TW201818994A - 心腔內除顫導管系統 - Google Patents

Abstract

以提供一種在心電圖之基礎線有所動搖(飄移)時能夠確實地避免電壓被施加在除顫導管之電極處的情形之心腔內除顫導管系統一事，作為目的。本發明之導管系統，係具備有除顫導管(100)和電源裝置(700)以及心電計(800)，電源裝置，係具備有DC電源部(71)、和包含能源施加準備開關(744)以及能源施加實行開關(745)的外部開關(74)、以及對於DC電源部作控制之演算處理部(75)，演算處理部，當在從輸入能源施加準備開關起直到輸入能源施加實行開關為止的期間中而發生有異常波高事件時，係僅當在從此異常波高事件之發生起而經過了一定之待機時間之後事件(V_n )被感測到的情況時，以與該事件(V_n )相互同步地而使直流電壓被施加於第1電極群(31G)以及第2電極群(32G)處的方式來對於DC電源部作控制。

Description

心腔內除顫導管系統

[0001] 本發明，係有關於心腔內除顫導管系統，更詳細而言，係有關於具備有被插入至心腔內之除顫導管和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置以及心電計的導管系統。

[0002] 於先前技術中，作為能夠對於在心臟導管手術中而發生了心房顫動等之心臟來確實地供給進行除顫所需之充分之電性能源並且能夠並不在病患之體表上產生燒傷地來進行除顫治療的心腔內除顫導管系統，係由本案申請人而提案有下述一般之導管系統，其係為具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置以及心電計的導管系統，除顫導管，係具備有：絕緣性之管構件；和由被裝著於此管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1DC電極群；和由從第1DC電極群起而朝向基端側分離並被裝著於管構件處之複數之環狀電極所成之第2DC電極群；和由使前端被與構成第1DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和由使前端被與構成第2DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群，電源裝置，係具備有：DC電源部；和被與除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和被與心電計之輸入端子作連接之心電計接頭；和基於外部開關之輸入來對於DC電源部作控制並且具備有從此DC電源部而來之直流電壓之輸出電路的演算處理部；和由1電路2接點之切換開關所成，並使導管連接接頭被與共通接點作連接，且使心電計連接接頭被與第1接點作連接，並且使演算處理部被與第2接點作連接之切換部，在藉由除顫導管之電極(構成第1DC電極群及／或第2DC電極群之電極)來對於心電位進行測定時，在切換部處，第1接點係被作選擇，從除顫導管而來之心電位資訊，係經由電源裝置之導管連接接頭、切換部以及心電計連接接頭而被輸入至心電計處，在藉由除顫導管而進行除顫時，藉由電源裝置之演算處理部，切換部之接點係被切換至第2接點，並從DC電源部，來經由演算處理部之輸出電路、切換部以及導管連接接頭，而對於除顫導管之第1DC電極群和第2DC電極群施加互為相異之極性的電壓(參考下述專利文獻1)。 　　[0003] 在專利文獻1所記載之導管系統中，若是身為外部開關之能源施加開關被輸入，則藉由演算處理部，切換部之接點係從第1接點而切換至第2接點，從導管連接接頭起經由切換部而到達演算處理部處的路徑係被作確保。 　　在切換部之接點切換至第2接點之後，係從接收了從演算處理部而來之控制訊號的DC電源部，來經由演算處理部之輸出電路、切換部以及導管連接接頭，而對於除顫導管之第1DC電極群和第2DC電極群施加互為相異之極性的直流電壓。 　　於此，演算處理部，係以與經由心電圖輸入接頭所被輸入的心電位波形相互取得同步並使電壓被施加的方式，來進行演算處理並對於DC電源部送出控制訊號。 　　[0004] 為了在進行有效的除顫治療的同時亦並不對於心室造成不良影響，除顫(電壓之施加)，通常係與R波相互同步地而進行。 　　若是與T波相互同步地而進行除顫，則導致嚴重的心室顫動之危險性係為高，故而，係必須要避免被與T波相互同步的情形。 　　[0005] 因此，在專利文獻1所記載之導管系統中，係構成為在被逐次輸入至演算處理部中之心電位波形(心電圖)中偵測出1個的R波，並求取出其之波高，並且在緊接於能源施加開關之輸入之後，將到達此波高之80％之高度的峰值辨識為R波，再與此峰值相互同步地，來對於第1電極群以及第2電極群施加電壓。 　　[0006] 然而，當準備接受除顫治療之病患的心臟發生期外收縮(extrasystole)或者是發生有被輸入至演算處理部中之心電圖的基礎線(baseline)有所動搖之飄移的情況時，緊接於能源施加開關之輸入之後而到達了觸發準位的電位差之峰值(被辨識為R波之峰值)，實際上係會有並非為R波之峰值的情形。 　　[0007] 例如，當病患的心臟發生有單發性之期外收縮的情況時，被輸入至演算處理部中之心電圖(心電位波形)，係如同圖23中所示一般，會有R波(圖中之從左邊起第4個的R波)之極性反轉並且接續於其之後的T波之峰值增大的傾向。 　　而，可以推測到，如同該圖中所示一般，若是緊接於發生了期外收縮之後而輸入電性能源之施加開關，則會將增大並到達了觸發準位的T波誤認為R波而感測(偵測)出來，並與此T波相互同步地而施加電壓並實施除顫。 　　[0008] 又，若是心電圖之基礎線有所動搖，則可以推測到會有將通常並不會被感測到的波形誤認為R波而感測到的情況。例如，起因於基礎線之上升，係會有將並非為R波之陽性的波形之高度讀取為較實際而更高的情形。圖24，係對於發生有飄移而基礎線下降，之後基礎線上升並一直回復至原本之準位的心電圖作展示，但是，起因於在基礎線正要上升之前而輸入了電性能源之施加之施加開關一事，係將基礎線之上升誤認為R波並感測(偵測)出來，並與此相互同步地而施加電壓並實施除顫。 　　[0009] 有鑑於此種事態，本發明者，係提案有一種心腔內除顫導管系統，其係為具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置以及心電計的導管系統，前述除顫導管，係具備有：絕緣性之管構件；和由被裝著於前述管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1電極群；和由從前述第1電極群起而朝向基端側分離並被裝著於前述管構件處之複數之環狀電極所成之第2電極群；和由使前端被與構成前述第1電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和由使前端被與構成前述第2電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群，前述電源裝置，係具備有：DC電源部；和被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和包含電性能源之施加開關之外部開關；和從前述DC電源部而來之直流電壓之輸出電路，並基於前述外部開關之輸入來對於前述DC電源部作控制的演算處理部；和被與前述演算處理部以及前述心電計之輸出端子作連接之心電計連接接頭，在藉由前述除顫導管而進行除顫時，係從前述DC電源部，來經由前述演算處理部之輸出電路以及前述導管連接接頭，來對於前述除顫導管之前述第1電極群和前述第2電極群施加互為相異之極性的電壓，前述電源裝置之演算處理部，係根據經由前述心電圖輸入接頭而從前述心電計所輸入的心電圖，來對於被推測為R波之事件逐次作感測，當在前述電性能源之施加開關之輸入後而被感測到的事件(V_n )之極性至少為與其之前1個的被感測到之事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個的被感測到之事件(V_n-2 )之極性相互一致時，以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制(參考下述專利文獻2)。 　　[0010] 若依據在專利文獻2中所記載之導管系統，則當在接受除顫治療之病患的心臟處發生有期外收縮或者是當被輸入至演算處理部處之心電圖之基礎線有所動搖(飄移)時，係能夠防止對於除顫導管之電極施加電壓的情形。 [先前技術文獻] [專利文獻] 　　[0011] 　　[專利文獻1]日本專利第4545216號公報 　　[專利文獻2]日本專利第5900974號公報

