JP2019080792A - 筋電位信号判定装置、除細動システムおよびアブレーションシステム - Google Patents

Abstract

【課題】利便性を向上させることが可能な筋電位信号判定装置等を提供する。【解決手段】筋電位信号判定装置（電源装置など）は、生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値（ピーク波高値Ｖｐ１〜Ｖｐ６など）を有する筋電位信号Ｓｍが入力される信号入力部（入力端子）と、この信号入力部において入力された筋電位信号Ｓｍについて、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるのか否かに関する判定を行う判定部とを備えている。【選択図】図６

Description

本発明は、測定された筋電位信号に対して所定の判定を行う筋電位信号判定装置、ならびに、そのような筋電位信号判定装置を備えた除細動システムおよびアブレーションシステムに関する。

生体における筋電位信号を測定するシステムとして、各種のシステムが提案されている（例えば、特許文献１参照）。

特開２００４−１３３７９４号公報

ところで、このような筋電位信号を測定するシステムでは一般に、例えば、使用する際の利便性を向上することが求められている。利便性を向上させることが可能な筋電位信号判定装置、除細動システムおよびアブレーションシステムを提供することが望ましい。

本発明の一実施の形態に係る筋電位信号判定装置は、生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号が入力される信号入力部と、この信号入力部において入力された筋電位信号について、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部とを備えたものである。

本発明の一実施の形態に係る除細動システムは、心腔内に挿入されて除細動を行う除細動デバイスと、この除細動デバイスに対して除細動の際の電力供給を行う除細動電源部と、生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号に対して、所定の判定を行う筋電位信号判定装置とを備えたものである。この筋電位信号判定装置は、上記筋電位信号が入力される信号入力部と、この信号入力部において入力された筋電位信号について、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部とを有している。

本発明の一実施の形態に係るアブレーションシステムは、アブレーションを行うアブレーションデバイスと、このアブレーションデバイスにおいてアブレーションを実行させるアブレーション制御部と、生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号に対して、所定の判定を行う筋電位信号判定装置とを備えたものである。この筋電位信号判定装置は、上記筋電位信号が入力される信号入力部と、この信号入力部において入力された筋電位信号について、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部とを有している。

本発明の一実施の形態に係る筋電位信号判定装置、除細動システムおよびアブレーションシステムでは、生体測定機構において測定されて信号入力部に入力された筋電位信号について、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定が行われる。これにより、例えば、筋電位信号における過度の減衰状態が、随時把握できるようになる。

本発明の一実施の形態に係る筋電位信号判定装置では、上記比較対象のピーク波高値として、例えば、時系列に沿って連続する２以上のピーク波高値についての移動平均値を用いるようにしてもよい（第１の手法）。このようにした場合、上記移動平均値が、上記比較対象のピーク波高値として採用されることから、例えば単一のピーク波高値を採用した場合（以下の第２の手法の場合）と比べ、異常なピーク波高値等の影響が小さくなるため、筋電位信号に関する判定精度が向上する。

あるいは、上記比較対象のピーク波高値として、例えば、単一のピーク波高値を用いるようにしてもよい。このようにした場合、上記単一のピーク波高値が、上記比較対象のピーク波高値として採用されることから、例えば、横隔神経への影響が急激なアブレーションを行う場合などにおいて、以下のようになる。すなわち、時系列に沿って連続する２以上のピーク波高値についての移動平均値を採用した場合（上記第１の手法の場合）と比べ、筋電位信号に関する判定処理が迅速に行われるようになり、判定時間の短縮化が図られる。

ここで、上記判定部は、上記比較対象のピーク波高値が、複数回連続して上記閾値以下となった場合に、上記比較対象のピーク波高値が上記閾値以下であるとの判定を行うようにしてもよい。言い換えると、上記判定部は、複数回連続して上記閾値以下となるまでは、上記比較対象のピーク波高値が上記閾値以下であるとの判定を行わないようにしてもよい。このようにした場合、例えば、横隔神経への影響が緩やかなアブレーションを行う場合などにおいて、適切な判定処理が行われるようになるため、筋電位信号に関する判定精度が向上する。

また、心腔内に挿入されて除細動を行う除細動デバイスに対して除細動の際の電力供給を行う除細動電源部と、アブレーションを行うアブレーションデバイスにおいてアブレーションを実行させるアブレーション制御部と、測定された心電位信号の情報を記憶する心電計機能部と、のうちのいずれか１つを、更に設けるようにしてもよい。言い換えると、本発明の一実施の形態に係る筋電位信号判定装置において、上記除細動電源部、上記アブレーション制御部および上記心電計機能部のうちのいずれか１つが、内蔵されているようにしてもよい。このようにした場合、筋電位信号判定装置が、除細動用の電源装置や、アブレーション用の制御装置（例えばアブレーション用の電源装置）、心電計などとしても機能するようになる。よって、利便性の更なる向上が図られる。

本発明の一実施の形態に係る除細動システムでは、上記信号入力部に対して上記筋電位信号が入力されている期間においては、上記除細動電源部が、除細動のための電力供給を停止するようにしてもよい。このようにした場合、例えば、筋電位信号の測定処理を行っていて、除細動は必要とされていないような場合に、除細動のための電力供給が（誤操作等により）誤って実行されてしまうことが、防止される。その結果、利便性の更なる向上が図られる。

また、本発明の一実施の形態に係る除細動システムでは、上記除細動電源部が、電源装置としての上記筋電位信号判定装置に内蔵されているようにしてもよい。このようにした場合も、筋電位信号判定装置が、除細動用の電源装置としても機能するようになる。よって、利便性の更なる向上が図られる。

また、本発明の一実施の形態に係るアブレーションシステムでは、例えば、上記アブレーション制御部が、上記筋電位信号判定装置から供給される信号に基づいて、アブレーションの動作を制御するようにしてもよい。具体的には、例えば、上記判定部において、筋電位信号における比較対象のピーク波高値が閾値以下であるとの判定結果が得られた場合に、上記筋電位信号判定装置が、例えば、アブレーションの際の電力供給を抑制または停止させるようにしてもよい。

ちなみに、上記生体測定機構において測定された筋電位信号は、前記筋電位信号判定装置とは異なる他の機器（例えば心電計など）を介さずに、上記信号入力部に直接入力可能となっていてもよい。また、上記信号入力部において、上記生体測定機構において測定された心電位信号と、上記生体測定機構において測定された上記筋電位信号と、のうちの一方を、選択的に入力可能となっていてもよい。このようにした場合、例えば用途や状況等に応じて、これら２種類の生体信号（心電位信号または筋電位信号）のうちの一方を、択一的に利用可能となる。したがって、利便性の更なる向上が図られる。

なお、上記筋電位信号としては、例えば、患者の横隔膜付近の部位において得られた複合筋活動電位（ＣＭＡＰ：Compound Motor Action Potentials）を示す信号が挙げられる。また、上記生体測定機構としては、例えば、少なくとも２つ（複数）の電極パッド、あるいは、患者の心腔内に挿入された電極カテーテルなどを用いる手法が挙げられる。

本発明の一実施の形態に係る筋電位信号判定装置、除細動システムおよびアブレーションシステムによれば、生体測定機構において測定されて信号入力部に入力された筋電位信号について、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定を行うようにしたので、例えば、筋電位信号における過度の減衰状態を、随時把握することができる。よって、利便性を向上させることが可能となる。

本発明の一実施の形態に係る除細動システム等の全体構成例を模式的に表すブロック図である。 実施の形態に係るアブレーション処理および筋電位測定処理の際の動作例を模式的に表すブロック図である。 図２に示した筋電位測定処理の際の電極パッドの配置例を表す模式図である。 図２に示した筋電位信号の一例を模式的に表すタイミング波形図である。 実施の形態に係るアブレーション処理、除細動処理および心電位測定処理の際の動作例を模式的に表すブロック図である。 実施の形態に係る筋電位信号の判定方法の第１例を模式的に表すタイミング波形図である。 実施の形態に係る筋電位信号の判定方法の第２例を模式的に表すタイミング波形図である。 実施の形態に係る筋電位信号の判定方法の第３例を模式的に表すタイミング波形図である。 実施の形態に係る筋電位信号の判定方法の第４例を模式的に表すタイミング波形図である。 本発明の変形例１に係るアブレーションシステム等の全体構成例を模式的に表すブロック図である。 本発明の変形例２に係る心電計等の全体構成例を模式的に表すブロック図である。 本発明の変形例３に係る電源装置等の全体構成例を模式的に表すブロック図である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して詳細に説明する。なお、説明は以下の順序で行う。
１．実施の形態（除細動システムの電源装置への筋電位信号判定装置の適用例）
２．変形例
変形例１（アブレーションシステムの電源装置への筋電位信号判定装置の適用例）
変形例２（心電計への筋電位信号判定装置の適用例）
変形例３（筋電位信号判定装置を独立して設けた場合の例）
３．その他の変形例

