JP6560288B2 - 除細動カテーテルシステム - Google Patents

Description

本発明は、心腔内に挿入されて除細動を行う除細動カテーテルと、この除細動カテーテルに対して除細動の際の電力供給を行う電源装置とを備えた除細動カテーテルシステムに関する。

例えば心臓カテーテル術中に生じた心房細動を除去する（電気的な除細動を行う）ための医療機器の１つとして、除細動カテーテルシステムが開発されている（例えば、特許文献１参照）。この除細動カテーテルシステムは、心腔内に挿入されて除細動を行う除細動カテーテルと、この除細動カテーテルに対して除細動の際の電力供給を行う電源装置とを備えている。このような除細動カテーテルシステムを用いることで、心房細動を起こした心臓に対し、心腔内で直接的に電気的刺激（例えば直流電圧からなる電気的エネルギー）が付与される結果、効果的な除細動治療が実現されるようになっている。

特開２０１０−２２０７７８号公報

ところで、このような除細動カテーテル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。したがって、利便性を向上させることが可能な除細動カテーテル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除細動カテーテルシステムは、心腔内に挿入されて除細動を行う除細動カテーテルと、この除細動カテーテルに対して除細動の際の電力供給を行う電源装置とを備えたものである。この電源装置は、除細動の際の電力供給を行う電源部と、心電計から出力される第１の心電位信号を入力するための第１の入力端子と、生体測定機構において測定された第２の心電位信号が心電計を介さずに直接入力される第２の入力端子とを有している。また、この電源装置では、上記第２の入力端子から上記第２の心電位信号が取得される第１の心電位測定モードと、上記第１の入力端子から上記第１の心電位信号が取得される第２の心電位測定モードと、上記除細動が行われる除細動モードとが、切り替え可能になっていると共に、上記第１または第２の心電位信号が、選択的に入力可能となっている。

本発明の一実施の形態に係る除細動カテーテルシステムでは、除細動カテーテルに対して除細動の際の電力供給を行う電源装置に、生体測定機構において測定された第２の心電位信号が心電計を介さずに直接入力される、第２の入力端子が設けられている。このようにして、第２の心電位信号が心電計を介さずに電源装置へ直接入力されることから、例えば心電計の装置構成等の影響を受けにくくなり、除細動カテーテルシステムを使用する際の環境条件に対応し易くなる。また、上記電源装置では、上記第１の心電位測定モードと上記第２の心電位測定モードと上記除細動モードとが、切り替え可能になっていると共に、上記第１または第２の心電位信号が選択的に入力可能となっている。このため、例えば用途や状況等に応じて、上記した複数種類のモードのうちの１つが択一的に利用可能になると共に、上記した２種類の心電位信号のうちの一方が択一的に利用可能となる。

本発明の一実施の形態に係る除細動カテーテルシステムでは、入力された第１または第２の心電位信号における波高値のゲイン調整を行う演算処理部を、上記電源装置に更に設けるようにしてもよい。このようにした場合、これらの第１または第２の心電位信号の波高値を、電源装置内で利用し易いように任意に調整できるようになる。

この場合において、上記ゲイン調整が行われた後の第１または第２の心電位信号に基づいて心電位波形を表示する表示部を、上記電源装置に更に設けるようにしてもよい。このようにした場合、例えば、この表示部において心電位波形を監視する際に、見易いようにゲイン調整がなされた後の第１または第２の心電位信号が利用されることから、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カテーテルシステムでは、上記生体測定機構において測定された筋電位信号が、心電計を介さずに、上記第２の入力端子に更に直接入力可能となっていてもよい。このようにした場合、生体測定機構において得られた第２の心電位信号に加え、この生体測定機構において得られた筋電位信号についても、電源装置内で利用できるようになる。その結果、利便性の更なる向上が図られる。なお、このような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。

この場合において、上記第２の入力端子が、上記第２の心電位信号または上記筋電位信号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（第２の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。

また、上記第２の入力端子に対して筋電位信号が入力されている期間では、上記電源部が、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。

更に、入力された筋電位信号に基づいて筋電位波形を表示する表示部を、上記電源装置に更に設けるようにしてもよい。このようにした場合、上記生体測定機構において測定された筋電位信号を、電源装置内の表示部において、随時監視できるようになる。したがって、利便性の更なる向上が図られる。

加えて、入力された筋電位信号における波高値が閾値以下であると判定された場合、上記電源装置が外部への警告を行うようにしてもよい。このようにした場合、例えば、筋電位信号の過度の減衰状態が即座に把握できるようになるため、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可能となる。

本発明の一実施の形態に係る除細動カテーテルシステムでは、上記第１の心電位信号が、例えば、上記生体測定機構を用いて測定されたものである場合、以下のようにしてもよい。すなわち、この生体測定機構において得られた上記第１の心電位信号が、上記心電計を経由して、上記第１の入力端子に入力されるようにしてもよい。このようにした場合、上記生体測定機構において得られた上記第１の心電位信号を、上記心電計および上記電源装置内で利用することができるようになる。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、上記除細動カテーテルとは異なる別の電極カテーテル（患者の心腔内に挿入されたもの）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除細動カテーテルシステムによれば、生体測定機構において測定された第２の心電位信号が心電計を介さずに直接入力される第２の入力端子を、電源装置に設けるようにしたので、除細動カテーテルシステムを使用する際の環境条件に対応し易くすることができる。また、電源装置において、第１の心電位測定モードと第２の心電位測定モードと除細動モードとが切り替え可能になっていると共に、第１または第２の心電位信号を選択的に入力可能としたので、例えば用途や状況等に応じて、複数種類のモードのうちの１つや、２種類の心電位信号のうちの一方を、択一的に利用することができる。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カテーテルシステムの全体構成例を模式的に表すブロック図である。 図１に示した除細動カテーテルの概略構成例を表す模式図である。 図２に示したＩＩ−ＩＩ線に沿ったシャフトの断面構成例を表す模式図である。 図１に示した除細動カテーテルシステムにおける除細動処理の一例を表す流れ図である。 図４に示した心電位測定の際の動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図４に示した抵抗測定の際の動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図４に示した除細動実行の際の動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図７に示した除細動実行の際に測定される心電位波形の一例を表す模式図である。 比較例に係る除細動カテーテルシステムの構成および動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図１に示した除細動カテーテルシステムにおける筋電位測定の際の動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図１０に示した筋電位測定の際の電極パッドの配置例を表す模式図である。 図１０に示した筋電位測定により得られる筋電位波形の一例を表す模式図である。 図１に示した除細動カテーテルシステムにおける心電位測定の際の他の動作状態例を模式的に表すブロック図である。 図１３に示した場合における除細動実行の際の動作状態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
構成（除細動カテーテル，電源装置，心電計，心電位表示装置，生体測定機構）
動作および作用・効果（基本動作，除細動処理の詳細，比較例，筋電位測定処理等）
２．変形例

＜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カテーテルシステム（除細動カテーテルシステム３）の全体構成例を、模式的にブロック図で表したものである。この除細動カテーテルシステム３は、例えば心臓カテーテル術中において患者（この例では患者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。

除細動カテーテルシステム３は、図１に示したように、除細動カテーテル１および電源装置２を備えている。また、この除細動カテーテルシステム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。

（Ａ．除細動カテーテル１）
除細動カテーテル１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電極カテーテルである。図２は、この除細動カテーテル１の概略構成例を、模式的に表したものである。この除細動カテーテル１は、カテーテル本体としてのシャフト１１（カテーテルシャフト）と、このシャフト１１の基端に装着されたハンドル１２とを有している。