[發明所欲解決之課題] 　　[0012] 然而，可以推測到，就算是在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中所被逐次感測之事件(被推測為R波之波形)的極性連續3次地而在同一方向上發生，也會有正發生有飄移的情形。 　　圖25，係對於已成為安定之基礎線進行上升，之後基礎線下降並一直回復至原本之準位的心電圖作展示，但是，若是在正發生有飄移之以箭頭(SW-ON)所標示的時間點處而電性能源之施加開關被輸入，則由於緊接於其之後所被感測到的事件(V₁ )之極性係與前1個被感測到的事件(V₀ )之極性以及前2個被感測到的事件(V_-1 )之極性相互一致，因此，會與在飄移中之該事件(V_n )相互同步地而實施除顫。 　　故而，為了避免在飄移中所進行之除顫(電壓之施加)，係有必要將正發生有飄移一事確實地偵測出來。 　　[0013] 若依據在專利文獻2中所記載之導管系統，則雖然能夠對於與T波相互同步地而進行除顫的情況作防止，但是，從更進一步之安全性的觀點來看，係有必要更為確實地達成在進行除顫時所想要相互同步的事件不會成為T波的目標。 　　[0014] 本發明之第1目的，係在於提供一種在被輸入至演算處理部處之心電圖之基礎線有所動搖(飄移)時，能夠確實地避免電壓被施加在除顫導管之電極處的情形，並當基礎線為安定時，與該心電圖之R波相互同步地來對於除顫導管之電極施加直流電壓並進行除顫的心腔內除顫導管系統。 　　[0015] 本發明之第2目的，係在於提供一種能夠確實地避免與T波相互同步地而進行除顫的情況，並且能夠與被輸入至演算處理部處之心電圖之R波相互同步地來對於除顫導管之電極施加直流電壓並進行除顫的心腔內除顫導管系統。 [用以解決課題之手段] 　　[0016] (1)本發明之第1發明之心腔內除顫導管系統，係具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管、和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計，該心腔內除顫導管系統，其特徵為：前述除顫導管，係具備有：絕緣性之管構件；和由被裝著於前述管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1電極群(第1DC電極群)；和由從前述第1電極群起而朝向基端側分離並被裝著於前述管構件處之複數之環狀電極所成之第2電極群(第2DC電極群)；和由使前端被與構成前述第1DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和由使前端被與構成前述第2DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群，前述電源裝置，係具備有：DC電源部；和被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和包含電性能源之施加準備開關以及施加實行開關之外部開關；和具有從前述DC電源部而來之直流電壓之輸出電路，並基於前述外部開關之輸入而對於前述DC電源部作控制之演算處理部；和被與前述演算處理部以及前述心電計之輸出端子作連接之心電圖輸入接頭，藉由在前述施加準備開關之輸入後而輸入前述施加實行開關，來藉由前述除顫導管而進行除顫，在除顫被進行時，從前述DC電源部，而經由前述演算處理部之輸出電路以及前述導管連接接頭，來對於前述除顫導管之前述第1DC電極群和前述第2DC電極群，而施加互為相異之極性的電壓，前述電源裝置之演算處理部，係根據經由前述心電圖輸入接頭而從前述心電計所輸入的心電圖，來對於被推測為R波之事件逐次進行感測，當在前述施加實行開關之輸入後而被感測到的事件(V_n )之極性至少為與其之前1個的被感測到之事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個的被感測到之事件(V_n-2 )之極性相互一致，並且在從前述施加準備開關之輸入起直到前述施加實行開關之輸入為止的期間中發生有異常波高事件時，僅當在從前述異常波高事件(當發生有複數之異常波高時，係為最初所發生之異常波高事件)之發生起而經過了一定之待機時間之後前述事件(V_n )被感測到的情況時，以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1DC電極群以及前述第2DC電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。 　　[0017] (2)較理想，在本發明(第1發明)之心腔內除顫導管系統中，前述異常波高事件，係為超過在緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波長之120％的波高之事件。 　　[0018] (3)較理想，在本發明(第1發明)之心腔內除顫導管系統中，前述待機時間，係為1000～5000m秒間。 　　[0019] 若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，若是連續被感測到之3個的事件(V_n-2 )、(V_n-1 )以及(V_n )之極性係並非為一致，則係會有在病患之心臟處發生有期外收縮或者是起因於心電圖之基礎線發生飄移等而成為不安定的可能性，並判斷為在施加實行開關之輸入後所被感測到的事件(V_n )係會有並非身為R波之峰值的可能性，而不會有與該事件(V_n )相互同步地來施加電壓的情形。而，當3個的事件(V_n-2 )、(V_n-1 )以及(V_n )之極性係為相互一致時，係可判斷第3次的事件(V_n )應該是身為R波之峰值。 　　又，在正發生有飄移時，係容易發生異常波高，此飄移現象，通常會在數秒鐘之間而收斂，之後，基礎線係會有成為安定的傾向。 　　因此，係構成為除了3個的事件(V_n-2 )、(V_n-1 )以及(V_n )之極性係為相互一致的條件之外，進而當在從輸入施加準備開關起直到輸入施加實行開關為止的期間中而偵測到異常波高事件之發生時，係僅當在從異常波高事件之發生起而經過了一定之待機時間之後事件(V_n )被感測到的情況時，才與此事件(V_n )相互同步地而施加電壓。 　　藉由此，係能夠確實地避免在發生有飄移時而電壓被施加在除顫導管之電極處的情形，並當基礎線為安定時，與該心電圖之R波相互同步地來對於除顫導管之電極施加直流電壓並進行除顫。 　　[0020] (4)較理想，本發明(第1發明)之心腔內除顫導管系統，係具備有對於在前述待機時間中而發生有飄移(drift)的可能性作報告之功能。 　　若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則操作者係能夠對於正發生有飄移(drift)的可能性容易地作掌握，而能夠並不輸入施加實行開關地而作等待。 　　[0021] (5)本發明之第2發明之心腔內除顫導管系統，係具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管、和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計，該心腔內除顫導管系統，其特徵為：前述除顫導管，係具備有：絕緣性之管構件；和由被裝著於前述管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1電極群(第1DC電極群)；和由從前述第1電極群起而朝向基端側分離並被裝著於前述管構件處之複數之環狀電極所成之第2電極群(第2DC電極群)；和由使前端被與構成前述第1DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和由使前端被與構成前述第2DC電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群，前述電源裝置，係具備有：DC電源部；和被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和包含電性能源之施加準備開關以及施加實行開關之外部開關；和具有從前述DC電源部而來之直流電壓之輸出電路，並基於前述外部開關之輸入而對於前述DC電源部作控制之演算處理部；和被與前述演算處理部以及前述心電計之輸出端子作連接之心電圖輸入接頭，藉由在前述施加準備開關之輸入後而輸入前述施加實行開關，來藉由前述除顫導管而進行除顫，在除顫被進行時，從前述DC電源部，而經由前述演算處理部之輸出電路以及前述導管連接接頭，來對於前述除顫導管之前述第1DC電極群和前述第2DC電極群，而施加互為相異之極性的電壓，前述電源裝置之演算處理部，係根據經由前述心電圖輸入接頭而從前述心電計所輸入的心電圖，來對於被推測為R波之事件逐次進行感測，當在前述施加實行開關之輸入後而被感測到的事件(V_n )之極性至少為與其之前1個的被感測到之事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個的被感測到之事件(V_n-2 )之極性相互一致，並且在前述事件(V_n )之波形中，從到達將心電圖之基礎線朝向前述事件(V_n )之極性方向作了0.26V之偏移之後的底部線處起直到到達在緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波高之80％的觸發準位為止的上揚時間為45m秒間以内的情況時，以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。 　　[0022] 若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，若是連續被感測到之3個的事件(V_n-2 )、(V_n-1 )以及(V_n )之極性係並非為一致，則係會有在病患之心臟處發生有期外收縮或者是起因於心電圖之基礎線發生飄移等而成為不安定的可能性，並判斷為在施加實行開關之輸入後所被感測到的事件(V_n )係會有並非身為R波之峰值的可能性，而不會有與該事件(V_n )相互同步地來施加電壓的情形。 　　而，當3個的事件(V_n-2 )、(V_n-1 )以及(V_n )之極性係為相互一致時，係可判斷第3次的事件(V_n )應該是身為R波之峰值。 　　[0023] 又，T波之波形，其之上揚係為緩慢，在從底部線起直到觸發準位為止的上揚時間，通常係較45m秒間而更長。故而，當在事件(V_n )之波形中，從到達底部線起直到到達觸發準位為止的上揚時間為超過45m秒間的情況時，由於係認定事件(V_n )之波形會有身為T波的可能性，而並不將其認識為觸發點，而並不會有與該事件(V_n )相互同步地而施加電壓的情形，因此，係能夠確實地避免與T波相互同步並進行除顫的情形。 　　[0024] (6)在本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，前述電源裝置之演算處理部，當緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之3個的事件之極性係互為相同的情況時，係將此極性作為「初期事件之極性」而作記憶，並當前述事件(V_n )之極性與前述初期事件之極性並未相互一致的情況時，以並不會使電壓與該事件(V_n )相互同步地而被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。 　　[0025] 係會有在發生飄移時而事件的極性反轉並在飄移收斂時回復到原本之極性的情形。 　　故而，若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則當事件(V_n )之極性與初期事件之極性並非為相互一致的情況時，係判斷為存在有飄移仍在繼續的可能性，而並不與此事件(V_n )相互同步地而施加電壓，藉由此，係能夠更確實地避免當正發生有飄移時而使電壓被施加於除顫導管之電極處的情形。 　　[0026] (7)在本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，前述電源裝置之演算處理部，當感測到了被推測為R波之事件之後，在最短為50m秒之間而最長為500m秒之間、較理想為260m秒之間，係以使電壓並不被施加於前述第1DC電極群以及前述第2DC電極群處的方式，來對於前述DC電源部作控制。 　　[0027] 若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則在感測到了被推測為R波之事件之後，在最短為50m秒之間，由於係並不會有使電壓被施加於第1DC電極群以及第2DC電極群處的情形，因此，當感測到的事件係身為R波之峰值的情況時，係能夠避免在接下來之T波出現的時間點處而除顫被進行的情況，也就是能夠將被推測為T波之峰值作遮蔽。 　　[0028] (8)在上述(7)之心腔內除顫導管系統中，較理想，前述電源裝置之演算處理部，當感測到了被推測為R波之事件之後，係在最短為10m秒之間而最長為150m秒之間、較理想為100m秒之間，並不另外感測出被推測為R波之事件。 　　[0029] 若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則在感測到了被推測為R波之事件之後，在最短為10m秒之間，由於係並不會另外感測出新的事件，因此，當像是所感測到的事件係身為R波之峰值並且接續於此峰值而在相反方向所出現的S波之峰值有所增大並到達了觸發準位一般的情況時(於此情況，在進行除顫一事上係並不會特別發生問題)，係能夠對於感測到此S波之峰值並對於事件之極性的連續性造成損害(相同極性之計數被作重置)的情形作防止。 　　[0030] (9)在上述(7)或(8)之心腔內除顫導管系統中，較理想，前述電源裝置之演算處理部，在前述施加實行開關之輸入後，在最短為10m秒之間而最長為500m秒之間、較理想為260m秒之間，係以使電壓並不被施加於前述第1DC電極群以及前述第2DC電極群處的方式，來對於前述DC電源部作控制。 　　[0031] 若依據此種構成之心腔內除顫導管系統，則在電性能源之施加實行開關的輸入後，在最短為10m秒之間，由於係並不會有使電壓被施加於第1DC電極群以及第2DC電極群處的情形，因此，係能夠對於將起因於施加實行開關之輸入所發生的雜訊(與前一次以及前二次之事件相同極性的雜訊)誤認為R波並感測出來並且與此雜訊相互同步地而進行除顫的情形作防止。 　　又，係能夠針對由於起因於施加實行開關之輸入所發生的雜訊(與前一次以及前二次之事件相異極性的雜訊)而導致事件之極性的連續性被損害(相同極性之計數被作重置)的情形作防止。 　　進而，係亦能夠對於將緊接於施加實行開關之輸入之後所發生的基礎線之變動誤認為R波並感測出來並且與其相互同步地而進行除顫的情形作防止。 [發明之效果] 　　[0032] 若依據本發明之第1發明之心腔內除顫導管系統，則係能夠確實地避免在被輸入至演算處理部處之心電圖之基礎線有所動搖(飄移)時而使電壓被施加在除顫導管之電極處的情形，並能夠當基礎線為安定時，與該心電圖之R波相互同步地來對於除顫導管之電極施加直流電壓並進行除顫。 　　[0033] 若依據本發明之第2發明之心腔內除顫導管系統，則係能夠確實地避免與T波相互同步地而進行除顫的情況，並且能夠與被輸入至演算處理部處之心電圖之R波相互同步地來對於除顫導管之電極施加直流電壓並進行除顫。

