WO2019155941A1 - 除細動カテーテルシステム、除細動用電源装置および除細動用電源装置の制御方法 - Google Patents

除細動カテーテルシステム、除細動用電源装置および除細動用電源装置の制御方法 Download PDF

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WO2019155941A1
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electrode
power supply
defibrillation
electrodes
catheter
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PCT/JP2019/002978
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Inventor
慎一郎 坂本
Original Assignee
株式会社カネカ
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    • A61N1/3975—Power supply
    • A61N1/3981—High voltage charging circuitry

Definitions

  • the present invention relates to a catheter system for performing defibrillation, a power supply apparatus for generating a voltage waveform to be applied at the time of defibrillation, selection of an applied electrode, and the like, and a control method for the apparatus.
  • defibrillation is performed to restore the rhythm of the heart to normal by applying electrical stimulation.
  • an automated external defibrillator AED
  • an implantable cardioverter defibrillator ICD
  • a defibrillation paddle system ICD
  • a defibrillation catheter system can also measure the intracardiac potential using this electrode while directly applying electrical stimulation to the heart through the electrode provided on the surface of the catheter.
  • the defibrillation catheter system can use a low-energy voltage waveform compared to an external defibrillator, which reduces the burden on the patient and is used during arrhythmia catheterization and cauterization. It is advantageous in that it can also be performed.
  • Patent Document 1 discloses a catheter system including a defibrillation catheter, a power supply device that applies a DC voltage to the electrode of the catheter, and an electrocardiograph. .
  • this system uses a one-circuit / two-contact changeover switch for switching between defibrillation and measurement of the intracardiac potential, the intracardiac potential is charged while charging energization energy for defibrillation and executing defibrillation.
  • energization energy for defibrillation and executing defibrillation could not get.
  • Patent Document 2 does not completely cut off the connection between the electrocardiograph and the electrode catheter at the time of intracardiac defibrillation, but a part of the electrode of the electrode catheter (RA electrode) via a protective resistor. And CS electrodes) are disclosed to be connected to an electrocardiograph.
  • an intracardiac potential signal is transmitted to the electrocardiograph via a protective resistance having a relatively large resistance value. Since the voltage is supplied, the intracardiac potential waveform displayed on the electrocardiograph is attenuated as compared with the intracardiac electrocardiogram measurement in which the on / off switch is turned on. Further, during intracardiac defibrillation, the electrode catheter short switch is in a short state, and one measurement potential obtained by averaging the potentials of the eight RA electrodes is obtained, and the potentials of the eight CS electrodes are obtained.
  • the present invention provides a defibrillation catheter system, a defibrillation power supply device and a defibrillation power supply device that can observe an intracardiac potential and can easily control the system even during defibrillation, as in the case of intracardiac electrocardiogram measurement.
  • An object is to provide a method for controlling an apparatus.
  • the defibrillation catheter system of the present invention that has solved the above-described problems is a catheter extending in a perspective direction, a power supply unit that is connected to the catheter and generates an applied voltage, and measures an intracardiac potential.
  • a defibrillation catheter system having an electrocardiograph, wherein a first electrode and a second electrode disposed on a proximal side of the first electrode are provided on a distal side of the catheter.
  • the power supply unit is connected to a switching unit that switches between a first mode for measuring an intracardiac potential and a second mode for applying a voltage while measuring the intracardiac potential.
  • the gist is that the two electrodes are connected to the power supply unit through the switching unit, and the first electrode and the second electrode are connected to the electrocardiograph without through the switch unit.
  • the local potential at each electrode can be obtained even during defibrillation. Can be measured.
  • the switching unit includes a plurality of first switches connected in parallel to each other and a plurality of second switches connected in parallel to each other
  • the catheter includes a plurality of first electrodes A plurality of second electrodes, wherein each of the plurality of first electrodes is connected to the power supply unit via the first switch, and each of the plurality of second electrodes is connected to the power supply unit via the second switch. It is preferable that it is connected to.
  • the first switch and the second switch are of a multipole single throw type.
  • an electrode selection switch for selecting an electrode to which a voltage is applied may be connected to the power supply unit.
  • a resistance of 200 ⁇ or less is provided between the power supply unit and the electrocardiograph.
  • an overvoltage protection circuit for protecting the electrocardiograph from overvoltage may be provided between the power supply unit and the electrocardiograph.
  • an impedance measurement circuit for measuring impedance between the first electrode and the second electrode is connected between the first electrode and the second electrode, and the first electrode is connected to the third switch. It is preferable that the second electrode is connected to the impedance measurement circuit via the fourth switch.
  • a third electrode for measuring an intracardiac potential is further provided between the first electrode and the second electrode in the perspective direction of the catheter.
  • a fourth electrode for measuring an intracardiac potential is further provided in the perspective direction of the catheter, more proximally than the second electrode.
  • a plurality of power supply units configured from at least a first power supply unit and a second power supply unit
  • a plurality of switching units configured from at least a first switching unit and a second switching unit
  • the catheter is composed of a plurality of first electrodes composed of at least 1-1 electrodes and 1-2 electrodes, and at least 2-1 electrodes and 2-2 electrodes.
  • a first switching unit is connected to the first power supply unit, a second switching unit is connected to the second power supply unit, and the 1-1 electrode and the 2-1
  • the electrode is connected to the first power supply unit via the first switching unit, the 1-2 electrode and the 2-2 electrode are connected to the second power supply unit via the second switching unit,
  • the 1-1 electrode, the 1-2 electrode, the 2-1 electrode, and the 2-2 electrode are connected to the switch section. It is preferably connected to the electrocardiograph without being.
  • the present invention also includes a power supply device for defibrillation that is connected to an electrocardiograph and a catheter having electrodes to generate an applied voltage.
  • a power supply device for defibrillation according to the present invention includes a first connection portion connected to a plurality of electrodes provided on the distal side of a catheter, a second connection portion connected to an electrocardiograph, and a power source that generates an applied voltage. And a switching unit that is connected to the power supply unit and switches between a first mode for measuring an intracardiac potential and a second mode for applying a voltage while measuring the intracardiac potential.
  • the section is connected to the power supply section via the switching section, and the first connection section is connected to the second connection section without using the switch section.
  • the local potential at each electrode can be measured even during defibrillation. Can do.
  • the present invention also includes a method for controlling a power supply device for defibrillation that is connected to an electrocardiograph and a catheter having electrodes and generates an applied voltage.
  • the defibrillation power supply device control method includes: a switching unit that switches between a first mode in which the defibrillation power supply device measures an intracardiac potential and a second mode in which a voltage is applied while measuring the intracardiac potential; It has a gist in that it includes a charging step in which an applied voltage is charged to the capacitor when the switching unit is in the first mode. According to the above control method, it is possible to measure an independent and non-rounded intracardiac potential at each electrode even during charging of the capacitor.
  • the intracardiac potential at each electrode can be measured during defibrillation. Further, according to the control method of the power supply device for defibrillation of the present invention, it is possible to measure the cardiac potential that is independent and smooth at each electrode even during charging of the capacitor.
  • the schematic diagram which shows the structure of the defibrillation catheter system which concerns on embodiment of this invention is represented.
  • the example of the energization waveform of the defibrillation catheter system which concerns on embodiment of this invention is represented.
  • the block diagram which shows the state of the 1st mode of the defibrillation catheter system which concerns on embodiment of this invention is represented.
  • the block diagram which shows the impedance measurement state of the defibrillation catheter system which concerns on embodiment of this invention is represented.
  • the block diagram which shows the state of the 2nd mode of the defibrillation catheter system which concerns on embodiment of this invention is represented.
