在第二时间间隔T2是第二规定时间以下时，不从许可信号产生部7产生许可信号。另外，在第二时间间隔T2是第二规定时间以下时，也可以将第n+2个R波Rn+2重新识别为第n个R波Rn，辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间。或者在第二时间间隔T2是第二规定时间以下时，也可以如图3所示，将接着第n+2个R波Rn+2而检测出的R波重新识别为第n个R波Rn，辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间。通过重复辨别这样检测出的R波是否满足要件1或者要件2所记载的规定时间，能够选出作为电压施加对象的R波并适当地施加电压。
许可信号只要是与用于除颤的电压的施加有关的信号，就没有特别限定，例如可举出针对后述的电源部9的充电的许可信号、脉冲电压的生成的许可信号、电压施加的许可信号、针对后述的切换部10的开关接通的许可信号等。在上述要件1或者要件2中，许可信号产生部7只要产生上述许可信号中的至少一个许可信号即可。另一方面，也可以通过后述的操作部6的操作等，产生上述许可信号中的一部分的许可信号。另外许可信号产生部7并不限于后述的运算处理控制部8，也可以设置于电源部9等。
图2所示那样的心电波形50例如被显示于心电仪40的显示部。优选心电波形50是通过容易检测R波的第II感应得到的波形。但是，心电波形50并不限于第II感应，也可以根据患者的心脏的朝向而通过其它感应来获得。例如，在通过12感应得到心电波形50的情况下，心电波形50也可以是通过V1感应、V2感应、V3感应、V4感应、V5感应、V6感应、第I感应、第II感应、第III感应、aVR感应、aVL感应、或者aVF感应得到的波形。而且，心电波形50可以是两个以上的感应的平均的波形，也可以三个以上的感应的平均的波形，也可以是12感应的平均的波形。
优选上述除颤用电气装置2还具有产生施加电压的电源部9，在上述要件1或者上述要件2中，进而在满足下述要件3时以后，进行控制，以便从上述许可信号产生部7产生许可信号。
(要件3)
在上述电源部9中电压施加所需的电压的充电结束。
电源部9是产生用于除颤的施加电压的部件，如后所述，优选具备对施加电压进行充电的电容器。例如，能够进行控制，以便通过操作后述的操作部6而开始对电容器的充电。上述除颤用电气装置2在电源部9中电压施加所需的电压的充电结束之后产生许可信号，从而能够抑制在充电不充分的状态下进行除颤的情况。
另外，优选电源部9具备电源、使直流电压升压的升压电路、充电电路、生成脉冲电压的波形生成电路中的至少任一个。另外，上述至少一部分也可以设置于电源部9外。电源部9的位置没有被特别限定，例如也可以如图1那样设置于运算处理控制部8外，也可以设置于运算处理控制部8内。在电源部9设置于运算处理控制部8外的情况下，优选电源部9与运算处理控制部8连接。
可以辨别是否满足上述要件3，然后辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间，也可以辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间，然后辨别是否满足上述要件3。此外，也可以在辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间之后，或者在辨别第二时间间隔T2是否超过第二规定时间之后，辨别是否满足上述要件3。
优选在除颤用电气装置2设置有用于进行电容器的充电的操作的操作部6。作为操作部6能够使用按钮开关、控制杆等公知的输入机构。也可以通过操作部6的操作，产生上述许可信号中的一部分的许可信号。
优选操作部6与电源部9连接。由此，来自操作部6的输入信号被向电源部9传递。作为其它实施方式，操作部6也可以与后述的运算处理控制部8连接。由此，来自操作部6的输入信号经由运算处理控制部8而被向电源部9传递。
优选上述除颤用电气装置2在上述要件1或者上述要件2中，进而在满足下述要件4时以后，进行控制，以便从上述许可信号产生部7产生许可信号。
(要件4)