（シャフト１１）
シャフト１１は、可撓性を有する絶縁性の管状構造（管状部材，チューブ部材）からなり、自身の軸方向（Ｚ軸方向）に沿って延伸する形状となっている。また、シャフト１１は、自身の軸方向に沿って延在するように内部に複数のルーメン（細孔，貫通孔）が形成された、いわゆるマルチルーメン構造を有している。各ルーメンには、詳細は後述するが、各種の細線（導線や操作用ワイヤ等）がそれぞれ、互いに電気的に絶縁された状態で挿通されている。なお、このシャフト１１の外径は、例えば１．２ｍｍ〜３．３ｍｍ程度である。

このようなシャフト１１の先端領域Ｐ１には、例えば図２に示したように、複数の電極（先端電極１１０およびリング状電極１１１，１１２，１１３）が設けられている。具体的には、シャフト１１の軸方向に沿って、１つの先端電極１１０および複数のリング状電極１１１，１１２，１１３がそれぞれ、シャフト１１の先端側から基端側へ向けて、この順で所定の間隔をおいて配置されている。リング状電極１１１，１１２，１１３はそれぞれ、シャフト１１の外周面上に固定配置される一方、先端電極１１０は、シャフト１１の最先端に固定配置されている。また、図２に示したように、互いに間隔をおいて配置された複数のリング状電極１１１によって、電極群１１１Ｇが構成されている。同様に、互いに間隔をおいて配置された複数のリング状電極１１２によって、電極群１１２Ｇが構成され、互いに間隔をおいて配置された複数のリング状電極１１３によって、電極群１１３Ｇが構成されている。

なお、ここで言う「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意味しており、以下同様である。また、電極群１１１Ｇ（基端側のリング状電極１１１）と、電極群１１２Ｇ（先端側のリング状電極１１２）との離間距離は、例えば４０〜１００ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、６６ｍｍである。

リング状電極１１１，１１２，１１３はそれぞれ、詳細は後述するが、シャフト１１のルーメン内に挿通された複数の導線（リード線）を介して、ハンドル１２と電気的に接続されている。一方、この例では先端電極１１０には、導線が接続されていないようになっている。ただし、この先端電極１１０にも導線が接続されているようにしてもよい。

このような先端電極１１０およびリング状電極１１１，１１２，１１３はそれぞれ、例えば、アルミニウム（Ａｌ）、銅（Ｃｕ）、ステンレス鋼（ＳＵＳ）、金（Ａｕ）、白金（Ｐｔ）等の、電気伝導性の良好な金属材料、あるいは、各種の樹脂材料により構成されている。なお、除細動カテーテル１の使用時におけるＸ線に対する造影性を良好にするためには、これらの先端電極１１０およびリング状電極１１１，１１２，１１３がそれぞれ、白金またはその合金により構成されていることが好ましい。

ここで、上記した電極群１１１Ｇは、同一の極（−極または＋極）を構成することになる、複数のリング状電極１１１からなる。この電極群１１１Ｇを構成するリング状電極１１１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個であり、好ましくは８〜１０個である。また、リング状電極１１１の幅（軸方向の長さ）は、例えば２〜５ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、４ｍｍである。リング状電極１１１の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、例えば１〜５ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、２ｍｍである。なお、除細動カテーテル１の使用時（心腔内に配置されるとき）において、この電極群１１１Ｇは、例えば冠状静脈内に位置するようになっている。

電極群１１２Ｇは、上記した電極群１１１Ｇとは逆の極（＋極または−極）を構成することになる、複数のリング状電極１１２からなる。この電極群１１２Ｇを構成するリング状電極１１２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個であり、好ましくは８〜１０個である。また、リング状電極１１２の幅（軸方向の長さ）は、例えば２〜５ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、４ｍｍである。リング状電極１１２の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、例えば１〜５ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、２ｍｍである。なお、除細動カテーテル１の使用時（心腔内に配置されるとき）において、この電極群１１２Ｇは、例えば右心房に位置するようになっている。

電極群１１３Ｇは、この例では、４個のリング状電極１１３から構成されている。このリング状電極１１３の幅（軸方向の長さ）は、例えば０．５〜２．０ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、１．２ｍｍである。リング状電極１１３の装着間隔（隣り合う電極の離間距離）は、例えば１．０〜１０．０ｍｍ程度であることが好ましく、好適な一例を示せば、５ｍｍである。なお、除細動カテーテル１の使用時（心腔内に配置されるとき）において、この電極群１１３Ｇは、例えば、異常電位が発生しやすい上大静脈に位置するようになっている。

図３は、図２中のＩＩ−ＩＩ線に沿ったシャフト１１の断面構成例（Ｘ−Ｙ断面構成例）を、模式的に表したものである。この例では図３に示したように、シャフト１１は、アウター部７０（シェル部）、素線７１、インナー部７２（コア部）および樹脂層７３を有するマルチルーメン構造となっている。具体的には、このシャフト１１には、互いに分離した４つのルーメンＬ１〜Ｌ４が形成されている。

アウター部７０は、図３に示したように、シャフト１１の最外周に位置するチューブ状の部材である。このアウター部７０は、例えば、高硬度のナイロンエラストマーにより構成されている。このアウター部７０を構成するナイロンエラストマーとしては、例えば、軸方向（Ｚ軸方向）に沿って異なる硬度のものが用いられている。これによりシャフト１１は、その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に構成されている。

素線７１は、図３に示したように、アウター部７０とインナー部７２との層間に配置されており、編組ブレードを形成するようになっている。また、この編組ブレードは、例えば、シャフト１１における軸方向に沿った一部の領域にのみ形成されている。このような素線７１は、例えばステンレスにより構成されており、ステンレス素線となっている。

インナー部７２は、図３に示したように、アウター部７０および素線７１の内周側に位置する、コア部材である。このインナー部７２は、例えば、低硬度のナイロンエラストマーにより構成されている。なお、このインナー部７２内に、上記した４つのルーメンＬ１〜Ｌ４がそれぞれ形成されるようになっている。

樹脂層７３は、図３に示したように、４つのルーメンＬ１〜Ｌ４を区画する層であり、例えばフッ素樹脂により構成されている。このフッ素樹脂としては、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）等の、絶縁性の高い材料が挙げられる。

ルーメンＬ１（第１ルーメン）は、この例では図３に示したように、シャフト１１内におけるＸ軸の正方向側に配置されている。このルーメンＬ１には、複数の導線８１からなる導線群８１Ｇが挿通されている。これらの導線８１はそれぞれ、前述した電極群１１１Ｇにおける複数のリング状電極１１１に対して、個別に電気的接続されている。なお、このようにしてリング状電極１１１に電気的接続された導線８１は、後述する心電位信号Ｓｃ０ａの信号線を構成している（図２参照）。

ルーメンＬ２（第２ルーメン）は、この例では図３に示したように、シャフト１１内におけるＸ軸の負方向側に配置されている。このルーメンＬ２には、複数の導線８２からなる導線群８２Ｇが挿通されている。これらの導線８２はそれぞれ、前述した電極群１１２Ｇにおける複数のリング状電極１１２に対して、個別に電気的接続されている。なお、このようにしてリング状電極１１２に電気的接続された導線８２もまた、後述する心電位信号Ｓｃ０ａの信号線を構成している（図２参照）。

ルーメンＬ３（第３ルーメン）は、この例では図３に示したように、シャフト１１内におけるＹ軸の負方向側に配置されている。このルーメンＬ３には、複数の導線８３からなる導線群８３Ｇが挿通されている。これらの導線８３はそれぞれ、前述した電極群１１３Ｇにおける複数のリング状電極１１３に対して、個別に電気的接続されている。なお、このようにしてリング状電極１１３に電気的接続された導線８３は、後述する心電位信号Ｓｃ０ｂの信号線を構成している（図２参照）。