  • the defibrillation catheter system of the present invention includes a catheter extending in the perspective direction, a power supply unit that is connected to the catheter and generates an applied voltage, and an electrocardiograph that measures an intracardiac potential.
  • a first electrode and a second electrode arranged proximal to the first electrode are provided on the distal side of the catheter, and an intracardiac potential is supplied to the power supply unit.
  • a switching unit for switching between a first mode for measuring and a second mode for applying a voltage while measuring an intracardiac potential is connected, and the first electrode and the second electrode are connected to the power source unit via the switching unit.
  • the first electrode and the second electrode are connected to the electrocardiograph without going through the switch unit.
  • the local potential at each electrode can be obtained even during defibrillation. Can be measured.
  • FIG. 1 is a schematic diagram showing a configuration of a defibrillation catheter system 1 according to an embodiment of the present invention
  • FIG. 2 is an example of an energization waveform of the defibrillation catheter system 1 according to an embodiment of the present invention
  • Represents. 3 to 5 are block diagrams of the defibrillation catheter system 1 according to the embodiment of the present invention.
  • FIG. 3 shows the state of the first mode for measuring the intracardiac potential
  • FIG. 4 shows the impedance.
  • FIG. 5 shows a second mode state in which a voltage is applied while measuring an intracardiac potential.
  • the proximal side of the catheter 20 refers to the direction of the hand side of the user (operator) with respect to the extending direction of the catheter 20, and the distal side is the opposite direction of the proximal side (that is, the treatment target side).
  • Direction A direction from the proximal side to the distal side of the catheter 20 is referred to as a perspective direction.
  • the catheter 20 extends in the perspective direction, and a first electrode 21 is provided on the distal side, and a second electrode 22 is provided on the proximal side of the first electrode 21. Is provided.
  • the intracardiac potential can be measured by the first electrode 21 and the second electrode 22. it can.
  • a voltage is applied so that a current flows from the first electrode 21 through the living body toward the second electrode 22 or from the second electrode 22 through the living body toward the first electrode 21.
  • Examples of the catheter 20 include a resin tube formed in a cylindrical shape.
  • the resin tube can be manufactured by, for example, extrusion molding.
  • Examples of the resin constituting the catheter 20 include polyamide resins, polyester resins, polyurethane resins, polyolefin resins, fluorine resins, vinyl chloride resins, silicone resins, and natural rubber. These may use only 1 type and may use 2 or more types together. Of these, polyamide resins, polyester resins, polyurethane resins, polyolefin resins, and fluorine resins are preferably used.
  • the catheter 20 may be composed of a single layer or a plurality of layers.
  • the catheter 20 may be composed of a single layer in the perspective or circumferential direction, and may be composed of a plurality of layers in the other part.
  • the catheter 20 may also have one or more lumens.
  • the first electrode 21 is preferably disposed at a position corresponding to the coronary sinus, and the second electrode 22 is disposed at a position corresponding to the right atrium. preferable.
  • DC voltages having different polarities are applied to the first electrode 21 and the second electrode 22, respectively.
  • fibrillation can be removed with less energy by applying a two-phase DC voltage as shown in FIG.
  • the catheter 20 may have a plurality of first electrodes 21 and a plurality of second electrodes 22. If a plurality of electrodes are provided, intracardiac potentials at various positions can be acquired. For example, the intracardiac potential between the first electrodes 21 can be measured by measuring the potential difference between the adjacent first electrodes 21. The same applies to the second electrode 22. Furthermore, if a plurality of electrodes are provided, a voltage can be applied over a wide range of the heart, and efficient defibrillation can be performed.
  • the plurality of first electrodes 21 are preferably applied with voltages having the same polarity (plus or minus), and the plurality of second electrodes 22 are applied with voltages having the same polarity (minus or plus). preferable.
  • the first electrode 21 is negative and the second electrode 22 is positive in the first half of energization, and current flows from the right atrium toward the coronary sinus side.
  • the first electrode 21 is positive and the second electrode 22 is negative, and current can flow from the coronary sinus toward the right atrium.
  • the 2nd electrode 22 is arrange
  • a third electrode 23 for measuring an intracardiac potential is further provided between the first electrode 21 and the second electrode 22 in the perspective direction of the catheter 20.
  • the intracardiac potential at a corresponding position between the first electrode 21 and the second electrode 22 can also be measured.
  • the third electrode 23 is preferably not connected to the power supply unit 6. Thereby, the third electrode 23 can be used as a dedicated electrode for measuring the intracardiac potential.
  • a fourth electrode 24 for measuring an intracardiac potential is further provided on the proximal side of the second electrode 22 in the perspective direction of the catheter 20.
  • the fourth electrode 24 can be disposed at a position corresponding to the superior vena cava.
  • the fourth electrode 24 is preferably not connected to the power supply unit 6.
  • the fourth electrode 24 can be used as a dedicated electrode for measuring the intracardiac potential.
  • the first electrode 21, the second electrode 22, the third electrode 23, and the fourth electrode 24 are collectively referred to as an “electrode”, the first electrode 21, the second electrode 22, the third electrode 23, and the fourth electrode 24. are sometimes referred to as “each electrode”.
  • the number of each electrode is not particularly limited, and the number of each electrode may be the same or different.
  • the number of the first electrodes 21 and the number of the second electrodes 22 are preferably the same. Thereby, the surface areas of the first electrode 21 and the second electrode 22 can be easily made the same.
  • the surface area of each first electrode 21 and each second electrode 22 is the same, and the same number of electrodes are evenly arranged, so that efficient defibrillation can be performed and the accuracy of measurement of an intracardiac electrocardiogram. Can be increased.
  • the number of third electrodes 23 is preferably less than or equal to the number of first electrodes 21, and more preferably less than or equal to the number of first electrodes 21 and less than or equal to the number of second electrodes 22. By setting the number of the third electrodes 23 in this way, the intracardiac potential at each position of the heart can be suitably measured.
  • the number of the first electrodes 21 and the number of the second electrodes 22 may be eight, and the number of the third electrodes 23 may be six.
  • the number of the fourth electrodes 24 is preferably equal to or less than the number of the first electrodes 21, the second electrodes 22, and the third electrodes 23.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 can be each eight
  • the third electrode 23 can be six
  • the fourth electrode 24 can be four.
  • Each electrode is preferably present in a region of more than half of the outer periphery of the resin tube, and more preferably formed in a ring shape.
  • the interval between adjacent electrodes that is, the distance between the distal end of one electrode and the proximal end of the other electrode provided more distally than one electrode is 1 mm or more It can set to 10 mm or less, and 3 mm or more and 8 mm or less are preferable.
  • the width of the electrode can be set to, for example, 0.5 mm or more and 5 mm or less.
  • the width of each electrode may be the same or different.
  • the intracardiac potential can be appropriately measured by setting the electrode separation distance and electrode width.
  • the two electrodes for measuring the potential have the same width or the same surface area.
  • the electrode width refers to the length of the electrode in the perspective direction.
  • the separation distance between the electrode disposed on the most proximal side of the first electrode 21 and the electrode disposed on the most distal side of the second electrode 22 is longer than the separation distance between the first electrodes 21, In addition, it is preferable that the distance is longer than the distance between the second electrodes 22.
  • the electrode arrangement and the separation distance may be set so that the first electrode 21 can be arranged in the coronary sinus and the second electrode 22 can be arranged in the right atrium.
  • the separation distance between the first electrodes 21 refers to the longest separation distance among the separation distances between two adjacent first electrodes 21. The same is true for the separation distance between the second electrodes 22.
  • Each electrode only needs to contain a conductive material such as platinum or stainless steel, but in order to make it easier to grasp the position of the electrode under X-ray fluoroscopy, it contains an X-ray opaque material such as platinum. It is preferable.