＜１．実施の形態＞
［構成］
図１は、本発明の一実施の形態に係る除細動システム（除細動システム３）の全体構成例を、後述する本実施の形態のアブレーションシステム８等の全体構成例とともに、模式的にブロック図で表したものである。なお、この除細動システム３は、本発明における「除細動システム」の一具体例に対応している。

（Ａ．アブレーションシステム８）
アブレーションシステム８は、患者９の体内における患部を治療する際に用いられるシステムであり、そのような患部に対して所定のアブレーション（焼灼）を行うようになっている。このアブレーションシステム８は、図１に示したように、アブレーションデバイス１ａおよび電源装置７を備えている。

（アブレーションデバイス１ａ）
アブレーションデバイス１ａは、血管を通して体内（例えば心腔内）に挿入されて、不整脈の治療等に用いられるデバイスであり、上記した所定のアブレーションを行うようになっている。このようなアブレーションデバイス１ａとしては、例えば、電極カテーテルが挙げられる。なお、この電極カテーテルは、例えば、先端付近に複数の電極を有するカテーテル本体としてのシャフト（カテーテルシャフト）と、このシャフトの基端に装着されたハンドルと、を含んで構成されている。

また、このアブレーションデバイス１ａによるアブレーションの種類としては、例えば、以下のようなもの（４種類のアブレーション）が挙げられる。すなわち、例えば、レーザ光を利用したアブレーション（レーザ・アブレーション）や、加熱された液体によるアブレーション（ホットバルーン・アブレーション）、冷却された液体や気体によるアブレーション（クライオバルーン・アブレーション）、高周波（ＲＦ：Radio Frequency）の電流を利用したアブレーション（高周波アブレーション）などが挙げられる。

（電源装置７）
電源装置７は、アブレーションデバイス１ａに対する各種の制御を行う装置であり、この例ではアブレーションデバイス１ａに対して、アブレーションの際の電力供給を行う装置となっている。この電源装置７は、図１に示したように、アブレーション制御部７０を有している。

アブレーション制御部７０は、アブレーションデバイス１ａにおいてアブレーションを実行させる部分である。具体的には、この例では図１に示したように、アブレーション制御部７０は、アブレーションの際に印加される交流電圧Ｖａｃａを、アブレーションデバイス１ａに対して供給するようになっている。つまり、この例ではアブレーション制御部７０は、アブレーション用の電源部により構成されている。

なお、このような交流電圧Ｖａｃａを供給する代わりに、例えば前述したように、レーザ・アブレーションに用いられるレーザ光や、ホットバルーン・アブレーションまたはクライオバルーン・アブレーションに用いられる液体や気体等を供給することによって、アブレーションデバイス１ａにおいてアブレーションを実行させるようにしてもよい。また、そのような液体や気体を収容する容器（ボンベ）が、電源装置７に内蔵されているのではなく、電源装置７の外部に設けられているようにしてもよい。これらの点は、以下同様である。

（Ｂ．除細動システム３）
本実施の形態の除細動システム３は、例えば心臓等への手技中において患者９に生じた心房細動を除去する（電気的な除細動を行う）際などに用いられるシステムである。なお、この心臓等への手技としては、この例では、上記したアブレーションシステム８を利用したアブレーション治療（心房細動に対するアブレーション治療等）となっている。

この除細動システム３は、図１に示したように、除細動デバイス１ｄおよび電源装置２を備えている。また、この除細動システム３を用いた除細動等の際には、例えば図１に示したように、心電計４、心電図表示装置５（波形表示装置）および生体測定機構６についても、適宜、用いられるようになっている。

（除細動デバイス１ｄ）
除細動デバイス１ｄは、血管を通して患者９の体内（心腔内）に挿入されて、電気的な除細動を行うためのデバイスである。このような除細動デバイス１ｄとしては、例えば、除細動カテーテル（除細動用の電極カテーテル）が挙げられる。なお、この除細動カテーテルは、例えば、先端付近に複数の電極を有するカテーテル本体としてのシャフト（カテーテルシャフト）と、このシャフトの基端に装着されたハンドルと、を含んで構成されている。

（電源装置２）
電源装置２は、除細動デバイス１ｄに対して、除細動の際の電力供給を行う装置である。具体的には図１に示したように、電源装置２は、除細動の際に印加される直流電圧Ｖｄｃｄを、除細動デバイス１ｄに対して供給するようになっている。この電源装置２は、図１に示したように、電源部２０、入力部２１、演算処理部２４（制御部）、表示部２５および音声出力部２６と、入力端子Ｔinおよび出力端子Ｔoutとを有している。つまり、本実施の形態の除細動システム３では、後述する除細動用の電源部２０が、筋電位信号判定装置として機能する電源装置２に内蔵されている。

なお、この電源装置２は、本発明における「電源装置」および「筋電位信号判定装置」の一具体例に対応している。

電源部２０は、上記した直流電圧Ｖｄｃｄを、後述する演算処理部２４を介して除細動デバイス１ｄに対して供給する部分（除細動デバイス１ｄに対して、上記した除細動の際の電力供給を行う部分）である。このような電源部２０における電力供給動作は、例えば、後述する入力部２１からの入力信号Ｓinに基づいて、演算処理部２４によって制御されるようになっている。また、この電源部２０は、所定の電源回路（例えばスイッチングレギュレータ等）、および、電気エネルギーを充電するためのコンデンサ（容量素子）等を用いて構成されている。

なお、この電源部２０は、本発明における「除細動電源部」の一具体例に対応している。

入力部２１は、各種の設定値や、所定の動作を指示するための入力信号Ｓin（操作入力信号）を入力する部分であり、例えば所定のダイヤルやスイッチ、タッチパネル等を用いて構成されている。これらの設定値や指示（入力信号Ｓin）は、電源装置２の操作者（例えば技師等）によって入力されるようになっている。ただし、一部の設定値等については、操作者によって入力されるのではなく、製品の出荷時等に予め電源装置２内で設定されているようにしてもよい。また、上記したスイッチとしては、例えば、複数種類のモード間での切り替えを行うためのモード切替スイッチ、除細動の際に印加する電気エネルギー（直流電圧Ｖｄｃｄ）を設定する印加エネルギー設定スイッチ、電源部２０を充電するための充電スイッチ、電気エネルギーを印加して除細動を実行するためのエネルギー印加スイッチ（放電スイッチ）等が挙げられる。なお、この入力部２１において入力された入力信号Ｓinは、図１に示したように、演算処理部２４へ供給されるようになっている。

演算処理部２４は、電源装置２全体を制御すると共に所定の演算処理を行う部分であり、例えばマイクロコンピュータ等を含んで構成されている。具体的には、演算処理部２４は、入力部２１からの入力信号Ｓinに基づいて、電源部２０、表示部２５および音声出力部２６の動作をそれぞれ制御するようになっている。なお、このような演算処理部２４での動作例の詳細については、後述する。

また、この演算処理部２４は、図１に示したように、判定部２４１およびゲイン調整部２４２を有している。

判定部２４１は、後述する生体測定機構６において測定されて、入力端子Ｔinから入力された筋電位信号Ｓｍに対して、後述する所定の判定処理を行う部分である。なお、このような判定部２４１における判定処理の詳細については、後述する。

ゲイン調整部２４２は、入力された各種信号（後述する筋電位信号Ｓｍおよび心電位信号Ｓｃ２等）における、波高値のゲイン調整（増幅処理等）を行う部分である。なお、このようなゲイン調整後の各種信号（ゲイン調整後の筋電位信号Ｓｍ’およびゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’等）はそれぞれ、図１に示したように、表示部２５へと供給されるようになっている。

表示部２５は、演算処理部２４から供給された各種信号に基づいて各種情報を表示し、外部へと出力する部分（モニター）である。具体的には、表示部２５は、例えば図１に示したように、入力された筋電位信号（例えば、上記したゲイン調整後の筋電位信号Ｓｍ’）に基づいて、筋電位波形を表示する機能を有している。また、表示部２５は、上記したゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’に基づいて、心電位波形を表示する機能も有している。ただし、表示対象の情報としては、これらの信号情報には限られず、他の情報も加えて表示するようにしてもよい。このような各種情報が表示部２５に表示されることで、電源装置２の操作者（例えば技師等）は、例えば上記した筋電位波形や心電位波形等を監視しながら、除細動治療（入力部２１への入力操作等）を行うことが可能となっている。なお、このような表示部２５は、各種の方式によるディスプレイ（例えば、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ、有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイなど）を用いて構成されている。

音声出力部２６は、図１に示したように、演算処理部２４から供給された音声信号Ｓｓに基づいて、各種の音声を外部へと出力する部分である。なお、このような音声出力部２６は、例えばスピーカ等を用いて構成されている。

