TW202204004A - 心腔內除顫導管系統 - Google Patents

Abstract

以提供一種能夠確實且迅速地供給對於除顫而言為必要且充分的電性能源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)、和心電計(800)，電源裝置(700)，係具備有：具備電容器之DC電源部(71)、和基於外部輸入來對於DC電源部(71)作控制並且具備有從DC電源部(71)而來之直流電壓之輸出電路(751)的演算處理部(75)，演算處理部(75)，係以先行於在進行除顫時所施加的電性能源之設定輸入之前，而為了使DC電源部(71)積蓄特定之電壓而進行預備充電，並且為了使DC電源部(71)積蓄基於所設定輸入了的電性能源而被決定之目標電壓，而進行放電或者是追加充電的方式，來進行控制。

Description

心腔內除顫導管系統

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。

作為用以進行發生有心房顫動等的心臟之除顫治療之心腔內除顫導管系統，本案申請人，係提案有下述一般之導管系統(參照下述專利文獻1)，其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， 前述除顫導管，係具備有：由被裝著於絕緣性之管構件之前端區域處的複數之環狀電極而成之第1電極群；和由從前述第1電極群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而成之第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連接的複數之引線而成之第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連接的複數之引線而成之第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引線群之基端側作連接之導管連接連接器；和被與前述心電計之輸入端子作連接之心電計連接連接器；和基於外部開關之輸入而對於前述DC電源部作控制，並且具備有從該DC電源部而來之直流電壓之輸出電路之演算處理部；和由1電路2接點之切換開關而成，並在共通接點處被連接有前述導管連接連接器，在第1接點處被連接有前述心電計連接連接器，在第2接點處被連接有前述演算處理部之切換部， 在藉由構成前述除顫導管之第1電極群及/或第2電極群之電極來測定心電位時，在切換部處，第1接點係被作選擇，從前述除顫導管而來之心電位資訊，係經由前述電源裝置之前述導管連接連接器、前述切換部以及前述心電計連接連接器，而被輸入至前述心電計處， 在藉由前述除顫導管而進行除顫時，藉由前述電源裝置之前述演算處理部，前述切換部之接點係被切換為第2接點，並從前述DC電源部，來經由前述演算處理部之輸出電路、前述切換部以及前述導管連接連接器，來在前述除顫導管之前述第1電極群和前述第2電極群處，施加極性互為相異之電壓。

若依據此心腔內除顫導管系統，則係能夠對於在心臟導管術中而發生了心房顫動等之心臟，來確實地供給對於除顫而言為必要且充分的電性能源。又，在並不需要進行除顫治療時，係能夠將構成導管系統之除顫導管作為心電位測定用之電極導管來使用。進而，藉由構成導管系統之電源裝置的模式切換開關之輸入，係能夠切換為「心電位測定模式」和「除顫模式」。

於由在專利文獻1中所記載之心腔內除顫導管系統所致的除顫治療中，藉由輸入位於「心電位測定模式」之電源裝置的模式切換開關，電源裝置之模式係以一定時間(例如1秒間)而切換為「除顫模式」。於此期間中，除顫導管之第1電極群與第2電極群之間之阻抗係被作測定。之後，藉由輸入施加能源設定開關，而設定在進行除顫時所施加的電性能源，並輸入充電開關，基於所測定到的阻抗與所設定了的電性能源而被決定之電壓，係被充電至DC電源部處。在充電結束後，藉由輸入能源施加開關，電源裝置之模式係被切換至「除顫模式」，並從接收了從演算處理部而來的控制訊號之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連接器，而對於除顫導管之第1電極群和第2電極群施加極性互為相異之直流電壓。 [先前技術文獻] [專利文獻]

[專利文獻1]日本專利第4545216號公報

[發明所欲解決之問題]

但是，在專利文獻1所記載之心腔內除顫導管系統中，於設定了所欲施加之電性能源之後，從輸入充電開關起直到電壓之充電結束為止，係會有需要耗費十秒~數十秒程度之時間的情況，而有著無法對於發生有心房顫動等之心臟而迅速地進行除顫治療的問題。

本發明，係為基於上述一般之事態所進行者，本發明之目的，係在於提供一種能夠對於在心臟導管術中而發生了心房顫動等之心臟來確實且迅速地供給對於除顫而言為必要且充分的電性能源之心腔內除顫導管系統。 [用以解決問題的手段]

