JP2014097085A - 除細動カテーテル - Google Patents

Abstract

【課題】除細動に必要かつ十分な電気エネルギーを確実に供給することができ、患者の体表に火傷を生じさせることなく除細動を行うことのできる心腔内除細動カテーテルの提供。
【解決手段】マルチルーメン構造のチューブ部材１０と、ハンドル２０と、第１ＤＣ電極群３１Ｇと、第２ＤＣ電極群３２Ｇと、ハンドル２０の基端部に内蔵されたコネクタ５０と、ハンドル２０の内部に延在する絶縁性チューブ２６，２７と、第１ＤＣ電極群３１Ｇを構成する電極３１とコネクタ５０のピン端子とを接続するリード線４１からなる第１リード線群４１Ｇと、第２ＤＣ電極群３２Ｇを構成する電極３２とコネクタ５０のピン端子とを接続するリード線４２からなる第２リード線群４２Ｇと、リード線４１が接続固定されたピン端子が配置されている第１端子群領域と、リード線４２が接続固定されたピン端子が配置されている第２端子群領域とに仕切る隔壁板５５とを備えてなる。
【選択図】 図７

Description

本発明は、心腔内に挿入されて、心房細動を除去する心腔内除細動カテーテルに関する。

心房細動を除去する除細動器として体外式除細動器（ＡＥＤ）が知られている（例えば、特許文献１参照）。
ＡＥＤによる除細動治療では、患者の体表に電極パッドを装着して直流電圧を印加することにより、患者の体内に電気エネルギーを与える。ここに、電極パッドから患者の体内に流れる電気エネルギーは、通常１５０〜２００Ｊとされ、そのうちの一部（通常、数％〜２０％程度）が心臓に流れて除細動治療に供される。
特開２００１−１１２８７４号公報参照

しかして、心房細動は、心臓カテーテル術中において起こりやすく、この場合にも電気的除細動を行う必要がある。
しかしながら、電気エネルギーを体外から供給するＡＥＤによっては、細動を起こしている心臓に対して効果的な電気エネルギー（例えば１０〜３０Ｊ）を供給することは困難である。

すなわち、体外から供給される電気エネルギーのうち、心臓に流れる割合が少ない場合（例えば数％程度）には、十分な除細動治療を行うことができない。
一方、体外から供給される電気エネルギーが高い割合で心臓に流れた場合には、心臓の組織が損傷を受ける虞も考えられる。
また、ＡＥＤによる除細動治療では、電極パッドを装着した体表に火傷が生じやすい。そして、上記のように、心臓に流れる電気エネルギーの割合が少ない場合には、電気エネルギーの供給を繰り返して行うことによって火傷の程度が重くなり、カテーテル術を受けている患者にとって相当の負担となる。

本発明は以上のような事情に基いてなされたものあって、本発明の目的は、心臓カテーテル術中に心房細動を起こした心臓に対して、除細動に必要かつ十分な電気エネルギーを確実に供給することができる心腔内除細動カテーテルを提供することにある。
本発明の他の目的は、患者の体表に火傷を生じさせることなく、除細動治療を行うことのできる心腔内除細動カテーテルを提供することにある。

（１）本発明の心腔内除細動カテーテルは、心腔内に挿入されて除細動を行うためのカテーテルであって、
マルチルーメン構造を有する絶縁性のチューブ部材と、
前記チューブ部材の基端に接続されたハンドルと、
前記チューブ部材の先端領域に装着された複数のリング状電極からなる第１電極群（第１ＤＣ電極群）と、
前記第１ＤＣ電極群から基端側に離間して前記チューブ部材に装着された複数のリング状電極からなる第２電極群（第２ＤＣ電極群）と、
前記ハンドルの基端部に内蔵され、先端方向に突出する複数のピン端子を先端面に配置してなる略円筒状のコネクタと、
前記チューブ部材の第１ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第１絶縁性チューブと、
前記チューブ部材の第２ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第２絶縁性チューブと、
前記第１ＤＣ電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第１ルーメンおよび前記第１絶縁性チューブ内に延在し、当該第１絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第１リード線群と、
前記第２ＤＣ電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第２ルーメンおよび前記第２絶縁性チューブ内に延在し、当該第２絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第２リード線群と、
複数のピン端子が配置された前記コネクタの先端面を、前記第１リード線群を構成するリード線が接続固定されたピン端子が配置されている第１端子群領域と、前記第２リード線群を構成するリード線が接続固定されたピン端子が配置されている第２端子群領域とに仕切り、前記第１リード線群を構成するリード線（第１絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）と、前記第２リード線群を構成するリード線（第２絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）とを隔離する隔壁板と、を備えてなり、
除細動を行うときには、前記第１ＤＣ電極群と、前記第２ＤＣ電極群とに、互いに異なる極性の電圧が印加されることを特徴とする。

このような構成の心腔内除細動カテーテルを、第１ＤＣ電極群が冠状静脈内に位置し、第２ＤＣ電極群が右心房内に位置するように心腔内に挿入し、第１リード線群および第２リード線群を介して、第１ＤＣ電極群と第２ＤＣ電極群とに、互いに異なる極性の電圧を印加する（第１ＤＣ電極群と第２ＤＣ電極群との間に直流電圧を印加する）ことにより、細動を起こしている心臓に直接的に電気エネルギーが与えられ、これにより除細動治療が行われる。

このように、心腔内に配置した除細動カテーテルの第１ＤＣ電極群および第２ＤＣ電極群により、細動を起こした心臓に対して直接的に電気エネルギーを与えることによれば、除細動治療に必要かつ十分な電気的刺激（電気ショック）を心臓のみに確実に与えることができる。
そして、心臓に直接的に電気エネルギーを与えることができるので、患者の体表に火傷を生じさせることもない。

また、第１ＤＣ電極群を構成する電極の各々に接続されたリード線からなる第１リード線群と、第２ＤＣ電極群を構成する電極の各々に接続されたリード線からなる第２リード線群とが、チューブ部材の異なるルーメン（第１ルーメンおよび第２ルーメン）にそれぞれ延在していることにより、両者は、チューブ部材内において完全に絶縁隔離されている。このため、心腔内除細動に必要な電圧を印加したときに、チューブ部材内において、第１リード線群と、第２リード線群との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

さらに、第１リード線群と、第２リード線群とが、ハンドルの内部に延在する異なる絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブおよび第２絶縁性チューブ）にそれぞれ延在していることにより、両者は、ハンドルの内部においても完全に絶縁隔離されている。このため、心腔内除細動に必要な電圧を印加したときに、ハンドル内部において、第１リード線群と、第２リード線群との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

さらに、第１端子群領域と第２端子群領域とを仕切る隔壁板により、第１リード線群を構成するリード線（第１絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）と、第２リード線群を構成するリード線（第２絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）とを確実かつ整然と隔離することができる。