入力端子Ｔinは、図１に示したように、後述する生体測定機構６において測定された生体信号（筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２）を入力するための端子である。具体的には、この例では図１に示したように、これらの筋電位信号Ｓｍおよび心電位信号Ｓｃ２（例えばアナログ信号）はいずれも、心電計４等の他の機器（電源装置２とは異なる他の機器）を介さずに、電源装置２の入力端子Ｔinへと直接入力されるようになっている。また、この入力端子Ｔinには、上記した筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２（いずれか一方）が、選択的に入力されるようになっている。このようにして入力端子Ｔinへ入力された筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２はそれぞれ、演算処理部２４へと供給されるようになっている。

なお、このような筋電位信号Ｓｍとしては、例えば、患者９の横隔膜付近の部位において得られる、複合筋活動電位（ＣＭＡＰ）を示す信号が挙げられる。また、この入力端子Ｔinは、本発明における「信号入力部」の一具体例に対応している。

出力端子Ｔoutは、図１に示したように、電源部２０から演算処理部２４を経由して供給されてきた直流電圧Ｖｄｃｄを、除細動デバイス１ｄへと出力するための端子である。

（心電計４）
心電計４は、心電位信号（この例では、心電位信号Ｓｃ１）等の情報を記録する機能を有する機器である。具体的には、この例では図１に示したように、心電計４は、後述する生体測定機構６（後述する複数の電極パッド６１）において測定された心電位信号Ｓｃ１を、入力して記録するようになっている。また、この例では心電計４は、入力して記録した心電位信号を外部へ出力する機能も有している。具体的には、この例では図１に示したように、心電計４は、上記した心電位信号Ｓｃ１を、後述する心電図表示装置５へと出力するようになっている。

ここで、このような心電計４における各種機能を発揮する部分は、この例では図１に示したように、心電計機能部４０として構成されている。なお、この心電計機能部４０が、例えば、３Ｄマッピングシステム（心電位信号に基づく３次元的な心電位波形や、心臓内に配置されたカテーテルの位置などを表示する、３Ｄマッピング機能を有するシステム）の一部として構成されているようにしてもよい。

（心電図表示装置５）
心電図表示装置５は、上記した心電計４から出力される心電位信号Ｓｃ１に基づいて、心電位波形（心電図）等を表示する装置である。なお、これらの心電計４および心電図表示装置５を総称して、ポリグラフ、生体情報モニタ、心臓カテーテル用検査装置、またはＥＰレコーディングシステムと呼ばれることもある。また、このような心電計４と心電図表示装置５とが、例えば一体化して構成されているようにしてもよい。このようにして心電図表示装置５に表示される心電位波形等は、例えば除細動デバイス１ｄの操作者（医師）によって、随時監視されるようになっている。

（生体測定機構６）
生体測定機構６は、除細動治療等の際に、患者９の体表面に装着（貼付）された状態で用いられるものであり、前述した生体信号（心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２および筋電位信号Ｓｍ）を患者９から測定するための機器である。図１に示したように、この例では生体測定機構６は、複数（例えば６個または８個）の電極パッド（電極パッド６１，６２）を用いて構成されている。すなわち、この生体測定機構６は、２個の電極パッド６２と、それ以外の電極パッドである複数（例えば４個または６個）の電極パッド６１とを用いて構成されている。

ここで、複数の電極パッド６１のうちの６つの組み合わせからは、一般的な測定手法を用いることで、図１に示したように、前述した心電位信号Ｓｃ１が測定されるようになっている。このようにして電極パッド６１から得られた心電位信号Ｓｃ１は、心電計４へと供給されるようになっている。なお、上記した一般的な測定手法（６つの電極パッド間での組み合わせを用いた測定手法）により得られる心電位信号Ｓｃ１の心電波形は、「１２誘導心電図」と呼ばれるものに対応している。

一方、２個の電極パッド６２からは、後述するアブレーションや筋電位測定、除細動の動作時に、図１に示したように、前述した筋電位信号Ｓｍおよび心電位信号Ｓｃ２のうちの一方が測定されるようになっている。このようにして電極パッド６２から得られた筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２はそれぞれ、図１に示したように、心電計４等の他の機器を介さずに、電源装置２の前述した入力端子Ｔinのみを介して、電源装置２内の演算処理部２４へと供給されるようになっている。

［動作および作用・効果］
本実施の形態の除細動システム３およびアブレーションシステム８等では、以下のようにして、患者９に対するアブレーション治療（アブレーション処理）や除細動処理、筋電位測定処理および心電位測定処理が行われる。

（Ａ．アブレーション処理および筋電位測定処理の際の動作）
図２は、本実施の形態に係るアブレーション処理および筋電位測定処理の際の動作例を、模式的にブロック図で表したものである。なお、この図２に示したアブレーション処理および筋電位測定処理の際には、除細動処理は行われないため、図２中に破線で示したように、電源装置２（電源部２０）から除細動デバイス１ｄへの直流電圧Ｖｄｃｄの供給は、行われないようになっている。

（Ａ−１．アブレーション処理）
まず、患者９に対するアブレーション処理の際には、この例では図２に示したように、電源装置７（アブレーション制御部７０）からアブレーションデバイス１ａに対し、アブレーションのための交流電圧Ｖａｃａが供給されることで、アブレーション処理が行われる。具体的には、この例では、患者９の体表に装着された対極板（図示せず）と、患者９の体内に挿入されたアブレーションデバイス１ａの先端領域（例えば電極）との間で、高周波通電がなされる。そして、このような高周波通電によって、治療対象の部位（血管等）が選択的にアブレーションされることで、不整脈等の経皮的治療がなされる。

なお、この例では、前述した高周波アブレーションの場合について説明したが、これには限られず、例えば前述したように、他の種類のアブレーション（レーザ・アブレーションやホットバルーン・アブレーション、クライオバルーン・アブレーションなど）が行われるようにしてもよい。

（Ａ−２．筋電位測定処理）
また、患者９の筋電位測定を行う際には、図２に示したように、生体測定機構６（電極パッド６２）において測定された筋電位信号Ｓｍが、心電計４等の他の機器を介さずに、電源装置２の入力端子Ｔinに直接入力される。換言すると、本実施の形態の電源装置２には、このような筋電位信号Ｓｍを（心電計４等を介さずに）直接入力するための、入力端子Ｔinが設けられている。なお、このようにして電源装置２へ入力された筋電位信号Ｓｍは、演算処理部２４へと供給される。そして、この演算処理部２４内の判定部２４１では、筋電位信号Ｓｍに対して後述する所定の判定処理が行われると共に、ゲイン調整部２４２において、筋電位信号Ｓｍの波高値に対するゲイン調整が行われる。これにより、そのようなゲイン調整後の筋電位信号Ｓｍ’に基づく筋電位波形が、表示部２５にて表示される。

図３は、このような筋電位測定の際の電極パッドの配置例（前述したＣＭＡＰを示す筋電位信号Ｓｍの場合の例）を、模式図で表したものである。この図３に示した例では、生体測定機構６における２つの電極パッド６２（電極パッド６２ａ，６２ｂと称する）がそれぞれ、患者９における横隔膜付近の部位（図３中の領域Ａｄ参照）に装着されている。そして、これらの電極パッド６２ａ，６２ｂにおいて、ＣＭＡＰを示す筋電位信号Ｓｍが得られるようになっている。ちなみに、電極パッド６２ａの装着位置としては、例えば図３に示したように、剣状突起から若干上方の位置が挙げられる。また、電極パッド６２ｂの装着位置としては、例えば図３に示したように、右下肋骨付近の位置が挙げられる。

また、図４は、このような筋電位測定により得られる筋電位信号Ｓｍ（筋電位波形）の一例を、模式的にタイミング波形図で表したものである。具体的には、測定により得られた筋電位信号Ｓｍ（またはゲイン調整後の筋電位信号Ｓｍ’）に基づく筋電位波形例を、電源装置２内の表示部２５に表示した場合で示している。この図４に示したように、筋電位信号Ｓｍは、時系列（時間軸）に沿って、複数のピーク波高値を有している。具体的には、図４中には、時系列に沿って連続する６つのピーク波高値Ｖｐ１，Ｖｐ２，Ｖｐ３，Ｖｐ４，Ｖｐ５，Ｖｐ６が、それぞれ表示されている。なお、ここで言う「ピーク波高値」とは、正（＋）側の最大値から負（−）側の最小値までのピーク・ツー・ピーク値（Peak-to-peak value）のことを意味しており、以下同様である。