(1)本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、和對於前述除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計，其特徵為： 前述電源裝置，係具備有：具備電容器之DC電源部、和基於外部輸入而對於前述DC電源部進行控制，並且具備有從前述DC電源部而來的直流電壓之輸出電路之演算處理部， 前述演算處理部，係以先行於在進行除顫時所施加的電性能源之設定輸入之前，而為了使前述DC電源部積蓄特定之電壓而進行該DC電源部之預備充電，並且為了積蓄基於所設定輸入了的電性能源而被決定之電壓(以下，稱作「目標電壓」)，而進行被進行了預備充電之後的前述DC電源部之放電或者是追加充電的方式，來進行控制。

若依據此種構成之除顫導管系統，則在進行電性能源之設定輸入時，由於特定之電壓係藉由預備充電而被積蓄於DC電源部中，因此，係能夠將從電性能源之設定輸入起直到目標電壓被積蓄於DC電源部中為止的時間(從特定之電壓而調整為目標電壓之時間)縮短。

(2)於本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述特定之電壓，係身為能夠在前述DC電源部處而積蓄的最大電壓。

若依據此種構成之除顫導管系統，則藉由將藉由預備充電而被積蓄(滿充電)於DC電源部中之電壓的一部分放電並設為目標電壓，由於相較於充電時間，放電時間係為相當短，因此，係能夠將從電性能源之設定輸入起直到目標電壓被積蓄於DC電源部中為止的時間大幅度地縮短。

(3)在本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述電源裝置之前述演算處理部，係對於被積蓄在DC電源部處之電壓的變遷作監視，並以當所積蓄之電壓係低於前述特定之電壓之n％時，反覆進行前述預備充電的方式，來進行控制，其中，n係為30~99之數目。

(4)在本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述電源裝置之前述演算處理部，係對於被積蓄在DC電源部處之電壓的變遷作監視，並以當所積蓄之電壓係低於前述特定之電壓之80％時，反覆進行前述預備充電的方式，來進行控制。

若依據此種構成之除顫導管系統，則就算是積蓄於DC電源部中之電壓歷時性地減少，亦由於相當於該減少之量的電壓係再度被充電，因此，係能夠將被積蓄於DC電源部中之電壓實質性地維持於特定之電壓。

(5)在本發明之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：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而成之第1電極群(第1DC電極群)；和 由從前述第1DC電極群而朝向基端側分離並且被裝著於前述管構件之複數之環狀電極而成之第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：前述DC電源部；和 前述演算處理部；和 被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群之基端側作連接的導管連接連接器；和 被與前述心電計之輸入端子作連接之心電計連接連接器；和 被與前述導管連接連接器作連接並且被與前述心電計連接連接器以及前述演算處理部作連接的分歧連接部， 在藉由構成前述除顫導管之第1DC電極群及/或第2DC電極群之電極來測定心電位時，從前述除顫導管而來之心電位資訊，係經由前述導管連接連接器、前述分歧連接部以及前述心電計連接連接器，而被輸入至前述心電計處， 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、前述分歧連結部以及前述導管連接連接器，來在前述除顫導管之前述第1DC電極群和前述第2DC電極群處，施加極性互為相異之電壓。

將構成此種心腔內除顫導管系統之除顫導管，以使第1DC電極群位置在冠狀靜脈內並使第2DC電極群位置在右心房內的方式來插入至心腔內，並藉由電源裝置，來經由第1引線群以及第2引線群而對於第1DC電極群和第2DC電極群施加極性互為相異之電壓(在第1DC電極群與第2DC電極群之間施加直流電壓)，藉由此，係對於發生有顫動的心臟而直接性地賦予電性能源，藉由此，除顫治療係被進行。

又，當在心臟導管術中並不需要進行除顫治療時，係能夠將除顫導管作為心電位測定用之電極導管來使用。其結果，當在心臟導管術中而發生了心房顫動等時，係能夠省略將電極導管拔出並重新插入用以進行除顫之導管等的程序。

(6)在上述(5)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述電源裝置，係具備有：主電源開關；和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；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；和用以進行放電或追加充電以使DC電源部積蓄基於所設定了的電性能源而決定之目標電壓之蓄電壓調整開關；和用以準備進行除顫的能源施加準備開關；和用以施加電性能源並實行除顫之能源施加實行開關， 前述演算處理部，係當主電源開關之ON訊號被作了輸入時，使前述預備充電開始。