さらに、第１端子群領域と第２端子群領域とを仕切る隔壁板により、第１リード線群を構成するリード線と、第２リード線群を構成するリード線とが互いに隔離されて接触することがないので、心腔内除細動に必要な電圧を印加したときに、第１リード線群を構成するリード線（第１絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）と、第２リード線群を構成するリード線（第２絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

さらに、第１端子群領域と第２端子群領域とを仕切る隔壁板により、第１リード線群を構成するリード線と、第２リード線群を構成するリード線とを、ハンドルに内蔵された１つのコネクタの先端面に集中的に配置された端子群に接続させることができるので、ハンドルの基端側に複数のコネクタ（コード）を接続させる必要はなく、構成が簡単になり、除細動カテーテルとしての操作性が向上する。

（２）本発明の心腔内除細動カテーテルにおいて、前記隔壁板の先端縁は、前記第１絶縁性チューブの基端および前記第２絶縁性チューブの基端よりも先端側に位置していることが好ましい。

このような構成の心腔内除細動カテーテルによれば、第１絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線（第１リード線群を構成するリード線）と、第２絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線（第２リード線群を構成するリード線）との間には、常に、隔壁板が存在することになるため、両者が接触して短絡することを確実に防止することができる。

（３）本発明の心腔内除細動カテーテルにおいて、前記第２ＤＣ電極群から基端側に離間して前記チューブ部材に装着された複数のリング状電極からなる基端側電位測定電極群と、
前記チューブ部材の第３ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第３絶縁性チューブと、
前記基端側電位測定電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第３ルーメンおよび前記第３絶縁性チューブ内に延在し、当該第３絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第３リード線群と、を備えてなることが好ましい。

このような構成の心腔内除細動カテーテルによれば、基端側電位測定電極群により心電位（特に、異常電位が発生しやすい上大静脈の心電位）を測定することができ、心電位を監視（モニタリング）しながら除細動治療を行うことができる。

また、第３リード線群が、第１リード線群または第２リード線群が延在しているルーメン（第１ルーメンおよび第２ルーメン）のいずれとも異なる第３ルーメンに延在していることにより、チューブ部材における第３リード線群は、第１リード線群および第２リード線群の何れからも完全に絶縁隔離されている。このため、心腔内除細動に必要な電圧が印加されたときに、チューブ部材内において、第３リード線群と、第１リード線群または第２リード線群との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

さらに、第３リード線群が、第３ルーメンに先端部が連結された第３絶縁性チューブ内に延在していることにより、ハンドルの内部における第３リード線群は、第１リード線群および第２リード線群の何れからも完全に絶縁隔離されている。このため、心腔内除細動に必要な電圧が印加されたときに、ハンドルの内部においても、第３リード線群と、第１リード線群または第２リード線群との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

（４）上記（３）の心腔内除細動カテーテルにおいて、先端偏向操作用のプルワイヤが、前記チューブ部材の第４ルーメンに延在していることが好ましい。

このような構成の心腔内除細動カテーテルによれば、先端偏向操作用のプルワイヤを、第１リード線群、第２リード線群または第３リード線群が延在しているルーメン（第１ルーメン、第２ルーメンおよび第３ルーメン）とは異なるルーメン（第４ルーメン）に延在しているので、先端偏向操作時において軸方向に移動するプルワイヤにより、リード線群を構成するリード線が損傷（例えば擦過傷）を受けるようなことはない。

（５）本発明の心腔内除細動カテーテルにおいては、心臓カテーテル術中に起こる心房細動を除去するために心腔内に挿入されることが好ましい。

本発明の心腔内除細動カテーテルによれば、心臓カテーテル術中に心房細動等を起こした心臓に対して、除細動に必要かつ十分な電気エネルギーを確実に供給することができる。また、患者の体表に火傷を生じさせることもなく侵襲性も少ない。
また、心腔内除細動に必要な電圧が印加されたときに、チューブ部材およびハンドルの内部において、第１リード線群と、第２リード線群との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。
さらに、心腔内除細動に必要な電圧が印加されたときに、第１リード線群を構成するリード線（第１絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）と、第２リード線群を構成するリード線（第２絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線の基端部分）との間で短絡が発生することを確実に防止することができる。

図１および図２は、本発明の心腔内除細動カテーテルの一実施形態を示す説明用平面図、図３は、図１のＡ−Ａ断面を示す横断面図、図４（ａ）〜（ｃ）は、図１のＢ−Ｂ断面、Ｃ−Ｃ断面、Ｄ−Ｄ断面を示す横断面図である。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００は、マルチルーメンチューブ１０と、ハンドル２０と、第１ＤＣ電極群３１Ｇと、第２ＤＣ電極群３２Ｇと、基端側電位測定電極群３３Ｇと、第１リード線群４１Ｇと、第２リード線群４２Ｇと、第３リード線群４３Ｇとを備えている。

図３および図４に示すように、本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００を構成するマルチルーメンチューブ１０（マルチルーメン構造を有する絶縁性のチューブ部材）には、４つのルーメン（第１ルーメン１１、第２ルーメン１２、第３ルーメン１３、第４ルーメン１４）が形成されている。

図３および図４において、１５は、ルーメンを区画するフッ素樹脂層、１６は、低硬度のナイロンエラストマーからなるインナー（コア）部、１７は、高硬度のナイロンエラストマーからなるアウター（シェル）部であり、図３における１８は、編組ブレードを形成するステンレス素線である。

ルーメンを区画するフッ素樹脂層１５は、例えばパーフルオロアルキルビニルエーテル共重合体（ＰＦＡ）、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）などの絶縁性の高い材料により構成されている。

マルチルーメンチューブ１０のアウター部１７を構成するナイロンエラストマーは、軸方向によって異なる硬度のものが用いられている。これにより、マルチルーメンチューブ１０は、先端側から基端側に向けて段階的に硬度が高くなるよう構成されている。
好適な一例を示せば、図２において、Ｌ１（長さ５２ｍｍ）で示す領域の硬度（Ｄ型硬度計による硬度）は４０、Ｌ２（長さ１０８ｍｍ）で示す領域の硬度は５５、Ｌ３（長さ２５．７ｍｍ）で示す領域の硬度は６３、Ｌ４（長さ１０ｍｍ）で示す領域の硬度は６８、Ｌ５（長さ５００ｍｍ）で示す領域の硬度は７２である。

ステンレス素線１８により構成される編組ブレードは、図２においてＬ５で示される領域においてのみ形成され、図３に示すように、インナー部１６とアウター部１７との間に設けられている。
マルチルーメンチューブ１０の外径は、例えば１．２〜３．３ｍｍとされる。