  • a distal tip 25 may be provided at the distal end of the catheter 20.
  • the distal tip 25 preferably has a tapered portion whose outer diameter decreases toward the distal side.
  • the tip 25 may be made of a conductive material. Thereby, the tip 25 can be functioned as an electrode.
  • the tip 25 may be made of a polymer material. Furthermore, in order to protect the body tissue from contact with the catheter 20, the hardness of the tip 25 may be lower than the hardness of the resin tube.
  • an operation wire or a spring member for bending the distal side of the catheter 20 may be disposed in the lumen of the resin tube. Specifically, it is preferable that the distal end portion of the operation wire is fixed to the distal end portion of the resin tube or the tip tip 25, and the proximal end portion of the operation wire is fixed to the handle 26 described later. .
  • the first conductive wire 31 (lead wire) is connected to each electrode. Specifically, the inner peripheral surface of the electrode and one end portion of the first conducting wire 31 disposed in the lumen of the resin tube are joined via a side hole provided in the outer peripheral surface of the resin tube.
  • the other end portion of the first conducting wire 31 connected to the first electrode 21 or the second electrode 22 is preferably connected to the first connecting portion 11 of the power supply device 2 for defibrillation as will be described later.
  • the other end portion of the first conducting wire 31 connected to the third electrode 23 or the fourth electrode 24 is preferably connected to the fourth connecting portion 14 of the power supply device 2 as described later.
  • the first conducting wire 31 may be a plurality of conducting wires connected by a connecting member such as a connector. The same applies to a second conductive wire 32 and a third conductive wire 33 described later.
  • a handle 26 that a user grips when operating the catheter 20 may be provided on the proximal side of the resin tube.
  • the shape of the handle 26 is not particularly limited, but is preferably formed in a conical shape whose outer diameter decreases toward the distal side in order to alleviate the stress concentration at the connection portion between the resin tube and the handle 26.
  • the size of the handle 26 is not particularly limited as long as it is suitable for the user to hold with one hand.
  • the length can be 5 cm or more and 20 cm or less, and the outermost diameter can be 1 cm or more and 5 cm or less.
  • synthetic resin such as ABS or polycarbonate, or foamed plastic such as polyurethane foam can be used.
  • An opening is provided in the proximal end portion of the handle 26 (more preferably, the proximal end surface of the handle 26), and a part of the first conductive wire 31 may extend from the opening, or fixed to the opening.
  • the 1st conducting wire 31 may be connected to the made connector.
  • the electrocardiograph 40 measures the intracardiac potential through various electrodes.
  • As the electrocardiograph 40 a known one can be used.
  • FIG. 1 and 3 to 5 show a defibrillation power supply device 2 that is connected to an electrocardiograph 40 and a catheter 20 having electrodes to generate an applied voltage.
  • the power supply device for defibrillation may be simply referred to as “power supply device”.
  • the present invention also includes a power supply device 2 for defibrillation that is connected to the electrocardiograph 40 and the catheter 20 having electrodes to generate an applied voltage.
  • the power supply device 2 for defibrillation generates a first connection portion 11 connected to a plurality of electrodes provided on the distal side of the catheter 20, a second connection portion 12 connected to an electrocardiograph 40, and an applied voltage.
  • a power supply unit 6 that is connected to the power supply unit 6, and a switching unit 7 that switches between a first mode for measuring an intracardiac potential and a second mode for applying a voltage while measuring the intracardiac potential.
  • the first connection unit 11 is connected to the power supply unit 6 via the switching unit 7, and the first connection unit 11 is connected to the second connection unit 12 without using the switch unit.
  • the local potential at each electrode is measured even during defibrillation. Can do.
  • the power supply device 2 is provided with an operation unit 3 for performing various operations such as turning the power supply device 2 on and off, setting an applied energy amount, charging a voltage, applying a voltage, and selecting an applied electrode.
  • an operation unit 3 known input means such as a button switch and a lever can be used.
  • the operation unit 3 is connected to a control unit 4 described later, and an input signal from the operation unit 3 is transmitted to the control unit 4.
  • the power supply device 2 is provided with a control unit 4 that controls the power supply unit 6 and the switching unit 7 based on an input signal from the operation unit 3.
  • the control unit 4 is connected to the processing unit 5 having an output circuit for outputting the DC voltage from the power supply unit 6 to the electrodes via the switching unit 7.
  • DC voltages having different polarities are applied to the first electrode 21 and the second electrode 22.
  • the energization waveform may be biphasic with the polarity reversed in the middle or may be monophasic with a constant polarity, but the biphasic property is said to be able to stimulate with less energy. Therefore, it is preferable.
  • the energization energy applied to the living body can be set to, for example, 1 J or more and 30 J or less.
  • the power supply unit 6 is connected to the catheter 20 and generates an applied voltage.
  • the power supply unit 6 is provided with a power supply circuit for generating a DC voltage.
  • the power supply circuit includes, for example, a booster circuit that boosts a DC voltage and a capacitor that charges an applied voltage.
  • the power supply unit 6 is connected to a switching unit 7 that switches between a first mode for measuring an intracardiac potential and a second mode for applying a voltage while measuring the intracardiac potential.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the power supply unit 6 via the switching unit 7. Therefore, as shown in FIG. 3, when the first mode is selected by opening the switch constituting the switching unit 7, the first electrode 21 and the second electrode 22 are insulated from the power source unit 6. Therefore, the intracardiac potential can be measured using the first electrode 21 and the second electrode 22 without performing defibrillation. Further, as shown in FIG. 5, when the second mode is selected by closing the switches constituting the switching unit 7, the first electrode 21 and the second electrode 22 are electrically connected to the power supply unit 6. Thus, a voltage can be applied to the heart.
  • the switching unit 7 preferably operates in conjunction with the input to the operation unit 3.
  • the operation unit 3 has a power button that activates the power supply device 2 and an application button that is a defibrillation switch.
  • the first mode is automatically selected, and the application button is The second mode is preferably selected when pressed. It is preferable that the first mode is automatically selected after application.
  • the time for the second mode is preferably as short as possible. Thereby, an electrocardiogram can be obtained with high accuracy.
  • the operation unit 3 preferably includes a charging button for charging the capacitor. The first mode is preferably continued during charging, and the first mode is preferably continued until immediately before the application button is pressed.
  • the heart receives a large amount of energy, so that the intracardiac potential displayed on the electrocardiograph 40 is greatly disturbed.
  • a highly accurate intracardiac electrocardiogram without waveform attenuation or rounding is continued except at the moment when the intracardiac potential is greatly disturbed by the application of the defibrillation voltage. Then it becomes observable.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 without passing through the switch part.
  • the switch portion is a portion that opens and closes the electric circuit or switches the direction in which the current flows. For this reason, since the electric circuit from the 1st electrode 21 or the 2nd electrode 22 to the electrocardiograph 40 is not opened and closed or switched, the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22 and the electrocardiograph 40 are always connected. It will be. Therefore, according to the defibrillation catheter system 1 of the present invention, the intracardiac potential at each electrode can be measured even during defibrillation.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 without passing through the switching unit 7. Since the switching unit 7 for switching between the first mode and the second mode is provided for connecting or disconnecting the plurality of first electrodes 21 and the plurality of second electrodes 22 respectively, it is included in the switch unit of the present invention. It is. Since a switch part is not provided in the middle of the electric circuit connecting the first electrode 21 and the electrocardiograph 40 and the electric circuit connecting the second electrode 22 and the electrocardiograph 40, the first mode and the second mode can be used. The first electrode 21 and the second electrode 22 are always connected to the electrocardiograph 40. For this reason, the intracardiac potential can be measured with each electrode even during defibrillation.