若依據此種構成之除顫導管系統，則由於在將主電源開關設為ON時，預備充電係被開始，因此，在進行電性能源之設定時，係能夠使預備充電確實地結束(使特定之電壓被積蓄於DC電源部中)。

(7)在上述(5)~(6)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述分歧連接部，係具備有：中介存在於前述導管連接連接器與前述心電計連接連接器之間的ON/OFF開關、和中介存在於前述導管連接連接器與前述演算處理部之間的ON/OFF開關。

若依據此種構成之除顫導管系統，則藉由將中介存在於導管連接連接器與心電計連接連接器之間的ON/OFF開關設為「ON」，並將中介存在於導管連接連接器與演算處理部之間的ON/OFF開關設為「OFF」，係能夠將從除顫導管而來之心電位資訊，經由導管連接連接器、分歧連接部以及心電計連接連接器來輸入至心電計中。

又，藉由將中介存在於導管連接連接器與心電計連接連接器之間的ON/OFF開關設為「OFF」，並將中介存在於導管連接連接器與演算處理部之間的ON/OFF開關設為「ON」，係能夠從DC電源部，來經由演算處理部之輸出電路、分歧連接部以及導管連接連接器而對於除顫導管之第1DC電極群和第2DC電極群施加極性互為相異之電壓。

(8)在上述(5)~(6)之心腔內除顫導管系統中，係亦可構成為：前述分歧連接部，係由1電路2接點之切換開關而成，並身為在共通接點處被連接有前述導管連接連接器、在第1接點處被連接有前述心電計連接連接器、在第2接點處被連接有前述演算處理部之切換部。

若依據此種構成之除顫導管系統，則藉由選擇第1接點，係能夠將從除顫導管而來之心電位資訊，經由導管連接連接器、分歧連接部(切換部)以及心電計連接連接器來輸入至心電計中。

又，藉由選擇第2接點，係能夠從DC電源部，來經由演算處理部之輸出電路、分歧連接部(切換部)以及導管連接連接器而對於除顫導管之第1DC電極群和第2DC電極群施加極性互為相異之電壓。

(9)在上述(5)~(8)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述除顫導管，係具備有：由從前述第1DC電極群或前述第2DC電極群而分離並且被裝著於前述管構件之複數之電極而成之電位測定電極群；和 由使前端被與構成前述電位測定電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成，並且其之基端側為被與前述電源裝置之導管連接連接器作連接的電位測定用之引線群， 在前述電源裝置處，係被形成有將前述導管連接連接器與前述心電計連接連接器直接作連結之路徑， 藉由構成前述電位測定電極群之電極所測定到的心電位資訊，係從前述電源裝置之前述導管連接連接器，來並不經由前述分歧連接部地，而經由前述心電計連接連接器來被輸入至前述心電計處。

若依據此種構成，則就算是在心電計無法取得從除顫導管之第1DC電極群以及前述第2DC電極群而來之心電位的除顫治療時，心電計也能夠取得藉由電位測定電極群所測定到的心電位，而能夠一面在心電計處對於心電位作監視(監測)一面進行除顫治療。

(10)在上述(5)~(9)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述電源裝置之前述演算處理部，係基於外部輸入來對於前述除顫導管之第1DC電極群與第2DC電極群之間之阻抗作測定，並以為了使前述DC電源部積蓄基於所測定到的阻抗與所設定輸入的電性能源而決定之目標電壓，而進行放電或者是追加充電的方式，來進行控制。

(11)在上述(5)~(10)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：在前述心電計處，係被連接有前述除顫導管以外的其他之心電位測定手段。

(12)在上述(11)之心腔內除顫導管系統中，較理想，係構成為：前述心電位測定手段，係身為電極墊片或者是電極導管。

若依據此種構成，則就算是在心電計無法取得從除顫導管之第1DC電極群以及前述第2DC電極群而來之心電位的除顫治療時，心電計也能夠取得藉由該心電位測定手段所測定到的心電位，而能夠一面在心電計處對於心電位作監視(監測)一面進行除顫治療。 [發明的效果]