マルチルーメンチューブ１０を製造する方法としては特に限定されるものではない。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００を構成するハンドル２０は、ハンドル本体２１と、摘まみ２２と、ストレインリリーフ２４とを備えている。
摘まみ２２を回転操作することにより、マルチルーメンチューブ１０の先端部を偏向（首振り）させることができる。

マルチルーメンチューブ１０の外周（内部に編組が形成されていない先端領域）には、第１ＤＣ電極群３１Ｇ、第２ＤＣ電極群３２Ｇおよび基端側電位測定電極群３３Ｇが装着されている。ここに、「電極群」とは、同一の極を構成し（同一の極性を有し）、または、同一の目的を持って、狭い間隔（例えば５ｍｍ以下）で装着された複数の電極の集合体をいう。

第１ＤＣ電極群は、マルチルーメンチューブの先端領域において、同一の極（−極または＋極）を構成する複数の電極が狭い間隔で装着されてなる。ここに、第１ＤＣ電極群を構成する電極の個数は、電極の幅や配置間隔によっても異なるが、例えば４〜１３個とされ、好ましくは８〜１０個とされる。

本実施形態において、第１ＤＣ電極群３１Ｇは、マルチルーメンチューブ１０の先端領域に装着された８個のリング状電極３１から構成されている。
第１ＤＣ電極群３１Ｇを構成する電極３１は、リード線（第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１）および後述するコネクタを介して、直流電源装置における同一の極の端子に接続されている。

ここに、電極３１の幅（軸方向の長さ）は、２〜５ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば４ｍｍである。
電極３１の幅が狭過ぎると、電圧印加時の発熱量が過大となって、周辺組織に損傷を与える虞がある。一方、電極３１の幅が広過ぎると、マルチルーメンチューブ１０における第１ＤＣ電極群３１Ｇが設けられている部分の可撓性・柔軟性が損なわれることがある。

電極３１の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、１〜５ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば２ｍｍである。
心腔内除細動カテーテル１００の使用時（心腔内に配置されるとき）において、第１ＤＣ電極群３１Ｇは、例えば冠状静脈内に位置する。

第２ＤＣ電極群は、マルチルーメンチューブの第１ＤＣ電極群の装着位置から基端側に離間して、第１ＤＣ電極群とは逆の極（＋極または−極）を構成する複数の電極が狭い間隔で装着されてなる。ここに、第２ＤＣ電極群を構成する電極の個数は、電極の幅や配置間隔によっても異なるが、例えば４〜１３個とされ、好ましくは８〜１０個とされる。

本実施形態において、第２ＤＣ電極群３２Ｇは、第１ＤＣ電極群３１Ｇの装着位置から基端側に離間してマルチルーメンチューブ１０に装着された８個のリング状電極３２から構成されている。
第２ＤＣ電極群３２Ｇを構成する電極３２は、リード線（第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２）および後述するコネクタを介して、直流電源装置における同一の極の端子（第１ＤＣ電極群３１Ｇが接続されているものとは逆の極の端子）に接続される。
これにより、第１ＤＣ電極群３１Ｇ（電極３１）と、第２ＤＣ電極群３２Ｇ（電極３２）とに、互いに異なる極性の電圧が印加され、第１ＤＣ電極群３１Ｇと、第２ＤＣ電極群３２Ｇとは、互いに極性の異なる電極群（一方の電極群が−極のときに、他方の電極群は＋極）となる。

ここに、電極３２の幅（軸方向の長さ）は、２〜５ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば４ｍｍである。
電極３２の幅が狭過ぎると、電圧印加時の発熱量が過大となって、周辺組織に損傷を与える虞がある。一方、電極３２の幅が広過ぎると、マルチルーメンチューブ１０における第２ＤＣ電極群３２Ｇが設けられている部分の可撓性・柔軟性が損なわれることがある。

電極３２の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、１〜５ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば２ｍｍである。
心腔内除細動カテーテル１００の使用時（心腔内に配置されるとき）において、第２ＤＣ電極群３２Ｇは、例えば右心房に位置する。

本実施形態において、基端側電位測定電極群３３Ｇは、第２ＤＣ電極群３２Ｇの装着位置から基端側に離間してマルチルーメンチューブ１０に装着された４個のリング状電極３３から構成されている。
基端側電位測定電極群３３Ｇを構成する電極３３は、リード線（第３リード線群４３Ｇを構成するリード線４３）および後述するコネクタを介して心電図計に接続される。

ここに、電極３３の幅（軸方向の長さ）は０．５〜２．０ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば１．２ｍｍである。
電極３３の幅が広過ぎると、心電位の測定精度が低下したり、異常電位の発生部位の特定が困難となったりする。

電極３３の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、１．０〜１０．０ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば５ｍｍである。
心腔内除細動カテーテル１００の使用時（心腔内に配置されるとき）において、基端側電位測定電極群３３Ｇは、例えば、異常電位が発生しやすい上大静脈に位置する。

心腔内除細動カテーテル１００の先端には、先端チップ３５が装着されている。
この先端チップ３５には、リード線は接続されておらず、本実施形態では電極として使用していない。但し、リード線を接続させることにより、電極として使用することも可能である。先端チップ３５の構成材料は、白金、ステンレスなどの金属材料、各種の樹脂材料など、特に限定されるものではない。

第１ＤＣ電極群３１Ｇ（基端側の電極３１）と、第２ＤＣ電極群３２Ｇ（先端側の電極３２）との離間距離ｄ２は４０〜１００ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば６６ｍｍである。

第２ＤＣ電極群３２Ｇ（基端側の電極３２）と、基端側電位測定電極群３３Ｇ（先端側の電極３３）との離間距離ｄ３は５〜５０ｍｍであることが好ましく、好適な一例を示せば３０ｍｍである。

第１ＤＣ電極群３１Ｇ、第２ＤＣ電極群３２Ｇおよび基端側電位測定電極群３３Ｇを構成する電極３１，３２，３３としては、Ｘ線に対する造影性を良好なものとするために、白金または白金系の合金からなることが好ましい。

図３および図４に示される第１リード線群４１Ｇは、第１ＤＣ電極群（３１Ｇ）を構成する８個の電極（３１）の各々に接続された８本のリード線４１の集合体である。
第１リード線群４１Ｇ（リード線４１）により、第１ＤＣ電極群３１Ｇを構成する８個の電極３１の各々を直流電源装置に電気的に接続することができる。

第１ＤＣ電極群３１Ｇを構成する８個の電極３１は、それぞれ、異なるリード線４１に接続される。リード線４１の各々は、その先端部分において電極３１の内周面に溶接されるとともに、マルチルーメンチューブ１０の管壁に形成された側孔から第１ルーメン１１に進入する。第１ルーメン１１に進入した８本のリード線４１は、第１リード線群４１Ｇとして、第１ルーメン１１に延在する。