[0035] 以下，針對本發明之其中一個實施形態作說明。 　　本實施形態之心腔內除顫導管系統，係可作為第1發明之系統以及第2發明之系統來使用。 　　如同圖1中所示一般，本實施形態之心腔內除顫導管系統，係具備有除顫導管100、和電源裝置700、和心電計800、以及心電位測定手段900。 　　[0036] 如同圖2～圖5中所示一般，構成本實施形態之除顫導管系統的除顫導管100，係具備有多管腔管10、和把手20、和第1DC電極群31G、和第2DC電極群32G、和基端側電位測定電極群33G、和第1引線群41G、和第2引線群42G、以及第3引線群43G。 　　[0037] 如同圖4以及圖5中所示一般，在構成除顫導管100之多管腔管10(具備有多管腔構造之絕緣性之管構件)處，係被形成有4個的管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13、第4管腔14)。 　　[0038] 在圖4以及圖5中，元件符號15，係為區劃出管腔的氟樹脂層，元件符號16，係為由低硬度之尼龍彈性體所成之內襯(芯)部，元件符號17，係為由高硬度之尼龍彈性體所成之外襯(殼)部，圖4中之元件符號18，係為形成編包之不鏽鋼線材。 　　[0039] 區劃出管腔之氟樹脂層15，例如係藉由全氟烷基乙烯基醚共聚物(PFA)、聚四氟乙烯(PTFE)等之絕緣性為高的材料所構成。 　　[0040] 構成多管腔管10之外襯部17之尼龍彈性體，通常，係使用依存於軸方向而硬度有所相異者。藉由此，多管腔管10，係構成為會從前端側起朝向基端側地而階段性地使硬度變高。 　　若是對於其中一個合適的例子作展示，則在圖3中，以L1(長度52mm)所標示的區域之硬度(由D型硬度計所得到的硬度)，係為40、以L2(長度108mm)所標示的區域之硬度，係為55，以L3(長度25.7mm)所標示的區域之硬度，係為63、以L4(長度10mm)所標示的區域之硬度，係為68，以L5(長度500mm)所標示的區域之硬度，係為72。 　　[0041] 藉由不鏽鋼線材18所構成的編包，係僅被形成在圖3中之以L5所標示的區域處，並如同圖4中所示一般，被設置在內襯部16與外襯部17之間。 　　多管腔管10之外徑，例如係被設為1.2～3.3mm。 　　[0042] 作為製造多管腔管10之方法，係並未特別作限定。 　　[0043] 構成本實施形態中之除顫導管100的把手20，係具備有把手本體21、和捏柄22、以及應力釋放部24。 　　藉由對於捏柄22進行旋轉操作，係能夠使多管腔管10之前端部作偏向(轉頭)。 　　[0044] 在多管腔管10之外周(於內部並未被形成有編包之前端區域)處，係被裝著有第1DC電極群31G和第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G。於此，所謂「電極群」，係指構成同一之極(具有同一之極性)或者是具有同一之目的，並且以狹窄之間隔(例如5mm以下)而被作了裝著的複數之電極之集合體。 　　[0045] 第1DC電極群，係在多管腔管之前端區域處，將成為構成同一之極(—極或+極)的複數之電極以狹窄之間隔作裝著所構成。於此，構成第1DC電極群之電極的個數，雖亦會依存於電極之寬幅或配置間隔而有所相異，但是，例如係被設為4～13個，較理想係被設為8～10個。 　　[0046] 在本實施形態中，第1DC電極群31G，係由被裝著在多管腔管10之前端區域處之8個的環狀電極31所構成。 　　構成第1DC電極群31G之電極31，係經由引線(構成第1引線群41G之引線41)以及後述之接頭，而被連接於電源裝置700之導管連接接頭處。 　　[0047] 於此，電極31之寬幅(軸方向之長度)，較理想，係為2～5mm，若是例示合適之其中一例，則係為4mm。 　　若是電極31之寬幅過窄，則電壓施加時之發熱量係變得過大，而會有對於周邊組織賦予損傷之虞。另一方面，若是電極31之寬幅過廣，則會有對於在多管腔管10處之被設置有第1DC電極群31G的部份之可撓性、柔軟性有所損害的情形。 　　[0048] 電極31之裝著間隔(相鄰之電極的分離距離)，較理想，係為1～5mm，若是例示合適之其中一例，則係為2mm。 　　在除顫導管100之使用時(被配置於心腔內時)，第1DC電極群31G例如係位置在冠狀靜脈內。 　　[0049] 第2DC電極群，係從多管腔管之第1DC電極群之裝著位置起而朝向基端側離開，並將成為構成與第1DC電極群相反之極(+極或—極)的複數之電極以狹窄之間隔作裝著所構成。於此，構成第2DC電極群之電極的個數，雖亦會依存於電極之寬幅或配置間隔而有所相異，但是，例如係被設為4～13個，較理想係被設為8～10個。 　　[0050] 在本實施形態中，第2DC電極群32G，係由從第1DC電極群31G之裝著位置而朝向基端側離開並被裝著在多管腔管10處之8個的環狀電極32所構成。 　　構成第2DC電極群32G之電極32，係經由引線(構成第2引線群42G之引線42)以及後述之接頭，而被連接於電源裝置700之導管連接接頭處。 　　[0051] 於此，電極32之寬幅(軸方向之長度)，較理想，係為2～5mm，若是例示合適之其中一例，則係為4mm。 　　若是電極32之寬幅過窄，則電壓施加時之發熱量係變得過大，而會有對於周邊組織賦予損傷之虞。另一方面，若是電極32之寬幅過廣，則會有對於在多管腔管10處之被設置有第2DC電極群32G的部份之可撓性、柔軟性有所損害的情形。 　　[0052] 電極32之裝著間隔(相鄰之電極的分離距離)，較理想，係為1～5mm，若是例示合適之其中一例，則係為2mm。 　　在除顫導管100之使用時(被配置於心腔內時)，第2DC電極群32G例如係位置在右心房內。 　　[0053] 在本實施形態中，基端側電位測定電極群33G，係由從第2DC電極群32G之裝著位置而朝向基端側離開並被裝著在多管腔管10處之4個的環狀電極33所構成。 　　構成基端側電位測定電極群33G之電極33，係經由引線(構成第3引線群43G之引線43)以及後述之接頭，而被連接於電源裝置700之導管連接接頭處。 　　[0054] 於此，電極33之寬幅(軸方向之長度)，較理想，係為0.5～2.0mm，若是例示合適之其中一例，則係為1.2mm。 　　若是電極33之寬幅過廣，則會有心電位之測定精確度降低或者是成為難以特定出異常電位之發生部位的情形。 　　[0055] 電極33之裝著間隔(相鄰之電極的分離距離)，較理想，係為1.0～10.0mm，若是例示合適之其中一例，則係為5mm。 　　在除顫導管100之使用時(被配置於心腔內時)，基端側電位測定電極群33G例如係位置在容易發生異常電位之上大靜脈處。 　　[0056] 在除顫導管100之前端處，係被裝著有前端尖頭35。 　　在此前端尖頭35處，係並未被連接有引線，在本實施形態中，係並未作為電極來使用。但是，藉由使其與引線作連接，係亦可作為電極來使用。前端尖頭35之構成材料，係可使用白金、不鏽鋼等之金屬材料、各種之樹脂材料等，而並未特別作限定。 　　[0057] 第1DC電極群31G(基端側之電極31)和第2DC電極群32G(前端側之電極32)之間的分離距離d2，較理想，係為40～100mm，若是列舉出合適之其中一例，則係為66mm。 　　[0058] 第2DC電極群32G(基端側之電極32)和基端側電位測定電極群33G(前端側之電極33)之間的分離距離d3，較理想，係為5～50mm，若是列舉出合適之其中一例，則係為30mm。 　　[0059] 作為構成第1DC電極群31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G之電極31、32、33，為了使相對於X光之顯影性成為良好，較理想，係由白金或白金系之合金所成。 　　[0060] 在圖4以及圖5中所示之第1引線群41G，係為被與構成第1DC電極群(31G)之8個的電極(31)之各者作了連接的8根的引線41之集合體。 　　藉由第1引線群41G(引線41)，係能夠將構成第1DC電極群31G之8個的電極31之各者與電源裝置700作電性連接。 　　[0061] 構成第1DC電極群31G之8個的電極31，係分別被與相異之引線41作連接。引線41之各者，係在其之前端部分處而被熔接於電極31之內周面，並且從被形成於多管腔管10之管壁處的側孔來進入至第1管腔11中。進入至第1管腔11中之8根的引線41，係作為第1引線群41G而延伸存在於第1管腔11中。 　　[0062] 在圖4以及圖5中所示之第2引線群42G，係為被與構成第2DC電極群(32G)之8個的電極(32)之各者作了連接的8根的引線42之集合體。 　　藉由第2引線群42G(引線42)，係能夠將構成第2DC電極群32G之8個的電極32之各者與電源裝置700作電性連接。 　　[0063] 構成第2DC電極群32G之8個的電極32，係分別被與相異之引線42作連接。引線42之各者，係在其之前端部分處而被熔接於電極32之內周面，並且從被形成於多管腔管10之管壁處的側孔來進入至第2管腔12(與第1引線群41G所延伸存在的第1管腔11相異之管腔)中。進入至第2管腔12中之8根的引線42，係作為第2引線群42G而延伸存在於第2管腔12中。 　　[0064] 如同上述一般，藉由使第1引線群41G延伸存在於第1管腔11中，並使第2引線群42G延伸存在於第2管腔12中，兩者係在多管腔管10內完全地被作絕緣隔離。因此，在施加除顫所必要的電壓時，係能夠確實地防止第1引線群41G(第1DC電極群31G)與第2引線群42G(第2DC電極群32G)之間的短路。 　　[0065] 在圖4中所示之第3引線群43G，係為被與構成基端側電位測定電極群(33G)之電極(33)之各者作了連接的4根的引線43之集合體。 　　藉由第3引線群43G(引線43)，係能夠將構成基端側電位測定電極群33G之電極33之各者與電源裝置700作電性連接。 　　[0066] 構成基端側電位測定電極群33G之4個的電極33，係分別被與相異之引線43作連接。引線43之各者，係在其之前端部分處而被熔接於電極33之內周面，並且從被形成於多管腔管10之管壁處的側孔來進入至第3管腔13中。進入至第3管腔13中之4根的引線43，係作為第3引線群43G而延伸存在於第3管腔13中。 　　[0067] 如同上述一般，延伸存在於第3管腔13中之第3引線群43G，不論是與第1引線群41G以及第2引線群42G之何者均係被完全地被作絕緣隔離。因此，在施加除顫所必要的電壓時，係能夠確實地防止第3引線群43G(基端側電位測定電極群33G)與第1引線群41G(第1DC電極群31G)或者是第2引線群42G(第2DC電極群32G)之間的短路。 　　[0068] 引線41、引線42以及引線43，係均為由藉由聚醯亞胺等之樹脂來將金屬導線的外周面作了被覆之樹脂被覆線所成。於此，作為被覆樹脂之膜厚，係設為2～30μm程度。 　　[0069] 在圖4以及圖5中，元件符號65係為牽引線(pull wire)。 　　牽引線65，係延伸存在於第4管腔14中，並相對於多管腔管10之中心軸而偏心地來延伸。 　　[0070] 牽引線65之前端部分，係藉由焊錫而被固定在前端尖頭35處。又，在牽引線65之前端處，係亦可被形成有防脫落用大徑部(防脫落部)。藉由此，前端尖頭35與牽引線65係被牢固地結合，而能夠確實地防止前端尖頭35之脫落等的情形。 　　[0071] 另一方面，牽引線65之基端部分，係被與把手20之捏柄22作連接，藉由對於捏柄22進行操作，牽引線65係被拉張，藉由此，多管腔管10之前端部係作偏向。 　　牽引線65，係藉由不鏽鋼或Ni-Ti系超彈性合金製所構成，但是，係並非絕對需要藉由金屬來構成。牽引線65，例如，係亦可藉由高強度之非導電性線等來構成。 　　另外，使多管腔管之前端部偏向的機構，係並不被限定於此，例如，係亦可為具備有板彈簧所構成者。 　　[0072] 在多管腔管10之第4管腔14中，係僅延伸存在有牽引線65，而並未延伸存在有引線(群)。藉由此，在多管腔管10之前端部的偏向操作時，係能夠防止起因於在軸方向上移動的牽引線65而導致引線受到損傷(例如，擦傷)的情形。 　　[0073] 在本實施形態中之除顫導管100，於把手20之內部，係亦使第1引線群41G和第2引線群42G以及第3引線群43G被作絕緣隔離。 　　[0074] 圖6，係為對於本實施形態中之除顫導管100的把手之內部構造作展示之立體圖，圖7，係為把手內部(前端側)之部分擴大圖，圖8，係為把手內部(基端側)之部分擴大圖。 　　[0075] 如同圖6中所示一般，多管腔管10之基端部，係被插入至把手20之前端開口中，藉由此，多管腔管10和把手20係被作連接。 　　[0076] 如同圖6以及圖8中所示一般，在把手20之基端部處，係內藏有將朝向前端方向而突出的複數之銷端子(51、52、53)配置於前端面50A上所成的圓筒狀之接頭50。 　　又，如同圖6～圖8中所示一般，在把手20之内部，係延伸存在有使3個的引線群(第1引線群41G、第2引線群42G、第3引線群43G)之各者作插通的3根之絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管28)。 　　[0077] 如同圖6以及圖7中所示一般，第1絕緣性管26之前端部(從前端起而10mm程度)，係被插入至多管腔管10之第1管腔11中，藉由此，第1絕緣性管26係被與第1引線群41G所延伸存在的第1管腔11作連接。 　　被與第1管腔11作了連結的第1絕緣性管26，係通過延伸存在於把手20之内部的第1保護管61之內孔而一直延伸至接頭50(被配置有銷端子之前端面50A)之近旁，並形成將第1引線群41G之基端部導引至接頭50之近旁的插通路徑。藉由此，從多管腔管10(第1管腔11)而延伸出來的第1引線群41G，係能夠並不作扭轉(kink)地而延伸存在於把手20之內部(第1絕緣性管26之內孔)。 　　從第1絕緣性管26之基端開口而延伸出來的第1引線群41G，係被分散成構成該引線群之8根的引線41，此些之引線41的各者，係藉由焊錫而被連接固定於被配置在接頭50之前端面50A上的銷端子之各者處。於此，將被配置有構成第1引線群41G之引線41所被作連接固定的銷端子(銷端子51)之區域，設為「第1端子群區域」。 　　[0078] 第2絕緣性管27之前端部(從前端起而10mm程度)，係被插入至多管腔管10之第2管腔12中，藉由此，第2絕緣性管27係被與第2引線群42G所延伸存在的第2管腔12作連接。 　　被與第2管腔12作了連結的第2絕緣性管27，係通過延伸存在於把手20之内部的第2保護管62之內孔而一直延伸至接頭50(被配置有銷端子之前端面50A)之近旁，並形成將第2引線群42G之基端部導引至接頭50之近旁的插通路徑。藉由此，從多管腔管10(第2管腔12)而延伸出來的第2引線群42G，係能夠並不作扭轉(kink)地而延伸存在於把手20之內部(第2絕緣性管27之內孔)。 　　從第2絕緣性管27之基端開口而延伸出來的第2引線群42G，係被分散成構成該引線群之8根的引線42，此些之引線42的各者，係藉由焊錫而被連接固定於被配置在接頭50之前端面50A上的銷端子之各者處。於此，將被配置有構成第2引線群42G之引線42所被作連接固定的銷端子(銷端子52)之區域，設為「第2端子群區域」。 　　[0079] 第3絕緣性管28之前端部(從前端起而10mm程度)，係被插入至多管腔管10之第3管腔13中，藉由此，第3絕緣性管28係被與第3引線群43G所延伸存在的第3管腔13作連接。 　　