若依據本發明之心腔內除顫導管系統，則係能夠將從對於電性能源進行設定輸入起直到目標電壓被積蓄於DC電源部處為止的時間縮短，而能夠對於在心臟導管術中而發生了心房顫動等之心臟，來確實且迅速地供給對於除顫而言為必要且充分的電性能源。

＜實施形態＞

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。

如同圖2~圖5中所示一般，構成本實施形態之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。

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)。

在圖4以及圖5中，元件符號15，係為區劃出管腔的由氟樹脂層，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。

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。

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。

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。

作為製造多管腔管10之方法，係並未特別作限定。

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)。

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。

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。

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)以及後述之連接器，而被連接於電源裝置700之導管連接連接器處。

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。

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。

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。

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)以及後述之連接器，而被連接於電源裝置700之導管連接連接器處。

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。

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。

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)以及後述之連接器，而被連接於電源裝置700之導管連接連接器處。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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上所成的圓筒狀之連接器50。 又，如同圖6~圖8中所示一般，在把手20之內部，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)。

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之內部的第1保護管61之內孔而一直延伸至連接器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之基端部導引至連接器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連接器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」。

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之內部的第2保護管62之內孔而一直延伸至連接器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之基端部導引至連接器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連接器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」。

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之內部的第2保護管62之內孔而一直延伸至連接器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之基端部導引至連接器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連接器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」。

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。

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。

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)。

進而，在把手20之內部，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。

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連接器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。

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泛用樹脂。

隔壁板55之厚度，例如係被設為0.1~0.5 mm，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)，係有必要設為較連接器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。

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。

而，由於被施加極性互為相異之電壓之構成第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。

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。

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。

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。

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連接器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連接器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連接器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。

將引線之形狀作保持的樹脂58，係被成形為與連接器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。

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。

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(在將連接器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。

如同圖1中所示一般，構成本實施形態之除顫導管系統的電源裝置700，係具備有DC電源部71、和導管連接連接器72、和心電計連接連接器73、和外部開關(輸入手段)74、和演算處理部75、和分歧連接部76、以及心電圖輸入連接器77。

在DC電源部71中，係內藏有電容器。 在此電源裝置700處，藉由將主電源開關740設為ON，特定之電壓係被預備充電至DC電源部71(電容器)中，藉由輸入蓄電壓調整開關743，在DC電源部71處，係被積蓄有在除顫之實行中所需要的目標電壓。

導管連接連接器72，係被與除顫導管100之連接器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。

如同圖9中所示一般，藉由將除顫導管100之連接器50與電源裝置700之導管連接連接器72以連接器纜線C1來作連結， 將構成第1引線群之8根的引線41作了連接固定之銷端子51(實際上係為8個)和導管連接連接器72之端子721(實際上係為8個)係被作連接， 將構成第2引線群之8根的引線42作了連接固定之銷端子52(實際上係為8個)和導管連接連接器72之端子722(實際上係為8個)係被作連接， 將構成第3引線群之4根的引線43作了連接固定之銷端子53(實際上係為4個)和導管連接連接器72之端子723(實際上係為4個)係被作連接。

於此，導管連接連接器72之端子721以及端子722，係被與分歧連接部76作連接，端子723，係並不經過分歧連接部76地而被與心電計連接連接器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，係經由分歧連接部76而到達心電計連接連接器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，係並不經過分歧連接部76地而到達心電計連接連接器73處。

心電計連接連接器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，係由用以啟動電源裝置700之主電源開關740、和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、和用以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、和用以將積蓄於DC電源部71處之電壓調整為目標電壓之蓄電壓調整開關743、和用以準備進行除顫(中繼之切換)的能源施加準備開關744、以及用以施加電性能源並實行除顫之能源施加實行開關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。

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以及分歧連接部76作控制。 此演算處理部75，係具備有：用以將從DC電源部71而來之直流電壓經由分歧連接部76來輸出至除顫導管100之電極處的輸出電路751、和用以對於除顫導管100之第1DC電極群31G與第2DC電極群32G之間的阻抗作測定之CPU電路752、和為了進行動作確認(測試)而使用的電阻值為既知之內部電阻753、以及將輸出電路751和CPU電路752之各個的連接目標在內部電阻753與分歧連接部76之間作切換的切換部754。

藉由輸出電路751，係能夠以使圖9中所示之導管連接連接器72之端子721(最終而言，除顫導管100之第1DC電極群31G)和導管連接連接器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-極時，另外一方之電極群係成為+極)的方式，來施加直流電壓。