図３および図４に示される第２リード線群４２Ｇは、第２ＤＣ電極群（３２Ｇ）を構成する８個の電極（３２）の各々に接続された８本のリード線４２の集合体である。
第２リード線群４２Ｇ（リード線４２）により、第２ＤＣ電極群３２Ｇを構成する８個の電極３２の各々を直流電源装置に電気的に接続することができる。

第２ＤＣ電極群３２Ｇを構成する８個の電極３２は、それぞれ、異なるリード線４２に接続される。リード線４２の各々は、その先端部分において電極３２の内周面に溶接されるとともに、マルチルーメンチューブ１０の管壁に形成された側孔から第２ルーメン１２（第１リード線群４１Ｇが延在する第１ルーメン１１とは異なるルーメン）に進入する。第２ルーメン１２に進入した８本のリード線４２は、第２リード線群４２Ｇとして、第２ルーメン１２に延在する。

上記のように、第１リード線群４１Ｇが第１ルーメン１１に延在し、第２リード線群４２Ｇが第２ルーメン１２に延在していることにより、両者は、マルチルーメンチューブ１０内において完全に絶縁隔離されている。このため、除細動に必要な電圧が印加されたときに、第１リード線群４１Ｇ（第１ＤＣ電極群３１Ｇ）と、第２リード線群４２Ｇ（第２ＤＣ電極群３２Ｇ）との間の短絡を確実に防止することができる。

図３に示される第３リード線群４３Ｇは、基端側電位測定電極群（３３Ｇ）を構成する電極（３３）の各々に接続された４本のリード線４３の集合体である。
第３リード線群４３Ｇ（リード線４３）により、基端側電位測定電極群３３Ｇを構成する電極３３の各々を、心電図計に接続することができる。

基端側電位測定電極群３３Ｇを構成する４個の電極３３は、それぞれ、異なるリード線４３に接続されている。リード線４３の各々は、その先端部分において電極３３の内周面に溶接されるとともに、マルチルーメンチューブ１０の管壁に形成された側孔から第３ルーメン１３に進入する。第３ルーメン１３に進入した４本のリード線４３は、第３リード線群４３Ｇとして、第３ルーメン１３に延在する。

上記のように、第３ルーメン１３に延在している第３リード線群４３Ｇは、第１リード線群４１Ｇおよび第２リード線群４２Ｇの何れからも完全に絶縁隔離されている。このため、除細動に必要な電圧が印加されたときに、第３リード線群４３Ｇ（基端側電位測定電極群３３Ｇ）と、第１リード線群４１Ｇ（第１ＤＣ電極群３１Ｇ）または第２リード線群４２Ｇ（第２ＤＣ電極群３２Ｇ）との間の短絡を確実に防止することができる。

リード線４１、リード線４２およびリード線４３は、何れも、ポリイミドなどの樹脂によって金属導線の外周面が被覆された樹脂被覆線からなる。ここに、被覆樹脂の膜厚としては２〜３０μｍ程度とされる。

図３および図４において７１はプルワイヤである。
プルワイヤ７１は、第４ルーメン１４に延在し、マルチルーメンチューブ１０の中心軸に対して偏心して延びている。

プルワイヤ７１の先端部分は、ハンダによって先端チップ３５に固定されている。また、プルワイヤ７１の先端には抜け止め用大径部（抜け止め部）が形成されていてもよい。これにより、先端チップ３５とプルワイヤ７１とは強固に結合され、先端チップ３５の脱落などを確実に防止することができる。

一方、プルワイヤ７１の基端部分は、ハンドル２０の摘まみ２２に接続されており、摘まみ２２を操作することによってプルワイヤ７１が引っ張られ、これにより、マルチルーメンチューブ１０の先端部が偏向する。
プルワイヤ７１は、ステンレスやＮｉ−Ｔｉ系超弾性合金製で構成してあるが、必ずしも金属で構成する必要はない。プルワイヤ７１は、たとえば高強度の非導電性ワイヤなどで構成してもよい。
なお、マルチルーメンチューブの先端部を偏向させる機構は、これに限定されるものではなく、例えば、板バネを備えてなるものであってもよい。

マルチルーメンチューブ１０の第４ルーメン１４には、プルワイヤ７１のみが延在しており、リード線（群）は延在していない。これにより、マルチルーメンチューブ１０の先端部の偏向操作時において、軸方向に移動するプルワイヤ７１によってリード線が損傷（例えば、擦過傷）を受けることを防止することができる。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００は、ハンドル２０の内部においても、第１リード線群４１Ｇと、第２リード線群４２Ｇと、第３リード線群４３Ｇとが絶縁隔離されている。

図５は、本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００のハンドルの内部構造を示す斜視図、図６は、ハンドル内部（先端側）の部分拡大図、図７は、ハンドル内部（基端側）の部分拡大図である。

図５に示すように、マルチルーメンチューブ１０の基端部は、ハンドル２０の先端開口に挿入され、これにより、マルチルーメンチューブ１０と、ハンドル２０とが接続されている。

図５および図７に示すように、ハンドル２０の基端部には、先端方向に突出する複数のピン端子（５１、５２、５３）を先端面５０Ａに配置してなる円筒状のコネクタ５０が内蔵されている。
また、図５乃至図７に示すように、ハンドル２０の内部には、３本のリード線群（第１リード線群４１Ｇ、第２リード線群４２Ｇ、第３リード線群４３Ｇ）の各々が挿通される３本の絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７、第３絶縁性チューブ２８）が延在している。

図５および図６に示すように、第１絶縁性チューブ２６の先端部（先端から１０ｍｍ程度）は、マルチルーメンチューブ１０の第１ルーメン１１に挿入され、これにより、第１絶縁性チューブ２６は、第１リード線群４１Ｇが延在する第１ルーメン１１に連結されている。
第１ルーメン１１に連結された第１絶縁性チューブ２６は、ハンドル２０の内部に延在する第１の保護チューブ６１の内孔を通ってコネクタ５０（ピン端子が配置された先端面５０Ａ）の近傍まで延びており、第１リード線群４１Ｇの基端部をコネクタ５０の近傍に案内する挿通路を形成している。これにより、マルチルーメンチューブ１０（第１ルーメン１１）から延び出した第１リード線群４１Ｇは、キンクすることなく、ハンドル２０の内部（第１絶縁性チューブ２６の内孔）を延在することができる。
第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出した第１リード線群４１Ｇは、これを構成する８本のリード線４１にばらされ、これらリード線４１の各々は、コネクタ５０の先端面５０Ａに配置されたピン端子の各々にハンダにより接続固定されている。ここに、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１が接続固定されたピン端子（ピン端子５１）が配置されている領域を「第１端子群領域」とする。
これにより、第１ＤＣ電極群３１Ｇを構成する８個の電極３１は、第１リード線群４１Ｇを構成する８本のリード線４１およびコネクタ５０（第１端子群領域におけるピン端子５１）を介して、直流電源装置における一方の極の端子に接続することができる。