不对成为产生用于除颤的许可信号的对象的R波的前一个R波进行用于除颤的电压的施加。
由此，能够抑制对作为电压施加对象而选出的连续的R波，连续地进行用于除颤的电压的施加，所以能够提高安全性。
上述除颤用电气装置2也可以具有用于存储是否对R波进行用于除颤的电压的施加的存储器5。作为存储器5能够使用公知的存储器，例如能够包含随机访问存储器等易失性存储器、闪存等非易失性存储器。优选存储器5与许可信号产生部7连接。由此，能够从许可信号产生部7向存储器5传递表示是否对任意的R波进行用于除颤的电压的施加的信号。在图1中，存储器5配置于运算处理控制部8外，存储器5与运算处理控制部8连接。虽未图示，但存储器5也可以配置于运算处理控制部8内。
也可以辨别是否满足上述要件4，然后辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间，也可以辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间，然后辨别是否满足上述要件4。此外，也可以在辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间之后，或者在辨别第二时间间隔T2是否超过第二规定时间之后，辨别是否满足上述要件4。
上述除颤用电气装置2也可以进行控制，以便对根据要件1或者要件2施加了电压的R波之后检测出的R波不进行电压的施加。能够抑制对连续的R波进行电压的施加的情况，所以能够提高装置的安全性。
也可以设为操作者能够确认心电波形50中的任意的波形是否是符合能够成为电压施加对象的R波的结构。例如，优选进行控制，以便在上述第一时间间隔T1超过上述第一规定时间时以后，产生用于对第n+1个R波Rn+1赋予标记的标记显示信号，进行控制，以便在上述第二时间间隔T2超过上述第二规定时间时以后，产生用于对第n+2个R波Rn+2赋予标记的标记显示信号。
优选进行控制，以便在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后，且在产生用于除颤的许可信号之前，产生标记显示信号。另外，优选进行控制，以便在第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后，且在产生用于除颤的许可信号之前，产生标记显示信号。
对R波赋予的上述标记也可以在显示心电波形的显示部中显示。关于上述显示部、标记，能够参照后述的第二实施方式的显示部73的记载。
通过上述方式，例如能够在将对R波赋予的标记作为记号，通过目视观察确认R-R间隔等来掌握心脏的状态之后，将除颤的非许可模式切换为许可模式。由此，能够容易实施除颤，能够提高安全性。
优选除颤用电气装置2是心腔内除颤用电气装置。心腔内除颤用电气装置与体外式除颤器相比，能够使用低能量的电压波形，所以能够减轻患者的负担，进而也能够在心率不齐的导管检查、烧灼手术中使用。
以上，主要说明了与除颤用电气装置2的许可信号的产生有关的结构，以下参照图1以及图4详述第一实施方式的除颤用电气装置2以及包含其的除颤导管系统1的结构。图4是包含本发明的实施方式的除颤用电气装置2的除颤导管系统1的框图。
如图4所示，本发明包含心腔内除颤导管系统1，该心腔内除颤导管系统1具备：被插入心腔内，具有远位端和近位端，且在该远位部设置有多个电极的导管20；以及对多个电极施加电压的上述除颤用电气装置2。
这里，导管的近位侧是指相对于导管的延伸方向的操作者(手术者)的手边侧，远位侧是指近位侧的相反方向(即、处置对象侧的方向)。另外，导管的近位部是指相对于导管的延伸方向的操作者(手术者)的手边侧一半，导管的远位部是指近位部以外的部分(即、导管的处置对象侧一半)。
在图1以及图4的除颤导管系统1中，从配置于人体的体表面的体表电极19得到的心电信息经由第一导线31被向心电仪40传递。取得心电信息的电极并不限于体表电极，也可以是心内电位测定用的电极，但体表电极对R波的检测灵敏度优异，所以优选。作为体表电极优选12感应用的电极。