藉由CPU電路752，係能夠對於除顫導管100之第1DC電極群31G與第2DC電極群32G之間之阻抗作測定，此測定值，係被利用來決定在DC電源部71處所積蓄的目標電壓。

分歧連接部76，係被與導管連接連接器72作連接並且被與心電計連接連接器73以及演算處理部75作連接。 分歧連接部76，係具備有：中介存在於導管連接連接器72與心電計連接連接器73之間的ON/OFF開關761、和中介存在於導管連接連接器72與演算處理部75之間的ON/OFF開關762。

藉由將ON/OFF開關761設為「ON」，並將ON/OFF開關762設為「OFF」，係能夠將從除顫導管100而來之心電位資訊，經由導管連接連接器72、分歧連接部76以及心電計連接連接器73來輸入至心電計800中(心電位測定模式)。

又，在經由切換部754而使輸出電路751和分歧連接部76被作了連接的狀態下，藉由將ON/OFF開關761設為「OFF」，並將ON/OFF開關762設為「ON」，係能夠從DC電源部71，來經由演算處理部75之輸出電路751、切換部754、分歧連接部76以及導管連接連接器72而對於除顫導管100之第1DC電極群31G和第2DC電極群32G施加極性互為相異之電壓(除顫模式)。

又，在經由切換部754而使CPU電路752和分歧連接部76被作了連接的狀態下，藉由將ON/OFF開關761設為「OFF」，並將ON/OFF開關762設為「ON」，係能夠對於除顫導管100之第1DC電極群31G和第2DC電極群32G之間的阻抗作測定。 ON/OFF開關761以及762之「ON」與「OFF」之切換，係基於身為外部開關74之模式切換開關741以及能源施加準備開關744之輸入，而被演算處理部75所控制。

心電圖輸入連接器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。 藉由此心電圖輸入連接器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以及分歧連接部76作控制。

構成本實施形態之導管系統的心電計800(輸入端子)，係被與電源裝置700之心電計連接連接器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，係從心電計連接連接器73而被輸入至心電計800處。

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)。

心電計800(輸出端子)，係被與電源裝置700之心電圖輸入連接器700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，經由心電圖輸入連接器77來送至演算處理部75處。

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。

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，係經由導管連接連接器72、分歧連接部76以及心電計連接連接器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，係從導管連接連接器72來並不經由分歧連接部76地而直接經由心電計連接連接器73來輸入至心電計800處。

從除顫導管100而來之心電位資訊(心電位波形)，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來經由心電圖輸入連接器77而輸入至演算處理部75處。

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(心電位測定模式)。

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(除顫模式)。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。

以下，針對由本實施形態之心腔內除顫導管系統所進行之除顫治療的其中一例，依循在圖10A以及圖10B中所示之流程圖來作說明。

(1)將除顫導管100與電源裝置700(導管連接連接器72)作連接，並將該電源裝置700之主電源開關740設為ON(STEP1)。 於此，係使除顫導管100之第1DC電極群31G位置在冠狀靜脈竇(CS)內，並使第2DC電極群32G位置在右心房(RA)內，並且使基端側電位測定電極群33G位置於上大靜脈(SVC)處。

(2)藉由將主電源開關740設為ON，係以使特定之電壓被積蓄於DC電源部71(電容器)中的方式，而進行有預備充電(STEP2)。 在此例中，作為被預備充電之「特定之電壓」，係設為能夠在DC電源部71中作積蓄的最大電壓(相當於電性能源30J・阻抗99Ω之電壓)。

(3)在將主電源開關740設為了ON時的電源裝置700之模式(初期模式)，係身為「心電位測定模式」(STEP3、圖11)。 如同圖11中所示一般，分歧連接部76之ON/OFF開關761係身為「ON」之狀態，ON/OFF開關762係身為「OFF」之狀態。 藉由此，藉由第1DC電極群31G及/或第2DC電極群32G之構成電極所測定到的心電位資訊，係經由導管連接連接器72、分歧連接部76、心電計連接連接器73而被輸入至心電計800處。又，藉由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，係經由導管連接連接器72、心電計連接連接器73而被輸入至心電計800處。被輸入至心電計800處的此些之心電位資訊，係經由心電圖輸入連接器77而被輸入至演算處理部75處。 又，藉由心電位測定手段900(貼附於身體表面上的電極墊片)所測定到的心電位資訊(12導程心電圖)亦係被輸入至心電計800處，由心電位測定手段900所得到的心電位資訊亦係經由心電圖輸入連接器77而被輸入至演算處理部75處。 在圖11所示之演算處理部75處，經由切換部754，CPU電路752與內部電阻753係被作連接，在此階段中，係能夠藉由CPU電路752而測定內部電阻753之電阻值，並確認(測試)其是否與既知之電阻值相一致。