被與第3管腔13作了連結的第3絕緣性管28，係通過延伸存在於把手20之内部的第2保護管62之內孔而一直延伸至接頭50(被配置有銷端子之前端面50A)之近旁，並形成將第3引線群43G之基端部導引至接頭50之近旁的插通路徑。藉由此，從多管腔管10(第3管腔13)而延伸出來的第3引線群43G，係能夠並不作扭轉(kink)地而延伸存在於把手20之內部(第3絕緣性管28之內孔)。 　　從第3絕緣性管28之基端開口而延伸出來的第3引線群43G，係被分散成構成該引線群之4根的引線43，此些之引線43的各者，係藉由焊錫而被連接固定於被配置在接頭50之前端面50A上的銷端子之各者處。於此，將被配置有構成第3引線群43G之引線43所被作連接固定的銷端子(銷端子53)之區域，設為「第3端子群區域」。 　　[0080] 於此，作為絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27以及第3絕緣性管28)之構成材料，係可例示有聚醯亞胺樹脂、聚醯胺樹脂、聚醯胺醯亞胺樹脂等。此些之中，係以硬度為高而容易將引線群作插通並且能夠成形為薄管壁的聚醯亞胺樹脂為特別理想。 　　作為絕緣性管之管壁厚度，較理想，係為20～40μm，若是例示合適之其中一例，則係為30μm。 　　[0081] 又，作為絕緣性管所被作內插之保護管(第1保護管61以及第2保護管62)之構成材料，係可例示有「Pebax」(ARKEMA公司之註冊商標)等之尼龍系彈性體。 　　[0082] 若依據具備有上述一般之構成的本實施形態之除顫導管100，則藉由使第1引線群41G延伸存在於第1絕緣性管26內，並使第2引線群42G延伸存在於第2絕緣性管27內，並且使第3引線群43G延伸存在於第3絕緣性管28內，就算是在把手20之內部，亦能夠將第1引線群41G和第2引線群42G以及第3引線群43G完全地作絕緣隔離。其結果，在施加除顫所必要的電壓時，係能夠確實地防止在把手20之內部的第1引線群41G和第2引線群42G以及第3引線群43G之間的短路(特別是在管腔之開口附近而延伸出來的引線群間之短路)。 　　[0083] 進而，在把手20之内部，第1絕緣性管26係藉由第1保護管61而被作保護，第2絕緣性管27以及第3絕緣性管28係藉由第2保護管52而被作保護，藉由此，例如，係能夠防止起因於在多管腔管10之前端部的偏向操作時之捏柄22的構成構件(可動零件)發生接觸、擦過而導致絕緣性管受到損傷的情形。 　　[0084] 在本實施形態中之除顫導管100，係具備有將被配置有複數之銷端子的接頭50之前端面50A區劃成第1端子群區域和第2端子群區域以及第3端子群區域，並將引線群41和引線42以及引線43相互作隔離之隔壁板55。 　　[0085] 區劃出第1端子群區域和第2端子群區域以及第3端子群區域之隔壁板55，係將絕緣性樹脂成型加工為於兩側具備有平坦面的半圓管狀。作為構成隔壁板55之絕緣性樹脂，係並未特別作限定，而可使用聚乙烯等之汎用樹脂。 　　[0086] 隔壁板55之厚度，例如係被設為0.1～0.5mm，若是例示合適之其中一例，則係為0.2mm。 　　隔壁板55之高度(從基端緣起直到前端緣為止之距離)，係有必要設為較接頭50之前端面50A與絕緣性管(第1絕緣性管26以及第2絕緣性管27)之間之分離距離而更高，當此分離距離為7mm的情況時，隔壁板55之高度，例如係被設為8mm。在高度為未滿7mm之隔壁板的情況時，係並無法使其之前端緣位置在較絕緣性管之基端而更靠前端側處。 　　[0087] 若依據此種構成，則係能夠將構成第1引線群41G之引線41(從第1絕緣性管26之基端開口所延伸出來的引線41之基端部分)和構成第2引線群42G之引線42(從第2絕緣性管27之基端開口所延伸出來的引線42之基端部分)確實且整齊地作隔離。 　　在並未具備有隔壁板55的情況時，係並無法將引線41和引線42整齊地作隔離(分隔)，而會有使此些引線混線之虞。 　　[0088] 而，由於被施加互為相異之極性的電壓之構成第1引線群41G之引線41和構成第2引線群42G之引線42，係藉由隔壁板55而被相互隔離而不會有相互接觸的情形，因此，在除顫導管100之使用時，就算是施加心腔內除顫所必要的電壓，也不會有在構成第1引線群41G之引線41(從第1絕緣性管26之基端開口所延伸出來的引線41之基端部分)和構成第2引線群42G之引線42(從第2絕緣性管27之基端開口所延伸出來的引線42之基端部分)之間而發生短路的情形。 　　[0089] 又，在製造除顫導管時，當在將引線連接固定於銷端子上時而發生有錯誤的情況時，例如當將構成第1引線群41G之引線41連接至第2端子群區域中之銷端子處的情況時，由於該引線41係成為跨越隔壁55，因此係能夠容易地發現到連接的錯誤。 　　[0090] 另外，構成第3引線群43G之引線43(銷端子53)，雖然係與引線42(銷端子52)一同地而藉由隔壁板55來從引線41(銷端子51)而隔離，但是，係並不被限定於此，亦能夠與引線41(銷端子51)一同地而藉由隔壁板55來從引線42(銷端子52)而隔離。 　　[0091] 在除顫導管100中，隔壁板55之前端緣，係位置在較第1絕緣性管26之基端以及第2絕緣性管27之基端的兩者而更靠前端側處。 　　藉由此，在從第1絕緣性管26之基端開口所延伸出來的引線(構成第1引線群41G之引線41)與從第2絕緣性管27之基端開口所延伸出來的引線(構成第2引線群42G之引線42)之間，係成為恆常存在有隔壁板55，而能夠確實地防止起因於引線41與引線42之間之接觸所導致的短路。 　　[0092] 如同圖8中所示一般，從第1絕緣性管26之基端開口所延伸出來並被連接固定於接頭50之銷端子51處之8根的引線41、從第2絕緣性管27之基端開口所延伸出來並被連接固定於接頭50之銷端子52處之8根的引線42、從第3絕緣性管28之基端開口所延伸出來並被連接固定於接頭50之銷端子53處之4根的引線43，係藉由將此些之周圍藉由樹脂58來作凝固，而使各別之形狀被作保持固定。 　　[0093] 將引線之形狀作保持的樹脂58，係被成形為與接頭50相同口徑的圓筒狀，在此樹脂成形體之內部，係成為被埋入有銷端子、引線、絕緣性管之基端部以及隔壁板55的狀態。 　　而，若依據使絕緣性管之基端部被埋入至樹脂成形體之內部的構成，則係能夠將從絕緣性管之基端開口所延伸出來並被連接固定於銷端子處的引線(基端部分)之全部區域藉由樹脂58來完全地作覆蓋，而能夠將引線(基端部分)之形狀完全地作保持固定。 　　又，樹脂成形體之高度(從基端面起直到前端面為止的距離)，較理想，係較隔壁板55之高度而更高，當隔壁板55之高度為8mm的情況時，例如係被設為9mm。 　　[0094] 於此，作為構成樹脂成形體之樹脂58，係並未特別作限定，但是，較理想，係使用熱硬化性樹脂或光硬化性樹脂。具體而言，係可例示有胺基甲酸系、環氧系、胺基甲酸-環氧系之硬化性樹脂。 　　[0095] 若依據上述之構成，則由於藉由樹脂58，引線之形狀係被作保持固定，因此，在製造除顫導管100時(在將接頭50裝著於把手20之內部時)，係能夠防止從絕緣性管之基端開口所延伸出來的引線發生扭轉或者是與銷端子之邊緣相互接觸而導致損傷(例如，在引線之被覆樹脂處發生碎裂)的情形。 　　[0096] 如同圖1中所示一般，構成本實施形態之心腔內除顫導管系統的電源裝置700，係具備有DC電源部71、和導管連接接頭72、和心電計連接接頭73、和外部開關(輸入手段)74、和演算處理部75、和切換部76、和心電圖輸入接頭77、以及顯示手段78。 　　[0097] 在DC電源部71中，係內藏有電容器，藉由外部開關74(充電開關743)之輸入，內藏電容器係被充電。 　　[0098] 導管連接接頭72，係被與除顫導管100之接頭50作連接，並被與第1引線群(41G)、第2引線群(42G)以及第3引線群(43G)之基端側作電性連接。 　　[0099] 如同圖9中所示一般，除顫導管100之接頭50和電源裝置700之導管連接接頭72，係藉由接頭纜線C1而被作連結，藉由此，構成第1引線群之8根的引線41作了連接固定的銷端子51(實際上係為8個)和導管連接接頭72之端子721(實際上係為8個)、構成第2引線群之8根的引線42作了連接固定的銷端子52(實際上係為8個)和導管連接接頭72之端子722(實際上係為8個)、將構成第3引線群之4根的引線43作了連接固定的銷端子53(實際上係為4個)和導管連接接頭72之端子723(實際上係為4個)，係分別被作連接。 　　[0100] 於此，導管連接接頭72之端子721以及端子722，係被與切換部76作連接，端子723，係並不經過切換部76地而被與心電計連接接頭73直接作連接。 　　藉由此，藉由第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G所測定到的心電位資訊，係經由切換部76而到達心電計連接接頭73處，藉由基端側電位測定電極群33G所測定到的心電位資訊，係並不經過切換部76地而到達心電計連接接頭73處。 　　[0101] 心電計連接接頭73，係被與心電計800之輸入端子作連接。 　　身為輸入手段之外部開關74，係由用以對於心電位測定模式與除顫模式作切換之模式切換開關741、和對於在除顫時所施加的電性能源作設定之施加能源設定開關742、和用以對於DC電源部71進行充電之充電開關743、和藉由進行輸入來確定後述之初期事件之極性、觸發準位、異常波高準位，並用以準備進行除顫的能源施加準備開關744、和藉由在能源施加準備開關744之輸入後(亦可為同時)而進行輸入，來施加電性能源並實行除顫之能源施加實行開關(放電開關)745，而構成之。從此些之外部開關74而來的輸入訊號，係全部被送至演算處理部75處。 　　[0102] 藉由作為用以施加能源之開關而除了能源施加實行開關745以外更進而具備有能源施加準備開關744，使用者，係能夠在輸入能源施加實行開關745之前，對於心電波形之狀態作確認。 　　藉由此，當將能源施加準備開關744輸入並使切換部之接點切換至第2接點處時，假設若是發生有心電波形之紊亂(例如飄移或雜訊等)，則係能夠避免能源之施加被實行。 　　[0103] 演算處理部75，係基於外部開關74之輸入，而對於DC電源部71、切換部76以及顯示手段78作控制。 　　此演算處理部75，係具備有將從DC電源部71而來之直流電壓經由切換部76來輸出至除顫導管100之電極處的輸出電路751。 　　[0104] 藉由此輸出電路751，係能夠以使圖9中所示之導管連接接頭72之端子721(最終而言，除顫導管100之第1DC電極群31G)和導管連接接頭72之端子722(最終而言，除顫導管100之第2DC電極群32G)會成為互為相異之極性(當其中一方之電極群為-極的情況時，另外一方之電極群係成為+極)的方式，來施加直流電壓。 　　[0105] 切換部76，係由在共通接點處被連接有導管連接接頭72(端子721以及端子722)並在第1接點處被連接有心電計連接接頭73並且在第2接點處被連接有演算處理部75的1電路2接點(Single Pole Double Throw)之切換開關所成。 　　亦即是，當選擇了第1接點時(當第1接點被與共通接點作了連接時)，將導管連接接頭72和心電計連接接頭73作連結的路徑係被確保，當選擇了第2接點時(當第2接點被與共通接點作了連接時)，將導管連接接頭72和演算處理部75作連結的路徑係被確保。 　　[0106] 切換部76之切換動作，係基於外部開關74(模式切換開關741、能源施加準備開關744)之輸入而被演算處理部75所控制。 　　[0107] 心電圖輸入接頭77，係被與演算處理部75作連接，又，亦被與心電計800之輸出端子作連接。 　　藉由此心電圖輸入接頭77，係能夠將從心電計800所輸出的心電位資訊(通常，係為被輸入至心電計800中之心電位資訊的一部分)輸入至演算處理部75處，在演算處理部75處，係能夠基於此心電位資訊來對於DC電源部71以及切換部76作控制。 　　[0108] 顯示手段78，係被與演算處理部75作連接，在顯示手段78處，係被顯示有從心電圖輸入接頭77所輸入至演算處理部75處之心電位資訊(主要為心電圖(心電位波形))，作業員，係能夠一面監視被輸入至演算處理部75處之心電位資訊(心電圖)一面進行除顫治療(外部開關之輸入等)。 　　[0109] 構成本實施形態之除顫導管系統的心電計800(輸入端子)，係被與電源裝置700之心電計連接接頭73作連接，藉由除顫導管100(第1DC電極群31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G之構成電極)所測定到的心電位資訊，係從心電計連接接頭73而被輸入至心電計800處。 　　[0110] 又，心電計800(其他之輸入端子)係亦被與心電位測定手段900作連接，藉由心電計測定手段900所測定到的心電位資訊亦係被輸入至心電計800處。 　　於此，作為心電位測定手段900，係可列舉出為了對於12導程心電圖作測定而貼附於病患的身體表面上之電極墊片、被裝著在病患之心臟內的電極導管(與除顫導管100相異之電極導管)。 　　[0111] 心電計800(輸出端子)，係被與電源裝置700之心電圖輸入接頭77作連接，並能夠將被輸入至心電計800處的心電位資訊(從除顫導管100而來之心電位資訊以及從電位測定手段900而來之心電位資訊)之一部分，經由心電圖輸入接頭77來送至演算處理部75處。 　　[0112] 在本實施形態中之除顫導管100，在並不需要進行除顫治療時，係可作為心電位測定用之電極導管來使用。 　　[0113] 圖10，係對於在進行心臟導管術(例如高頻治療)時，藉由本實施形態之除顫導管100來對於心電位進行測定的情況時之心電位資訊之流動作展示。 　　此時，電源裝置700之切換部76，係選擇被連接有心電計連接接頭73之第1接點。 　　[0114] 藉由構成除顫導管100之第1DC電極群31G及／或第2DC電極群32G之電極所測定到的心電位，係經由導管連接接頭72、切換部76以及心電計連接接頭73而被輸入至心電計800處。 　　又，藉由構成除顫導管100之基端側電位測定電極群33G之電極所測定到的心電位，係從導管連接接頭72來並不經由切換部76地而直接經由心電計連接接頭73來輸入至心電計800處。 　　[0115] 從除顫導管100而來之心電位資訊(心電圖)，係被顯示在心電計800之螢幕(省略圖示)上。 　　又，係能夠將從除顫導管100而來之心電位資訊的一部分(例如，構成第1DC電極群31G之電極31(第1極與第2極)之間的電位差)，從心電計800經由心電圖輸入接頭77以及演算處理部75來輸入至顯示手段78處並作顯示。 　　[0116] 如同上述一般，當在心臟導管術中並不需要進行除顫治療時，係能夠將除顫導管100作為心電位測定用之電極導管來使用。 　　[0117] 而，當在心臟導管術中發生了心房顫動時，係能夠藉由正作為電極導管而被使用的除顫導管100來立即進行除顫治療。其結果，在發生了心房顫動時，係能夠省略重新插入用以進行除顫之導管等的程序。 　　[0118] 演算處理部75，係根據從心電計800而經由心電圖輸入接頭77所送來的心電位資訊之一部分(心電圖)，來逐次感測出該心電圖之被推測為R波的事件(波形)。 　　[0119] 被推測為R波之事件的感測，例如，係偵測出在所想要進行感測的循環(心跳)之前1個的循環中之最大峰值波形(事件)與在前2個的循環中之最大峰值波形(事件)，並算出此些之最大峰值波形的平均波高，再將電位差到達了此平均高度之80％之高度處一事偵測出來，藉由此，來進行之。 　　