图1以及图4的除颤用电气装置2具有：与设置于导管20的远位部的多个电极连接的第一连接部11；与心电仪40连接的第二连接部12；产生施加电压的电源部9；以及与电源部9连接，切换为施加电压的施加模式的切换部10。而且，第一连接部11经由切换部10与电源部9连接，第一连接部11不经由切换部10而与第二连接部12连接。第一连接部11不经由切换部10而与第二连接部12连接，由此即使在除颤时也能够测定各电极的局部电位。
而且，除颤用电气装置2具备心电波形输入部3，从心电仪40输出的心电波形的信息经由第二导线32等而从心电波形输入部3向内部输入。
从心电波形输入部3输入的心电波形也可以向运算处理控制部8传递。运算处理控制部8能够在被传递来的心电波形50中，辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间，辨别第二时间间隔T2是否超过第二规定时间。在运算处理控制部8内设置有许可信号产生部7。许可信号产生部7能够在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后对第n+1个R波Rn+1产生电压施加的许可信号。另外，许可信号产生部7能够在上述第一时间间隔T1是上述第一规定时间以下时，在第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后，对第n+2个R波Rn+2产生电压施加的许可信号。该许可信号被向电源部9传递，能够对第一电极组21和第二电极组22施加正负不同极性的直流电压。通电波形可以是在中途极性反转的两相，也可以是极性恒定的一相，但由于两相能够以更少的能量进行刺激，所以优选两相。施加于生物体的通电能量例如能够设定为1J以上30J以下。
除颤用电气装置2也可以具有未图示的显示心电波形的显示部，而且也可以在显示部中针对R波显示标记。关于上述显示部、标记可以参照第二实施方式的显示部73的记载。
也可以进行控制，以便在要件1和要件2的至少任一个中，许可信号产生部7产生开关接通的许可信号。该许可信号被向切换部10的第一开关10A、第二开关10B传递，能够使第一开关10A、第二开关10B从断开状态成为接通的状态，由此能够对第一电极组21、第二电极组22通电。另外，如图4所示，在构成切换部10的开关为断开状态时，由于第一电极组21以及第二电极组22与电源部9绝缘，所以不进行除颤而能够使用第一电极组21以及第二电极组22来测定心内电位。
除颤用电气装置2具备的至少任一个功能，例如心电波形输入部3、存储器5、许可信号产生部7、运算处理控制部8、电源部9、切换部10的功能可以由硬件实现，也可以由软件实现。作为硬件可举出形成于LSI(Large Scale Integration：大规模集成电路)、ASIC(Application Specific Integrated Circuit：专用集成电路)、FPGA(Field-Programmable Gate Array：现场可编程门阵列)等集成电路的逻辑电路。
除颤用电气装置2也可以具备执行作为用于实现心电波形输入部3、存储器5、许可信号产生部7、运算处理控制部8、电源部9、切换部10中的至少任一个功能的软件的程序的命令的计算机。优选计算机具备处理器、存储上述程序的计算机可读取的记录介质。处理器通过执行存储于计算机可读取的记录介质的程序，来实现上述功能。作为处理器能够使用CPU(Central Processing Unit：中央处理器)。作为记录介质能够使用ROM(Read OnlyMemory：只读存储器)等。另外，记录介质也可以包含RAM(Random Access Memory：随机存取存储器)。上述程序也可以经由能够传送该程序的任意传送介质向上述计算机供给。作为传送介质可举出通信网络、通信线路等。
切换部10也可以具有一个或者两个以上的开关。如图4所示，优选切换部10具有相互并联连接的多个第一开关10A、和相互并联连接的多个第二开关10B。在导管20具有第一电极组21和第二电极组22的情况下，优选第一电极组21分别经由第一开关10A与电源部9连接，第二电极组22分别经由第二开关10B与电源部9连接。即、优选第一电极组21和第二电极组22分别经由不同的开关与电源部9连接。由此，能够使各电极组电分离，所以能够通过各电极组独立地取得心内电位。