(4)演算處理部75，係對於被積蓄在DC電源部71中之電壓的變遷作監視，並隨時判斷所積蓄之電壓是否維持於特定之電壓(相當於電性能源30J・阻抗99Ω之電壓)的80％以上，在有所維持的情況時，係前進至STEP5，在並未維持的情況時，係回到STEP2(STEP4)。

(5)演算處理部75，係隨時判斷模式切換開關741是否有被作輸入，當被作了輸入的情況時，係前進至STEP6，在並未被作輸入的情況時，係回到STEP3 (STEP5)。

(6)藉由模式切換開關741被作了輸入一事，電源裝置700之模式係成為「除顫模式」(STEP6、圖12)。 如同圖12中所示一般，分歧連接部76之ON/OFF開關761係身為「OFF」之狀態，ON/OFF開關762係身為「ON」之狀態。 又，在圖12所示之演算處理部75處，經由切換部754，CPU電路752與分歧連接部76係被作連接。

另外，藉由分歧連接部76之ON/OFF開關761成為「OFF」狀態一事，由於從導管連接連接器72來經由分歧連接部76而到達心電計連接連接器73處的路徑係被遮斷，因此，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，並非為經由分歧連接部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。

(7)藉由演算處理部75之CPU電路752，除顫導管100之第1DC電極群31G與第2DC電極群32G之間之阻抗係被作測定(STEP7，圖12)。

(8)電源裝置700之模式，係回到「心電位測定模式」(STEP8、圖13)。 如同圖13中所示一般，分歧連接部76之ON/OFF開關761係成為「ON」之狀態，ON/OFF開關762係成為「OFF」之狀態。 又，在圖13所示之演算處理部75處，經由切換部754，輸出電路751與內部電阻753係被作連接，在此階段中，係能夠對於內部電阻753施加直流電壓，而能夠確認(測試)是否能夠將所設定的電性能源施加於內部電阻753處。

(9)輸入施加能源設定開關742，而設定除顫時之施加能源(STEP9)。 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。

(10)將蓄電壓調整開關743作輸入(STEP10)。

(11)被積蓄於DC電源部71中之電壓(特定之電壓)係被作一部分的放電，基於在STEP7處所測定到的阻抗與在STEP9處所設定的電性能源所決定之目標電壓係被積蓄於DC電源部中(STEP11)。

(12)將能源施加準備開關744作輸入(STEP12)。

(13)藉由能源施加準備開關744被作了輸入一事，電源裝置700之模式係再度成為「除顫模式」(STEP13、圖14)。 如同圖14中所示一般，分歧連接部76之ON/OFF開關761係成為「OFF」之狀態，ON/OFF開關762係成為「ON」之狀態。 又，在圖14所示之演算處理部75處，經由切換部754，輸出電路751與分歧連接部76係被作連接。

(14)藉由目視，來對相關於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及/或由心電位測定手段900所得到的心電位資訊之心電圖作確認(STEP14)。

(15)判斷在心電圖處之伴隨著模式切換所導致的飄移(基礎線之動搖)是否有所收歛，當有所收歛的情況時，係前進至STEP16處，當並未收斂的情況時，係回到STEP14(STEP15)。

(16)將能源施加實行開關745作輸入(STEP16)。

(17)從接收了從演算處理部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754、分歧連接部76以及導管連接連接器72，而在除顫導管100之第1DC電極群和第2DC電極群處，施加極性互為相異之直流電壓(STEP17，圖15)。

(18)在停止了從DC電源部71而來之電壓的施加之後，電源裝置700之模式係回到「心電位測定模式」，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(STEP18)。