ルーメンＬ４（第４ルーメン）は、この例では図３に示したように、シャフト１１内におけるＹ軸の正方向側に配置されている。このルーメンＬ４には、この例では１本の操作用ワイヤ８０が挿通されている。つまり、操作用ワイヤ８０は、シャフト１１の中心軸に対して偏心した状態で配置されている。この操作用ワイヤ８０は、詳細は後述するが、シャフト１１の先端付近を偏向させる（湾曲させる）際の操作である、偏向移動操作（首振り操作）を行うための部材である。このような操作用ワイヤ８０の先端部分は、例えばハンダによって、先端電極１１０に固定されている。なお、操作用ワイヤ８０の先端に、抜け止め用の大径部（抜け止め部）が形成されていてもよい。一方、操作用ワイヤ８０の基端部分は、後述するハンドル１２内（回転板１２２）に接続されるようになっている。

なお、上記した導線８１，８２，８３はそれぞれ、例えば、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、樹脂被覆線により構成されている。また、操作用ワイヤ８０は、例えば、ステンレスやＮｉ（ニッケル）−Ｔｉ（チタン）系超弾性合金により構成されている。ただし、この操作用ワイヤ８０は、必ずしも金属により構成されている必要はなく、例えば、高強度の非導電性ワイヤなどにより構成されていてもよい。

（ハンドル１２）
ハンドル１２は、シャフト１１の基端に装着されており、ハンドル本体１２１（把持部）および回転板１２２を有している。

ハンドル本体１２１は、除細動カテーテル１の使用時に操作者（医師）が掴む（握る）部分である。このハンドル本体１２１の内部には、シャフト１１の内部から前述した各種の細線（導線８１，８２，８３および操作用ワイヤ８０等）がそれぞれ、互いに電気的に絶縁された状態で延伸している。

回転板１２２は、詳細は後述するが、シャフト１１の先端付近を偏向させる際の操作である、偏向移動操作を行うための部材である。具体的には、例えば図２中の破線の矢印で示した回転方向ｄ１に沿って、回転板１２２を回転させる操作が可能となっている。このような回転操作によって、前述した操作用ワイヤ８０が基端側に引っ張られることで、シャフト１１の先端付近を偏向させる操作（偏向移動操作）が可能となっている。

（Ｂ．電源装置２）
電源装置２は、除細動カテーテル１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〜図３に示したように、この電源装置２は、除細動の際に印加される直流電圧Ｖｄｃを、除細動カテーテル１のシャフト１１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）に対し、導線群８１Ｇ，８２Ｇ（導線８１，８２）を介して供給するようになっている。

電源装置２は、図１に示したように、入力部２１、電源部２２、切替部２３、演算処理部２４（制御部）、表示部２５および音声出力部２６を有している。この電源装置２はまた、図１に示したように、３つ（３種類）の入力端子Ｔin１，Ｔin２，Ｔin３と、２つ（２種類）の出力端子Ｔout１，Ｔout２とを有している。また、この電源装置２では、詳細は後述するが、心電位測定が行われる心電位測定モード（後述する「心電位測定モードＡ（図５参照）」または「心電位測定モードＢ（図１３参照）」）と、除細動が行われる「除細動モード（図７，図１４参照）」とが、切り替え可能となっている。すなわち、電源装置２では、これら複数種類（例えば３種類）のモード間での切り替えが可能となっている。なお、上記した「心電位測定モードＡ」は、本発明における「第１の心電位測定モード」の一具体例に対応していると共に、上記した「心電位測定モードＢ」は、本発明における「第２の心電位測定モード」の一具体例に対応している。また、上記した「除細動モード」（後述する「除細動モードＡ（図７参照）」または「除細動モードＢ（図１４参照）」）は、本発明における「除細動モード」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、詳細は後述するが、例えば、上記した複数種類のモード（「心電位測定モードＡ」，「心電位測定モードＢ」，「除細動モード（除細動モードＡまたは除細動モードＢ）」）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Ｖｄｃ）を設定する印加エネルギー設定スイッチ、電源部２２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。

電源部２２は、上記した直流電圧Ｖｄｃを、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）へ向けて出力する部分である。このような電源部２２における電力供給動作は、例えば、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２２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。

切替部２３は、図１に示したように、直流電圧Ｖｄｃや、後述する抵抗値Ｒおよび心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ１の供給経路を切り替える動作（切替動作）を行う部分である。このような切替部２３における切替動作は、例えば、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。なお、この切替部２３における切替動作の詳細については、後述する。

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２２、切替部２３、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、出力回路２４１およびゲイン調整部２４２を有している。

出力回路２４１は、電源部２２から出力された直流電圧Ｖｄｃを、切替部２３および後述する出力端子Ｔout１を介して、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）へ出力するための回路である。具体的には、詳細は後述するが、この出力回路２４１は、電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが互いに異なる極性となる（一方の電極群が−極のときには、他方の電極群は＋極となる）ように、直流電圧Ｖｄｃを出力するようになっている。

ゲイン調整部２４２は、入力された各種信号（後述する心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２および筋電位信号Ｓｍ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（ゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ１’，Ｓｃ２’および筋電位信号Ｓｍ’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、上記したゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ１’，Ｓｃ２’に基づいて、心電位波形を表示する機能を有している。また、表示部２５は、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、例えば上記した心電位波形や筋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Ｔin１は、図１に示したように、後述する心電計４から出力される心電位信号Ｓｃ１を入力するための端子である。なお、詳細は後述するが、この心電位信号Ｓｃ１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）における測定により得られて心電計４へと供給された生体信号である。このようにして入力端子Ｔin１へ入力された心電位信号Ｓｃ１（例えばアナログ信号）は、演算処理部２４へと供給されるようになっている。なお、この入力端子Ｔin１は、本発明における「第１の入力端子」の一具体例に対応すると共に、心電位信号Ｓｃ１は、本発明における「第１の心電位信号」の一具体例に対応している。

入力端子Ｔin２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（心電位信号Ｓｃ２または筋電位信号Ｓｍ）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、これらの心電位信号Ｓｃ２および筋電位信号Ｓｍ（例えばアナログ信号）はいずれも、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Ｔin２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Ｔin２には、上記した心電位信号Ｓｃ２または筋電位信号Ｓｍ（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Ｔin２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。更に、詳細は後述するが、電源装置２では、この入力端子Ｔin２を介した心電位信号Ｓｃ２と、上記した入力端子Ｔin１を介した心電位信号Ｓｃ１とのうちのいずれか一方が、選択的に入力されるようになっている。なお、このような入力端子Ｔin２は、本発明における「第２の入力端子」の一具体例に対応すると共に、心電位信号Ｓｃ２は、本発明における「第２の心電位信号」の一具体例に対応している。

入力端子Ｔin３は、図１に示したように、除細動カテーテル１において測定された心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂおよび抵抗値Ｒを入力するための端子である。ここで、心電位信号Ｓｃ０ａは、前述した電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）において測定され、前述した導線８１，８２を介して伝送された心電位信号である（図２，図３参照）。一方、心電位信号Ｓｃ０ｂは、前述した電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）において測定され、前述した導線８３を介して伝送された心電位信号である（図２，図３参照）。また、抵抗値Ｒは、電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ間の抵抗値である。このようにして入力端子Ｔin３へ入力された各信号のうち、心電位信号Ｓｃ０ａについては、図１に示したように、切替部２３および後述する出力端子Ｔout２をこの順に経由して、後述する心電計４へと供給されるようになっている。一方、心電位信号Ｓｃ０ｂについては、図１に示したように、切替部２３を介さずに後述する出力端子Ｔout２のみを介して、心電計４へと供給されるようになっている。また、抵抗値Ｒについては、図１に示したように、切替部２３を介して演算処理部２４へと供給されるようになっている。

出力端子Ｔout１は、図１に示したように、前述した出力回路２４１から出力されて切替部２３を経由して供給されてきた直流電圧Ｖｄｃを、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）へと出力するための端子である。

出力端子Ｔout２は、図１に示したように、前述した入力端子Ｔin３を介して除細動カテーテル１から供給されてきた心電位信号Ｓｃ０ｂと、入力端子Ｔin３および切替部２３をこの順に経由して除細動カテーテル１から供給されてきた心電位信号Ｓｃ０ａとを、心電計４へと出力するための端子である。