ここで、前述したアブレーションシステム８によるアブレーション治療（例えば心房細動に対するアブレーション治療）では、一般に、合併症が発生するおそれがある。その中でも重篤なものとして、例えば、横隔神経麻痺が含まれる。具体的には、呼吸筋の１つである横隔膜を動かす神経が横隔神経であり、右の横隔神経は、頚髄から下降し、ちょうど上大静脈のすぐ横に位置している。心房細動に対するアブレーション治療では、この横隔神経を傷つけるケースがあり、多くの場合では一時的で回復するが、例えば前述したクライオバルーン・アブレーションの場合などには、まれに、横隔神経麻痺（ＰＮＰ：Phrenic Nerve Palsy）が持続する場合がある。そして、そのほとんどの場合は無症状であるが、呼吸困難感等が出現することもあり得る。

そこで、このような横隔神経麻痺を事前に予測するため、心房細動に対するアブレーション治療の際に、触診に加え、上記したＣＭＡＰを示す信号の観察が行われるケースがある。具体的には、横隔神経ペーシングを利用して、横隔神経の電位の伝達を確認し、現場の医師や技師が、ＣＭＡＰを示す信号の波形を目視で確認することで、障害の程度を判断している。本実施の形態では、そのようなＣＭＡＰを示す信号の取得が、後述する除細動処理の際にも利用される生体測定機構６（電極パッド６２）および電源装置２の入力端子Ｔinを利用して、簡易に実現可能となる。

また、本実施の形態では、前述したように、このようにして得られた筋電位信号Ｓｍが、電源装置２内の演算処理部２４へ供給され、表示部２５において筋電位波形の表示が行われる。具体的には図２に示したように、演算処理部２４内のゲイン調整部２４２において、筋電位信号Ｓｍの波高値に対するゲイン調整が行われ、そのようなゲイン調整後の筋電位信号Ｓｍ’に基づく筋電位波形が、表示部２５にて表示される。これにより本実施の形態では、生体測定機構６（電極パッド６２）において測定された筋電位信号Ｓｍを、電源装置２内の表示部２５において、随時監視できるようになる。その結果、利便性の向上が図られる。

（Ｂ．アブレーション処理、除細動処理および心電位測定処理の際の動作）
図５は、本実施の形態に係るアブレーション処理、除細動処理および心電位測定処理の際の動作例を、模式的にブロック図で表したものである。なお、この図５に示した場合におけるアブレーション処理についても、図２に示したアブレーション処理と同様であるため、説明を省略する。

（Ｂ−１．除細動処理）
まず、患者９に対する除細動処理の際には、図５に示したように、電源装置２（電源部２０）から除細動デバイス１ｄに対し、除細動のための電気エネルギーとしての直流電圧Ｖｄｃｄが供給される。このようにして、患者９の体内に挿入された除細動デバイス１ｄの先端領域（例えば電極）から、直接的な電気エネルギーとしての直流電圧Ｖｄｃｄが患者９の心臓に対して付与されることで、電気的な除細動処理がなされる。なお、このような除細動処理を行うときには、電極パッド６２を用いて測定される心電位信号Ｓｃ２に基づいて、心臓に対して直流電圧Ｖｄｃｄを付与するタイミングが決定される。

このような除細動システム３（除細動デバイス１ｄ）を用いた除細動処理では、例えば、電気エネルギーを患者９の体外から供給する機器である、ＡＥＤ（Automated External Defibrillator：自動体外式除細動器）等と比べ、例えば以下の利点がある。すなわち、まず、心腔内に配置された除細動デバイス１ｄによって、細動を起こした心臓に対して直接的に電気エネルギーが付与されることで、除細動治療に必要かつ十分な電気的刺激（電気ショック）が、心臓のみに確実に供給できるようになる。その結果、例えば上記したＡＥＤ等を用いた場合と比べ、より効果的（効率的）な除細動処理を行うことが可能となる。また、心臓に対して直接的に電気エネルギーを付与することから、例えば上記したＡＥＤ等を用いた場合とは異なり、患者９の体表面に火傷を生じさせることがなくなるため、除細動処理の際の患者９への侵襲性を低減することも可能となる。

（Ｂ−２．心電位測定処理）
また、患者９の心電位測定を行う際には、図５に示したようにして、患者９の体表面に装着された生体測定機構６（電極パッド６１，６２）を用いて、心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２の測定が行われる。このとき、電極パッド６２は、前述した筋電位測定処理を行う際に貼られる位置（図３参照）ではなく、心電位測定に適した位置に貼られるようになっている。

この心電位測定処理では、具体的には、電極パッド６１を用いて測定された心電位信号Ｓｃ１は、心電計４を介して心電図表示装置５へと供給される。一方、電極パッド６２を用いて測定された心電位信号Ｓｃ２は、心電計４等の他の機器を介さずに、電源装置２の入力端子Ｔinに直接入力される。換言すると、本実施の形態の電源装置２には、このような心電位信号Ｓｃ２を（心電計４等を介さずに）直接入力するための、入力端子Ｔinが設けられている。なお、このようにして電源装置２へ入力された心電位信号Ｓｃ２は、図５に示したように、演算処理部２４へと供給される。そして、この演算処理部２４内のゲイン調整部２４２では、心電位信号Ｓｃ２の波高値に対するゲイン調整が行われ、そのようなゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’に基づく心電位波形が、表示部２５にて表示される。このようにして、これらの心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２に基づく心電位波形が、心電図表示装置５や電源装置２内の表示部２５に表示されることで、電源装置２の操作者（技師等）や除細動デバイス１ｄの操作者（医師）によって、適宜監視されることになる。

このようにして本実施の形態の除細動システム３では、心電位の測定機能とともに筋電位の測定機能が設けられている（電源装置２の入力端子Ｔinに、心電位信号Ｓｃ２に加えて筋電位信号Ｓｍの取得機能が設けられている）。これにより、生体測定機構６（電極パッド６２）において得られた心電位信号Ｓｃ２に加え、この生体測定機構６（電極パッド６２）において得られた筋電位信号Ｓｍについても、電源装置２内で利用できるようになる。その結果、利便性の向上が図られる。

また、本実施の形態では、心電位信号Ｓｃ２（図５参照）または筋電位信号Ｓｍ（図２参照）のいずれか一方が、電源装置２の入力端子Ｔinに対して、選択的に入力されるようになっている。具体的には、このような心電位信号Ｓｃ２と筋電位信号Ｓｍとのうちの一方の選択処理は、例えば、電源装置２の操作者（技師等）による操作に応じて入力部２１を介して行われる。なお、このようにして入力端子Ｔinへ入力された心電位信号Ｓｃ２または筋電位信号Ｓｍはそれぞれ、演算処理部２４へと供給されるようになっている。このような選択処理がなされることで本実施の形態では、例えば用途や状況等に応じて、これら２種類の生体信号（心電位信号Ｓｃ２および筋電位信号Ｓｍ）のうちの一方を、択一的に利用可能となる。したがって、利便性の更なる向上が図られる。

更に、例えば図２中の破線で示したように、この入力端子Ｔinに対して筋電位信号Ｓｍが入力されている期間では（筋電位測定のモードが選択されると）、除細動システム３において、除細動の実行が停止される（実行不可とされる）ようになっている。具体的には、電源装置２内の演算処理部２４は、このような筋電位測定のモード選択時には、電源部２０からの除細動のための電力供給（直流電圧Ｖｄｃｄの出力）が停止されるように、動作制御を行う。このようにして、筋電位測定のモード選択時には、電源部２０からの直流電圧Ｖｄｃｄの出力が停止されることで、以下のようになる。すなわち、例えば図２に示したように、筋電位信号Ｓｍの測定処理を行っていて、除細動は必要とされていないような場合に、除細動のための電力供給が（操作者による誤操作等により）誤って実行されてしまうことが、防止される。その結果、利便性の更なる向上が図られる。

（Ｃ．筋電位信号Ｓｍの判定処理）
続いて、図１〜図５に加え、以下の図６〜図９を参照して、前述した判定部２４１による筋電位信号Ｓｍに対する判定処理について、詳細に説明する。なお、図６〜図９はそれぞれ、本実施の形態に係る筋電位信号Ｓｍの判定処理の例（後述する「判定方法１」〜「判定方法４」の例）を、模式的にタイミング波形図で表したものである。

まず、本実施の形態の判定部２４１は、後述する「判定方法１」〜「判定方法４」のいずれの場合においても、以下のようにして、筋電位信号Ｓｍに対する判定処理を行う。すなわち、判定部２４１は、生体測定機構６において測定されて入力端子Ｔinに入力された筋電位信号Ｓｍについて、前述した複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が所定の閾値（閾値Ｖth）以下であるのか否かに関する判定を行う。

なお、このような判定処理に使用される閾値Ｖthとしては、例えば、ピーク波高値における最大値Ｓmaxの７０％の値（Ｖth＝Ｓmax×０．７）が用いられるようになっている。

このような判定処理が判定部２４１により行われることで、本実施の形態では、例えば、筋電位信号Ｓｍ（筋電位波形）における過度の減衰状態が、電源装置２の操作者（技師等）によって、随時把握できるようになる。