[0120] 演算處理部75，在能源施加準備開關744之輸入後，係將緊接於此輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波長之80％的波高，作為「觸發準位」而作記憶，並且，在將本實施形態之除顫導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時，係將此平均波高之120％之高度，作為「異常波高準位」而作記憶。 　　[0121] 又，演算處理部75，係針對所感測到的事件之各者，而辨識出其之極性(以±之符號所表現的峰值之方向)，若是能源施加準備開關744被輸入，則當緊接於該輸入之前所被感測到之3個的事件之極性係互為相同的情況時，將此極性作為「初期事件之極性」而作記憶，並當並非互為相同的情況時，將能源施加準備開關744之輸入取消。 　　[0122] 又，演算處理部75，在輸入能源施加實行開關745之後，當在第n次的循環中所被感測到的事件(V_n )之極性為與在其之前1個的循環中所被感測到的事件(V_n-1 )之極性以及在其之前2個的循環中所被感測到的事件(V_n-2 )之極性還有所記憶的初期事件之極性相互一致，並且滿足在第1發明或第2發明中所分別要求的後述之條件的情況時，係以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於導管連接接頭72之端子721(第1DC電極群31G)和導管連接接頭72之端子722(第2DC電極群32G)處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制。 　　[0123] 圖16A～圖16D，係在被輸入至演算處理部75處的心電圖中，對於能源施加實行開關745之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示。 　　在圖16A～圖16D中，箭頭(SW2-ON)係為能源施加實行開關745之輸入時間點，箭頭(DC)係為直流電壓之施加時間點。 　　在圖16A～圖16D所示之心電圖中，被推測為R波而被感測到的6個的事件之中，從左邊起之第3個的事件之極性係為(-)(其之峰值波形係為朝下)，其他之5個的事件之極性係為(+)(其之峰值波形係為朝上)。 　　另外，雖並未圖示，但是，在能源施加實行開關745之輸入前，係被輸入有能源施加準備開關744，被記憶在演算處理部75中之初期事件之極性係成為(+)。 　　[0124] 如同圖16A中所示一般，當在感測到了從左邊起之第2個的事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，由於第3個的事件(V₁ )之極性(-)，係與在前1個的循環中所被感測到的第2個的事件(V₀ )之極性(+)相異(亦與初期事件之極性(+)相異)，因此係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　又，由於第4個的事件(V₂ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第3個的事件(V₁ )之極性(-)相異，因此也並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　又，由於第5個的事件(V₃ )之極性(+)，係與在前2個的循環中所被感測到的第3個的事件(V₁ )之極性(-)相異，因此也並不會有與此事件(V₃ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　由於第6個的事件(V₄ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第5個的事件(V₃ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的第4個的事件(V₂ )之極性(+)相同，因此，係與此事件(V₄ )相互同步地而在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處被施加有電壓。 　　[0125] 如同圖16B中所示一般，當在感測到了從左邊起之第3個的事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，由於第4個的事件(V₁ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第3個的事件(V₀ )之極性(-)相異，因此係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　又，由於第5個的事件(V₂ )之極性(+)，係與在前2個的循環中所被感測到的第3個的事件(V₀ )之極性(-)相異，因此也並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　由於第6個的事件(V₃ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第5個的事件(V₂ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的第4個的事件(V₁ )之極性(+)相同，因此，係與此事件(V₃ )相互同步地而在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處被施加有電壓。 　　[0126] 如同圖16C中所示一般，當在感測到了從左邊起之第4個的事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，由於第5個的事件(V₁ )之極性(+)，係與在前2個的循環中所被感測到的第3個的事件(V_-1 )之極性(-)相異，因此係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　由於第6個的事件(V₂ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第5個的事件(V₁ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的第4個的事件(V₀ )之極性(+)相同，因此，係與此事件(V₂ )相互同步地而在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處被施加有電壓。 　　[0127] 如同圖16D中所示一般，當在感測到了從左邊起之第5個的事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，由於第6個的事件(V₁ )之極性(+)，係與在前1個的循環中所被感測到的第5個的事件(V₀ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的第4個的事件(V_-1 )之極性(+)相同，因此，係與此事件(V₁ )相互同步地而在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處被施加有電壓。 　　[0128] 如同上述一般，不論是在圖16A～圖16D中所示之何者的時序處而輸入了能源施加實行開關745的情況時，均同樣的，係成為與相同之極性(+)連續出現3次的第3次之事件(從左邊起第6個的事件)相互同步地而被施加電壓。 　　[0129] 演算處理部75，在輸入能源施加實行開關745之後，當在第n次的循環中所被感測到的事件(V_n )之極性並非為與所記憶的初期事件之極性相互一致的情況時，係以並不會與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於第1DC電極群31G和第2DC電極群32G處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制。 　　[0130] 圖18，係在被輸入至演算處理部75處的心電圖中，對於能源施加準備開關744之輸入和能源施加實行開關745之輸入以及直流電壓之施加之間的時序作展示。 　　在該圖中，箭頭(SW1-ON)係為能源準備開關744之輸入時間點，箭頭(SW2-ON)係為能源施加實行開關745之輸入時間點，箭頭(DC)係為直流電壓之施加時間點。 　　在圖18所示之心電圖中，被推測為R波而被感測到的9個的事件之中，從左邊起之第1～3個以及第7～9個的事件之極性係為(+)(其之峰值波形係為朝上)，從左邊起之第4～6個的事件之極性係為(-)(其之峰值波形係為朝下)。 　　[0131] 如同該圖中所示一般，當在感測到了從左邊起之第3個的事件(V_-2 )之後而輸入了能源施加準備開關744的情況時，由於緊接於輸入之前所被感測到的3個的事件(V_-2 )、(V_-3 )以及(V_-4 )之極性係均為(+)，因此此極性(+)係被作為初期事件之極性而作記憶。 　　[0132] 而，如同該圖中所示一般，當在感測到了從左邊起第5個的事件(V₀ )之後而輸入了能源實行開關745的情況時，從左邊起第6個的事件(V₁ )之極性係為(-)，而為與在前1個的循環中所被感測到的第5個的事件(V₀ )之極性(-)以及在前2個的循環中所被感測到的第4個的事件(V_-1 )之極性(-)相互一致，但是，由於係並非為與初期事件之極性(+)相互一致，因此，係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　[0133] 又，由於從左邊起第7個的事件(V₂ )之極性係為(+)，而與初期事件之極性(+)相互一致，但是係並非為與在前1個的循環中所被感測到的第6個的事件(V₁ )之極性(-)相互一致，因此也並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　[0134] 又，由於從左邊起第8個的事件(V₃ )之極性係為(+)，而與初期事件之極性(+)以及在前1個的循環中所被感測到的第7個的事件(V₂ )之極性(+)相互一致，但是係並非為與在前2個的循環中所被感測到的第6個的事件(V₁ )之極性(-)相互一致，因此也並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　[0135] 由於從左邊起第9個的事件(V₄ )之極性係為(+)，而與初期事件之極性(+)、在前1個的循環中所被感測到的第8個的事件(V₃ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的第7個的事件(V₂ )之極性(+)相互一致，因此，係與此事件(V₄ )相互同步地而在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處被施加有電壓。 　　[0136] 在將本實施形態之除顫導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時，演算處理部75，當在從輸入能源施加準備開關744起直到輸入能源施加實行開關745為止的期間中而發生有異常波高事件(到達了異常波高準位之事件)時，係僅當在從異常波高事件之發生起而經過了一定之待機時間之後事件(V_n )被感測到的情況時，以與事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於導管連接接頭72之端子721(第1電極群31G)以及導管連接接頭72之端子722(第2電極群32G)處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制。 　　[0137] 於此，作為待機時間，通常係被設為1000～5000m秒，較理想係為2000～4000m秒，若是例示合適之其中一例，則係為3000m秒(3秒)。 　　[0138] 另外，當在從輸入能源施加準備開關744起直到輸入能源施加實行開關745為止的期間中發生有複數之異常波高的情況時，係從最初之異常波高事件發生時(嚴密而言，該波形到達了異常波高準位之時間點)起，而開始計算待機時間。 　　[0139] 圖19，係在被輸入至演算處理部75處的心電圖(與圖25中所示者相同之心電位波形)中，對於能源施加準備開關744之輸入和能源施加實行開關745之輸入以及直流電壓之施加之間的時序作展示。 　　在該圖中，箭頭(SW1-ON)係為能源準備開關744之輸入時間點，箭頭(SW2-ON)係為能源施加實行開關745之輸入時間點，箭頭(DC)係為直流電壓之施加時間點。 　　在該圖所示之心電圖中，已安定了的基礎線係上升，之後，基礎線係下降並一直回復至原本之準位。 　　[0140] 若是在感測到了事件(V_-5 )之後的以箭頭(SW1-ON)所示之時間點處而輸入能源施加準備開關744，則由於緊接於輸入之前所被感測到之3個的事件(V_-5 )、(V_-6 )以及(V_-7 )之極性係均為(+)，因此，作為初期事件之極性，極性(+)係被記憶在演算處理部75中。 　　又，緊接於輸入之前而被感測到之2個的事件(V_-5 )以及(V_-6 )之平均波高的80％之高度，係作為「觸發準位」(在該圖中以於時間軸方向上延伸的實線TL來作標示)而被作記憶，平均波高的120％之高度，係作為「異常波高準位」(在該圖中以於時間軸方向上延伸的虛線HL來作標示)而被作記憶。 　　[0141] 當在以箭頭(SW2-ON)所標示之時間點處而輸入了能源施加實行開關745的情況時，於從輸入能源施加準備開關744起直到輸入能源施加實行開關745為止的期間中，係發生有3個的異常波高(V_-2 )、(V_-1 )以及(V₀ )，於此情況，在從最初之異常波高事件(V_-2 )的發生起之一定的待機時間內所被感測到的事件，係並不會被作為觸發點而辨識出來，電壓係並不會有與該事件相互同步地而被施加的情形。 　　[0142] 於此，緊接於輸入了能源施加實行開關745之後的事件(V₁ )，由於係在從異常波高事件(V_-2 )起之一定的待機時間(WAITING TIME)中而被感測到，因此，電壓係並不會與此事件(V₁ )相互同步地而被施加。 　　[0143] 在事件(V₁ )之下一個的循環處之事件(V₂ )，係於待機時間之經過後而被感測到。又，由於此事件(V₂ )之極性(+)，係與初期事件之極性(+)、在前1個的循環中所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)以及在前2個的循環中所被感測到的事件(V₀ )之極性(+)相同，因此，係與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓。 　　[0144] 又，演算處理部75，於在被輸入了的心電圖中而感測到了被推測為R波之事件之後的260m秒之期間中，係以使電壓並不被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的方式來對於DC電源部71作控制。 　　[0145] 藉由此，當感測到的事件係身為R波之峰值的情況時，係能夠確實地避免在接下來之T波出現的時間點處而除顫被進行的情況，也就是能夠將被推測為T波之峰值作遮蔽並設為無法進行除顫。 　　另外，作為在感測到了事件之後而使直流電壓不會被作施加的期間，係並不被限定於260m秒之期間，而是被設為最短為50m秒之期間，最長為500m秒之期間。當此期間為較50m秒而更短的情況時，係會有變得無法將被推測為T波之峰值作遮蔽的情況。另一方面，當此期間為較500m秒而更長的情況時，係會有無法感測到在下一個循環(心跳)處之R波的情況。 　　