（Ｃ．心電計４）
心電計４は、心電位信号（この例では、心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂ，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、電源装置２の前述した出力端子Ｔout２から出力された心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂと、後述する生体測定機構６（後述する複数の電極パッド６１）から出力された心電位信号Ｓｃ１とを、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、詳細は後述するが、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、電源装置２の入力端子Ｔin１へと出力するようになっている。また、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，Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂをそれぞれ、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。

（Ｄ．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，Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂ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。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、例えば除細動カテーテル１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。

（Ｅ．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、後述する除細動処理や筋電位の測定処理の際に、図１に示したように、前述した心電位信号Ｓｃ２および筋電位信号Ｓｍ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から得られた心電位信号Ｓｃ２または筋電位信号Ｓｍ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Ｔin２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］
（Ａ．基本動作）
この除細動カテーテルシステム３では、例えば心臓カテーテル術中における除細動治療（除細動処理）の際などに、除細動カテーテル１におけるシャフト１１の先端側が、血管を通して患者９の体内に挿入される（図１参照）。このとき、除細動カテーテル１の操作者（医師）によるハンドル１２での操作に応じて、患者９の体内に挿入されたシャフト１１の先端領域Ｐ１付近の形状が偏向する。具体的には、操作者の指によって、例えば図２中の矢印で示した回転方向ｄ１に沿って回転板１２２が回転操作されると、シャフト１１内で操作用ワイヤ８０が、基端側へ引っ張られる。その結果、シャフト１１の先端領域Ｐ１付近が、例えば図２中の矢印で示した方向ｄ２に沿って湾曲する。

（Ａ−１．除細動処理）
ここで、上記した除細動処理を行う際には、電源装置２（電源部２２）から除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）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Ｖｄｃが供給される。具体的には、これらの電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが互いに異なる極性となる（一方の電極群が−極のときには、他方の電極群は＋極となる）ように、電源装置２内の出力回路２４１から直流電圧Ｖｄｃが出力される。このようにして、電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが互いに異なる極性となる直流電圧Ｖｄｃが、患者９の体内に挿入された除細動カテーテル１の先端領域Ｐ１からこの患者９の心臓に対し、直接的な電気エネルギーとして付与されることで、電気的な除細動処理がなされる。

このような除細動カテーテルシステム３（除細動カテーテル１）を用いた除細動処理では、例えば、電気エネルギーを患者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カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ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への侵襲性を低減することも可能となる。

（Ａ−２．心電位等の測定処理）
一方、患者９の心電位等を測定する際には、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）、または、患者９の体内に挿入された除細動カテーテル１の電極（リング状電極１１１，１１２，１１３）等を用いて、心電位が測定される（図１参照）。あるいは、除細動カテーテル１とは異なる別の電極カテーテル（患者９の心腔内に挿入されたもの）を用いて、患者９の心電位が測定されるようにしてもよい。このようにして得られた心電位の情報のうち、心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２については、電源装置２の入力端子Ｔin１，Ｔin２等を介してこの電源装置２内へ供給される（図１参照）。また、得られた心電位の情報のうち、心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂについては、心電図表示装置５へと供給される（図１参照）。そして、これらの心電位信号に基づく心電位波形が、電源装置２内の表示部２５や心電図表示装置５に表示されることで、電源装置２の操作者（技師等）や除細動カテーテル１の操作者（医師）によって、適宜監視されることになる。

（Ｂ．除細動処理の詳細）
次に、図４〜図９を参照して、上記した除細動処理（除細動治療）の詳細について、比較例（図９）と比較しつつ説明する。

（Ｂ−１．本実施の形態の除細動処理）
図４は、本実施の形態の除細動カテーテルシステム３における除細動処理の一例を、流れ図で表したものである。また、図５〜図７はそれぞれ、この除細動処理の際における、後述する各種の動作状態例を、模式的にブロック図で表したものである。

図４に示した本実施の形態の除細動処理では、まず、後述する心電位の測定処理（ステップＳ１３，Ｓ２３）の際に設定される、心電位測定モードが選択される。すなわち、後述する「心電位測定モードＡ」（図５参照）および「心電位測定モードＢ」（図１３参照）のうちの一方が、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作（例えばモード切替スイッチへの入力操作）に応じて行われる（ステップＳ１１）。これは、言い換えると、心電位の測定処理の際の入力端子の選択（入力端子Ｔin１，Ｔin２のうちの一方の選択）、および、心電位信号の選択（心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２のうちの一方の選択）に相当する。このような心電位測定モードの選択が入力部２１において行われると、電源装置２内では、入力端子Ｔin１から入力される心電位信号Ｓｃ１と、入力端子Ｔin２から入力される心電位信号Ｓｃ２とのうちの一方が選択的に演算処理部２４へと供給されるように、心電位信号の切り替え処理（切り替え動作）がなされることになる。なお、電源装置２内に、このような心電位信号の切り替え動作（入力端子Ｔin１から入力される心電位信号Ｓｃ１と、入力端子Ｔin２から入力される心電位信号Ｓｃ２と、のうちの一方を選択的に演算処理部２４へと供給する動作）を行う切替部を、別途設けるようにしてもよい。その場合、この切替部における切替動作は、例えば、入力部２１から供給される入力信号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。

図４に示した除細動処理では、続いて、Ｘ線画像等を用いることで、患者９の体内における、除細動カテーテル１の各電極（リング状電極１１１，１１２，１１３）の位置が確認される（ステップＳ１２）。

次に、例えば図５に示したようにして、患者９の心電位の測定処理が行われる（ステップＳ１３）。すなわち、この例では、除細動カテーテルシステム３が「心電位測定モードＡ」に設定されることで、以下のようにして心電位の測定処理がなされる。また、ゲイン調整部２４２におけるゲイン調整の際のゲイン設定が、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作に応じて行われる（ステップＳ１４）。

この図５に示した「心電位測定モードＡ」では、まず、患者９の体表面に装着されている生体測定機構６（電極パッド６２）にて測定された心電位信号Ｓｃ２が、心電計４等を介さずに電源装置２の入力端子Ｔin２に直接入力され、この電源装置２内の演算処理部２４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ２は、演算処理部２４内のゲイン調整部２４２においてゲイン調整がなされ、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。一方、生体測定機構６（電極パッド６１）に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へと出力される。そして、この心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

また、この際に図５に示したように、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ａは、電源装置２の入力端子Ｔin３、切替部２３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して、心電計４へと供給される。一方、除細動カテーテル１の電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂは、電源装置２の入力端子Ｔin３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して（切替部２３を経由せずに）、心電計４へと供給される。このようにして心電計４へ供給された心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂはそれぞれ、心電図表示装置５へと出力され、これらの心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

続いて、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作（例えばモード切替スイッチへの入力操作）によって、入力信号Ｓinが演算処理部２４へと供給されることで、除細動を実行するための「除細動モード」の設定がなされる（ステップＳ１５）。

すると、例えば図６に示したようにして、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ間の抵抗値Ｒの測定処理が行われる（ステップＳ１６）。すなわち、この除細動カテーテルシステム３が「抵抗測定モード」に設定されることで、以下のようにして抵抗値Ｒの測定処理がなされる。

具体的には、まず、図６に示したように、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）にて測定された抵抗値Ｒは、電源装置２の入力端子Ｔin３および切替部２３をこの順に経由して、演算処理部２４へと供給される。そして、このようにして得られた抵抗値Ｒの情報は、表示部２５にて表示される。