第２絶縁性チューブ２７の先端部（先端から１０ｍｍ程度）は、マルチルーメンチューブ１０の第２ルーメン１２に挿入され、これにより、第２絶縁性チューブ２７は、第２リード線群４２Ｇが延在する第２ルーメン１２に連結されている。
第２ルーメン１２に連結された第２絶縁性チューブ２７は、ハンドル２０の内部に延在する第２の保護チューブ６２の内孔を通ってコネクタ５０（ピン端子が配置された先端面５０Ａ）の近傍まで延びており、第２リード線群４２Ｇの基端部をコネクタ５０の近傍に案内する挿通路を形成している。これにより、マルチルーメンチューブ１０（第２ルーメン１２）から延び出した第２リード線群４２Ｇは、キンクすることなく、ハンドル２０の内部（第２絶縁性チューブ２７の内孔）を延在することができる。
第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出した第２リード線群４２Ｇは、これを構成する８本のリード線４２にばらされ、これらリード線４２の各々は、コネクタ５０の先端面５０Ａに配置されたピン端子の各々にハンダにより接続固定されている。ここに、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２が接続固定されたピン端子（ピン端子５２）が配置されている領域を「第２端子群領域」とする。
これにより、第２ＤＣ電極群３２Ｇを構成する８個の電極３２は、第２リード線群４２Ｇを構成する８本のリード線４２およびコネクタ５０（第２端子群領域におけるピン端子５２）を介して、直流電源装置における他方の極の端子に接続することができる。

第３絶縁性チューブ２８の先端部（先端から１０ｍｍ程度）は、マルチルーメンチューブ１０の第３ルーメン１３に挿入され、これにより、第３絶縁性チューブ２８は、第３リード線群４３Ｇが延在する第３ルーメン１３に連結されている。
第３ルーメン１３に連結された第３絶縁性チューブ２８は、ハンドル２０の内部に延在する第２の保護チューブ６２の内孔を通ってコネクタ５０（ピン端子が配置された先端面５０Ａ）の近傍まで延びており、第３リード線群４３Ｇの基端部をコネクタ５０の近傍に案内する挿通路を形成している。これにより、マルチルーメンチューブ１０（第３ルーメン１３）から延び出した第３リード線群４３Ｇは、キンクすることなく、ハンドル２０の内部（第３絶縁性チューブ２８の内孔）を延在することができる。
第３絶縁性チューブ２８の基端開口から延び出した第３リード線群４３Ｇは、これを構成する４本のリード線４３にばらされ、これらリード線４３の各々は、コネクタ５０の先端面５０Ａに配置されたピン端子の各々にハンダにより接続固定されている。ここに、第３リード線群４３Ｇを構成するリード線４３が接続固定されたピン端子（ピン端子５３）が配置されている領域を「第３端子群領域」とする。
これにより、基端側電位測定電極群３３Ｇを構成する４個の電極３３は、第３リード線群４３Ｇを構成する４本のリード線４３およびコネクタ５０（ピン端子５３）を介して、心電図計に接続することができる。

ここに、絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７および第３絶縁性チューブ２８）の構成材料としては、ポリイミド樹脂、ポリアミド樹脂、ポリアミドイミド樹脂などを例示することができる。これらのうち、硬度が高くて、リード線群を挿通しやすく、肉薄成形が可能なポリイミド樹脂が特に好ましい。
絶縁性チューブの肉厚としては、２０〜４０μｍであることが好ましく、好適な一例を示せば３０μｍである。

また、絶縁性チューブが内挿される保護チューブ（第１の保護チューブ６１および第２の保護チューブ６２）の構成材料としては、「Ｐｅｂａｘ」（ＡＲＫＥＭＡ社の登録商標）などのナイロン系エラストマーを例示することができる。

上記のような構成を有する本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００によれば、第１絶縁性チューブ２６内に第１リード線群４１Ｇが延在し、第２絶縁性チューブ２７内に第２リード線群４２Ｇが延在し、第３絶縁性チューブ２８内に第３リード線群４３Ｇが延在していることで、ハンドル２０の内部においても、第１リード線群４１Ｇと、第２リード線群４２Ｇと、第３リード線４３Ｇとを完全に絶縁隔離することができる。この結果、除細動に必要な電圧が印加されたときにおいて、ハンドル２０の内部における第１リード線群４１Ｇと、第２リード線群４２Ｇと、第３リード線４３Ｇとの間の短絡（特に、ルーメンの開口付近において延び出したリード線群間における短絡）を確実に防止することができる。

さらに、ハンドル２０の内部において、第１絶縁性チューブ２６が第１の保護チューブ６１によって保護され、第２絶縁性チューブ２７および第３絶縁性チューブ２８が第２の保護チューブ５２によって保護されていることにより、例えば、マルチルーメンチューブ１０の先端部の偏向操作時に摘まみ２２の構成部材（可動部品）が接触・擦過することによって絶縁性チューブが損傷することを防止することができる。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００は、複数のピン端子が配置されたコネクタ５０の先端面５０Ａを、第１端子群領域と、第２端子群領域および第３端子群領域とに仕切り、リード線４１と、リード線４２およびリード線４３とを互いに隔離する隔壁板５５を備えている。

第１端子群領域と、第２端子群領域および第３端子群領域とを仕切る隔壁板５５は、絶縁性樹脂を、両側に平坦面を有する樋状に成型加工してなる。隔壁板５５を構成する絶縁性樹脂としては、特に限定されるものではなく、ポリエチレンなどの汎用樹脂を使用することができる。

隔壁板５５の厚さは、例えば０．１〜０．５ｍｍとされ、好適な一例を示せば０．２ｍｍである。
隔壁板５５の高さ（基端縁から先端縁までの距離）は、コネクタ５０の先端面５０Ａと絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６および第２絶縁性チューブ２７）との離間距離より高いことが必要であり、この離間距離が７ｍｍの場合、隔壁板５５の高さは、例えば８ｍｍとされる。高さが７ｍｍ未満の隔壁板では、その先端縁を、絶縁性チューブの基端よりも先端側に位置させることができない。

このような構成によれば、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１（第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出したリード線４１の基端部分）と、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２（第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出したリード線４２の基端部分）とを確実かつ整然と隔離することができる。
隔壁板５５を備えていない場合には、リード線４１と、リード４２とを整然と隔離する（分ける）ことができず、これらが混線するおそれがある。