(19)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(STEP19)。

若依據本實施形態之導管系統，則由於在對於進行除顫時所施加的電性能源進行設定輸入時，係藉由預備充電而使特定之電壓被積蓄於DC電源部71中，因此，係能夠將從電性能源之設定輸入起直到目標電壓被積蓄於DC電源部71處為止(STEP9~STEP11)的時間相較於先前技術之系統而大幅度地縮短，而能夠對於在心臟導管術中而發生了心房顫動等之心臟，來確實且迅速地供給對於除顫而言為必要且充分的電性能源。

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，係從導管連接連接器72來並不經由分歧連接部76地而經由心電計連接連接器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，心電計800亦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。

又，藉由以切換部754來將CPU電路752與內部電阻753作連接，係能夠藉由CPU電路752而測定內部電阻753之電阻值，並對於包含有CPU電路752之阻抗的測定系統之動作狀態作確認。

又，藉由以切換部754來將輸出電路751與內部電阻753作連接，係能夠藉由輸出電路751而對於內部電阻753施加電性能源，藉由此，係能夠對於包含有輸出電路751的直流電壓之輸出系統之動作狀態作確認。

以上，雖係針對本發明之實施形態作了說明，但是，本發明係並非被限定於此些之形態，而可作各種之變更。 例如，構成電源裝置之分歧連接部，係亦可並非為具備有中介存在於導管連接連接器與心電計連接連接器之間之ON/OFF開關和中介存在於導管連接連接器與演算處理部之間之ON/OFF開關者，而亦可由1電路2接點之切換開關而成，並身為在共通接點處被連接有導管連接連接器、在第1接點處被連接有心電計連接連接器、在第2接點處被連接有演算處理部之切換部(參照上述專利文獻1)。 進而，係亦可身為具備有將導管連接連接器與演算處理部作連接之第1連接線、和將導管連接連接器與演算處理部作連接之第2連接線、和被設置於第2連接線上之ON/OFF開關、以及被與被設置於第2連接線上之ON/OFF開關並聯地做了設置的保護電阻者(參照日本特開2017-176349號公報)。

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:除顫導管之連接器 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:導管連接連接器 721,722,723:端子 73:心電計連接連接器 74:外部開關(輸入手段) 740:主電源開關 741:模式切換開關 742:施加能源設定開關 743:蓄電壓調整開關 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 752:CPU電路 753:內部電阻 754:切換部 76:分歧連接部 77:心電圖輸入連接器 800:心電計 900:心電位測定手段

[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連接器與電源裝置之導管連接連接器之間的連結狀態作示意性展示之說明圖。 [圖10A]係為對於在圖1中所展示之導管系統中的電源裝置之動作以及操作作展示之流程圖的一部分(STEP1~ STEP9)。 [圖10B]係為對於在圖1中所展示之導管系統中的電源裝置之動作以及操作作展示之流程圖的剩餘部分(STEP10~ STEP19)。 [圖11]係為對於在圖1中所示之導管系統中而將主電源開關設為ON之後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12]係為對於在圖1中所示之導管系統而進行了模式切換開關之輸入後的除顫模式下之關連於電極群間之阻抗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13]係為對於在圖1中所示之導管系統中，於從進行模式切換開關之輸入起而經過一定時間之後的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14]係為對於在圖1中所示之導管系統中的於施加準備開關之輸入後的除顫模式下之心電位資訊之流動作展示之區塊圖。 [圖15]係為對於在圖1中所示之導管系統的於施加實行開關之輸入後的除顫模式下之直流電壓施加時的狀態作展示之區塊圖。

71:DC電源部

72:導管連接連接器

73:心電計連接連接器

74:外部開關(輸入手段)

75:演算處理部

76:分歧連接部

77:心電圖輸入連接器

100:除顫導管

700:電源裝置

721,722,723:端子

740:主電源開關

741:模式切換開關

742:施加能源設定開關

743:蓄電壓調整開關

744:能源施加準備開關

745:能源施加實行開關(放電開關)

751:輸出電路

752:CPU電路

753:內部電阻

754:切換部

761:ON/OFF開關

800:心電計

900:心電位測定手段

Claims (12)