[0146] 又，演算處理部75，係以在感測到了被推測為R波之事件之後之100m秒之間並不另外感測出被推測為R波之事件的方式而被作編程。 　　[0147] 藉由此，當像是接續於R波而在與此R波相反之方向(相反之極性)所出現的S波之峰值有所增大並到達了觸發準位一般的情況時(於此狀態下，亦同樣的，在進行除顫一事上係並不會特別發生問題)，係能夠對於感測到此S波之峰值並對於事件之極性的連續性造成損害(相同極性之計數被作重置)的情形作防止。 　　另外，作為在感測到了事件之後而並不另外感測出被推測為R波之事件的期間(空白期間)，係並不被限定於100m秒之期間，而是被設為最短為10m秒之期間，最長為150m秒之期間。 　　[0148] 進而，演算處理部75，係以在能源施加實行開關745之輸入後的260m秒之期間中使電壓並不被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的方式來對於DC電源部71作控制。 　　藉由此，係能夠對於將起因於能源施加實行開關745之輸入所發生的雜訊(與前一次以及前二次之事件相同極性的雜訊)誤認為R波並感測出來並且與此雜訊相互同步地而進行除顫的情形作防止。 　　又，係能夠針對由於起因於能源施加實行開關745之輸入所發生的雜訊(與前一次及／或前二次之事件相異極性的雜訊)而導致事件之極性的連續性被損害(相同極性之計數被作重置)的情形作防止。 　　進而，係亦能夠對於將緊接於能源施加實行開關745之輸入之後所發生的基礎線之變動誤認為R波並感測出來並且與其相互同步地而進行除顫的情形作防止。 　　另外，作為在能源施加實行開關745之輸入後而使直流電壓不會被作施加的期間，係並不被限定於260m秒之期間，而是被設為最短為10m秒之期間，最長為500m秒之期間。 　　[0149] 圖11，係為對於將本實施形態之心腔內除顫導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時之除顫治療的其中一例作展示之流程圖。 　　[0150] (1)首先，藉由X光畫像，來對於除顫導管100之電極(第1DC電極群31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G之構成電極)的位置作確認，並且對於正從心電位測定手段900(貼附在身體表面上之電極墊片)而輸入至心電計800中的心電位資訊(12導程心電圖)之一部分作選擇，而從心電圖輸入接頭77來輸入至電源裝置700之演算處理部75處(Step1)。此時，被輸入至演算處理部75處的心電位資訊之一部分，係被顯示在顯示手段78上(參考圖12)。又，從除顫導管100之第1DC電極群31G及／或第2DC電極群32G之構成電極而經由導管連接接頭72、切換部76、心電計連接接頭73而被輸入至心電計800處的心電位資訊、從除顫導管100之基端側電位測定電極群33G之構成電極而經由導管連接接頭72、心電計連接接頭73而被輸入至心電計800處的心電位資訊，係被顯示在心電計800之螢幕(省略圖示)上。 　　[0151] (2)接著，輸入身為外部開關74之模式切換開關741。在本實施形態中之電源裝置700，在初期狀態下係身為「心電位測定模式」，切換部76係選擇第1接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73之路徑係被確保。 　　藉由模式切換開關741之輸入，係成為「除顫模式」(Step2)。 　　[0152] (3)如同圖13中所示一般，若是模式切換開關741被輸入而被切換為除顫模式，則藉由演算處理部75之控制訊號，切換部76之接點係被切換為第2接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達演算處理部75處的路徑係被確保，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73之路徑係被遮斷(Step3)。當切換部76選擇第2接點時，從除顫導管100之第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G之構成電極而來的心電位資訊，係無法輸入至心電計800處(故而，係亦無法將此心電位資訊送至演算處理部75處)。但是，並非為經由切換部76之從基端側電位測定電極群33G之構成電極而來的心電位資訊，係被輸入至心電計800處。 　　[0153] (4)在將切換部76之接點切換至第2接點時，對於除顫導管100之第1DC電極群(31G)與第2DC電極群(32G)之間的電阻作測定(Step4)。從導管連接接頭72起經由切換部76而被輸入至演算處理部75處的電阻值，係與被輸入至演算處理部75處之從心電位測定手段900而來之心電位資訊之一部分一同地而被顯示在顯示手段78上(參考圖13)。 　　[0154] (5)切換部76之接點係切換至第1接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73之路徑係回復(Step5)。 　　另外，切換部76之接點被選擇為第2接點之時間(上述之Step3～Step5)，例如係被設為1秒鐘。 　　[0155] (6)演算處理部75，係判定在Step4中所測定出的電子是否超過一定之值，當並未超過的情況時，係前進至接下來的Step7(用以施加直流電壓之準備)處，當有超過的情況時，係回到Step1(除顫導管100之電極的位置確認)處(Step6)。 　　於此，當電阻為超過一定之值的情況時，由於係代表第1DC電極群及／或第2DC電極群並未與特定之部位(例如，冠狀靜脈之管壁、右心房之內壁)確實地作抵接，因此，係有必要回到Step1並對於電極之位置進行再調整。 　　如此這般，由於係能夠僅當除顫導管100之第1DC電極群以及第2DC電極群對於特定之部位(例如，冠狀靜脈之管壁、右心房之內壁)確實地作了抵接時才施加電壓，因此，係能夠進行有效的除顫治療。 　　[0156] (7)輸入身為外部開關74之施加能源設定開關742，而設定除顫時之施加能源(Step7)。 　　若依據本實施形態中之電極裝置700，則施加能源係能夠從1J～30J而以1J的刻度來作設定。 　　[0157] (8)輸入身為外部開關74之充電開關743，而將能源對於DC電源部71之內藏電容器作充電(Step8)。 　　[0158] (9)在充電結束後，操作者，係輸入身為外部開關74之能源施加準備開關744(Step9)。 　　[0159] (10)演算處理部75，係判定緊接於施加準備開關744之輸入之前所被感測到的3個的事件之極性是否互為相同，當互為相同的情況時，前進至Step12(此時，在顯示手段78處係顯示有「Waiting Trigger」之文字」)當並非為相同的情況時，能源施加準備開關744之輸入係被取消，並回到Step9(Step10)。 　　[0160] (11)藉由演算處理部75，切換部76之接點係被切換為第2接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達演算處理部75處的路徑係被確保，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73之路徑係被遮斷(Step11)。 　　[0161] (12)演算處理部75，係將緊接於施加準備開關744之輸入之前所被感測到之3個的事件之極性，作為「初期事件之極性」而作記憶，並將緊接於施加準備開關744之輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波高的80％之高度，作為「觸發準位」而作記憶，並且將此平均波高之120％之高度，作為「異常波高準位」而作記憶(Step12)。 　　[0162] (13)操作者，係輸入身為外部開關74之能源施加實行開關745(Step13)。 　　[0163] (14)作為代表在後述之Step16中所被感測到的此次之事件(V_n )乃是身為從輸入能源施加實行開關745起之第幾次被感測到的事件一事之數字(n)，而產生「1」(Step14)。 　　[0164] (15)演算處理部75，係將從感測到了前一次的事件(V_n-1 )(緊接於能源施加實行開關745之輸入之前所感測到的事件)起的100m秒之期間，作為空白期間而以並不另外進行感測的方式而待機(Step15)。 　　[0165] (16)在空白期間經過後，演算處理部75係感測事件(V_n )(Step16)。 　　[0166] (17)演算處理部75，係判定在Step16中所感測到的事件(V_n )之極性是否與在Step12中所記憶的初期事件之極性相互一致，當相互一致的情況時，係前進至Step18，當並非為一致的情況時，係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step17)。 　　[0167] (18)演算處理部75，係判定在Step16中所感測到的事件(V_n )之極性是否與前1次(前1個所感測到)的事件(V_n-1 )之極性相互一致，當相互一致的情況時，係前進至Step19，當並非為一致的情況時，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step18)。 　　[0168] (19)演算處理部75，係判定在Step16中所感測到的事件(V_n )之極性是否與前2次(前2個所感測到)的事件(V_n-2 )之極性相互一致，當相互一致的情況時，係前進至Step20，當並非為一致的情況時，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step19)。 　　[0169] (20)演算處理部75，係判定在從感測到前1次的事件(V_n-1 )起直到感測到事件(V_n )為止的時間是否超過260m秒，當超過的情況時，係前進至Step21，當並未超過的情況時，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step20)。 　　[0170] (21)演算處理部75，係判定在從輸入能源施加實行開關745起直到感測到事件(V_n )為止的時間是否超過260m秒，當超過的情況時，係前進至Step22，當並未超過的情況時，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step21)。 　　[0171] (22)演算處理部75，係判定在從輸入施加準備開關744起直到輸入施加實行開關745為止的期間中是否發生有異常波高事件(到達了異常波高準位之事件)，當有發生的情況時，係前進至Step23，當並未發生的情況時，係前進至Step25(Step22)。 　　[0172] (23)從異常波高事件之發生起涵蓋一定之待機時間(3秒鐘)地，而在顯示手段78處顯示「DRIFT」(Step23)。 　　[0173] (24)演算處理部75，係判定事件(V_n )是否為在從異常波高事件之發生(當發生有複數之異常波高時，係為最初之異常波高事件之發生)起而經過了一定之待機時間(3秒鐘)之後所被感測到者，若是身為在經過後所被感測到者，則係前進至Step25，若是身為在經過前所被感測到者，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15(Step24)。 　　[0174] (25)演算處理部75，係將在Step16中所感測到的事件(V_n )辨識為觸發點，並前進至Step26(Step25)。 　　[0175] (26)演算處理部75之輸出電路751的開關係成為ON，並前進至Step27(Step26)。 　　[0176] (27)從接收了由演算處理部75而來之控制訊號的DC電源部71，來經由演算處理部75之輸出電路751、切換部76以及導管連接接頭72，而在除顫導管100之第1DC電極群和第2DC電極群處，施加互為相異之極性的直流電壓(Step27，參考圖14)。 　　[0177] 於此，演算處理部75，係以與在Step12中所感測到的事件(V_n )取得同步並使直流電壓被施加於第1DC電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理，而對於DC電源部71送出控制訊號。 　　具體而言，係在從感測到了事件(V_n )之時間點(下一個的R波之上揚時)起而經過了一定時間(例如，身為事件(V_n )之R波的峰值寬幅之1／10程度之極短的時間)之後，開始進行施加。 　　[0178] 圖15，係為對於在藉由本實施形態之除顫導管100來賦予了特定之電性能源(例如，設定輸出=10J)時所測定出之電位波形作展示之圖。在該圖中，橫軸係代表時間，縱軸係代表電位。 　　首先，在從演算處理部75感測到事件(V_n )起而經過了一定時間(t₀ )之後，以使第1DC電極群31G成為-極並使第2DC電極群32G成為+極的方式，來在兩者之間施加直流電壓，藉由此，電性能源係被作供給，測定電位係上揚(E₁ ，係為此時之峰值電壓)。在經過了一定時間(t₁ )之後，以使第1DC電極群31G成為+極並使第2DC電極群32G成為 -極的方式，來在兩者之間施加使±作了反轉的直流電壓，藉由此，電性能源係被作供給，測定電位係上揚(E₂ ，係為此時之峰值電壓)。 　　[0179] 於此，從感測到事件(V_n )起直到開始進行施加為止的時間(t₀ )，例如係被設為0.01～0.05秒，若是例示合適之其中一例，則係被設為0.01秒，時間(t=t₁ +t₂ )，例如係被設為0.006～0.03秒，若是例示合適之其中一例，則係被設為0.02秒。藉由此，係能夠與身為R波之事件(V_n )取得同步地來施加電壓，而能夠進行有效的除顫治療。 　　所被測定到的峰值電壓(E₁ )，例如係被設為300～600V。 　　[0180] (28)在從感測到事件(V_n )起而經過了一定時間(t₀ +t)之後，接收從演算處理部75而來之控制訊號，從DC電源部71而來之電壓的施加係停止(Step28)。 　　[0181] (29)在停止了電壓的施加之後，所施加了的記錄(如同圖15中所示一般之時加時的心電位波形)係被顯示在顯示手段78處(Step29)。作為顯示時間，例如係被設為5秒鐘。 　　[0182] (30)切換部76之接點係被切換至第1接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73的路徑係回復，從除顫導管100之第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G之構成電極而來的心電位資訊，係被輸入至心電計800處(Step30)。 　　[0183] (31)對於被顯示在心電計800之螢幕上的從除顫導管100之構成電極(第1DC電極群31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G之構成電極)而來的心電位資訊(心電圖)以及從心電位測定手段900而來的心電位資訊(12導程心電圖)作觀察，若是為「正常」，則結束流程，當「並非為正常(心房顫動並未被治療)」的情況時，係回到Step2(Step31)。 　　