如图1所示，除颤用电气装置2也可以在比第一电极组21和第二电极组22靠近位侧，具有作为心内电位的测定的专用电极的第三电极组23。由于第三电极组23位于近位侧，所以例如能够配置在与上大动脉对应的位置。优选第三电极组23不与电源部9连接。由此，能够容易地将第三电极组23用作心内电位的测定的专用电极。
构成各电极组的电极的数量没有特别限定，各电极组可以都相同也可以不同。其中，优选构成第一电极组21的电极的数量和构成第二电极组22的电极的数量相同。由此，能够容易地使第一电极组21和第二电极组22的表面积相同。各第一电极组21和各第二电极组22的表面积相同，均等地配置相同数量的电极，从而能够进行效率良好的除颤，并且能够提高心内心电图的计测的精度。
优选构成第三电极组23的电极的数量是构成第一电极组21的电极的数量以及构成第二电极组22的电极的数量各自的数以下。例如，能够将第一电极组21和第二电极组22的电极的数量各设为八个，将第三电极组23的电极的数量设为四个。这样设定第三电极组23的数量，由此能够适当地测定与上大动脉对应的位置的电位。
作为导管20例如可举出树脂管27。第一电极组21、第二电极组22可以设置于树脂管27的远位部。优选各电极组存在于树脂管27的外周的一半以上的区域，更优选形成为环状。通过这样地形成电极，使与心脏的接触面积增大，所以容易进行心内电位的测定、电刺激的施加。
各电极组只要含有铂、不锈钢等导电材料即可，但为了在X射线透视下容易掌握电极的位置，优选包含铂等X射线不透过材料。
如图1所示，也可以在导管20的远位端部设置有前端触头25。优选前端触头25具有外径朝向远位侧变小的锥部。前端触头25也可以含有导电材料。由此，能够使前端触头25作为电极发挥功能。另外，前端触头25也可以由高分子材料构成。为了保护体内组织免受与导管20的接触，也可以使前端触头25的硬度比树脂管27的硬度低。
也可以在树脂管27的内腔配置有用于使导管20的远位侧弯曲的操作线、弹簧部件。具体而言，优选操作线的远位端部固定于树脂管27的远位端部或者前端触头25，操作线的近位端部固定于后述的手柄26。
如图4所示，优选各电极组分别连接有第三导线33(导线)。优选与第一电极组21和第二电极组22连接的第三导线33的另一端部与除颤用电气装置2的第一连接部11连接。优选与第三电极组23连接的第三导线33的另一端部与除颤用电气装置2的第三连接部13连接。第三导线33也可以是通过连接器等连接部件连结的多个导线。
优选第三连接部13和第四连接部14经由第七导线37而连接。这里，第七导线37可以是布线材料，也可以是设置于印刷电路基板的布线图案的一部分。
优选第一连接部11和切换部10经由第五导线35而连接。由此，由于第一电极组21以及第二电极组22与电源部9连接，所以能够进行电压的施加。第一电极组21以及第二电极组22与电源部9也可以经由连接器等不同的连接部件而连接。
优选与对应于第一电极组21以及第二电极组22的心电仪40的输入端子连接的第四导线34的另一端与第二连接部12连接。另外，优选第二连接部12通过第六导线36与第五导线35连接。优选在第五导线35以及第六导线36不设置开关部。由此，即使在除颤时，也能够通过第一电极组21以及第二电极组22来测定心内电位。这里，第五导线35、第六导线36可以是布线材料，也可以是设置于印刷电路基板的布线图案的一部分。
如图1所示，也可以在树脂管27的近位侧设置有在使导管20动作时操作者把持的手柄26。手柄26的形状虽没有特别限制，但为了缓和应力向树脂管27与手柄26的连接位置的集中，优选具有外径朝向远位侧变小的锥台形状部。
心电仪40通过各种电极来测定心内电位。心电仪40能够使用公知的部件。