また、この際に図６に示したように、生体測定機構６（電極パッド６２）にて測定された心電位信号Ｓｃ２が、引き続き、心電計４等を介さずに電源装置２の入力端子Ｔin２に直接入力され、演算処理部２４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ２は、演算処理部２４内のゲイン調整部２４２においてゲイン調整がなされ、ゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’に基づく心電位波形が、引き続き、表示部２５にて表示される。一方、生体測定機構６（電極パッド６１）にて測定された心電位信号Ｓｃ１についても、引き続き、心電計４を介して心電図表示装置５へと出力される。そして、この心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が、引き続き、この心電図表示装置５にて表示される。

なお、この際に図６に示したように、除細動カテーテル１の電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂもまた、引き続き、電源装置２の入力端子Ｔin３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して（切替部２３を経由せずに）、心電計４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ０ｂは心電計４から心電図表示装置５へと出力され、心電位信号Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

次いで、電源装置２内の演算処理部２４は、このようにして得られた抵抗値Ｒが、所定の閾値Ｒth１，Ｒth2により規定される所定の範囲内に収まっているのか否か（Ｒth2＞Ｒ＞Ｒth1を満たすのか否か）について、判定を行う（ステップＳ１７）。ここで、抵抗値Ｒが所定の範囲内に収まっていない（Ｒ≧Ｒth2またはＲth1≧Ｒに該当する）と判定された場合（ステップＳ１７：Ｎ）、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが、患者９の体内の所定の部位（例えば、冠状静脈の管壁や、右心房の内壁など）に、確実に当接されていないことを意味する。したがって、この場合には、前述したステップＳ１２へと戻り、再び、Ｘ線画像等を用いて各電極（リング状電極１１１，１１２，１１３）の位置が確認されることになる。このようにして、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが、患者９の体内の所定の部位に確実に当接されている場合にのみ、これ以降の除細動が実行されるようになっているため、効果的な除細動治療を行うことが可能である。

一方、抵抗値Ｒが所定の範囲内に収まっている（Ｒth2＞Ｒ＞Ｒth1を満たす）と判定された場合（ステップＳ１７：Ｙ）、上記したように、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが、患者９の体内の所定の部位に確実に当接されていることを意味している。したがって、この場合には次に、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作（例えば印加エネルギー設定スイッチへの入力操作）によって、入力信号Ｓinが演算処理部２４へと供給されることで、除細動の際の印加エネルギーの設定がなされる（ステップＳ１８）。具体的には、印加エネルギーとして、例えば１Ｊ（ジュール）から３０Ｊまでの範囲内で、１Ｊ刻みで設定する。

続いて、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作（例えば充電スイッチへの入力操作）によって、入力信号Ｓinが演算処理部２４へと供給されることで、電源部２２内のコンデンサに、除細動のためのエネルギー（電荷）が充電される（ステップＳ１９）。

そして、このようなエネルギー充電の完了後、除細動の実行が開始される（ステップＳ２０）。具体的には、電源装置２の操作者（技師等）による入力部２１への操作（例えばエネルギー印加スイッチへの入力操作）によって、入力信号Ｓinが演算処理部２４へと供給されることで、以下説明する「除細動モード」が実行される。なお、以下の図７にて説明する「除細動モード（除細動モードＡ）」は、前述した「心電位測定モードＡ」が設定（選択）されている場合に行われる除細動モードに対応している。

この「除細動モード（除細動モードＡ）」では、例えば図７に示したようにして、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ間に、電気エネルギーとしての直流電圧Ｖｄｃが印加されることで、患者９の体内での除細動が行われる。

具体的には、図７に示したように、電源装置２内の電源部２２から出力された直流電圧Ｖｄｃが、演算処理部２４内の出力回路２４１、切替部２３および出力端子Ｔout１をこの順に経由して、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ間に印加される。このとき、前述したように、これらの電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが互いに異なる極性となる（一方の電極群が−極のときには、他方の電極群は＋極となる）ように、電源装置２内の出力回路２４１から直流電圧Ｖｄｃが出力される。

また、この際に図７に示したように、生体測定機構６（電極パッド６２）にて測定された心電位信号Ｓｃ２が、引き続き、心電計４等を介さずに電源装置２の入力端子Ｔin２に直接入力され、演算処理部２４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ２は、演算処理部２４内のゲイン調整部２４２においてゲイン調整がなされ、ゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’に基づく心電位波形が、引き続き、表示部２５にて表示される。一方、生体測定機構６（電極パッド６１）にて測定された心電位信号Ｓｃ１についても、引き続き、心電計４を介して心電図表示装置５へと出力される。そして、この心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が、引き続き、この心電図表示装置５にて表示される。

なお、この際に図７に示したように、除細動カテーテル１の電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂもまた、引き続き、電源装置２の入力端子Ｔin３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して（切替部２３を経由せずに）、心電計４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ０ｂは心電計４から心電図表示装置５へと出力され、心電位信号Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

また、この際に演算処理部２４は、上記した経路にて供給された心電位信号Ｓｃ２に同期して直流電圧Ｖｄｃが印加されるように、電源部２２に対して動作制御を行う。具体的には、演算処理部２４は、まず、逐次入力される心電位信号Ｓｃ２の心電位波形において、１つのＲ波（最大ピーク）を検知して、そのピーク高さを求める。そして、演算処理部２４は、求められたピーク高さに対して８０％の高さ（トリガーレベル）に電位差が到達した時点（次のＲ波が立ち上がり時）から、所定時間（例えば、Ｒ波のピーク幅の１／１０程度の極めて短い時間）の経過後に、直流電圧Ｖｄｃの印加を開始させる。このようにして、演算処理部２４に入力された心電位波形（最大ピークであるＲ波）に同期をとって直流電圧Ｖｄｃが印加されることで、効果的な除細動治療を行うことが可能となる。

ここで、図８は、図７に示した除細動実行の際に測定される心電位波形の一例（例えば、エネルギーの設定出力＝１０Ｊの場合）を、模式的に表したものである。具体的には、除細動実行の際の測定電位のタイミング波形の一例を示している。

この例では、まず、心電位信号Ｓｃ２の心電位波形における電位差が上記したトリガーレベルに到達した時点（タイミングｔ０）から、所定時間の経過後（タイミングｔ１）、電極群１１１Ｇが−極（負極）、電極群１１２Ｇが＋極（正極）となるように、直流電圧Ｖｄｃが印加される。すると、このような電気エネルギーが供給されることで、測定電位が立ち上がる（図８中のタイミングｔ１時点での破線の矢印を参照）。そして、このタイミングｔ１から所定時間の経過後（タイミングｔ２）、電極群１１１Ｇが＋極、電極群１１２Ｇが−極となるよう、極性が反転した直流電圧Ｖｄｃが印加される。すると、このような電気エネルギーが供給されることで、測定電位が逆方向に立ち上がる（図８中のタイミングｔ３時点での破線の矢印を参照）。

次に、上記したタイミングｔ０から所定時間の経過後（タイミングｔ４）、演算処理部２４が電源部２２からの直流電圧Ｖｄｃの出力を停止させることで、患者９の体内での除細動の実行が停止される（ステップＳ２１）。

続いて、除細動時の印加記録（例えば図８に示したような心電位波形の記録）が、電源装置２の表示部２５にて、一時的（例えば５秒間）に表示される（ステップＳ２２）。

次いで、この例では、前述した「心電位測定モードＡ」（ステップＳ１３，図５参照）に再び設定される。これにより、ゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ２’に基づく心電位波形が、電源装置２の表示部２５に再び表示されると共に、心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、心電図表示装置５に再び表示される。つまり、上記した除細動が実行された後の心電位波形が表示される（ステップＳ２３）。

そして、このような除細動後の心電位波形が観察され、正常であるのか否かが判定される（ステップＳ２４）。正常ではない（心房細動が治まっていない）と判定された場合（ステップＳ２４：Ｎ）には、前述したステップＳ１５へと戻り、再度の除細動へと進むことになる。一方、正常であると判定された場合（ステップＳ２４：Ｙ）には、図４に示した一連の除細動処理が終了となる。