また、特に本実施の形態の電源装置２では、このようにして筋電位信号Ｓｍに所定の限度以上の減衰が生じた場合に、外部への警告動作等を行う機能が設けられている。具体的には、電源装置２における演算処理部２４は、判定部２４１において、筋電位信号Ｓｍにおける比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定結果が得られた場合には、外部への警告動作等を行うようになっている。なお、この警告動作としては、例えば、表示部２５上に所定の警告表示を行ったり、音声出力部２６を用いて所定の警告音を出力したりする動作等が挙げられる。

このような警告動作が行われることで、本実施の形態では、例えば、筋電位信号Ｓｍにおける過度の減衰状態が即座に把握できるようになるため、電源装置２の操作者（技師等）によって、迅速な対応をとることが可能となる。その結果、利便性の更なる向上が図られる。

また、本実施の形態では、電源装置７における演算処理部２４は、判定部２４１において、筋電位信号Ｓｍにおける比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定結果が得られた場合に、上記した警告動作を行う代わりに（あるいは警告動作を行うとともに）、例えば以下の動作を行うようにしてもよい。すなわち、そのような場合に、演算処理部２４は、アブレーションの際の電力供給を抑制または停止させる（例えば、図２中に破線で示した制御信号ＣＴＬを用いて、アブレーション制御部７０から出力される交流電圧Ｖａｃａの値を低下させるか、あるいは、交流電圧Ｖａｃａの出力自体を停止させる）ようにしてもよい。言い換えると、アブレーション制御部７０は、演算処理部２４から供給される制御信号ＣＴＬに基づいて、アブレーションの動作を制御するようにしてもよく、以下同様である。

ここで、図６〜図９に示した「判定方法１」〜「判定方法４」の例について、以下、具体的に説明する。なお、これらの４種類の判定方法（複数種類の判定モード）は、例えば、入力部２１に対する所定の操作により入力される入力信号Ｓinに基づいて、電源装置２内の演算処理部２４によって、任意に切り替え可能となっている。

（Ｃ−１．「判定方法１」について）
まず、図６に示した「判定方法１」では、判定部２４１による上記した判定処理を行う際に、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値が、単一のピーク波高値となっている。具体的には、例えば図６に示した場合、６つのピーク波高値Ｖｐ１，Ｖｐ２，Ｖｐ３，Ｖｐ４，Ｖｐ５，Ｖｐ６の各々（個々のピーク波高値）が、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値となっている。

このようにして、この「判定方法１」では、上記した単一のピーク波高値が、判定処理の際の比較対象のピーク波高値として採用されることから、以下のようになる。すなわち、例えば、時系列に沿って連続する２以上のピーク波高値についての移動平均値を採用した場合（例えば、後述する「判定方法２」および「判定方法４」の場合など）と比べ、筋電位信号Ｓｍに関する判定処理が迅速に行われるようになり、判定時間の短縮化が図られることになる。

また、この「判定方法１」においては、判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が１回でも閾値Ｖth以下となった場合に、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。具体的には、例えば図６に示した場合、まず、（Ｖｐ１＞Ｖth），（Ｖｐ２＞Ｖth），（Ｖｐ３＞Ｖth），（Ｖｐ４＞Ｖth），（Ｖｐ５＞Ｖth）となっている（いずれにおいても、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以上となっている）。そして、次の比較対象のピーク波高値（ピーク波高値Ｖｐ６）では、（Ｖｐ６≦Ｖth）となった（比較対象のピーク波高値が、１回でも閾値Ｖth以下となった）ため、この時点で判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。これにより、筋電位信号Ｓｍに所定の限度以上の減衰が生じたとして、例えば前述したように、外部への警告動作等が行われることになる（図６参照）。

このようにして、この「判定方法１」では、比較対象のピーク波高値が１回でも閾値Ｖth以下となった場合に、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行うことから、以下のようになる。すなわち、まず、前述した４種類のアブレーションのうち、レーザ・アブレーションを利用したアブレーション処理を行うようにした場合には、他の３種類のアブレーション（ホットバルーン・アブレーション、クライオバルーン・アブレーション、高周波アブレーション）の場合と比べ、急速なアブレーション処理がなされることになる。そのため、この場合、横隔神経に対する影響も急激に起こることになる。したがって、このレーザ・アブレーションを利用した場合、上記した判定処理も迅速に行う必要があることから、１回でも閾値Ｖth以下となった場合に警告動作等を行うことで、筋電位信号Ｓｍの減衰状況に対して迅速な対応を取ることが可能となる。

（Ｃ−２．「判定方法２」について）
次に、図７に示した「判定方法２」では、判定部２４１による上記した判定処理を行う際に、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値が、上記した「判定方法１」とは異なり、時系列に沿って連続する２以上のピーク波高値についての、移動平均値となっている。具体的には、例えば図７に示した場合、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値についての移動平均値Ｖｐ（ａｖ１２３），Ｖｐ（ａｖ２３４），Ｖｐ（ａｖ３４５），Ｖｐ（ａｖ４５６）がそれぞれ、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値となっている。

ここで、図７に示したように、移動平均値Ｖｐ（ａｖ１２３）は、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値Ｖｐ１，Ｖｐ２，Ｖｐ３についての、移動平均値である。同様に、移動平均値Ｖｐ（ａｖ２３４）は、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値Ｖｐ２，Ｖｐ３，Ｖｐ４についての、移動平均値である。移動平均値Ｖｐ（ａｖ３４５）は、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値Ｖｐ３，Ｖｐ４，Ｖｐ５についての、移動平均値である。移動平均値Ｖｐ（ａｖ４５６）は、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値Ｖｐ４，Ｖｐ５，Ｖｐ６についての、移動平均値である。

このようにして、この「判定方法２」では、上記した移動平均値が、判定処理の際の比較対象のピーク波高値として採用されることから、以下のようになる。すなわち、例えば、単一のピーク波高値を採用した場合（例えば、上記した「判定方法１」の場合など）と比べ、異常なピーク波高値等の影響が小さくなるため、筋電位信号Ｓｍに関する判定精度が向上することになる。

また、この「判定方法２」においても、上記した「判定方法１」と同様に、判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が１回でも閾値Ｖth以下となった場合に、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。具体的には、例えば図７に示した場合、まず、（Ｖｐ（ａｖ１２３）＞Ｖth），（Ｖｐ（ａｖ２３４）＞Ｖth），（Ｖｐ（ａｖ３４５）＞Ｖth）となっている（いずれにおいても、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以上となっている）。そして、次の比較対象のピーク波高値（移動平均値Ｖｐ（ａｖ４５６））では、（Ｖｐ（ａｖ４５６）≦Ｖth）となった（比較対象のピーク波高値が、１回でも閾値Ｖth以下となった）ため、この時点で判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。これにより、筋電位信号Ｓｍに所定の限度以上の減衰が生じたとして、例えば前述したように、外部への警告動作等が行われることになる（図７参照）。

このようにして、この「判定方法２」においても、比較対象のピーク波高値が１回でも閾値Ｖth以下となった場合に、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行うことから、以下のようになる。すなわち、まず、前述した４種類のアブレーションのうち、レーザ・アブレーションを除いた３種類のアブレーション（ホットバルーン・アブレーション、クライオバルーン・アブレーション、高周波アブレーション）では、レーザ・アブレーションの場合と比べ、ゆっくりとしたアブレーション処理がなされることになる。したがって、これら３種類のブレーションを利用した場合、横隔神経への影響もゆるやかとなる。そのため、レーザ・アブレーションと比較して判定処理も迅速に行う必要はなく、連続した複数回の平均値が閾値Ｖth以下となることを条件とした判定処理を行うことで、適切な判定処理が行われるようになり、筋電位信号Ｓｍに関する判定精度が向上することになる。

（Ｃ−３．「判定方法３」について）
次いで、図８に示した「判定方法３」では、判定部２４１による上記した判定処理を行う際に、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値が、上記した「判定方法１」と同様に、単一のピーク波高値となっている。具体的には、例えば図８に示した場合も、図６に示した場合と同様に、６つのピーク波高値Ｖｐ１，Ｖｐ２，Ｖｐ３，Ｖｐ４，Ｖｐ５，Ｖｐ６の各々（個々のピーク波高値）が、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値となっている。

このようにして「判定方法３」においては、上記した「判定方法１」および「判定方法２」とは異なり、判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が、複数回（この例では３回）連続して閾値Ｖth以下となった場合に初めて、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。具体的には、例えば図８に示した場合、まず、（Ｖｐ１＞Ｖth），（Ｖｐ２＞Ｖth），（Ｖｐ３＞Ｖth）となっている（いずれにおいても、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以上となっている）。そして、それ以降の比較対象のピーク波高値（ピーク波高値Ｖｐ４，Ｖｐ５，Ｖｐ６）ではそれぞれ、（Ｖｐ４≦Ｖth），（Ｖｐ５≦Ｖth），（Ｖｐ６≦Ｖth）となっている（比較対象のピーク波高値が、３回連続して閾値Ｖth以下となっている）。したがって判定部２４１は、この時点で初めて、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。これにより、筋電位信号Ｓｍに所定の限度以上の減衰が生じたとして、例えば前述したように、外部への警告動作等が行われることになる（図８参照）。