  • first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 without passing through any switch part. As a result, the first electrode 21 and the second electrode 22 can be connected to the electrocardiograph 40 at all times.
  • the applied voltage of the defibrillation catheter system 1 is, for example, 600 V at maximum, and a sufficiently small voltage is applied to 5 kV. Therefore, as described later, a resistance of 200 ⁇ or less, preferably 50 ⁇ or more and 200 ⁇ or less is preferably connected between the first electrode 21 and the electrocardiograph 40 and between the second electrode 22 and the electrocardiograph 40. In addition, the electrocardiograph 40 can be sufficiently protected from overvoltage.
  • a resistance of 200 ⁇ or less may be provided between the power supply unit 6 and the electrocardiograph 40. If the resistance is 200 ⁇ or less, the intracardiac potential can be transmitted to the electrocardiograph 40 without causing the waveform of the intracardiac potential acquired by the catheter 20 to be smoothed.
  • the resistance provided between the power supply unit 6 and the electrocardiograph 40 may be 150 ⁇ or less, or 100 ⁇ or less, or 50 ⁇ or more, or 70 ⁇ or more.
  • the switching unit 7 may have one or a plurality of switches. As shown in FIG. 3, the switching unit 7 preferably includes a plurality of first switches 7A connected in parallel to each other and a plurality of second switches 7B connected in parallel to each other.
  • the catheter 20 includes a plurality of first electrodes 21 and a plurality of second electrodes 22
  • the plurality of first electrodes 21 are connected to the power supply unit 6 via the first switch 7A, respectively.
  • the second electrodes 22 are preferably connected to the power supply unit 6 via the second switch 7B. That is, it is preferable that the plurality of first electrodes 21 and the plurality of second electrodes 22 are connected to the power supply unit 6 via different switches. Thereby, since a plurality of electrodes can be electrically separated, an intracardiac potential can be acquired independently by each electrode.
  • the first switch 7A and the second switch 7B are of a multipole single throw type. If the multi-pole single-throw type is used, a large number of switches can be operated in a single operation, so that the accuracy of voltage application timing at each electrode can be improved.
  • the first switch 7A and the second switch 7B may be a single pole single throw type. If the single-pole single-throw type is used, each switch can be individually operated, so that it is easy to apply a voltage only to a specific electrode.
  • the other end of the first conducting wire 31 connected to the first electrode 21 or the second electrode 22 is connected to the first connecting portion 11. Further, the first connecting portion 11 and the switching portion 7 are connected via the fourth conducting wire 34. Thereby, since the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22 are connected to the power supply part 6, a voltage can be applied.
  • the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22, and the power supply part 6 may be connected via different connection members, such as a connector.
  • the first connecting portion 11 has a concave portion, and the other end of the first conducting wire 31 is fixed to the first connector having the convex portion, It is preferable that the concave portion and the convex portion can be engaged.
  • the other end of the second conducting wire 32 connected to the input terminal 41 of the electrocardiograph 40 corresponding to the first electrode 21 or the second electrode 22 is connected to the second connecting portion 12. Further, the second connecting portion 12 is connected to the fourth conducting wire 34 by the fifth conducting wire 35. The fourth conducting wire 34 and the fifth conducting wire 35 are not provided with a switch part. Thereby, since the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 not via a switch part, even at the time of defibrillation, an intracardiac potential is transmitted through the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22. Can be measured.
  • the 4th conducting wire 34 and the 5th conducting wire 35 may be a wiring material, and may be a part of wiring pattern provided in the printed circuit board.
  • the second connecting portion 12 has a recess, the other end of the second conducting wire 32 is fixed to a second connector having a convex portion, and the concave portion of the second connecting portion 12 and the convex portion of the second connector are engaged. It is preferable that they can be combined. Thereby, connection with the power supply device 2 and the input terminal 41 of the electrocardiograph 40 becomes easy.
  • the power supply device 2 may include a third connection unit 13 that transmits the electrocardiogram waveform output from the electrocardiograph 40 to the control unit 4.
  • the third connecting portion 13 connected to the output terminal 42 of the electrocardiograph 40 and the control portion 4 are connected to the third connecting portion 13.
  • the third connecting portion 13 has a concave portion, and the other end of the third conductor 33 is fixed to a third connector having a convex portion, and the concave portion of the third connecting portion 13 and the convex portion of the third connector are engaged. It is preferable that they can be combined. This facilitates connection between the power supply device 2 and the output terminal 42 of the electrocardiograph 40.
  • the power supply device 2 may include the fourth connection portion 14 and the fifth connection portion 15 that connect the third electrode 4 and the fourth electrode 24, which are dedicated electrodes for measuring the intracardiac potential, and the electrocardiograph 40, respectively. Good.
  • the other end of the first conducting wire 31 connected to the third electrode 23 or the fourth electrode 24 is connected to the fourth connecting portion 14.
  • the other end of the second conducting wire 32 connected to the input terminal 41 of the electrocardiograph 40 corresponding to the third electrode 23 or the fourth electrode 24 is connected to the fifth connecting portion 15.
  • the fourth connection portion 14 and the fifth connection portion 15 are connected via a sixth conducting wire 36.
  • the sixth conductive wire 36 may be a wiring material or a part of a wiring pattern provided on the printed circuit board.
  • the fourth connection portion 14 and the fifth connection portion 15 each have a recess, and the recess of the fourth connection portion 14 and the protrusion of the first connector It is preferable that the portion can be engaged, and the concave portion of the fifth connecting portion 15 and the convex portion of the second connector can be engaged.
  • the power supply device 2 may have an electrode selection switch for selecting an electrode to which a voltage is applied. Thereby, electrical stimulation can be given only to a specific electrode.
  • the position where the electrode selection switch is provided is not particularly limited, but the electrode selection switch is preferably connected to the power supply unit 6, and more preferably provided in the output circuit of the processing unit 5.
  • the electrode selection switch may be provided separately from the switches constituting the switching unit 7 (for example, the first switch 7A and the second switch 7B), and at least one of the switches constituting the switching unit 7 is an electrode selection switch. May be.
  • the power supply device 2 may be provided with a safety switch (safety switch 10).
  • the safety switch 10 is preferably connected between the switching unit 7 and the power supply unit 6, and more preferably connected between the processing unit 5 and the switching unit 7.
  • the number of the safety switches 10 is not particularly limited, but it is preferable that at least one is provided for the plurality of first electrodes 21 and at least one is provided for the plurality of second electrodes 22.
  • FIG. 3 shows an example in which one safety switch 10 is connected to the processing unit 5 and the first switch 7A, and another safety switch 10 is connected to the processing unit 5 and the second switch 7B.
  • the power supply device 2 may be provided with a protection circuit that absorbs a high voltage generated when the switch is shut off. Thereby, damage of each switch can be prevented.
  • the power supply device 2 may be provided with an overvoltage protection circuit that protects the electrocardiograph 40 from overvoltage between the power supply unit 6 and the electrocardiograph 40. Thereby, it can prevent that the electrocardiograph 40 is damaged by the application of an overvoltage.
  • an impedance measurement circuit 8 that measures the impedance between the first electrode 21 and the second electrode 22 is connected between the first electrode 21 and the second electrode 22. It is preferable that one electrode 21 is connected to the impedance measurement circuit 8 via the third switch 9A, and the second electrode 22 is connected to the impedance measurement circuit 8 via the fourth switch 9B. Thereby, since the impedance between the 1st electrode 21 and the 2nd electrode 22 can be measured, the applied waveform suitable for a patient can be set.
  • 3 to 5 show an example in which one third switch 9A is provided for each first electrode 21 and one fourth switch 9B is provided for each second electrode 22.
  • the electrode selection switch, the safety switch 10, the third switch 9A, and the fourth switch 9B may be a single-pole single-throw type or a multi-pole single-throw type. Also good.