そして、互いに異なる極性の電圧が印加される、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１と、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２とが、隔壁板５５により互いに隔離されて接触することがないので、心腔内除細動カテーテル１００の使用時において、心腔内除細動に必要な電圧を印加しても、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１（第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出したリード線４１の基端部分）と、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２（第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出したリード線４２の基端部分）との間で短絡が発生することはない。

また、心腔内除細動カテーテルの製造時において、リード線をピン端子に接続固定する際に誤りが生じた場合、例えば、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１を、第２端子群領域におけるピン端子に接続した場合には、そのリード４１は隔壁５５を跨ぐことになるので、接続の誤りを容易に発見することができる。

なお、第３リード線群４３Ｇを構成するリード線４３（ピン端子５３）は、リード線４２（ピン端子５２）とともに、隔壁板５５によりリード線４１（ピン端子５１）から隔離されているが、これに限定されるものではなく、リード線４１（ピン端子５１）とともに、隔壁板５５によってリード線４２（ピン端子５２）から隔離されていてもよい。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００において、隔壁板５５の先端縁は、第１絶縁性チューブ２６の基端および第２絶縁性チューブ２７の基端の何れよりも先端側に位置している。
これにより、第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出したリード線（第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１）と、第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出たリード線（第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２）との間には、常に隔壁板５５が存在することになり、リード線４１とリード線４２との接触による短絡を確実に防止することができる。

図７に示すように、第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出してコネクタ５０のピン端子５１に接続固定された８本のリード線４１、第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出してコネクタ５０のピン端子５２に接続固定された８本のリード線４２、第３絶縁性チューブ２８の基端開口から延び出してコネクタ５０のピン端子５３に接続固定された４本のリード線４３は、これらの周囲が樹脂８０で固められることにより、それぞれの形状が保持固定されている。

リード線の形状を保持する樹脂８０は、コネクタ５０と同径の円筒状に成形されており、この樹脂成形体の内部に、ピン端子、リード線、絶縁性チューブの基端部および隔壁板５５が埋め込まれた状態となっている。
そして、絶縁性チューブの基端部が樹脂成形体の内部に埋め込まれている構成によれば、絶縁性チューブの基端開口より延び出してからピン端子に接続固定されるまでのリード線（基端部分）の全域を樹脂８０によって完全に覆うことができ、リード線（基端部分）の形状を完全に保持固定することができる。
また、樹脂成形体の高さ（基端面から先端面までの距離）は、隔壁板５５の高さよりも高いことが好ましく、隔壁板５５の高さが８ｍｍの場合に、例えば９ｍｍとされる。

ここに、樹脂成形体を構成する樹脂８０としては特に限定されるのではないが、熱硬化性樹脂または光硬化性樹脂を使用することが好ましい。具体的には、ウレタン系、エポキシ系、ウレタン−エポキシ系の硬化性樹脂を例示することができる。

上記のような構成によれば、樹脂８０によってリード線の形状が保持固定されるので、心腔内除細動カテーテル１００を製造する際（ハンドル２０の内部にコネクタ５０を装着する際）に、絶縁性チューブの基端開口から延び出したリード線がキンクしたり、ピン端子のエッジと接触したりして損傷（例えば、リード線の被覆樹脂にクラックが発生）することを防止することができる。

図７に示したような構造、すなわち、絶縁性チューブの基端開口から延び出してピン端子の各々に接触固定されたリード線の各々を樹脂成形体中に埋設してなる構造は、下記のようにして作製することができる。

（１）リード線のハンダ付け工程：
図８に示すように、コネクタ５０の先端面５０Ａに配置されたピン端子の各々に、第１リード線群４１Ｇを構成する８本のリード線４１、第２リード線群４２Ｇを構成する８本のリード線４２、第３リード線群４３Ｇを構成する４本のリード線４３の各々をハンダにより接続固定する。
ここに、これらのリード線（リード線４１、リード線４２、リード線４３）の先端は、それぞれ、電極群（第１ＤＣ電極群３１Ｇ、第２ＤＣ電極群３２Ｇ、基端側電位測定電極群３３Ｇ）を構成する電極（電極３１、電極３２、電極３３）に既に接続されている。
また、これらのリード線（リード線４１、リード線４２、リード線４３）によるリード線群（第１リード線群４１Ｇ、第２リード線群４２Ｇ、第３リード線群４３Ｇ）が延在している絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７、第３絶縁性チューブ２８）は、それぞれの先端部をマルチルーメンチューブ１０のルーメン（第１ルーメン１１、第２ルーメン１２、第３ルーメン１３）に深く挿入させることにより、先端側（同図において上側）に退避させている。

（２）隔壁板の載置工程：
次に、図９に示すように、リード線４１が接続固定されたピン端子５１が配置されている第１端子群領域と、リード線４２が接続固定されたピン端子５２が配置されている第２端子群領域およびリード線４３が接続固定されたピン端子５３が配置されている第３端子群領域とを仕切り、リード線４１と、リード線４２およびリード線４３とを隔離するように、コネクタ５０の先端面５０Ａに隔壁板５５を載置する。
ここに、リード線４３（ピン端子５３）は、リード線４２（ピン端子５２）とともに、隔壁板５５によってリード線４１（ピン端子５１）から隔離されている。
隔壁板５５の高さは、例えば８ｍｍとされる。

（３）絶縁性チューブの移動工程：
次に、図１０に示すように、第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７、第３絶縁性チューブ２８の各々を基端側に移動する（同図において下降させる）。
絶縁性チューブの移動後において、コネクタ５０の先端面５０Ａと、各絶縁性チューブの基端との離間距離は、隔壁板５５の高さより短く、例えば７ｍｍとされる。
なお、絶縁性チューブをこれよりも更に移動させること（離間距離を７ｍｍ未満とすること）は、これに伴ってリード線に過大な張力がかかるので実質的に不可能である。
このとき、絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７、第３絶縁性チューブ２８）の先端部は、マルチルーメンチューブ１０のルーメン（第１ルーメン１１、第２ルーメン１２、第３ルーメン１３）に、１０ｍｍ程度挿入した状態（図６に示した状態）となっている。

図１１は、図１０に示したリード線のピン端子への接続状態を先端側から見た図であり、図１１に示すように、リード線４１（ピン端子５１）と、リード線４２（ピン端子５２）およびリード線４３（ピン端子５３）とが、隔壁板５５によって隔離されている。

（４）型枠の装着工程：
次に、図１２に示すように、ピン端子（ピン端子５１、ピン端子５２、ピン端子５３）に接続固定されたリード線（第１リード線４１、第２リード線４２、第３リード線４３）および隔壁板５５を取り囲むように型枠９０を装着する。
型枠９０の構成材料としては特に制限されるものではないが、離型性が良好であることから、ＰＴＦＥ、ＰＦＡ、ＦＥＰ、ＥＴＦＥ、ＰＶＤＦなどのフッ素系樹脂が好ましい。型枠９０は、これらのフッ素系樹脂からなるシートの両端部を粘着テープで貼り合わせて筒状にしたものを用いることができる。型枠９０の高さは、例えば１０ｍｍとされる。