このようにして、この「判定方法３」では、比較対象のピーク波高値が複数回連続して閾値Ｖth以下となった場合に初めて、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行うことから、以下のようになる。すなわち、上記した「判定方法２」と同様に、前述した３種類のアブレーション（ホットバルーン・アブレーション、クライオバルーン・アブレーション、高周波アブレーション）を利用した場合などに、複数回連続して閾値Ｖth以下となることを条件とした判定処理を行うことで、適切な判定処理が行われるようになり、筋電位信号Ｓｍに関する判定精度が向上することになる。

（Ｃ−４．「判定方法４」について）
続いて、図９に示した「判定方法４」では、判定部２４１による上記した判定処理を行う際に、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値が、前述した「判定方法２」と同様に、時系列に沿って連続する２以上のピーク波高値についての、移動平均値となっている。具体的には、例えば図９に示した場合、図７に示した場合と同様に、時系列に沿って連続する３つのピーク波高値についての移動平均値Ｖｐ（ａｖ１２３），Ｖｐ（ａｖ２３４），Ｖｐ（ａｖ３４５），Ｖｐ（ａｖ４５６）がそれぞれ、閾値Ｖthとの比較対象のピーク波高値となっている。

このようにして、この「判定方法４」においても、上記した移動平均値が、判定処理の際の比較対象のピーク波高値として採用されることから、以下のようになる。すなわち、前述した「判定方法２」と同様に、異常なピーク波高値等の影響が小さくなるため、筋電位信号Ｓｍに関する判定精度が向上することになる。

また、この「判定方法４」においても、上記した「判定方法３」と同様に、判定部２４１は、比較対象のピーク波高値が、複数回（この例では３回）連続して閾値Ｖth以下となった場合に初めて、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。具体的には、例えば図９に示した場合、まず、（Ｖｐ（ａｖ１２３）＞Ｖth）となっている（比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以上となっている）。そして、それ以降の比較対象のピーク波高値（移動平均値Ｖｐ（ａｖ２３４），Ｖｐ（ａｖ３４５），Ｖｐ（ａｖ４５６））ではそれぞれ、（Ｖｐ（ａｖ２３４）≦Ｖth），（Ｖｐ（ａｖ３４５）≦Ｖth），（Ｖｐ（ａｖ４５６）≦Ｖth）となっている（比較対象のピーク波高値が、３回連続して閾値Ｖth以下となっている）。したがって判定部２４１は、この時点で初めて、比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行う。これにより、筋電位信号Ｓｍに所定の限度以上の減衰が生じたとして、例えば前述したように、外部への警告動作等が行われることになる（図９参照）。

このようにして、この「判定方法４」においても、比較対象のピーク波高値が複数回連続して閾値Ｖth以下となった場合に初めて、この比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定を行うことから、以下のようになる。すなわち、上記した「判定方法２」および「判定方法３」と同様に、例えば、前述した３種類のアブレーション（ホットバルーン・アブレーション、クライオバルーン・アブレーション、高周波アブレーション）を利用した場合などに、適切な判定処理が行われるようになり、筋電位信号Ｓｍに関する判定精度が向上することになる。

以上のように本実施の形態では、電源装置２内の判定部２４１において、生体測定機構６において測定されて入力端子Ｔinに入力された筋電位信号Ｓｍについて、複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるのか否かに関する判定を行うようにしたので、以下のようになる。すなわち、例えば、筋電位信号Ｓｍにおける過度の減衰状態を、電源装置２の操作者（技師等）によって、随時把握することができる。よって、除細動システム３およびアブレーションシステム８等を利用する際の、利便性を向上させることが可能となる。

また、特に本実施の形態では、図１に示したように、筋電位信号判定装置としての電源装置２に、除細動用の電源部２０が内蔵されているようにしたので、この筋電位信号判定装置（電源装置２）が、除細動用の電源装置としても機能するようになる。よって、利便性の更なる向上を図ることが可能となる。

＜２．変形例＞
続いて、上記実施の形態の変形例（変形例１〜３）について説明する。なお、実施の形態における構成要素と同一のものには同一の符号を付し、適宜説明を省略する。

［変形例１］
上記実施の形態では、除細動システム３の電源装置２への筋電位信号判定装置の適用例について説明した。これに対し、以下説明する変形例１では、アブレーションシステム（後述するアブレーションシステム８Ａ）の電源装置（後述する電源装置７Ａ）への筋電位信号判定装置の適用例について説明する。

図１０は、変形例１に係るアブレーションシステム（アブレーションシステム８Ａ）の全体構成例を、後述する変形例１に係る除細動システム３Ａ等の全体構成例とともに、模式的にブロック図で表したものである。この本変形例のアブレーションシステム８Ａは、本発明における「アブレーションシステム」の一具体例に対応している。なお、本変形例では、心電計４および心電図表示装置５の構成はそれぞれ、実施の形態（図１参照）と同様であるため、説明を省略する。

（アブレーションシステム８Ａ）
アブレーションシステム８Ａは、図１０に示したように、アブレーションデバイス１ａおよび電源装置７Ａを備えている。つまり、このアブレーションシステム８Ａは、実施の形態におけるアブレーションシステム８（図１参照）において、電源装置７の代わりに、以下説明する電源装置７Ａを設けたものに対応している。

この電源装置７Ａは、電源装置７と同様に、アブレーションデバイス１ａにおいてアブレーションを実行させるための装置である。具体的には、この例では図１０に示したように、電源装置７Ａは、アブレーションの際に印加される交流電圧Ｖａｃａを、アブレーションデバイス１ａに対して供給するようになっている。この電源装置７Ａは、図１０に示したように、アブレーション制御部７０、入力部２１、演算処理部２４、表示部２５および音声出力部２６と、入力端子Ｔinおよび出力端子Ｔoutとを有している。また、演算処理部２４は、実施の形態（図１参照）と同様に、判定部２４１およびゲイン調整部２４２を含んで構成されている。そして、アブレーション制御部７０は、演算処理部２４を介して、上記した交流電圧Ｖａｃａをアブレーションデバイス１ａに対して供給する部分である。

つまり、本変形例の電源装置７Ａは、実施の形態の電源装置２（図１参照）において、除細動用の電源部２０の代わりに、アブレーション制御部７０を設けたものに対応しており、他の構成は同様となっている。なお、この電源装置７Ａは、本発明における「筋電位信号判定装置」の一具体例に対応している。

（除細動システム３Ａ）
除細動システム３Ａは、図１０に示したように、除細動デバイス１ｄおよび電源装置２Ａを備えている。つまり、この除細動システム３Ａは、実施の形態における除細動システム３（図１参照）において、電源装置２の代わりに、以下説明する電源装置２Ａを設けたものに対応している。

この電源装置２Ａは、電源装置２と同様に、除細動デバイス１ｄに対して、除細動の際の電力供給を行う装置である。具体的には図１０に示したように、電源装置２Ａは、除細動の際に印加される直流電圧Ｖｄｃｄを、除細動デバイス１ｄに対して供給するようになっている。この電源装置２Ａは、図１０に示したように、上記した直流電圧Ｖｄｃｄを除細動デバイス１ｄに対して供給する、電源部２０を有している。

ただし、本変形例の電源装置２Ａは、実施の形態の電源装置２（図１参照）とは異なり、判定部２４１が設けられていない。つまり、上記したように本変形例では、アブレーション用の電源装置７Ａに判定部２４１が内蔵されている代わりに、除細動用の電源装置２Ａには判定部２４１が内蔵されないようになっている。

（作用・効果）
このような構成の本変形例のアブレーションシステム８Ａにおいても、実施の形態の除細動システム３と同様の作用により、同様の効果が得られる。つまり、このアブレーションシステム８Ａでは、電源装置７Ａ内の判定部２４１において、実施の形態と同様の判定処理を行うようにしたので、以下のようになる。すなわち、例えば、筋電位信号Ｓｍにおける過度の減衰状態を、電源装置７Ａの操作者（技師等）によって、随時把握することができる。よって、除細動システム３Ａおよびアブレーションシステム８Ａ等を利用する際の、利便性を向上させることが可能となる。

また、特に本変形例では、図１０に示したように、筋電位信号判定装置としての電源装置７Ａに、アブレーション制御部７０（この例では、アブレーション用の電源部）が内蔵されているようにしたので、以下のようになる。すなわち、この筋電位信号判定装置（電源装置７Ａ）が、アブレーション用の制御装置（この例では、アブレーション用の電源装置）としても機能するようになる。よって、利便性の更なる向上を図ることが可能となる。