  • a plurality of power supply units 6 described in the first embodiment are provided.
  • a plurality of power supply units 6 composed of at least a first power supply unit and a second power supply unit, and a plurality of switching units 7 composed of at least a first switching unit and a second switching unit are provided.
  • the catheter 20 is composed of a plurality of first electrodes 21 composed of at least 1-1 electrodes and 1-2 electrodes, and at least 2-1 electrodes and 2-2 electrodes.
  • the first and second electrodes are connected to the first power source through the first switching unit, and the first and second electrodes are connected to the second power source through the second switching unit, -1 electrode, 1-2 electrode, 2-1 electrode, and 2-2 electrode are connected to the electrocardiograph 40 without a switch part. It is preferably connected.
  • one operation unit 3 and one control unit 4 are provided, and a plurality of power supply units 6 are connected to the control unit 4.
  • the processing unit 5 and the switching unit 7 can be connected.
  • a synchronizing circuit that synchronizes the timing of applying voltages to the 1-1 electrode, the 2-1 electrode, the 1-2 electrode, and the 2-2 electrode includes the first power supply unit and the second electrode. It is preferable to be connected to the power supply unit.
  • the plurality of first electrodes 21 (for example, the 1-1 electrode and the 1-3 electrode) and the plurality of second electrodes 22 (for example, the 2-1 electrode and the 2-3 electrode) are the first electrode. It is connected to the first power supply unit via one switching unit, and a plurality of other first electrodes 21 (for example, first and second electrodes, first to fourth electrodes) and a plurality of other second electrodes 22 (for example, , 2-2 electrode, 2-4 electrode) are preferably connected to the second power supply unit via the second switching unit.
  • the first switching unit is connected to the 1-1 switch connected to the 1-1 electrode, the 1-3 switch connected to the 1-3 electrode, and the 2-1 electrode.
  • the second switch is connected to the second electrode, and the second switching unit has a first switch connected to the first electrode 1-2. 2 switch, a 1-4 switch connected to the 1-4 electrode, a 2-2 switch connected to the 2-2 electrode, and a second switch connected to the 2-4 electrode -4 switch.
  • a switch for each electrode an intracardiac potential can be acquired independently or a voltage can be applied by each electrode.
  • the number of electrodes connected to each power supply unit 6 may be the same or different, but is preferably the same in order to facilitate control.
  • the number of power supply units 6 can be set according to the number of first electrodes 21 and second electrodes 22, but three or more power supply units 6 including the first power supply unit and the second power supply unit are provided. Preferably it is. As the number of power supply units 6 increases, the capacitance of the capacitor can be reduced, so that the charging time of energized energy can be shortened and the apparatus can be downsized. However, in order to prevent the power supply device 2 from becoming complicated, the number of power supply units 6 is preferably 10 or less, and more preferably 8 or less.
  • Step 1 Measurement of intracardiac potential
  • the power supply device 2 the catheter 20, and the electrocardiograph 40 are connected.
  • the catheter 20 is inserted into the heart chamber and the electrodes are placed at the desired location in the heart.
  • the switching unit 7 is set to the first mode for measuring the intracardiac potential.
  • the first mode can be set by opening all the switches constituting the switching unit 7.
  • the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 via the first connection part 11 and the second connection part 12. Since the measurement potential of each electrode is transmitted to the electrocardiograph 40, the intracardiac electrocardiogram waveform is displayed on the electrocardiograph 40 or a display means provided separately from the electrocardiograph 40.
  • the switching unit 7 is in the first mode in the initial state in which the power source 2 is turned on. Thereby, the measurement of the intracardiac electrogram can be started in conjunction with the rise of the power supply, and an abnormality can be detected at an early stage.
  • Step 2 Setting the amount of applied energy
  • the amount of energy to be applied is set from the operation unit 3. For example, an arbitrary energy amount from 1J to 30J can be set.
  • the defibrillation power supply apparatus 2 includes a switching unit 7 that switches between a first mode for measuring an intracardiac potential and a second mode for applying a voltage while measuring the intracardiac potential, and a capacitor.
  • the power supply unit 6 charges a capacitor built in the power supply unit 6. That is, in the control method of the power supply device 2 of the present invention, which is connected to the electrocardiograph 40 and the catheter 20 having electrodes and generates the applied voltage, the applied voltage is applied to the capacitor when the switching unit 7 is in the first mode. It is preferable to include a charging step for charging.
  • the switching unit 7 closes all the switches 9A and 9B connected to the impedance measurement circuit 8 in the first mode.
  • the AC voltage applied in the impedance measurement has a frequency and voltage that can calculate the impedance, and may be a voltage sufficiently smaller than the applied voltage during defibrillation.
  • the switches 9A and 9B are closed and the first electrodes 21 and the second electrodes 22 are connected to each other, so that the cardiac potentials obtained by averaging the local intracardiac potentials are averaged. It becomes an internal potential waveform. Therefore, the shorter the impedance measurement time, the better, and it is preferably several tens of milliseconds to several hundred milliseconds. Further, after the impedance is measured, the third switch 9A and the fourth switch 9B are opened.
  • the energization energy is being charged and while the charge voltage is maintained. It is possible to acquire a local potential at each electrode.
  • Step 4 Defibrillation
  • a defibrillation voltage is applied to the patient in synchronization with the R wave of the electrocardiogram waveform from the electrocardiograph 40 input to the third connection unit 13.
  • the switching unit 7 is shifted to the second mode by closing all the switches of the switching unit 7 including the first switch 7A and the second switch 7B, and the control unit 4 is determined in step 3
  • An energization waveform and energization energy are selected.
  • the power supply unit 6 discharges the capacitor, and the processing unit 5 applies a voltage to each electrode so as to obtain a biphasic application waveform based on information from the control unit 4.
  • the voltage is applied during the absolute refractory period.
  • the voltage may be applied so as to be synchronized with the R wave of the electrocardiogram waveform from the electrocardiograph 40.
  • all the switches of the switching unit 7 including the first switch 7A and the second switch 7B are immediately opened. Since the first electrode 21 and the second electrode 22 are connected to the electrocardiograph 40 without going through the switch section, the local potentials at the first electrode 21 and the second electrode 22 are reduced even during defibrillation. Since the measurement can be continuously performed, the reaction of the heart before and after defibrillation can be observed at an early stage.