虽未图示，但除颤用电气装置2也可以具有选择施加电压的电极的电极选择开关。由此，能够仅对特定的电极施加电刺激。设置电极选择开关的位置虽没有被特别限定，但优选电极选择开关与电源部9连接，更优选将电极选择开关设置于运算处理控制部8内。电极选择开关也可以与构成切换部10的开关(例如、第一开关10A和第二开关10B)分开设置，构成切换部10的开关的至少一个也可以是电极选择开关。而且，虽未图示，但也可以在除颤用电气装置2设置有安全用的开关。由此，在切换部10发生故障时等，能够赋予能够抑制意外对患者施加电压的故障安全功能。安全开关优选连接在切换部10与电源部9之间，更优选连接在运算处理控制部8与切换部10之间。而且，虽未图示，但也可以在除颤用电气装置2设置有吸收开关的切断时所产生的高电压的保护电路。由此，能够防止各开关的破损。而且，虽未图示，但也可以在除颤用电气装置2中，在电源部9与心电仪40之间设置有保护心电仪40免受过电压的过电压保护电路。由此，能够防止心电仪40因过电压的施加而破损的情况。而且，虽未图示，但除颤用电气装置2也可以具有阻抗测定电路。优选阻抗测定电路例如连接在第一电极组21与第二电极组22之间，以便测定第一电极组21与第二电极组22之间的阻抗。
接下来，参照图5来详述第二实施方式的除颤用电气装置70的结构。图5是第二实施方式的除颤用电气装置70的框图。另外，对与第一实施方式的除颤用电气装置2相同的结构标注相同的附图标记并省略说明。
如图5所示，优选第二实施方式的除颤用电气装置70将从心电波形输入部3输入的心电信息经由A/D转换器71、第一运算处理控制部72(CPU)而在显示部73中显示心电波形。另一方面，优选从心电波形输入部3输入的心电信息被向对波形的高度进行比较的比较器(比较电路)74传递，在心电波形超过了所设定的规定值时，被向设定了第一规定时间、第二规定时间等的第二运算处理控制部75(FPGA)传递，在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后向第二运算处理控制部75(FPGA)传递信号，从第二运算处理控制部75(FPGA)产生标记显示信号，在标记显示信号被传递到第一运算处理控制部72(CPU)之后，在显示部73中对R波显示标记。作为标记的形状可举出圆形、三角形、四边形等多边形、线状等。作为显示标记的位置可举出R波的峰值等。而且，标记显示信号只是在显示部73中对R波显示标记的信号即可，也可以从第一运算处理控制部72(CPU)产生。
如上述那样，优选除颤用电气装置70具备显示心电波形的显示部73。优选在该情况下，进行控制，以便在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后，或者在第一时间间隔T1是上述第一规定时间以下且第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后，从标记显示信号产生部76产生在显示部73中用于对R波赋予标记的标记显示信号。这样若在显示部73中对R波赋予标记，则操作者能够目视观察确认电压施加对象的R波的状态。
而且，优选除颤用电气装置70能够通过操作操作部6，而在第二运算处理控制部75(FPGA)内从非许可模式切换为许可模式。而且，也可以在切换该模式的同时，能够设定施加能量，也可以开始向电容器充入施加能量，也可以完成充电。而且，也可以在充电结束之后，自动地生成脉冲电压。非许可模式是即使R波彼此的时间间隔满足上述要件1或者上述要件2所记载的规定时间等也不产生与除颤有关的许可信号的模式。许可模式是若R波彼此的时间间隔满足上述要件1或者上述要件2所记载的规定时间等则产生与除颤有关的许可信号的模式。由此，操作者能够在不适合除颤能量的施加时切换为非许可模式，而在从需要除颤能量的施加之后切换为许可模式，因此能够更安全地实施除颤。关于与除颤有关的许可信号可以参照第一实施方式的说明。
而且，优选除颤用电气装置70构成为，将从心电波形输入部3输入的心电信息向对波形的高度进行比较的比较器(比较电路)74传递，在心电波形超过了所设定的规定值时，将信号向设定了第一规定时间和第二规定时间等的第二运算处理控制部75(FPGA)传递，在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后的情况下，或者在第一时间间隔T1是上述第一规定时间以下且第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后的情况下，从第二运算处理控制部75(FPGA)产生许可信号。