（Ｂ−２．比較例の除細動処理）
ここで、図９は、比較例に係る除細動カテーテルシステム（除細動カテーテルシステム１０３）の構成および動作状態例を、模式的にブロック図で表したものである。

この比較例の除細動カテーテルシステム１０３は、図９に示したように、除細動カテーテル１および電源装置１０２を備えている。すなわち、この除細動カテーテルシステム１０３は、図１に示した本実施の形態の除細動カテーテルシステム３において、実施の形態に係る電源装置２の代わりに、比較例に係る電源装置１０２を設けたものに対応している。また、この除細動カテーテルシステム１０３を用いた除細動の際には、本実施の形態の除細動カテーテルシステム３と同様に、心電計４、心電図表示装置５および生体測定機構１０６についても、適宜、用いられるようになっている。ただし、この比較例に係る生体測定機構１０６は、実施の形態の生体測定機構６とは異なり、１種類の電極パッド（複数の電極パッド６１）のみを用いて構成されており、複数（例えば２個）の電極パッド６２は設けられていないようになっている。

比較例の電源装置１０２は、図９に示したように、本実施の形態の電源装置２において、入力端子Ｔin２を設けないようにした（省いた）と共に、演算処理部２４の代わりに、比較例に係る演算処理部２０４を設けたものに対応している。また、この比較例の演算処理部２０４は、実施の形態の演算処理部２４において、ゲイン調整部２４２を設けないようにしたものに対応している。

このような比較例の除細動カテーテルシステム１０３では、例えば図９に示したように、心電位の測定処理の際に、以下の経路にて、心電位信号Ｓｃ１が電源装置１０２内の演算処理部２０４へと供給されるようになっている。

すなわち、まず、生体測定機構６（電極パッド６１）にて測定された心電位信号Ｓｃ１が、心電計４を介して心電図表示装置５へと供給されると共に、心電計４および電源装置１０２の入力端子Ｔin１を介して演算処理部２０４へと供給される。そして、心電図表示装置５において、この心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が表示されると共に、電源装置１０２の表示部２５において、この心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が表示される。

また、除細動カテーテル１の電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ（リング状電極１１１，１１２）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ａは、電源装置１０２の入力端子Ｔin３、切替部２３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して、心電計４へと供給される。一方、除細動カテーテル１の電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂは、電源装置１０２の入力端子Ｔin３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して（切替部２３を経由せずに）、心電計４へと供給される。そして、このようにして心電計４へ供給された心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂはそれぞれ、心電図表示装置５へと出力され、これらの心電位信号Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

ところが、このような比較例の除細動カテーテルシステム１０３では、例えば以下説明するように、使用する際の環境条件に対応しにくくなるおそれがある。

すなわち、まず、この比較例では上記したように、測定により得られた心電位信号Ｓｃ１が、心電計４を介して表示部２５および心電図表示装置５へと供給されることで、心電位波形の表示がなされている。このため、心電計４の装置構成の影響を受け易くなっており、例えば心電計４に心電位信号の出力機能が無い（心電位信号の出力端子が設けられていない）ようなケースでは、除細動に必要な波形情報（心電位信号Ｓｃ１）を、電源装置１０２へ供給できないことになってしまう。

また、この比較例では、心電位信号Ｓｃ１が心電計４へ入力されるため、この心電計４内においてフィルタ処理（ゲイン調整）が適宜なされるようになっている。すなわち、本実施の形態とは異なり、演算処理部２０４内では、ゲイン調整はなされない（ゲイン調整部２４２が設けられていない）。ところが、この心電計４内での心電位信号Ｓｃ１に対する共通のゲイン調整では、例えば、電源装置１０２の表示部２５において観察するには（除細動を実行するには）適さない心電位波形が生成されるケースが生じ得る。具体的には、心電図表示装置５では、観察者（医師）にとっては、できるだけ波高値の大きな心電位波形の表示が望まれる。一方で、電源装置１０２の表示部２５では、観察者（技師等）にとっては、心電位波形の波高値が大きすぎると、除細動実行のタイミング調整等がしにくくなるケースがある。

更に、この比較例では、上記した心電計４内におけるフィルタ処理（ゲイン調整）に起因して、心電位信号Ｓｃ１が電源装置１０２の表示部２５に表示されるまでに、多少のタイムラグ（時間的な遅延）が生じるおそれがある。

このようにして比較例では、除細動カテーテルシステム１０３を使用する際の環境条件に対応しにくくなるケースが生じる結果、使用する際の利便性が損なわれるおそれがあると言える。

（Ｂ−３．作用・効果）
そこで本実施の形態の除細動カテーテルシステム３では、上記比較例の除細動カテーテルシステム１０３とは異なり、以下のようになっている。すなわち、図１等に示したように、生体測定機構６（電極パッド６２）にて測定された心電位信号Ｓｃ２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Ｔin２へと直接入力されるようになっている。換言すると、除細動カテーテルシステム３における電源装置２では、除細動カテーテルシステム１０３における電源装置１０２とは異なり、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Ｔin２が設けられている。

これにより本実施の形態では、上記比較例と比べ、例えば心電計４の装置構成等の影響を受けにくくなり、除細動カテーテルシステム３を使用する際の環境条件に対応し易くなる。具体的には、例えば前述したように、心電計４に心電位信号の出力機能が無い（心電位信号の出力端子が設けられていない）ようなケースであっても、例えば図５〜図７等に示したように、除細動に必要な波形情報（心電位信号Ｓｃ２）を、入力端子Ｔin２を介して電源装置２へ供給できることになる。

また、本実施の形態では、上記比較例とは異なり、心電計４内でのゲイン調整と、電源装置２内でのゲイン調整（ゲイン調整部２４２によるゲイン調整）とが、別個に実施できるようになっているため、これらのゲイン調整同士で、波高値を個別に設定可能となっている。

具体的には、例えば心電図表示装置５において、前述したようにできるだけ波高値の大きな心電位波形が表示されるように、心電計４内でゲイン調整が行われる。一方、電源装置２の表示部２５において、電源装置２内で利用し易くなる（前述したように除細動実行のタイミング調整がし易くなる）ように、ゲイン調整部２４２による任意のゲイン調整がなされる。つまり、表示部２５において心電位波形を監視する際に、見易くなって利便性の更なる向上が図られるようにゲイン調整がなされた後の心電位信号Ｓｃ２’等が利用される。

更に、本実施の形態では、上記比較例とは異なり、心電位信号Ｓｃ２が心電計４を経由せずに電源装置２へ入力されることから、以下のことも言える。すなわち、前述した比較例の場合とは異なり、心電位信号Ｓｃ２が表示部２５に表示されるまでの間の、心電計４内におけるフィルタ処理（ゲイン調整）に起因したタイムラグの発生が、回避される。

このようにして本実施の形態では、上記比較例の場合と比べ、除細動カテーテルシステム３を使用する際の環境条件に対応し易くなる結果、使用する際の利便性が向上することになる。

また、本実施の形態の電源装置２では、前述した「心電位測定モードＡ（図５参照）」と、後述する「心電位測定モードＢ（図１３参照）」）と、前述した「除細動モード（図７，図１４参照）」との複数種類のモードが、切り替え可能となっている。加えて、本実施の形態では、入力端子Ｔin２を介した心電位信号Ｓｃ２（図５〜図７等参照）と、入力端子Ｔin１を介した心電位信号Ｓｃ１（後述する図１３参照）とのうちのいずれか一方が、選択的に入力されるようになっている。具体的には、このような複数種類のモード間での切り替え処理、および、入力端子Ｔin１（心電位信号Ｓｃ１）と入力端子Ｔin２（心電位信号Ｓｃ２）とのうちの一方の選択処理はそれぞれ、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。このようなモードや心電位信号の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、上記した複数種類のモードのうちの１つを択一的に利用可能になると共に、上記した２種類の心電位信号Ｓｃ１，Ｓｃ２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、本実施の形態では、電極群１１１Ｇ，１１２Ｇにおいて測定される心電位信号Ｓｃ０ａに加え、電極群１１３Ｇにおいて測定される心電位信号Ｓｃ０ｂについても、利用可能となっている。これにより、例えば、電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが心電位の測定処理以外の処理（例えば、図６に示した抵抗値Ｒの測定処理や、図７に示した直流電圧Ｖｄｃの印加処理など）に利用されている場合であっても、心電位信号（心電位信号Ｓｃ０ｂ）を除細動カテーテル１から取得できるようになる。つまり、そのような場合であっても、心電位信号Ｓｃ０ｂを心電図表示装置５上に表示して監視しながら、除細動治療を行うことができるため、利便性の更なる向上が図られる。