（５）硬化性樹脂の注入工程：
次に、図１３に示すように、Ｄｉｓｐｅｎｓｅｒなどを用いて型枠９０内に硬化性樹脂８０Ａを注入する。
ここに、注入された硬化性樹脂８０Ａの液面レベル（コネクタ５０の先端面５０Ａからの液面の距離）を例えば９ｍｍとする。
これにより、絶縁性チューブの基端開口から延び出してコネクタ５０のピン端子（ピン端子５１、ピン端子５２、ピン端子５３）に接続固定されたリード線（リード線４１、リード線４２、リード線４３）の全域および隔壁板５５が、硬化性樹脂８０Ａに埋め込まれた状態となる。

（６）樹脂の硬化および型枠の取外し工程：
次に、型枠９０内に注入された硬化性樹脂を光硬化または熱硬化させ、その後、図１４に示すように、型枠９０を取り外すことにより、硬化樹脂８０からなり、コネクタ５０と同径の円筒状で成形体であって、ピン端子に接続固定されたリード線（第１リード線４１、第２リード線４２、第３リード線４３）および隔壁板５５を埋め込んでなる樹脂成形体（図７に示した構造を有する高さ９ｍｍの成形体）を得ることができる。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００は、第１ＤＣ電極群３１Ｇと第２ＤＣ電極群３２Ｇとの間に直流電圧を印加することにより、細動を起こしている心臓に直接的に電気エネルギーを与えて除細動治療を行うためのカテーテルであり、不整脈の診断（心電位測定）や焼灼治療に用いられる従来公知の電極カテーテルとは、用途および機能が異なる。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００は、心房細動が生じやすい心臓カテーテル術を行う際に好適に使用される。特に好ましくは、心腔内除細動カテーテル１００を患者の心腔内に予め挿入してから、心臓カテーテル術を行う。
心腔内除細動カテーテル１００は、第１ＤＣ電極群３１Ｇが冠状静脈内に位置し、第２ＤＣ電極群３２Ｇが右心房内に位置するようにして心腔内に挿入される。これにより、第１ＤＣ電極群３１Ｇと第２ＤＣ電極群３２Ｇとによって心臓が挟み込まれるような状態となる。

心臓カテーテル術中において、基端側電位測定電極群３３Ｇにより測定される心電図を監視（モニタリング）し、心房細動が起きた場合には、心臓カテーテル術を中断して、心腔内除細動カテーテル１００による除細動治療を行う。具体的には、第１リード線群４１Ｇおよび第２リード線群４２Ｇを介して、第１ＤＣ電極群３１Ｇと、第２ＤＣ電極群３２Ｇとの間で直流電圧を印加して、細動を起こしている心臓に直接的に電気エネルギーを与える。

ここに、心腔内除細動カテーテル１００により心臓に供給される電気エネルギーとしては１０〜３０Ｊであることが好ましい。
電気エネルギーが過少である場合には、十分な除細動治療を行うことができない。一方、電気エネルギーが過剰である場合には、第１ＤＣ電極群３１Ｇおよび第２ＤＣ電極群３２Ｇが位置する周辺の組織が損傷を受ける虞がある。

図１５は、本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００によって所定の電気エネルギー（例えば、設定出力＝１０Ｊ）を付与した際に測定される電位波形を示す図である。同図において、横軸は時間、縦軸は電位を表す。
先ず、第１ＤＣ電極群３１Ｇが−極、第２ＤＣ電極群３２Ｇが＋極となるよう、両者の間で直流電圧が印加されることにより、電気エネルギーが供給されて測定電位が立ち上がる（Ｖ₁ は、このときのピーク電圧である。）。一定時間（ｔ₁ ）経過後、第１ＤＣ電極群３１Ｇが＋極、第２ＤＣ電極群３２Ｇが−極となるよう、±を反転した直流電圧が両者の間で印加されることにより、電気エネルギーが供給されて測定電位が立ち上がる（Ｖ₂ は、このときのピーク電圧である。）。

ここに、時間（ｔ₁ ）は、例えば、１．５〜１０．０秒とされ、測定されるピーク電圧（Ｖ₁ ）は、例えば３００〜５００Ｖとされる。

本実施形態の心腔内除細動カテーテル１００においては、ＡＥＤと比較して低いものの、高い電気エネルギーを供給する（高い電圧が印加される）ため、従来の電極カテーテルでは問題とされなかった、短絡（ショート）の発生を確実に防止して、安全性を確保する必要がある。

そこで、心腔内除細動カテーテル１００では、第１ＤＣ電極群３１Ｇに接続されている第１リード線群４１Ｇを、マルチルーメンチューブ１０に形成された第１ルーメン１１およびハンドル２０の内部における第１絶縁性チューブ２６内に延在させてコネクタ５０の第１端子群領域におけるピン端子５１に接続し、第２ＤＣ電極群３２Ｇに接続されている第２リード線群４２Ｇを、マルチルーメンチューブ１０に形成された第２ルーメン１２およびハンドル２０の内部における第２絶縁性チューブ２７内に延在させてコネクタ５０の第２端子群領域におけるピン端子５２に接続し、基端側電位測定電極群３３Ｇに接続されている第３リード線群４３Ｇを、マルチルーメンチューブ１０に形成された第３ルーメン１３およびハンドル２０の内部における第３絶縁性チューブ２８内に延在させてコネクタ５０の第３端子群領域におけるピン端子５３に接続する。

これにより、マルチルーメンチューブ１０の内部およびハンドル２０の内部において、第１リード線群４１Ｇと、第２リード線群４２Ｇと、第３リード線４３Ｇとを完全に絶縁隔離することができる。
従って、除細動に必要な電圧を印加されたときに、第１リード線群４１Ｇ（第１ＤＣ電極群３１Ｇ）と、第２リード線群４２Ｇ（第２ＤＣ電極群３２Ｇ）と、第３リード線群４３Ｇ（基端側電位測定電極群３３Ｇ）と間の短絡を確実に防止することができる。

さらに、第１端子群領域と第２端子群領域とを仕切る隔壁板により、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１と、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２とが互いに隔離されて接触することがないので、心腔内除細動カテーテル１００の使用時において、心腔内除細動に必要な電圧を印加しても、第１リード線群４１Ｇを構成するリード線４１（第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出したリード線４１の基端部分）と、第２リード線群４２Ｇを構成するリード線４２（第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出したリード線４２の基端部分）との間で短絡が発生することはない。