即、优选从心电波形输入部3到许可信号产生部7之间由硬件电路构成。由于该硬件电路不是由软件进行信号处理的电路，所以信号的处理变快。其结果是，能够缩短从心电信息取得到许可信号产生的时间。另外，从心电波形输入部3到许可信号产生部7的信号可以是模拟信号，也可以是数字信号。
另外，除颤用电气装置70具备的至少任一个功能，例如心电波形输入部3、比较器(比较电路)74、许可信号产生部7、第一运算处理控制部72、第二运算处理控制部75、运算处理控制部8、电源部9、切换部10等的功能可以由硬件实现，也可以由软件实现。关于详细内容可以参照第一实施方式的记载。
本发明还包含除颤信号的产生方法。例如如图2所示，本发明的一实施方式的除颤信号的产生方法具有以下步骤：计算从心电波形的第n个R波Rn到第n+1个R波Rn+1为止的时间间隔亦即第一时间间隔T1，辨别第一时间间隔T1是否超过第一规定时间的步骤；在第一时间间隔T1超过第一规定时间时以后，与第n+1个R波Rn+1同步地产生许可信号，在上述第一时间间隔T1是上述第一规定时间以下时，计算从第n个R波Rn到第n+2个R波Rn+2为止的时间间隔亦即第二时间间隔T2，辨别第二时间间隔是否超过第二规定时间，在上述第二时间间隔T2超过第二规定时间时以后，与第n+2个R波Rn+2同步地产生许可信号的步骤。其中，第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数。
优选上述除颤信号的产生方法例如还具有辨别是否满足下述要件3的步骤。
(要件3)
在电源部9中电压施加所需的电压的充电结束。
优选上述除颤信号的产生方法例如还具有辨别是否满足下述要件4的步骤。
(要件4)
不对成为发出用于除颤的许可信号的对象的R波的前一个R波进行用于除颤的电压的施加。
上述各步骤例如能够通过使用除颤用电气装置2、除颤用电气装置70的运算处理控制部、存储器、比较器、电源部等来执行。关于详细内容可以参照除颤用电气装置2、除颤用电气装置70的各要件的记载。
上述除颤信号的产生方法不需要在一个除颤用电气装置内执行各步骤，也可以分别在不同的装置中执行。
本申请要求基于2020年6月8日申请的日本专利申请第2020-099558号的优先权的权益。2020年6月8日申请的日本专利申请第2020-099558号的说明书的全部内容在本申请中被引用而作为参考。
附图标记的说明
1：除颤导管系统
2：除颤用电气装置
3：心电波形输入部
5：存储器
6：操作部
7：许可信号产生部
8：运算处理控制部
9：电源部
10：切换部
10A：第一开关
10B：第二开关
11：第一连接部
12：第二连接部
13：第三连接部
14：第四连接部
19：体表电极
20：导管
21：第一电极组
22：第二电极组
23：第三电极组
25：前端触头
26：手柄
27：树脂管
31：第一导线
32：第二导线
33：第三导线
34：第四导线
35：第五导线
36：第六导线
37：第七导线
40：心电仪
50：心电波形
Rn：第n个R波
Rn+1：第n+1个R波
Rn+2：第n+2个R波
51f：R波的结束
51p：R波的峰值
51s：R波的开始
70：除颤用电气装置
71：A/D转换器
72：第一运算处理控制部
73：显示部
74：比较器(比较电路)
75：第二运算处理控制部
76：标记显示信号产生部
T1：第一时间间隔
T2：第二时间间隔。

Claims (12)

1.一种除颤用电气装置，其特征在于，具有：
心电波形输入部；以及
许可信号产生部，其产生许可用于除颤的电压的施加的许可信号，
所述除颤用电气装置满足下述要件1或者下述要件2，
其中，下述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数，
要件1:以在从心电波形的第n个R波到第n+1个R波为止的时间间隔亦即第一时间间隔超过第一规定时间时以后，从上述许可信号产生部对第n+1个R波产生许可信号的方式进行控制，
要件2:以在上述第一时间间隔是上述第一规定时间以下时，在从心电波形的第n个R波到第n+2个R波为止的时间间隔亦即第二时间间隔超过第二规定时间时以后，从上述许可信号产生部对第n+2个R波产生许可信号的方式进行控制。