[0184] 在將本實施形態之除顫導管系統作為第2發明之系統來使用的情況時，演算處理部75，當在輸入能源施加實行開關745之後所被感測到的事件(V_n )之極性為與其之前1個所被感測到的事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個所被感測到的事件(V_n-2 )之極性相互一致，並且在事件(V_n )之波形中，從到達底部線起直到到達觸發準位為止的上揚時間係為45m秒以内的情況時，係以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於導管連接接頭72之端子721(第1DC電極群31G)和導管連接接頭72之端子722(第2DC電極群32G)處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制。 　　[0185] 於此，所謂「底部線」，係指使心電圖之基礎線(電壓=0V)朝向應對於上揚時間作測定之事件(V_n )的極性方向而作了0.26V之橫移的電壓之準位。 　　亦即是，當事件(V_n )之極性為(+)時的底部線，係為+0.26V，當事件(V_n )之極性為(-)時的底部線，係為 -0.26V。 　　[0186] 圖20，係在被輸入至演算處理部75處的心電圖中，對於能源施加實行開關745之輸入後的事件(事件(V₂ ))之上揚狀態(時間)作展示。 　　在該圖中，係將底部線以在時間軸方向上而延伸的一點鍊線BL來作標示，並將觸發準位以在時間軸方向上而延伸的實線TL來作標示。 　　[0187] 若是在以箭頭(SW1-ON)所示之時間點處而輸入能源施加準備開關744，則由於緊接於輸入之前所被感測到之3個的事件(V_-2 )、(V_-3 )以及(V_-4 )之極性係均為(+)，因使，作為初期事件之極性，極性(+)係被記憶在演算處理部75中。 　　又，緊接於輸入之前而被感測到之2個的事件(V_-2 )以及(V_-3 )之平均波高的80％之高度，係作為「觸發準位」(TL)而被作記憶。 　　[0188] 若是在以箭頭(SW2-ON)所標示的時間點處而輸入能源施加實行開關745，則緊接於其之後的事件(V₁ )，由於係在輸入能源施加實行開關745之後的260m秒以内而被感測到，因此電壓係並不會與此事件(V₁ )相互同步地而被作施加。 　　[0189] 在事件(V₁ )之下一個的循環處之事件(V₂ )，係在從輸入能源施加實行開關745起而經過了260m秒之後被感測到。 　　又，事件(V₂ )之極性(+)，係與初期事件之極性(+)、前1個所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)、前2個所被感測到的事件(V₀ )之極性(+)相互一致。 　　但是，在此事件(V₂ )之波形中，由於從到達底部線(BL)起直到到達觸發準位(TL)處為止的上揚時間(t)係超過45m秒，因此，事件(V₂ )之波形，係作為存在有身為T波之可能性而並未被辨識為觸發點，而並不會有與此事件(V₂ )相互同步地來施加電壓的情形。 　　[0190] 圖17，係為對於將本實施形態之心腔內除顫導管系統作為第2發明之系統來使用的情況時之除顫治療的其中一例作展示之流程圖。 　　[0191] 在作為第2發明之系統來使用情況時之除顫治療的Step1～21，係除了在Step12中並未記憶「異常波高準位」一事以外，為與在作為第1發明之系統來使用的情況時之除顫治療之Step1～21相同。 　　[0192] 作為Step22，演算處理部75，係在藉由Step16所感測到的事件(V_n )之波形中，對於從到達底部線起直到到達觸發準位處為止的上揚時間作測定，當此時間係為45m秒以内的情況時，前進至Step23，當此時間為超過45m秒的情況時，則係在Step14’中，於上述之數字(n)處加算上1，並回到Step15。 　　[0193] 在作為第2發明之系統來使用情況時之除顫治療的Step23～29，係與在作為第1發明之系統來使用的情況時之除顫治療之Step25～31相同。 　　[0194] 若依據本實施形態之導管系統，則藉由除顫導管100之第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G，係能夠對於正發生有顫動的心臟而直接性地賦予電性能源，並能夠僅對於心臟而賦予對於除顫治療而言為必要並且為充分的電性刺激(電性衝擊)。 　　而，由於係能夠直接性地對於心臟賦予電性能源，因此也不會有在病患之身體表面造成燒傷的情形。 　　[0195] 又，由於藉由基端側電位測定電極群33G之構成電極33所測定到的心電位資訊，係從導管連接接頭72來並不經由切換部76地而經由心電計連接接頭73來被輸入至心電計800處，進而，在此心電計800處，係被連接有心電位測定手段900，因此，在心電計800無法取得從除顫導管100之第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G而來的心電位資訊之除顫治療時(切換部76被切換至第2接點，從導管連接接頭72起經由切換部76而到達心電計連接接頭73處的路徑被遮斷時)，心電計800係能夠取得藉由基端側電位測定電極群33G以及心電位測定手段900所測定到的心電位資訊，而能夠一面在心電計800處對於心電位作監視(監測)一面進行除顫治療。 　　[0196] 進而，電源裝置700之演算處理部75，由於係以與經由心電圖輸入接頭77所被輸入的心電位波形相互取得同步並使電壓被施加的方式，來進行演算處理並對於DC電源部71作控制(從在心電位波形處之電位差到達觸發準位起而經過一定時間(例如0.01秒)之後，開始進行施加)，因此，係能夠對於除顫導管100之第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G，而與心電位波形相互取得同步地來施加電壓，並能夠進行有效的除顫治療。 　　[0197] 進而，演算處理部75，由於係以僅當除顫導管100之電極群間的阻抗並未超過一定之值的情況時、亦即是僅當第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G對於特定之部位(例如，冠狀靜脈之管壁、右心房之內壁)確實地作了抵接時才能夠進行用以施加直流電壓之準備的方式，來進行控制，因此，係能夠進行有效的除顫治療。 　　[0198] 進而，演算處理部75，由於係在經由心電圖輸入接頭77而從心電計800所輸入的心電圖中，對於被推測為R波的事件逐次進行感測，而若是在輸入能源施加實行開關745之輸入後的第n次被感測到之事件(V_n )之極性並未為與其之前1個所被感測到的事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個所被感測到的事件(V_n-2 )之極性相互一致，則並不會有與事件(V_n )相互同步地而施加電壓的情形，因此，係能夠避免在發生有期外收縮或者是當心電圖之基礎線並未安定時而進行除顫的情形。 　　[0199] 圖21A，係為當在病患的心臟處發生了單發性之期外收縮時所被輸入至演算處理部75處之心電圖(與圖23中所示者相同之心電位波形)。在圖21A中，從左邊起第4個的R波〔事件(V₀ )〕之極性係為(-)，接續於此之T波的峰值係增大，此T波係作為事件(V₁ )而被感測到。 　　如同該圖中所示一般，當在感測到了事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，由於緊接於其之後所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)，係與前1個所被感測到的事件(V₀ )之極性(-)相異，因此係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加有電壓的情形。藉由此，係能夠避免與峰值有所增大而被誤認為R波的T波相互同步地而使電壓被作施加的情形。 　　又，在事件(V₁ )之下一個所被感測到的事件(V₂ )，雖然係身為R波之峰值，但是，由於其之極性(+)係與前2個所被感測到的事件(V₀ )之極性(-)相異，因此，係並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　而，在事件(V₂ )之下一個所被感測到的事件(V₃ )之極性(+)，由於係為與前1個所被感測到的事件(V₂ )之極性(+)以及前2個所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)相同，因此，與能夠確定為R波之峰值的事件(V₃ )相互同步地，在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處係被施加有電壓。 　　[0200] 圖21B，係為當在病患的心臟處連續地發生期外收縮時所被輸入至演算處理部75處之心電圖。 　　如同該圖中所示一般，當在感測到了起因於期外收縮而使極性反轉並成為了(-)的事件(V₀ )之後而輸入了能源施加實行開關745的情況時，緊接於其之後所被感測到的事件(V₁ )之極性係為(+)，下1個所被感測到的事件(V₂ )之極性係為(-)，再下1個所被感測到的事件(V₃ )之極性係為(+)，再下1個所被感測到的事件(V₄ )之極性係為(-)，再下1個所被感測到的事件(V₅ )之極性係為(+)，事件之極性係交互改變。故而，如此這般，在連續被感測到之3個的事件之極性並非為相互一致的狀態時，係判斷此些之事件(V_n )的各者會有並非身為R波之峰值的可能性，而不會有與事件相互同步地來施加電壓的情形。 　　又，在事件(V₅ )之下一個所被感測到的事件(V₆ )之極性(+)，雖然係身為R波之峰值，但是，由於其之極性(+)係與前2個所被感測到的事件(V₄ )之極性(-)相異，因此，係並不會有與此事件(V₆ )相互同步地而被施加有電壓的情形。 　　而，在事件(V₆ )之下一個所被感測到的事件(V₇ )之極性(+)，由於係為與事件(V₆ )之極性(+)以及事件(V₅ )之極性(+)相同，因此，係判斷在感測到事件(V₇ )時期外收縮已經確實地治癒，與能夠確定為R波之峰值的事件(V₇ )相互同步地，在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處係被施加有電壓。 　　[0201] 圖22，係對於發生有飄移而基礎線下降，之後基礎線上升並一直回復至原本之準位的心電圖(與圖24中所示者相同之心電位波形)作展示，基礎線之下降以及上升係被誤認為R波，並分別作為事件(V_-1 )以及事件(V₁ )而被感測到。 　　如同圖22中所示一般，在緊接於基礎線上升之前而輸入了能源施加實行開關745的情況時，緊接於其之後所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)，雖然係與前1個所被感測到的事件(V₀ )之極性(+)相同，但是，由於係與前2個所被感測到的事件(V_-1 )之極性(-)相異，因此，係並不會有與此事件(V₁ )相互同步地而被施加電壓的情形，藉由此，係能夠避免與被誤認為R波之基礎線的上升時相互同步地而使電壓被施加的情形。 　　而，在事件(V₁ )之下1個所被感測到的事件(V₂ )之極性(+)，由於係與前1個所被感測到的事件(V₁ )之極性(+)以及前2個所被感測到的事件(V₀ )之極性(+)相同，因此，在感測到事件(V₂ )時，係判斷基礎線為已安定者，與能夠確定為R波之峰值的事件(V₂ )相互同步地，在第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處係被施加有電壓。 　　[0202] 進而，演算處理部75，在感測到了被推測為R波之事件之後的260m秒之間，由於係以並不會使直流電壓被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的方式來對於DC電源部71作控制，因此，當感測到的事件係身為R波之峰值的情況時，係能夠確實地避免在接下來之T波出現的時間點處而除顫被進行的情況。 　　[0203] 進而，演算處理部75，由於係以在感測到了被推測為R波之事件之後的100m秒之間並不會另外感測出被推測為R波之事件的方式而被作編程，因此，當像是所感測到的事件係身為R波之峰值並且接續於此峰值而在相反方向所出現的S波之峰值有所增大並到達了觸發準位一般的情況時，係能夠對於感測到此S波之峰值並使相同極性之計數被作重置的情形作防止。 　　[0204] 進而，演算處理部75，在能源施加實行開關745之輸入後的260m秒之間，由於係以並不會使直流電壓被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的方式來對於DC電源部71作控制，因此，係能夠對於將起因於能源施加實行開關745之輸入所發生的雜訊誤認為R波並感測出來並且與此雜訊相互同步地而進行除顫或者是起因於此雜訊而導致相同極性之計數被作重置的情形作防止。 　　[0205] 進而，在將本實施形態之除顫導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時，當在從輸入能源施加準備開關744起直到輸入能源施加實行開關745為止的期間中而發生有異常波高事件時，演算處理部75，由於係僅當在從最初之異常波高事件之發生起而經過了一定之待機時間(3秒鐘)之後事件(V_n )被感測到的情況時，才會以與事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於導管連接接頭72之端子721(第1DC電極群31G)以及導管連接接頭72之端子722(第2DC電極群32G)處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制，因此，當正發生有飄移時，係能夠確實地避免直流電壓被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的情形，當飄移收斂而基礎線成為安定時，係能夠與該心電圖之R波相互同步地而對於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G施加電壓並進行除顫。 　　[0206] 進而，在將本實施形態之除顫導管系統作為第2發明之系統來使用的情況時，演算處理部75，當在事件(V_n )之波形中，從到達底部線起直到到達觸發準位為止的上揚時間係為45m秒鐘以内的情況時，由於係以並不會與事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於導管連接接頭72之端子721(第1DC電極群31G)和導管連接接頭72之端子722(第2DC電極群32G)處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制，因此，當此上揚時間為超過45m秒鐘的情況時，係視為事件(V_n )之波形為具有身為T波的可能性，而並不會有與此事件(V₂ )相互同步地而施加電壓的情形，故而，係能夠確實地避免與T波相互同步地而進行除顫的情形。 　　[0207] 進而，演算處理部75，由於當緊接於施加準備開關744之輸入之前所被感測到之3個的事件之極性係互為相同的情況時，係將此極性作為初期事件之極性而作記憶，並當在能源施加實行開關745之輸入後所被感測到的事件(V_n )之極性與初期事件之極性並未相互一致的情況時，以並不會與此事件(V_n )相互同步地而使直流電壓被施加於第1DC電極群31G以及第2DC電極群32G處的方式來進行演算處理並對於DC電源部71作控制，因此，係能夠更確實地避免當正發生有飄移時而進行除顫的情形。