（Ｃ．筋電位の測定処理）
ここで、本実施の形態の除細動カテーテルシステム３にはまた、例えば以下説明するような、筋電位の測定機能（筋電位信号の取得機能）が設けられている。なお、このような筋電位信号としては、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。

図１０は、このような除細動カテーテルシステム３における筋電位測定の際の動作状態例を、模式的にブロック図で表したものである。

この筋電位測定の際には、例えば図１０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、前述した心電位信号Ｓｃ２と同様に、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Ｔin２に直接入力されるようになっている。換言すると、本実施の形態の電源装置２には、心電位信号Ｓｃ２に加えて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Ｔin２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内のゲイン調整部２４２にて波高値のゲイン調整がなされることで、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にて表示されるようになっている。

ここで、図１１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１１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１１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１１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１１に示したように、右下肋骨付近の位置が挙げられる。

このようにして本実施の形態では、心電位の測定機能に加えて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Ｔin２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）ことにより、以下のようになる。すなわち、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、利便性の更なる向上が図られる。

ここで、心房細動に対するアブレーション治療（クライオバルーンアブレーションを用いた治療も含む）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、まれに、横隔神経麻痺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。本実施の形態では、そのようなＣＭＡＰを示す信号の取得が、除細動治療の際に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Ｔin２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ようになっている。具体的には、図１０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の波高値の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、利便性の更なる向上が図られる。

更に、本実施の形態では、心電位信号Ｓｃ２（図５〜図７等参照）または筋電位信号Ｓｍ（図１０参照）のいずれか一方が、電源装置２の入力端子Ｔin２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Ｔin２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。

加えて、例えば図１０中に「×（バツ）」印で示したように、この入力端子Ｔin２に対して筋電位信号Ｓｍが入力されている期間（筋電位測定の期間）においては、除細動カテーテルシステム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期間においては、電源部２２からの除細動のための電力供給（直流電圧Ｖｄｃ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、筋電位測定の期間では、電源部２２からの直流電圧Ｖｄｃ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、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。

図１２は、本実施の形態の筋電位測定により得られる筋電位波形の一例を、模式図で表したものある。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。なお、図１２中に示した最大値Ｓmaxは、この筋電位波形における波高値の最大値を示している。また、最小閾値Ｓminは、例えば最大値Ｓmaxの７０％の波高値（Ｓmin＝Ｓmax×０．７）に対応しており、例えば以下説明する警告動作の際に利用されるようになっている。なお、これらの最大値Ｓmaxおよび最小閾値Ｓminについては、図示の便宜上、縦軸の正（＋）側にのみ示している。

ここで、本実施の形態の電源装置２では、例えば図１２中の破線の矢印ｄ３で示したように、筋電位波形において所定の限度以上の減衰が生じた場合には、外部への警告動作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、入力された筋電位信号Ｓｍにおける波高値が閾値（最小閾値Ｓmin）以下であると判定された場合には、外部への警告を行うようになっている。このような警告動作としては、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の過度の減衰状態が即座に把握できるようになり、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。

以上のように本実施の形態では、除細動カテーテル１に対して除細動の際の電力供給を行う電源装置２に、生体測定機構６において測定された心電位信号Ｓｃ２等が心電計４を介さずに直接入力される、入力端子Ｔin２が設けられている。このようにして、心電位信号Ｓｃ２が心電計４を介さずに電源装置２へ直接入力されることから、例えば心電計４の装置構成等の影響を受けにくくなり、除細動カテーテルシステム３を使用する際の環境条件に対応し易くなる。また、電源装置２において、前述した複数種類のモード（「心電位測定モードＡ」，「心電位測定モードＢ」，「除細動モード」）が切り替え可能になっていると共に、心電位信号Ｓｃ１または心電位信号Ｓｃ２を選択的に入力可能としたので、以下のようになる。すなわち、例えば用途や状況等に応じて、上記した複数種類のモードのうちの１つや、上記した２種類の心電位信号のうちの一方を、択一的に利用することができる。よって、本実施の形態では、利便性を向上させることが可能となる。

また、本実施の形態では、心電位の測定機能に加えて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Ｔin２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）ようにしたので、以下の効果も得られる。すなわち、生体測定機構６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、利便性の更なる向上を図ることが可能となる。

（Ｄ．その他の心電位測定処理，除細動処理：心電位測定モードＢ，除細動モードＢ）
ここで、本実施の形態ではまた、例えば図１３に示したような心電位の測定処理が利用可能となっている。すなわち、前述した「心電位測定モードＡ」による心電位の測定処理に加え、図１３に示した「心電位測定モードＢ」による心電位の測定処理が利用可能となっている。これは、前述した図４のステップＳ１１において、「心電位測定モードＡ」の代わりに、「心電位測定モードＢ」が選択された場合に対応している。

この「心電位測定モードＢ」による心電位の測定処理では、具体的には図１３に示したように、生体測定機構６（電極パッド６１）にて測定された心電位信号Ｓｃ１が、以下の経路で電源装置２へ入力されるようになっている。すなわち、このようにして得られた心電位信号Ｓｃ１が、心電計４を経由して、電源装置２の入力端子Ｔin１に入力されるようになっている。そして、電源装置２へ入力された心電位信号Ｓｃ１は、前述したゲイン調整がなされて心電位信号Ｓｃ１’となり、この心電位信号Ｓｃ１’に基づく心電位波形が表示部２５にて表示される。また、心電計４に入力された心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が、心電図表示装置５にて表示されるようになっている。更に、この際に、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇにて測定された心電位信号Ｓｃ０ａについても、電源装置２（入力端子Ｔin３、切替部２３、出力端子Ｔout２）および心電計４をこの順に経由して、心電図表示装置５にて表示されるようにしてもよい。また、同様に、除細動カテーテル１における電極群１１３Ｇにて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂについても、電源装置２（入力端子Ｔin３、出力端子Ｔout２）および心電計４をこの順に経由して、心電図表示装置５にて表示されるようにしてもよい。

このような「心電位測定モードＢ」による心電位の測定処理では、生体測定機構６（電極パッド６１）において得られた心電位信号Ｓｃ１を、心電計４および電源装置２内で利用することができるようになる。したがって、利便性の更なる向上を図ることが可能となる。

ここで、図１４は、このような「心電位測定モードＢ」が設定（選択）されている場合に行われる、「除細動モード（除細動モードＢ）」の際の動作状態例を、模式的にブロック図で表したものである。この「除細動モードＢ」では、入力端子Ｔin２（心電位信号Ｓｃ２）の代わりに入力端子Ｔin１（心電位信号Ｓｃ１）が使用される点を除き、基本的には、前述した「除細動モードＡ」（図７参照）の場合と同様にして、除細動処理が行われる。

すなわち、具体的には図１４に示したように、電源装置２内の電源部２２から出力された直流電圧Ｖｄｃが、演算処理部２４内の出力回路２４１、切替部２３および出力端子Ｔout１をこの順に経由して、除細動カテーテル１における電極群１１１Ｇ，１１２Ｇ間に印加される。このとき、前述したように、これらの電極群１１１Ｇ，１１２Ｇが互いに異なる極性となるように、電源装置２内の出力回路２４１から直流電圧Ｖｄｃが出力される。