2.根据权利要求1所述的除颤用电气装置，其中，还具有用于产生施加电压的电源部，
进行控制，以便在上述要件1或者上述要件2中，在进一步满足下述要件3时以后，从上述许可信号产生部产生许可信号，
要件3:在上述电源部中电压施加所需的电压的充电结束。
3.根据权利要求1或2所述的除颤用电气装置，其中，
进行控制，以便在上述要件1或者上述要件2中，在进一步满足下述要件4时以后，从上述许可信号产生部产生许可信号，
要件4：不对成为发出用于除颤的许可信号的对象的R波的前一个R波进行用于除颤的电压的施加。
4.根据权利要求1～3中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一规定时间和上述第二规定时间分别是100毫秒以上300毫秒以下。
5.根据权利要求1～4中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一规定时间和上述第二规定时间相同。
6.根据权利要求1～5中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的峰值到第n+1个R波的峰值为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的峰值到第n+2个R波的峰值为止的时间间隔。
7.根据权利要求1～5中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度超过第一规定值的时刻、到第n+1个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻、到第n+2个R波的波形的高度超过上述第一规定值的时刻为止的时间间隔，
其中，上述第三规定时间比从R波的开始到峰值为止的时间间隔短。
8.根据权利要求1～5中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
上述第一时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度低于第二规定值的时刻、到第n+1个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔，
上述第二时间间隔是从心电波形的第n个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻、到第n+2个R波的波形的高度低于上述第二规定值的时刻为止的时间间隔，
其中，上述第四规定时间比从R波的峰值到结束为止的时间间隔短。
9.根据权利要求1～8中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
进行控制，以便在上述第一时间间隔超过上述第一规定时间时以后，产生对第n+1个R波赋予标记的标记显示信号，
进行控制，以便在上述第二时间间隔超过上述第二规定时间时以后，产生对第n+2个R波赋予标记的标记显示信号。
10.根据权利要求1～9中任一项所述的除颤用电气装置，其中，
其是心腔内除颤用电气装置。
11.一种心腔内除颤导管系统，其具备：
导管，其被插入心腔内，具有远位端和近位端，且在该远位部设置有多个电极；以及
对上述多个电极施加电压的权利要求1～10中任一项所述的除颤用电气装置。
12.一种除颤信号的产生方法，其特征在于，具有以下步骤：
辨别从心电波形的第n个R波到第n+1个R波为止的时间间隔亦即第一时间间隔是否超过第一规定时间的步骤；以及
在上述第一时间间隔超过上述第一规定时间时以后，与第n+1个R波同步地产生许可信号，
在上述第一时间间隔是上述第一规定时间以下时，辨别从第n个R波到第n+2个R波为止的时间间隔亦即第二时间间隔是否超过第二规定时间，在上述第二时间间隔超过上述第二规定时间时以后，与第n+2个R波同步地产生许可信号的步骤，
其中，上述第n个、第n+1个、第n+2个R波是以该顺序被检测的，n是1以上的整数。
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