さらに、第１絶縁性チューブ２６の基端開口から延び出して分割され、コネクタ５０のピン端子５１の各々に接続固定された８本のリード線４１、第２絶縁性チューブ２７の基端開口から延び出して分割され、コネクタ５０のピン端子５２の各々に接続固定された８本のリード線４２、および、第３絶縁性チューブ２８の基端開口から延び出して分割され、コネクタ５０のピン端子５３の各々に接続固定された４本のリード線４３は、これらの周囲が樹脂で固められることにより、それぞれの形状が保持されているので、心腔内除細動カテーテル１００を製造する際（ハンドル２０の内部にコネクタ５０を装着する際）に、絶縁性チューブ（第１絶縁性チューブ２６、第２絶縁性チューブ２７、第３絶縁性チューブ２８）の基端開口から延び出したリード線（リード線４１、リード線４２、リード線４３）がキンクしたり、ピン端子のエッジと接触したりして損傷することを防止することができる。

以上、本発明の一実施形態について説明したが、本発明の心腔内除細動カテーテルは、これらに限定されるものではなく、種々の変更が可能である。
例えば、絶縁性チューブの基端開口から延び出してコネクタのピン端子に接続固定されたリード線の周囲を樹脂で固めていない態様も本発明に包含される。

本発明の心腔内除細動カテーテルの一実施形態を示す説明用平面図である。 本発明の心腔内除細動カテーテルの一実施形態を示す説明用平面図（寸法および硬度を説明するための図）である。 図１のＡ−Ａ断面を示す横断面図である。 図１のＢ−Ｂ断面、Ｃ−Ｃ断面、Ｄ−Ｄ断面を示す横断面図である。 図１に示した心腔内除細動カテーテルの一実施形態のハンドルの内部構造を示す斜視図である。 図５に示したハンドル内部（先端側）の部分拡大図である。 図５に示したハンドル内部（基端側）の部分拡大図である。 図７に示した構造の作製手順（リード線のハンダ付け工程）を示す説明図である。 図７に示した構造の作製手順（隔壁板の載置工程）を示す説明図である。 図７に示した構造の作製手順（絶縁性チューブの移動工程）を示す説明図である。 図１０に示したリード線のピン端子への接続状態を先端側から見た図である。 図７に示した構造の作製手順（型枠の装着工程）を示す説明図である。 図７に示した構造の作製手順（硬化性樹脂の注入工程）を示す説明図である。 図７に示した構造の作製手順（型枠の取外し工程）を示す説明図である。 本発明の心腔内除細動カテーテルによって所定の電気エネルギーを付与した際に測定される電位波形図である。

符号の説明

１００ 心腔内除細動カテーテル
１０ マルチルーメンチューブ
１１ 第１ルーメン
１２ 第２ルーメン
１３ 第３ルーメン
１４ 第４ルーメン
１５ フッ素樹脂層
１６ インナー（コア）部
１７ アウター（シェル）部
１８ ステンレス素線
２０ ハンドル
２１ ハンドル本体
２２ 摘まみ
２４ ストレインリリーフ
２６ 第１絶縁性チューブ
２７ 第２絶縁性チューブ
２８ 第３絶縁性チューブ
３１Ｇ 第１ＤＣ電極群
３１ リング状電極
３２Ｇ 第２ＤＣ電極群
３２ リング状電極
３３Ｇ 基端側電位測定電極群
３３ リング状電極
３５ 先端チップ
４１Ｇ 第１リード線群
４１ リード線
４２Ｇ 第２リード線群
４２ リード線
４３Ｇ 第３リード線群
４３ リード線
５１ ピン端子
５２ ピン端子
５３ ピン端子
５５ 隔壁板
６１ 第１の保護チューブ
６２ 第２の保護チューブ
７１ プルワイヤ
８０ 樹脂（硬化樹脂）
８０Ａ 硬化性樹脂 ９０ 型枠

Claims (5)

1. 心腔内に挿入されて除細動を行うためのカテーテルであって、
   マルチルーメン構造を有する絶縁性のチューブ部材と、
   前記チューブ部材の基端に接続されたハンドルと、
   前記チューブ部材の先端領域に装着された複数のリング状電極からなる第１電極群と、 前記第１電極群から基端側に離間して前記チューブ部材に装着された複数のリング状電極からなる第２電極群と、
   前記ハンドルの基端部に内蔵され、先端方向に突出する複数のピン端子を先端面に配置してなるコネクタと、
   前記チューブ部材の第１ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第１絶縁性チューブと、
   前記チューブ部材の第２ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第２絶縁性チューブと、
   前記第１電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第１ルーメンおよび前記第１絶縁性チューブ内に延在し、当該第１絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第１リード線群と、
   前記第２電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第２ルーメンおよび前記第２絶縁性チューブ内に延在し、当該第２絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第２リード線群と、
   複数のピン端子が配置された前記コネクタの先端面を、前記第１リード線群を構成するリード線が接続固定されたピン端子が配置されている第１端子群領域と、前記第２リード線群を構成するリード線が接続固定されたピン端子が配置されている第２端子群領域とに仕切り、前記第１リード線群を構成するリード線と、前記第２リード線群を構成するリード線とを隔離する隔壁板と、を備えてなり、
   除細動を行うときには、前記第１電極群と、前記第２電極群とに、互いに異なる極性の電圧が印加されることを特徴とする心腔内除細動カテーテル。
2. 前記隔壁板の先端縁は、前記第１絶縁性チューブの基端および前記第２絶縁性チューブの基端よりも先端側に位置していることを特徴とする請求項１に記載の心腔内除細動カテーテル。
3. 前記第２電極群から基端側に離間して前記チューブ部材に装着された複数のリング状電極からなる基端側電位測定電極群と、
   前記チューブ部材の第３ルーメンに先端部が連結され、前記ハンドルの内部に延在し、前記コネクタの近傍で基端が開口する第３絶縁性チューブと、
   前記基端側電位測定電極群を構成する電極の各々に接続された複数のリード線からなり、前記チューブ部材の第３ルーメンおよび前記第３絶縁性チューブ内に延在し、当該第３絶縁性チューブの基端開口から延び出して、前記複数のリード線に分割され、分割されたリード線の各々が前記コネクタの有するピン端子の各々に接続固定される第３リード線群と、を備えてなることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の心腔内除細動カテーテル。
4. 先端偏向操作用のプルワイヤが、前記チューブ部材の第４ルーメンに延在していることを特徴とする請求項３に記載の心腔内除細動カテーテル。
5. 心臓カテーテル術中に起こる心房細動を除去するために心腔内に挿入されることを特徴とする請求項１乃至請求項４の何れかに記載の心腔内除細動カテーテル。

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