  • Defibrillation catheter system 2 Power supply device for defibrillation (power supply device) 3: operation unit 4: control unit 5: processing unit 6: power supply unit 7: switching unit 7A: first switch 7B: second switch 8: impedance measurement circuit 9A: third switch 9B: fourth switch 10: safety switch 11 : First connection part 12: second connection part 13: third connection part 14: fourth connection part 15: fifth connection part 20: catheter 21: first electrode 22: second electrode 23: third electrode 24: third 4 electrode 25: tip tip 26: handle 31: first conductor 32: second conductor 33: third conductor 34: fourth conductor 35: fifth conductor 36: sixth conductor 40: electrocardiograph 41: electrocardiograph Input terminal 42: ECG output terminal

Abstract

除細動時であっても、心内心電図測定時と同様に心内電位の観測ができ、かつシステムを容易に制御できる除細動カテーテルシステム、除細動用電源装置およびその装置の制御方法を提供する。本発明の除細動カテーテルシステム１は、遠近方向に延在しているカテーテル２０と、カテーテル２０と接続されており、印加電圧を発生させる電源部６と、心内電位を測定する心電計４０と、を有する除細動カテーテルシステム１であって、カテーテル２０の遠位側には、第１電極２１と、第１電極２１よりも近位側に配置されている第２電極２２と、が設けられており、電源部６には、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部７が接続されており、第１電極２１および第２電極２２が、切替部７を介して電源部６に接続されており、第１電極２１および第２電極２２が、スイッチ部を介さずに心電計４０に接続されている。

Description

除細動カテーテルシステム、除細動用電源装置および除細動用電源装置の制御方法
　本発明は、除細動を行うためのカテーテルシステムと、除細動の際に印加する電圧波形の生成や印加電極の選択等を行うための電源装置およびその装置の制御方法に関する。
　心房細動や心室細動等の不整脈の治療では、電気的刺激を付与することで心臓のリズムを正常に戻す除細動が行われる。除細動には、自動体外式除細動器（Ａｕｔｏｍａｔｅｄ　Ｅｘｔｅｒｎａｌ　Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ：ＡＥＤ）、植え込み型除細動器（Ｉｍｐｌａｎｔａｂｌｅ　Ｃａｒｄｉｏｖｅｒｔｅｒ　Ｄｅｆｉｂｒｉｌｌａｔｏｒ：ＩＣＤ）、除細動パドルシステム、除細動カテーテルシステムが用いられる。特に、除細動カテーテルシステムは、カテーテルの表面に設けられた電極を通じて心臓に電気的刺激を直接付与しつつ、この電極により心内電位を測定することもできる。また、除細動カテーテルシステムは、体外式除細動器に比べて低エネルギーの電圧波形を用いることができるため、患者の負担が軽減され、さらには不整脈のカテーテル検査や焼灼手術中に使用することもできる点で有利である。
　心房細動の治療では、心室筋が反応しないように絶対不応期に電圧を印加する必要がある。もし、絶対不応期以外に刺激を付与した場合、心室筋が反応すると心室細動に移行するおそれがある。このため、除細動カテーテルシステムでは、Ｒ波に同期させて電圧を印加する必要がある。
　このような除細動カテーテルシステムの一例として、特許文献１には、除細動カテーテルと、カテーテルの電極に直流電圧を印加する電源装置と、心電計を備えたカテーテルシステムが開示されている。しかし、このシステムでは、除細動と心内電位の測定の切り替えに１回路２接点の切替スイッチを用いているため、除細動用の通電エネルギーのチャージ中および除細動実行中に心内電位を得ることはできなかった。
　そこで、心腔内除細動実行時に心内電位を測定することができるシステムが開発されている。例えば、特許文献２には、心腔内除細動時に心電計と電極カテーテルとの接続を完全に遮断してしまうのではなく、保護抵抗を介して電極カテーテルの一部の電極（ＲＡ電極およびＣＳ電極）を心電計と接続することが開示されている。
特開２０１０－２２０７７８号公報 特開２０１７－１７６３４９号公報
　特許文献２に示す心腔内除細動システムでは、オンオフスイッチがオフ状態となる心腔内除細動時には、心内電位信号が比較的大きな抵抗値を持つ保護抵抗を介して心電計に供給されるため、オンオフスイッチがオン状態となる心内心電図測定時と比較して、心電計に表示される心内電位波形は減衰したものとなっていた。また、心腔内除細動時には、電極カテーテルショートスイッチがショート状態となっており、８個のＲＡ電極の電位が平均化された１つの測定電位が得られ、８個のＣＳ電極の電位が平均化された１つの測定電位が得られるため、心内心電図測定時と比較して、ＲＡ電極およびＣＳ電極の心電図波形がなまったものになり、各電極で独立した心内電位を得ることができなかった。さらに、８個のＣＳ電極と８個のＲＡ電極にそれぞれ独立したオンオフスイッチが必要であるため、回路規模が大きく制御も煩雑になっていた。そこで、本発明は除細動時であっても、心内心電図測定時と同様に心内電位の観測ができ、かつシステムを容易に制御できる除細動カテーテルシステム、除細動用電源装置およびその装置の制御方法を提供することを目的とする。
　上記課題を解決し得た本発明の除細動カテーテルシステムは、遠近方向に延在しているカテーテルと、カテーテルと接続されており、印加電圧を発生させる電源部と、心内電位を測定する心電計と、を有する除細動カテーテルシステムであって、カテーテルの遠位側には、第１電極と、第１電極よりも近位側に配置されている第２電極と、が設けられており、電源部には、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部が接続されており、第１電極および第２電極が、切替部を介して電源部に接続されており、第１電極および第２電極が、スイッチ部を介さずに心電計に接続されている点に要旨を有する。このように本発明の除細動カテーテルシステムは、第１電極および第２電極がスイッチ部を介さずに心電計に接続されているため、除細動時であっても各電極における局所電位を測定することができる。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、切替部は、互いに並列接続されている複数の第１スイッチと、互いに並列接続されている複数の第２スイッチとを有し、カテーテルは、複数の第１電極と、複数の第２電極と、を有し、複数の第１電極が、それぞれ第１スイッチを介して電源部に接続されており、複数の第２電極が、それぞれ第２スイッチを介して電源部に接続されていることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、第１スイッチと第２スイッチが多極単投形であることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、電源部には、電圧を印加する電極を選択する電極選択スイッチが接続されていてもよい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、電源部と心電計の間に２００Ω以下の抵抗が設けられていることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、電源部と心電計の間に、過電圧から心電計を保護する過電圧保護回路が設けられていてもよい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、第１電極と第２電極の間に、第１電極と第２電極の間のインピーダンスを測定するインピーダンス測定回路が接続されており、第１電極が、第３スイッチを介してインピーダンス測定回路に接続されており、第２電極が、第４スイッチを介してインピーダンス測定回路に接続されていることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムは、カテーテルの遠近方向において、第１電極と第２電極の間に心内電位を測定する第３電極がさらに設けられていることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムは、カテーテルの遠近方向において、第２電極よりも近位側に心内電位を測定する第４電極がさらに設けられていることが好ましい。