[0208]

100‧‧‧除顫導管

10‧‧‧多管腔管

11‧‧‧第1管腔

12‧‧‧第2管腔

13‧‧‧第3管腔

14‧‧‧第4管腔

15‧‧‧氟樹脂層

16‧‧‧內襯(芯)部

17‧‧‧外襯(殼)部

18‧‧‧不鏽鋼線材

20‧‧‧把手

21‧‧‧把手本體

22‧‧‧捏柄

24‧‧‧應力釋放部

26‧‧‧第1絕緣性管

27‧‧‧第2絕緣性管

28‧‧‧第3絕緣性管

31G‧‧‧第1DC電極群

31‧‧‧環狀電極

32G‧‧‧第2DC電極群

32‧‧‧環狀電極

33G‧‧‧基端側電位測定電極群

33‧‧‧環狀電極

35‧‧‧前端尖頭

41G‧‧‧第1引線群

41‧‧‧引線

42G‧‧‧第2引線群

42‧‧‧引線

43G‧‧‧第3引線群

43‧‧‧引線

50‧‧‧除顫導管之接頭

51、52、53‧‧‧銷端子

55‧‧‧隔壁板

58‧‧‧樹脂

61‧‧‧第1保護管

62‧‧‧第2保護管

65‧‧‧牽引線

700‧‧‧電源裝置

71‧‧‧DC電源部

72‧‧‧導管連接接頭

721、722、723‧‧‧端子

73‧‧‧心電計連接接頭

74‧‧‧外部開關(輸入手段)

741‧‧‧模式切換開關

742‧‧‧施加能源設定開關

743‧‧‧充電開關

744‧‧‧能源施加準備開關

745‧‧‧能源施加實行開關(放電開關)

75‧‧‧演算處理部

751‧‧‧輸出電路

76‧‧‧切換部

77‧‧‧心電圖輸入接頭

78‧‧‧顯示手段

800‧‧‧心電計

900‧‧‧心電位測定手段

[0034] 　　[圖1]係為對於本發明之心腔內除顫導管系統的其中一個實施形態作展示之區塊圖。 　　[圖2]係為對於構成圖1中所示之導管系統的除顫導管作展示之說明用平面圖。 　　[圖3]係為對於構成圖1中所示之導管系統的除顫導管作展示之說明用平面圖(用以對於尺寸以及硬度作說明之圖)。 　　[圖4]係為對於圖2之A-A剖面作展示之橫剖面圖。 　　[圖5]係為對於圖2之B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面作展示之橫剖面圖。 　　[圖6]係為對於圖2中所示之除顫導管的其中一個實施形態之把手之內部構造作展示之立體圖。 　　[圖7]係為圖6中所示之把手內部(前端側)的部分擴大圖。 　　[圖8]係為圖6中所示之把手內部(基端側)的部分擴大圖。 　　[圖9]係為對於在圖1中所示之導管系統中的除顫導管之接頭與電源裝置之導管連接接頭之間的連結狀態作示意性展示之說明圖。 　　[圖10]係為對於在圖1中所示之導管系統中而藉由除顫導管來對於心電位進行測定的情況時之心電位資訊之流動作展示之區塊圖。 　　[圖11]係為對於將圖1中所示之導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時之電源裝置之動作以及操作作展示之流程圖。 　　[圖12]係為對於在圖1中所示之導管系統中的於心電位測定模式下之心電位資訊之流動作展示之區塊圖。 　　[圖13]係為對於在圖1中所示之導管系統的除顫模式下之關連於電極群間之電阻的測定值之資訊以及心電位資訊之流動作展示之區塊圖。 　　[圖14]係為對於在圖1中所示之導管系統的除顫模式下之直流電壓施加時的狀態作展示之區塊圖。 　　[圖15]係為在藉由構成圖1中所示之導管系統的除顫導管來賦予了特定之電性能源時所測定出之電位波形圖。 　　[圖16A]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖16B]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，對於能源實行施加開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖16C]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖16D]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖17]係為對於將圖1中所示之導管系統作為第2發明之系統來使用的情況時之電源裝置之動作以及操作作展示之流程圖。 　　[圖18]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖中，對於能源施加準備開關之輸入與能源施加實行開關之輸入以及直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖19]係為在將圖1中所示之導管系統作為第1發明之系統來使用的情況時，對於能源施加準備開關之輸入與能源施加實行開關之輸入以及直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖20]係為在將圖1中所示之導管系統作為第2發明之系統來使用的情況時，對於能源施加實行開關之輸入後的事件之上揚狀態(時間)作展示之說明圖。 　　[圖21A]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖(當在病患的心臟處發生了單發性之期外收縮的情況時之心電位波形)中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖21B]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的心電圖(當在病患的心臟處發生有連續之期外收縮的情況時之心電位波形)中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖22]係為在被輸入至電源裝置之演算處理部處的基礎線正在變動之心電圖(心電位波形)中，對於能源施加實行開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖23]係為在被輸入至構成先前技術之導管系統之電源裝置之演算處理部處的心電圖(當在病患的心臟處發生了單發性之期外收縮的情況時之心電位波形)中，對於能源施加開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖24]係為在被輸入至構成先前技術之導管系統之電源裝置之演算處理部處的基礎線正在變動之心電圖(心電位波形)中，對於能源施加開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。 　　[圖25]係為在被輸入至構成先前技術之導管系統之電源裝置之演算處理部處的基礎線正在變動之心電圖(心電位波形)中，對於能源施加開關之輸入與直流電壓之施加之間的時序作展示之說明圖。

Claims (9)

1. 一種心腔內除顫導管系統，係具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管、和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計， 　　該心腔內除顫導管系統，其特徵為： 　　前述除顫導管，係具備有： 　　絕緣性之管構件；和 　　由被裝著於前述管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1電極群；和 　　由從前述第1電極群起而朝向基端側分離並被裝著於前述管構件處之複數之環狀電極所成之第2電極群；和 　　由使前端被與構成前述第1電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和 　　由使前端被與構成前述第2電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群， 　　前述電源裝置，係具備有： 　　DC電源部；和 　　被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和 　　包含電性能源之施加準備開關以及施加實行開關之外部開關；和 　　具有從前述DC電源部而來之直流電壓之輸出電路，並基於前述外部開關之輸入而對於前述DC電源部作控制之演算處理部；和 　　被與前述演算處理部以及前述心電計之輸出端子作連接之心電圖輸入接頭， 　　藉由在前述施加準備開關之輸入後而輸入前述施加實行開關，來藉由前述除顫導管而進行除顫，在除顫被進行時，從前述DC電源部，而經由前述演算處理部之輸出電路以及前述導管連接接頭，來對於前述除顫導管之前述第1電極群和前述第2電極群，而施加互為相異之極性的電壓， 　　前述電源裝置之演算處理部，係根據經由前述心電圖輸入接頭而從前述心電計所輸入的心電圖，來對於被推測為R波之事件逐次進行感測，當在前述施加實行開關之輸入後而被感測到的事件(V_n )之極性至少為與其之前1個的被感測到之事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個的被感測到之事件(V_n-2 )之極性相互一致，並且在從前述施加準備開關之輸入起直到前述施加實行開關之輸入為止的期間中發生有異常波高事件時，僅當在從前述異常波高事件之發生起而經過了一定之待機時間之後前述事件(V_n )被感測到的情況時，以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。
2. 如申請專利範圍第1項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述異常波高事件，係為超過在緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波長之120％的波高之事件。
3. 如申請專利範圍第1項或第2項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述待機時間，係為1000～5000m秒間。
4. 如申請專利範圍第1～3項中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　係具備有對於在前述待機時間中而發生有飄移(drift)的可能性作報告之功能。
5. 一種心腔內除顫導管系統，係具備有被插入至心腔內並進行除顫之除顫導管、和對於此除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計， 　　該心腔內除顫導管系統，其特徵為： 　　前述除顫導管，係具備有： 　　絕緣性之管構件；和 　　由被裝著於前述管構件之前端區域處之複數之環狀電極所成之第1電極群；和 　　由從前述第1電極群起而朝向基端側分離並被裝著於前述管構件處之複數之環狀電極所成之第2電極群；和 　　由使前端被與構成前述第1電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第1引線群；和 　　由使前端被與構成前述第2電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成之第2引線群， 　　前述電源裝置，係具備有： 　　DC電源部；和 　　被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群的基端側作了連接之導管連接接頭；和 　　包含電性能源之施加準備開關以及施加實行開關之外部開關；和 　　具有從前述DC電源部而來之直流電壓之輸出電路，並基於前述外部開關之輸入而對於前述DC電源部作控制之演算處理部；和 　　被與前述演算處理部以及前述心電計之輸出端子作連接之心電圖輸入接頭， 　　藉由在前述施加準備開關之輸入後而輸入前述施加實行開關，來藉由前述除顫導管而進行除顫，在除顫被進行時，從前述DC電源部，而經由前述演算處理部之輸出電路以及前述導管連接接頭，來對於前述除顫導管之前述第1電極群和前述第2電極群，而施加互為相異之極性的電壓， 　　前述電源裝置之演算處理部，係根據經由前述心電圖輸入接頭而從前述心電計所輸入的心電圖，來對於被推測為R波之事件逐次進行感測，當在前述施加實行開關之輸入後而被感測到的事件(V_n )之極性至少為與其之前1個的被感測到之事件(V_n-1 )之極性以及其之前2個的被感測到之事件(V_n-2 )之極性相互一致，並且在前述事件(V_n )之波形中，從到達將心電圖之基礎線朝向前述事件(V_n )之極性方向作了0.26V之偏移之後的底部線處起直到到達在緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之2個的事件之平均波高之80％的觸發準位為止的上揚時間為45m秒間以内的情況時，以與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。
6. 如申請專利範圍第1～5項中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述電源裝置之演算處理部，當緊接於前述施加準備開關之輸入之前所被感測到之3個的事件之極性係互為相同的情況時，係將此極性作為初期事件之極性而作記憶，並當前述事件(V_n )之極性與前述初期事件之極性並未相互一致的情況時，以並不會與該事件(V_n )相互同步地而使電壓被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式來進行演算處理並對於前述DC電源部作控制。
7. 如申請專利範圍第1～6項中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述電源裝置之演算處理部，當感測到了被推測為R波之事件之後，在最短為50m秒之間而最長為500m秒之間，係以使電壓並不被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式，來對於前述DC電源部作控制。
8. 如申請專利範圍第7項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述電源裝置之演算處理部，當感測到了被推測為R波之事件之後，係在最短為10m秒之間而最長為150m秒之間，並不另外感測出被推測為R波之事件。
9. 如申請專利範圍第7項或第8項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 　　前述電源裝置之演算處理部，在前述施加實行開關之輸入後，在最短為10m秒之間而最長為500m秒之間，係以使電壓並不被施加於前述第1電極群以及前述第2電極群處的方式，來對於前述DC電源部作控制。