なお、本変形例のアブレーションシステム８Ａでは、生体測定機構６において測定されて電源装置７Ａの入力端子Ｔinへと直接入力される心電位信号Ｓｃ２の他に、例えば以下のような心電位信号が測定されるようにしてもよい。すなわち、例えば、アブレーションデバイス１ａを電極カテーテルにより構成した場合には、この電極カテーテルの先端領域の電極において測定された心電位信号が、電源装置７Ａ内の演算処理部２４を一旦経由した後、心電計４（心電計機能部４０）へと入力されるようにしてもよい。

また、本変形例においても、電源装置７Ａにおける演算処理部２４は、判定部２４１において、筋電位信号Ｓｍにおける比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定結果が得られた場合に、前述した警告動作を行う代わりに（あるいは警告動作を行うとともに）、例えば以下の動作を行うようにしてもよい。すなわち、そのような場合に、演算処理部２４は、アブレーションの際の電力供給を抑制または停止させる（この例では図１０に示したように、アブレーション制御部７０から出力される交流電圧Ｖａｃａの値を低下させるか、あるいは、交流電圧Ｖａｃａの出力自体を停止させる）ようにしてもよい。

［変形例２］
上記実施の形態では、除細動システム３の電源装置２への筋電位信号判定装置の適用例について説明すると共に、上記変形例１では、アブレーションシステム８Ａの電源装置７Ａへの筋電位信号判定装置の適用例について説明した。これに対し、以下説明する変形例２では、心電計（後述する心電計４Ｂ）への筋電位信号判定装置の適用例について説明する。

図１１は、変形例２に係る心電計（心電計４Ｂ）の全体構成例を、アブレーションシステム８および除細動システム３Ａ等の全体構成例とともに、模式的にブロック図で表したものである。この本変形例の心電計４Ｂは、本発明における「筋電位信号判定装置」の一具体例に対応している。なお、本変形例では、アブレーションシステム８および除細動システム３Ａの構成はそれぞれ、実施の形態（図１参照）および変形例１（図１０）と同様であるため、説明を省略する。

（心電計４Ｂ）
心電計４Ｂは、実施の形態の心電計４（図１参照）と同様に、心電位信号（この例では、心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２）等の情報を記録する機能を有する機器である。具体的には、この例では図１０に示したように、心電計４Ｂは、生体測定機構６（複数の電極パッド６１）において測定された心電位信号Ｓｃ１と、生体測定機構６（複数の電極パッド６２）において測定された筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２とをそれぞれ、入力して記録するようになっている。

この心電計４Ｂは、図１１に示したように、入力部２１、演算処理部２４Ｂ、表示部２５および音声出力部２６と、２つ（２種類）の入力端子Ｔin１，Ｔin２とを有している。また、演算処理部２４Ｂは、実施の形態における演算処理部２４（図１参照）において、判定部２４１およびゲイン調整部２４２に加え、心電計機能部４０を含めたものに対応している。

入力端子Ｔin１は、図１１に示したように、生体測定機構６（複数の電極パッド６１）において測定された心電位信号Ｓｃ１を入力するための端子である。一方、入力端子Ｔin２は、生体測定機構６（複数の電極パッド６２）において測定された、筋電位信号Ｓｍまたは心電位信号Ｓｃ２を入力するための端子である。これらの筋電位信号Ｓｍおよび心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２はいずれも、他の機器を介さずに、心電計４Ｂの入力端子Ｔin１，Ｔin２へと直接入力されるようになっている。

このように、本変形例の心電計４Ｂは、実施の形態の電源装置２（図１参照）において、除細動用の電源部２０を設けない（省く）ようにすると共に、演算処理部２４および入力端子Ｔinの代わりに、演算処理部２４Ｂおよび入力端子Ｔin１，Ｔin２をそれぞれ設けたものに対応しており、他の構成は基本的に同様となっている。なお、図１１中には図示されていないが、このような心電計４Ｂに入力された心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２等を、出力端子Ｔoutを介して心電図表示装置５に出力し、心電波形等を表示するようにしてもよい。

（作用・効果）
このような構成の本変形例の心電計４Ｂにおいても、実施の形態の除細動システム３等と同様の作用により、同様の効果が得られる。つまり、この心電計４Ｂでは、その内部の判定部２４１において、実施の形態と同様の判定処理を行うようにしたので、以下のようになる。すなわち、例えば、筋電位信号Ｓｍにおける過度の減衰状態を、心電計４Ｂの操作者（技師等）によって、随時把握することができる。よって、除細動システム３Ａ、アブレーションシステム８Ａおよび心電計４Ｂ等を利用する際の、利便性を向上させることが可能となる。

また、特に本変形例では、図１１に示したように、筋電位信号判定装置としての心電計４Ｂに、心電計機能部４０が内蔵されているようにしたので、この筋電位信号判定装置が、心電計４としても機能するようになる。よって、利便性の更なる向上を図ることが可能となる。

なお、本変形例においても、心電計４Ｂにおける演算処理部２４Ｂは、判定部２４１において、筋電位信号Ｓｍにおける比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定結果が得られた場合に、前述した警告動作を行う代わりに（あるいは警告動作を行うとともに）、例えば以下の動作を行うようにしてもよい。すなわち、そのような場合に、演算処理部２４Ｂは、アブレーションの際の電力供給を抑制または停止させる（例えば、図１１中に破線で示した制御信号ＣＴＬを用いて、アブレーション制御部７０から出力される交流電圧Ｖａｃａの値を低下させるか、あるいは、交流電圧Ｖａｃａの出力自体を停止させる）ようにしてもよい。

［変形例３］
上記実施の形態では、除細動システム３の電源装置２への筋電位信号判定装置の適用例について説明すると共に、上記変形例１では、アブレーションシステム８Ａの電源装置７Ａへの筋電位信号判定装置の適用例について説明した。また、上記変形例２では、心電計４Ｂへの筋電位信号判定装置の適用例について説明した。これに対し、以下説明する変形例３では、筋電位信号判定装置（後述する筋電位信号判定装置２Ｃ）を、他の装置や他のシステムとは独立して設けた場合の例について説明する。

図１２は、変形例３に係る筋電位信号判定装置（筋電位信号判定装置２Ｃ）の全体構成例を、アブレーションシステム８および除細動システム３Ａ等の全体構成例とともに、模式的にブロック図で表したものである。この本変形例の筋電位信号判定装置２Ｃは、本発明における「筋電位信号判定装置」の一具体例に対応している。なお、本変形例では、アブレーションシステム８、心電計４、心電図表示装置５および除細動システム３Ａの構成はそれぞれ、実施の形態（図１参照）および変形例１（図１０）と同様であるため、説明を省略する。

（筋電位信号判定装置２Ｃ）
筋電位信号判定装置２Ｃは、生体測定機構６（複数の電極パッド６２）において測定された筋電位信号Ｓｍを入力端子Ｔinから入力すると共に、この筋電位信号Ｓｍに対して所定の判定処理を行う装置である。なお、この筋電位信号判定装置２Ｃにはまた、生体測定機構６（複数の電極パッド６２）において測定された心電位信号Ｓｃ２も、入力端子Ｔinから入力されるようになっている。

この筋電位信号判定装置２Ｃは、図１２に示したように、入力部２１、演算処理部２４、表示部２５および音声出力部２６と、入力端子Ｔinとを有している。また、演算処理部２４は、実施の形態（図１参照）と同様に、判定部２４１およびゲイン調整部２４２を含んで構成されている。

つまり、本変形例の筋電位信号判定装置２Ｃは、実施の形態の電源装置２（図１参照）において、除細動用の電源部２０および出力端子Ｔoutを設けない（省く）ようにしたものに対応しており、他の構成は同様となっている。また、前述したように、この筋電位信号判定装置２Ｃは、他の装置（心電計４および心電図表示装置５）や、他のシステム（アブレーションシステム８および除細動システム３Ａ）とは、独立して設けられた装置となっている（図１２参照）。

（作用・効果）
このような構成の本変形例の筋電位信号判定装置２Ｃにおいても、実施の形態の除細動システム３等と同様の作用により、同様の効果が得られる。つまり、この筋電位信号判定装置２Ｃでは、その内部の判定部２４１において、実施の形態と同様の判定処理を行うようにしたので、以下のようになる。すなわち、例えば、筋電位信号Ｓｍにおける過度の減衰状態を、筋電位信号判定装置２Ｃの操作者（技師等）によって、随時把握することができる。よって、除細動システム３Ａ、アブレーションシステム８Ａおよび筋電位信号判定装置２Ｃ等を利用する際の、利便性を向上させることが可能となる。