　上記除細動カテーテルシステムにおいて、少なくとも第１電源部と第２電源部から構成されている複数の電源部と、少なくとも第１切替部と第２切替部から構成されている複数の切替部と、が設けられており、カテーテルは、少なくとも第１－１電極と第１－２電極とから構成されている複数の第１電極と、少なくとも第２－１電極と第２－２電極とから構成されている複数の第２電極を有し、第１電源部に第１切替部が接続され、第２電源部には第２切替部が接続されており、第１－１電極および第２－１電極が、第１切替部を介して第１電源部に接続されており、第１－２電極および第２－２電極が、第２切替部を介して第２電源部に接続されており、第１－１電極、第１－２電極、第２－１電極および第２－２電極が、スイッチ部を介さずに心電計に接続されていることが好ましい。
　本発明には、心電計および電極を有するカテーテルにそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置も含まれる。本発明の除細動用電源装置は、カテーテルの遠位側に設けられる複数の電極に接続される第１接続部と、心電計に接続される第２接続部と、印加電圧を発生させる電源部と、電源部に接続されており、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードとに切り替える切替部と、を有し、第１接続部が、切替部を介して電源部に接続されており、第１接続部が、スイッチ部を介さずに第２接続部に接続されている点に要旨を有する。本発明の除細動用電源装置では、第１接続部が、スイッチ部を介さずに第２接続部に接続されているため、除細動時であっても各電極における局所電位を測定することができる。
　本発明には、心電計および電極を有するカテーテルにそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置の制御方法も含まれる。除細動用電源装置の制御方法は、除細動用電源装置が、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部と、コンデンサとを有し、切替部が第１モードである時に、印加電圧がコンデンサに充電される充電工程を含む点に要旨を有する。上記制御方法によれば、コンデンサの充電中にも各電極での独立した、かつ、なまりのない心内電位を測定することができる。
　本発明の除細動カテーテルシステムおよび除細動用電源装置によれば、除細動時に各電極での心内電位を測定することができる。また、本発明の除細動用電源装置の制御方法によれば、コンデンサの充電中にも各電極での独立した、かつ、なまりのない心内電位を測定することができる。
本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステムの構成を示す模式図を表す。 本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステムの通電波形の例を表す。 本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステムの第１モードの状態を示すブロック図を表す。 本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステムのインピーダンス測定状態を示すブロック図を表す。 本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステムの第２モードの状態を示すブロック図を表す。
　以下、下記実施の形態に基づき本発明をより具体的に説明するが、本発明はもとより下記実施の形態によって制限を受けるものではなく、前・後記の趣旨に適合し得る範囲で適当に変更を加えて実施することも勿論可能であり、それらはいずれも本発明の技術的範囲に包含される。なお、各図面において、便宜上、ハッチングや部材符号等を省略する場合もあるが、かかる場合、明細書や他の図面を参照するものとする。また、図面における種々部材の寸法は、本発明の特徴の理解に資することを優先しているため、実際の寸法とは異なる場合がある。
　本発明の除細動カテーテルシステムは、遠近方向に延在しているカテーテルと、カテーテルと接続されており、印加電圧を発生させる電源部と、心内電位を測定する心電計と、を有しており、カテーテルの遠位側には、第１電極と、第１電極よりも近位側に配置されている第２電極と、が設けられており、電源部には、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部が接続されており、第１電極および第２電極が、切替部を介して電源部に接続されており、第１電極および第２電極が、スイッチ部を介さずに心電計に接続されている。このように本発明の除細動カテーテルシステムは、第１電極および第２電極がスイッチ部を介さずに心電計に接続されているため、除細動時であっても各電極における局所電位を測定することができる。
　図１～図５を参照しながら、本発明の除細動カテーテルシステム１および除細動用電源装置２について説明する。図１は、本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステム１の構成を示す模式図を表し、図２は、本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステム１の通電波形の例を表す。図３～図５は、本発明の実施の形態に係る除細動カテーテルシステム１のブロック図を表し、図３は心内電位を測定する第１モードの状態を示しており、図４はインピーダンスの測定状態を示しており、図５は心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードの状態を示している。ここで、カテーテル２０の近位側とはカテーテル２０の延在方向に対して使用者（術者）の手元側の方向を指し、遠位側とは近位側の反対方向（すなわち処置対象側の方向）を指す。また、カテーテル２０の近位側から遠位側への方向を遠近方向と称する。
（実施の形態１）
　図１に示すように、カテーテル２０は遠近方向に延在しているものであり、その遠位側には第１電極２１が、第１電極２１よりも近位側には第２電極２２が設けられている。カテーテル２０を心腔に挿入し、第１電極２１と第２電極２２を心房や心室または血管の内側面で接触させると、第１電極２１と第２電極２２により心内電位を測定することができる。また、第１電極２１と第２電極２２に電圧を印加することにより、心臓に刺激を与えることができる。具体的には、第１電極２１から生体を経て第２電極２２へ向かって、または第２電極２２から生体を経て第１電極２１へ向かって電流が流れるように電圧が印加される。
　カテーテル２０としては、筒状に形成された樹脂チューブが挙げられる。樹脂チューブは例えば押出成形によって製造することができる。カテーテル２０を構成する樹脂としては、ポリアミド系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、フッ素系樹脂、塩化ビニル系樹脂、シリコーン系樹脂、天然ゴム等が挙げられる。これらは１種のみを用いてもよく、２種以上を併用してもよい。中でも、ポリアミド系樹脂、ポリエステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂、ポリオレフィン系樹脂、フッ素系樹脂が好適に用いられる。
　カテーテル２０は、単層から構成されていてもよく、複数層から構成されていてもよい。カテーテル２０は、遠近方向または周方向の一部が単層から構成されており、他部が複数層から構成されていてもよい。また、カテーテル２０は１つまたは複数の内腔を有していてもよい。
　カテーテル２０を心腔に挿入したときに、第１電極２１は冠静脈洞に対応する位置に配置されていることが好ましく、第２電極２２は右心房に対応する位置に配置されていることが好ましい。このように第１電極２１と第２電極２２を配置することにより、心房細動の除去を効率よく行える。
　第１電極２１と第２電極２２は、各々異なる極性の直流電圧が印加されることが好ましい。例えば、図２のような二相性の直流電圧を印加することにより、少ないエネルギーで細動を除去することができる。
　カテーテル２０は、複数の第１電極２１と、複数の第２電極２２を有していてもよい。電極が複数設けられていれば、様々な位置での心内電位を取得することができる。例えば、隣り合う第１電極２１どうしの電位差を測定することで、各第１電極２１間の心内電位を測定することができる。第２電極２２についても同様である。さらに、電極が複数設けられていれば、心臓の広範囲に電圧を印加でき、効率のよい除細動を行える。
　複数の第１電極２１は、それぞれ同じ極性（プラスまたはマイナス）の電圧が印加されることが好ましく、複数の第２電極２２は、それぞれ同じ極性（マイナスまたはプラス）の電圧が印加されることが好ましい。例えば、図２のような二相性の直流電圧を印加する場合では、通電の前半は第１電極２１がマイナス、第２電極２２がプラスとなり、右心房から冠静脈洞側に向かって電流を流し、通電の後半は第１電極２１がプラス、第２電極２２がマイナスとなり、冠静脈洞から右心房側に向かって電流を流すことができる。
　なお、カテーテル２０が、複数の第１電極２１を有している場合、第２電極２２は、最も近位側に配置されている第１電極２１よりも近位側に配置されていることが好ましい。このように第１電極２１と第２電極２２を配置することにより、除細動を効率よく行える。
　図１および図３に示すように、カテーテル２０の遠近方向において、第１電極２１と第２電極２２の間に心内電位を測定する第３電極２３がさらに設けられていることが好ましい。このように第３電極２３を設けることにより、第１電極２１と第２電極２２の間に対応する位置での心内電位も測定することができる。第３電極２３は電源部６に接続されていないことが好ましい。これにより、第３電極２３を心内電位の測定の専用電極として使用することができる。