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、和對於前述除顫導管之電極施加直流電壓之電源裝置、以及心電計，其特徵為： 前述電源裝置，係具備有：具備電容器之DC電源部、和基於外部輸入而對於前述DC電源部進行控制，並且具備有從前述DC電源部而來的直流電壓之輸出電路之演算處理部， 前述演算處理部，係以先行於在進行除顫時所施加的電性能源之設定輸入之前，而為了使前述DC電源部積蓄特定之電壓而進行該DC電源部之預備充電，並且為了積蓄基於所設定輸入了的電性能源而被決定之電壓，而進行被進行了預備充電之後的前述DC電源部之放電或者是追加充電的方式，來進行控制。
2. 如請求項1所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述特定之電壓，係身為能夠在前述DC電源部處而積蓄的最大電壓。
3. 如請求項1或2所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述電源裝置之前述演算處理部，係對於被積蓄在DC電源部處之電壓的變遷作監視，並以當所積蓄之電壓係低於前述特定之電壓之n％時，反覆進行前述預備充電的方式，來進行控制，其中，n係為30~99之數目。
4. 如請求項1~3中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述電源裝置之前述演算處理部，係對於被積蓄在DC電源部處之電壓的變遷作監視，並以當所積蓄之電壓係低於前述特定之電壓之80％時，反覆進行前述預備充電的方式，來進行控制。
5. 如請求項1~4中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 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而成之第1電極群；和 由從前述第1電極群而朝向基端側分離並且被裝著於前述管構件之複數之環狀電極而成之第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： 前述DC電源部；和 前述演算處理部；和 被與前述除顫導管之第1引線群以及第2引線群之基端側作連接的導管連接連接器；和 被與前述心電計之輸入端子作連接之心電計連接連接器；和 被與前述導管連接連接器作連接並且被與前述心電計連接連接器以及前述演算處理部作連接的分歧連接部， 在藉由構成前述除顫導管之第1電極群及/或第2電極群之電極來測定心電位時，從前述除顫導管而來之心電位資訊，係經由前述導管連接連接器、前述分歧連接部以及前述心電計連接連接器，而被輸入至前述心電計處， 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、前述分歧連結部以及前述導管連接連接器，來在前述除顫導管之前述第1電極群和前述第2電極群處，施加極性互為相異之電壓。
6. 如請求項5所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述電源裝置，係具備有： 主電源開關；和 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；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；和 用以進行放電或追加充電以使DC電源部積蓄基於所設定了的電性能源而決定之電壓之蓄電壓調整開關；和 用以準備進行除顫的能源施加準備開關；和 用以施加電性能源並實行除顫之能源施加實行開關， 前述演算處理部，係當主電源開關之ON訊號被作了輸入時，使前述預備充電開始。
7. 如請求項5或6所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述分歧連接部，係具備有： 中介存在於前述導管連接連接器與前述心電計連接連接器之間的ON/OFF開關；和 中介存在於前述導管連接連接器與前述演算處理部之間的ON/OFF開關。
8. 如請求項5或6所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述分歧連接部，係由1電路2接點之切換開關而成，並身為在共通接點處被連接有前述導管連接連接器、在第1接點處被連接有前述心電計連接連接器、在第2接點處被連接有前述演算處理部之切換部。
9. 如請求項5~8中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述除顫導管，係具備有： 由從前述第1電極群或前述第2電極群而分離並且被裝著於前述管構件之複數之電極而成之電位測定電極群；和 由使前端被與構成前述電位測定電極群之電極之各者作了連接的複數之引線所成，並且其之基端側為被與前述電源裝置之導管連接連接器作連接的電位測定用之引線群， 在前述電源裝置處，係被形成有將前述導管連接連接器與前述心電計連接連接器直接作連結之路徑， 藉由構成前述電位測定電極群之電極所測定到的心電位資訊，係從前述電源裝置之前述導管連接連接器，來並不經由前述分歧連接部地，而經由前述心電計連接連接器來被輸入至前述心電計處。
10. 如請求項5~9中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述電源裝置之前述演算處理部，係基於外部輸入來對於前述除顫導管之第1電極群與第2電極群之間之阻抗作測定，並以為了使前述DC電源部積蓄基於所測定到的阻抗與所設定輸入的電性能源而決定之電壓，而進行放電或者是追加充電的方式，來進行控制。
11. 如請求項5~10中之任一項所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 在前述心電計處，係被連接有前述除顫導管以外的其他之心電位測定手段。
12. 如請求項11所記載之心腔內除顫導管系統，其中， 前述心電位測定手段，係身為電極墊片或者是電極導管。

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