また、特に本変形例では、上記判定処理を行う判定部２４１を内蔵した筋電位信号判定装置２Ｃを、他の機器（除細動システム３Ａ、アブレーションシステム８Ａ、心電計４および心電図表示装置５）とは別個に設けるようにしたので、以下のようになる。すなわち、アブレーションや除細動を行うための既存の機器（除細動システム３Ａ、アブレーションシステム８Ａ、心電計４および心電図表示装置５）における構成を変更せずに、筋電位信号判定装置２Ｃを付加的に設けるだけで、実施の形態等と同様の効果を得ることが可能となる。よって本変形例では、この点でも、利便性の向上を図ることが可能となる。

なお、本変形例においても、筋電位信号判定装置２Ｃにおける演算処理部２４は、判定部２４１において、筋電位信号Ｓｍにおける比較対象のピーク波高値が閾値Ｖth以下であるとの判定結果が得られた場合に、前述した警告動作を行う代わりに（あるいは警告動作を行うとともに）、例えば以下の動作を行うようにしてもよい。すなわち、そのような場合に、演算処理部２４は、アブレーションの際の電力供給を抑制または停止させる（例えば、図１２中に破線で示した制御信号ＣＴＬを用いて、アブレーション制御部７０から出力される交流電圧Ｖａｃａの値を低下させるか、あるいは、交流電圧Ｖａｃａの出力自体を停止させる）ようにしてもよい。

＜３．その他の変形例＞
以上、実施の形態および変形例を挙げて本発明を説明したが、本発明はこれらの実施の形態等に限定されず、種々の変形が可能である。

例えば、上記実施の形態等において説明した各部材の構成（形状、配置、材料、個数等）については、上記実施の形態等で説明したものには限られず、他の形状や配置、材料、個数等であってもよい。加えて、上記実施の形態等で説明した各種パラメータの値や範囲、大小関係等についても、上記実施の形態等で説明したものには限られず、他の値や範囲、大小関係等であってもよい。

また、上記実施の形態等では、判定部２４１による筋電位信号Ｓｍの判定方法の例について、具体的に挙げて説明したが、この例には限られない。すなわち、例えば、上記実施の形態等で説明した判定方法とは異なる他の判定方法を用いて、筋電位信号Ｓｍに対する判定処理を行うようにしてもよい。

更に、上記実施の形態等では、生体測定機構６が複数の電極パッド（電極パッド６１，６２）を用いて構成されている場合の例を挙げて説明したが、この例には限られない。すなわち、例えば、除細動デバイス１ｄやアブレーションデバイス１ａとは異なる別のデバイス（患者９の心腔内に挿入された電極カテーテル等）を、生体測定機構として用いるようにしてもよい。

加えて、上記実施の形態等では、アブレーションシステムや除細動システム、心電計および筋電位信号判定装置等のブロック構成を、具体的に挙げて説明したが、上記実施の形態等で説明した各ブロックを必ずしも全て備える必要はなく、また、他のブロックを更に備えていてもよい。また、アブレーションシステムや除細動システムの全体としても、上記実施の形態等で説明した各機器に加えて（あるいは各機器に代えて）、他の機器を更に備えていてもよい。具体的には、例えば、場合によっては、心電計４や生体測定機構６（電極パッド６１，６２）等を、アブレーションシステムや除細動システムに含めて構成するようにしてもよい。更に、上記実施の形態等で説明したように、除細動用の電源部やアブレーション用の制御部（電源部）などが、筋電位信号判定装置に内蔵されている場合には限られず、他の構成としてもよい。すなわち、例えば、除細動用の電源部やアブレーション用の制御部（電源部）などが、筋電位信号判定装置の外部に別個に設けられているようにしてもよい。

また、上記実施の形態等では、筋電位信号判定装置において、除細動用の電源部２０と、アブレーション制御部７０（アブレーション用の電源部）と、心電計機能部４０とのうちのいずれか１つが内蔵されている場合について説明したが、これらの場合には限られない。すなわち、例えば、除細動用の電源部２０、アブレーション制御部７０および心電計機能部４０のうち、任意の２つや全て（３つ）が、筋電位信号判定装置に内蔵されているようにしてもよい。つまり、除細動用の電源部２０、アブレーション制御部７０および心電計機能部４０のうちの、少なくとも１つが、筋電位信号判定装置に内蔵されているようにしてもよい。

更に、上記実施の形態等で説明した一連の処理は、ハードウェア（回路）で行われるようにしてもよいし、ソフトウェア（プログラム）で行われるようにしてもよい。ソフトウェアで行われるようにした場合、そのソフトウェアは、各機能をコンピュータにより実行させるためのプログラム群で構成される。各プログラムは、例えば、上記コンピュータに予め組み込まれて用いられてもよいし、ネットワークや記録媒体から上記コンピュータにインストールして用いられてもよい。

加えて、これまでに説明した各種の例を、任意の組み合わせで適用させるようにしてもよい。

１ａ…アブレーションデバイス、１ｄ…除細動デバイス、２，２Ａ…電源装置、２Ｃ…筋電位信号判定装置、２０…電源部、２１…入力部、２４…演算処理部、２４１…判定部、２４２…ゲイン調整部、２５…表示部、２６…音声出力部、３，３Ａ…除細動システム、４，４Ｂ…心電計、４０…心電計機能部、５…心電図表示装置、６…生体測定機構、６１，６２，６２ａ，６２ｂ…電極パッド、７，７Ａ…電源装置、７０…アブレーション制御部、８，８Ａ…アブレーションシステム、９…患者、Ｔin，Ｔin１，Ｔin２…入力端子、Ｔout…出力端子、Ｖａｃａ…交流電圧、Ｖｄｃｄ…直流電圧、Ｖｐ１〜Ｖｐ６…ピーク波高値、Ｖｐ（ａｖ１２３），Ｖｐ（ａｖ２３４），Ｖｐ（ａｖ３４５），Ｖｐ（ａｖ４５６）…移動平均値、Ｖth…閾値、Ｓｃ１，Ｓｃ２，Ｓｃ１’，Ｓｃ２’…心電位信号、Ｓｍ，Ｓｍ’…筋電位信号、Ｓin…入力信号、Ｓｓ…音声信号、ＣＴＬ…制御信号。

Claims (10)

1. 生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号が入力される信号入力部と、
   前記信号入力部において入力された前記筋電位信号について、前記複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部と
   を備えた筋電位信号判定装置。
2. 前記比較対象のピーク波高値が、時系列に沿って連続する２以上の前記ピーク波高値についての、移動平均値である
   請求項１に記載の筋電位信号判定装置。
3. 前記比較対象のピーク波高値が、単一の前記ピーク波高値である
   請求項１に記載の筋電位信号判定装置。
4. 前記判定部は、前記比較対象のピーク波高値が、複数回連続して前記閾値以下となった場合に、前記比較対象のピーク波高値が前記閾値以下であるとの判定を行う
   請求項１ないし請求項３のいずれか１項に記載の筋電位信号判定装置。
5. 心腔内に挿入されて除細動を行う除細動デバイスに対して前記除細動の際の電力供給を行う除細動電源部と、
   アブレーションを行うアブレーションデバイスにおいて、前記アブレーションを実行させるアブレーション制御部と、
   測定された心電位信号の情報を記憶する心電計機能部と、
   のうちのいずれか１つを、更に備えた
   請求項１ないし請求項４のいずれか１項に記載の筋電位信号判定装置。
6. 心腔内に挿入されて除細動を行う除細動デバイスと、
   前記除細動デバイスに対して、前記除細動の際の電力供給を行う除細動電源部と、
   生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号に対して、所定の判定を行う筋電位信号判定装置と
   を備え、
   前記筋電位信号判定装置は、
   前記筋電位信号が入力される信号入力部と、
   前記信号入力部において入力された前記筋電位信号について、前記複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が、閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部と
   を有する除細動システム。
7. 前記信号入力部に対して前記筋電位信号が入力されている期間では、
   前記除細動電源部は、前記除細動のための前記電力供給を停止する
   請求項６に記載の除細動システム。
8. 前記除細動電源部が、電源装置としての前記筋電位信号判定装置に内蔵されている
   請求項６または請求項７に記載の除細動システム。
9. アブレーションを行うアブレーションデバイスと、
   前記アブレーションデバイスにおいて前記アブレーションを実行させるアブレーション制御部と、
   生体測定機構において測定されると共に時系列に沿った複数のピーク波高値を有する筋電位信号に対して、所定の判定を行う筋電位信号判定装置と
   を備え、
   前記筋電位信号判定装置は、
   前記筋電位信号が入力される信号入力部と、
   前記信号入力部において入力された前記筋電位信号について、前記複数のピーク波高値のうちの比較対象のピーク波高値が、閾値以下であるのか否かに関する判定を行う判定部と
   を有するアブレーションシステム。
10. 前記アブレーション制御部は、前記筋電位信号判定装置から供給される信号に基づいて、前記アブレーションの動作を制御する
    請求項９に記載のアブレーションシステム。

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