また、この際に図１４に示したように、生体測定機構６（電極パッド６１）にて測定された心電位信号Ｓｃ１が、上記した「心電位測定モードＢ」の際から引き続き、心電計４を介して電源装置２の入力端子Ｔin１に入力され、演算処理部２４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ１は、演算処理部２４内のゲイン調整部２４２においてゲイン調整がなされ、ゲイン調整後の心電位信号Ｓｃ１’に基づく心電位波形が、表示部２５にて表示される。また、心電計４に入力された心電位信号Ｓｃ１に基づく心電位波形が、心電図表示装置５にて表示される。

なお、この際に図１４に示したように、除細動カテーテル１の電極群１１３Ｇ（リング状電極１１３）にて測定された心電位信号Ｓｃ０ｂが、電源装置２の入力端子Ｔin３および出力端子Ｔout２をこの順に経由して（切替部２３を経由せずに）、心電計４へと供給される。そして、この心電位信号Ｓｃ０ｂは心電計４から心電図表示装置５へと出力され、心電位信号Ｓｃ０ｂに基づく心電位波形が、この心電図表示装置５にて表示される。

また、この際に演算処理部２４は、上記した経路にて供給された心電位信号Ｓｃ１に同期して直流電圧Ｖｄｃが印加されるように、電源部２２に対して動作制御を行う。このようにして、「除細動モードＢ」による除細動処理が行われる。

このようにして図１４に示した「除細動モードＢ」では、前述した比較例に係る除細動カテーテルシステム１０３（図９参照）の場合と同様にして、除細動処理が行われることになる。つまり、この「除細動モードＢ」（および上記した「心電位測定モードＢ」）の場合、前述した「除細動モードＡ（図７参照）」（および前述した「心電位測定モードＡ（図５参照）」）の場合とは異なり、仮に電極パッド６２が患者９に貼られていたとしても、除細動処理や心電位の測定処理には利用されないことになる。したがって、例えば、従来の除細動カテーテルシステムと同様の条件が必要な場合や、電極パッド６２を使用しないで処理（除細動処理や心電位の測定処理）を行いたい場合などに、これらの「除細動モードＢ」や「心電位測定モードＢ」が好適に利用可能であり、利便性の更なる向上が図られることになる。

＜変形例＞
以上、実施の形態を挙げて本発明を説明したが、本発明はこの実施の形態に限定されず、種々の変形が可能である。

例えば、上記実施の形態において説明した各部材の材料等は限定されるものではなく、他の材料としてもよい。また、上記実施の形態では、除細動カテーテル１の構成を具体的に挙げて説明したが、必ずしも全ての部材を備える必要はなく、また、他の部材を更に備えていてもよい。具体的には、例えばシャフト１１の内部に、首振り部材として、撓み方向に変形可能な板バネが設けられているようにしてもよい。また、シャフト１１における電極の構成（リング状電極および先端電極の配置や形状、個数等）は、上記実施の形態で挙げたものには限られない。更に、除細動カテーテル１における各部材の構成（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、上記実施の形態では、シャフト１１における先端領域Ｐ１付近の形状が、ハンドル１２での操作に応じて片方向に変化するタイプの除細動カテーテルを例に挙げて説明したが、これには限られない。すなわち、本発明は、例えば、シャフト１１における先端領域Ｐ１付近の形状がハンドル１２での操作に応じて両方向に変化するタイプの除細動カテーテルにも適用することが可能であり、この場合には操作用ワイヤを複数本用いることとなる。また、本発明は、シャフト１１における先端領域Ｐ１付近の形状が固定となっているタイプの除細動カテーテルにも適用することが可能であり、この場合には、操作用ワイヤや回転板１２２等が不要となる。すなわち、ハンドル本体１２１のみでハンドルが構成されることになる。

更に、上記実施の形態では、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、除細動カテーテル１とは異なる別の電極カテーテル（患者９の心腔内に挿入されたもの）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、上記実施の形態では、電源装置２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、除細動カテーテルシステム３全体としても、上記実施の形態で説明した各装置に加えて、他の装置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、除細動カテーテルシステムに含めて構成するようにしてもよい。

また、上記実施の形態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。

更に、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。

１…除細動カテーテル、１１…シャフト、１１０…先端電極、１１１，１１２，１１３…リング状電極、１１１Ｇ，１１２Ｇ，１１３Ｇ…電極群、１２…ハンドル、１２１…ハンドル本体、１２２…回転板、２…電源装置、２１…入力部、２２…電源部、２３…切替部、２４…演算処理部、２４１…出力回路、２４２…ゲイン調整部、２５…表示部、２６…音声出力部、３…除細動カテーテルシステム、４…心電計、５…心電図表示装置、６…生体測定機構、６１，６２，６２ａ，６２ｂ…電極パッド、７０…アウター部、７１…素線、７２…インナー部、７３…樹脂層、８０…操作用ワイヤ、８１，８２，８３…導線、８１Ｇ，８２Ｇ，８３Ｇ…導線群、９…患者、Ｔin１，Ｔin２，Ｔin３…入力端子、Ｔout１，Ｔout２…出力端子、Ｖｄｃ…直流電圧、Ｒ…抵抗値、Ｒth1，Ｒth2…閾値、Ｓｃ０ａ，Ｓｃ０ｂ，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、Ｓmax…最大値、Ｓmin…最小閾値、Ｐ１…先端領域、Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３，Ｌ４…ルーメン、ｔ０，ｔ１，ｔ２，ｔ３，ｔ４…タイミング、Ａｄ…領域。

Claims (7)

1. 心腔内に挿入されて除細動を行う除細動カテーテルと、
   前記除細動カテーテルに対して、前記除細動の際の電力供給を行う電源装置と
   を備え、
   前記電源装置は、
   前記除細動の際の前記電力供給を行う電源部と、
   心電計から出力される第１の心電位信号を入力するための第１の入力端子と、
   生体測定機構において測定された第２の心電位信号が、前記心電計を介さずに直接入力される第２の入力端子と
   を有しており、
   前記電源装置では、
   前記第２の入力端子から前記第２の心電位信号が取得される第１の心電位測定モードと、前記第１の入力端子から前記第１の心電位信号が取得される第２の心電位測定モードと、前記除細動が行われる除細動モードとが、切り替え可能になっていると共に、
   前記第１または第２の心電位信号が、選択的に入力可能となっている
   除細動カテーテルシステム。
2. 前記電源装置は、
   入力された前記第１または第２の心電位信号における波高値のゲイン調整を行う演算処理部と、
   前記ゲイン調整が行われた後の前記第１または第２の心電位信号に基づいて心電位波形を表示する表示部と
   を更に有する
   請求項１に記載の除細動カテーテルシステム。
3. 前記第２の入力端子には更に、前記生体測定機構において測定された筋電位信号が、前記心電計を介さずに直接入力可能となっている
   請求項１または請求項２に記載の除細動カテーテルシステム。
4. 前記第２の入力端子は、前記第２の心電位信号または前記筋電位信号を選択的に入力可能に構成されており、
   前記電源装置は、入力された前記筋電位信号に基づいて筋電位波形を表示する表示部を更に有する
   請求項３に記載の除細動カテーテルシステム。
5. 前記第２の入力端子に対して前記筋電位信号が入力されている期間においては、
   前記電源部は、前記除細動のための前記電力供給を停止する
   請求項３または請求項４に記載の除細動カテーテルシステム。
6. 前記電源装置は、入力された前記筋電位信号における波高値が閾値以下であると判定された場合、外部への警告を行う
   請求項３ないし請求項５のいずれか１項に記載の除細動カテーテルシステム。
7. 前記生体測定機構が、少なくとも２つの電極パッドを用いて構成されている
   請求項１ないし請求項６のいずれか１項に記載の除細動カテーテルシステム。

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