　図１および図３に示すように、カテーテル２０の遠近方向において、第２電極２２よりも近位側に心内電位を測定する第４電極２４がさらに設けられていることが好ましい。このように第４電極２４を設けることにより、第２電極２２よりも近位側での心内電位を測定することができる。第４電極２４は、例えば上大静脈に対応する位置に配置することができる。第４電極２４は電源部６に接続されていないことが好ましい。これにより、第４電極２４を心内電位の測定の専用電極として使用することができる。
　以下では、第１電極２１、第２電極２２、第３電極２３および第４電極２４をまとめて「電極」、第１電極２１、第２電極２２、第３電極２３および第４電極２４のことをそれぞれ「各電極」ということがある。
　各電極の数は特に限定されず、各電極の数は同じであっても異なっていてもよい。中でも第１電極２１の数と第２電極２２の数は同じことが好ましい。これにより、第１電極２１と第２電極２２の表面積を容易に同じにすることができる。各第１電極２１と各第２電極２２の表面積が同じであり、同じ数の電極が均等に配置されていることで、効率の良い除細動が行え、かつ、心内心電図の計測の精度を高めることができる。
　第３電極２３の数は、第１電極２１の数以下であることが好ましく、また第１電極２１の数以下かつ第２電極２２の数以下であることがより好ましい。このように第３電極２３の数を設定することにより、心臓の各位置での心内電位を好適に測定することができる。例えば、第１電極２１と第２電極２２を各８つ、第３電極２３を６つにすることができる。
　第４電極２４の数は、第１電極２１、第２電極２２および第３電極２３の数以下であることが好ましい。例えば、第１電極２１と第２電極２２を各８つ、第３電極２３を６つ、第４電極２４を４つにすることができる。このように第４電極２４の数を設定することにより、上大静脈に対応する位置の電位を好適に測定することができる。
　各電極は、樹脂チューブの外周の半分以上の領域に存在していることが好ましく、リング状に形成されていることがより好ましい。このように電極を形成することにより、心臓との接触面積が増大するため、心内電位の測定や電気刺激の付与が行いやすくなる。
　電極が複数設けられる場合、隣り合う電極の配置間隔、すなわち一方の電極の遠位端と、一方の電極よりも遠位側に設けられる他方の電極の近位端との離間距離は、１ｍｍ以上１０ｍｍ以下に設定することができ、３ｍｍ以上８ｍｍ以下が好ましい。また、電極の幅は、例えば０．５ｍｍ以上５ｍｍ以下に設定することができる。各電極の幅は同じであってもよく、異なっていてもよい。このように電極の離間距離や電極幅を設定することにより心内電位を適切に測定することができる。心筋への接触条件を統一するためには、電位を測定する２つの電極は同幅または同じ表面積であることが好ましい。なお、電極の幅は、遠近方向における電極の長さを指す。
　第１電極２１のうち最も近位側に配置されている電極と第２電極２２のうち最も遠位側に配置されている電極の離間距離は、第１電極２１どうしの離間距離よりも長く、かつ第２電極２２どうしの離間距離よりも長いことが好ましい。このように第１電極２１と第２電極２２の離間距離を設定することにより、離間距離を目安にしながら心臓の所定位置に電極を配置しやすくなる。例えば、第１電極２１を冠静脈洞、第２電極２２を右心房に配置できるように電極の配置とその離間距離を設定してもよい。ここで第１電極２１どうしの離間距離とは、隣り合う２つの第１電極２１の離間距離のうち最長の離間距離を指す。第２電極２２どうしの離間距離も同様である。
　各電極は、白金、ステンレス等の導電材料を含有していればよいが、Ｘ線透視下で電極の位置を把握しやすくするためには、白金等のＸ線不透過材料を含有していることが好ましい。
　図１に示すように、カテーテル２０の遠位端部には、先端チップ２５が設けられていてもよい。先端チップ２５は、遠位側に向かって外径が小さくなっているテーパ部を有していることが好ましい。先端チップ２５は導電材料から構成されていてもよい。これにより、先端チップ２５を電極として機能させることができる。また、先端チップ２５は高分子材料から構成されていてもよい。さらに、カテーテル２０との接触から体内組織を保護するために、先端チップ２５の硬度を樹脂チューブの硬度よりも低くしてもよい。
　図示していないが、樹脂チューブの内腔には、カテーテル２０の遠位側を曲げるための操作ワイヤやばね部材が配置されていてもよい。具体的には、操作ワイヤの遠位端部が樹脂チューブの遠位端部または先端チップ２５に固定されており、操作ワイヤの近位端部が後述するハンドル２６に固定されていることが好ましい。
　各電極には第１導線３１（リード線）がそれぞれ接続されている。具体的には、樹脂チューブの外周面に設けられている側孔を介して、電極の内周面と、樹脂チューブの内腔に配置されている第１導線３１の一方端部とが接合される。第１電極２１または第２電極２２に接続されている第１導線３１の他方端部は、後述するように除細動用電源装置２の第１接続部１１に好ましく接続される。第３電極２３または第４電極２４に接続されている第１導線３１の他方端部は、後述するように電源装置２の第４接続部１４に好ましく接続される。第１導線３１は、コネクタ等の接続部材で連結されている複数の導線であってもよい。後述する第２導線３２、第３導線３３も同様である。
　樹脂チューブの近位側には、カテーテル２０を作動させる際に使用者が把持するハンドル２６が設けられてもよい。ハンドル２６の形状は、特に制限されないが、樹脂チューブとハンドル２６の接続箇所への応力集中を緩和するためには遠位側に向かって外径が小さくなる錐形状に形成されていることが好ましい。ハンドル２６の大きさは、使用者が片手で把持するのに適していれば特に制限されず、例えば、長さは５ｃｍ以上２０ｃｍ以下、最外径は１ｃｍ以上５ｃｍ以下にすることができる。ハンドル２６の材料としては、例えば、ＡＢＳやポリカーボネート等の合成樹脂や、ポリウレタン発泡体等の発泡プラスチックを用いることができる。ハンドル２６の近位端部（より好ましくはハンドル２６の近位端面）に開口が設けられており、該開口から第１導線３１の一部が延在していてもよいし、該開口に固定されたコネクタに第１導線３１が接続されていてもよい。
　心電計４０は、各種電極を通じて心内電位を測定する。心電計４０としては公知のものを使用することができる。
　図１、図３～図５には、心電計４０および電極を有するカテーテル２０にそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置２を示している。以下では、除細動用電源装置を単に「電源装置」ということがある。
　本発明には、心電計４０および電極を有するカテーテル２０にそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置２も含まれる。除細動用電源装置２は、カテーテル２０の遠位側に設けられる複数の電極に接続される第１接続部１１と、心電計４０に接続される第２接続部１２と、印加電圧を発生させる電源部６と、電源部６に接続されており、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードとに切り替える切替部７と、を有し、第１接続部１１が、切替部７を介して電源部６に接続されており、第１接続部１１が、スイッチ部を介さずに第２接続部１２に接続されている。本発明の電源装置２では、第１接続部１１が、スイッチ部を介さずに第２接続部１２に接続されているため、除細動時であっても各電極における局所電位を測定することができる。
　電源装置２には電源装置２の入切、印加エネルギー量の設定、電圧の充電、電圧の印加、印加電極の選択等の各種操作を行うための操作部３が設けられる。操作部３としてはボタンスイッチ、レバー等の公知の入力手段を用いることができる。操作部３は後述する制御部４と接続されており、操作部３からの入力信号は制御部４に伝達される。
　電源装置２には、操作部３からの入力信号に基づき、電源部６および切替部７の制御を行う制御部４が設けられている。制御部４は、切替部７を介して電源部６からの直流電圧を電極に出力するための出力回路を有する処理部５に接続されている。処理部５の出力回路では、第１電極２１と第２電極２２に対して正負異なる極性の直流電圧を印加する。通電波形は、途中で極性が反転する二相性であってもよく、極性が一定である一相性であってもよいが、二相性の方がより少ないエネルギーで刺激することができるとされているため好ましい。生体に付与される通電エネルギーは、例えば１Ｊ以上３０Ｊ以下に設定することができる。
　電源部６は、カテーテル２０と接続されており、印加電圧を発生させる。電源部６には、直流電圧を発生するための電源回路が設けられる。電源回路は、例えば直流電圧を昇圧する昇圧回路と、印加電圧を充電するコンデンサから構成される。
　電源部６には、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードとに切り替える切替部７が接続されている。第１電極２１および第２電極２２は、切替部７を介して電源部６に接続されている。このため、図３に示すように切替部７を構成するスイッチが開状態となることで第１モードが選択されているときには、第１電極２１および第２電極２２は電源部６から絶縁されているため、除細動を行わずに第１電極２１および第２電極２２を用いて心内電位を測定することができる。また、図５に示すように切替部７を構成するスイッチが閉状態となることで第２モードが選択されているときには、第１電極２１および第２電極２２は電源部６に電気的に接続されるため、心臓に電圧を印加することができる。
　切替部７は、操作部３への入力に連動して作動することが好ましい。例えば、操作部３が電源装置２を起動する電源ボタンと除細動のスイッチである印加ボタンを有しており、電源ボタンを押したときに自動的に第１モードが選択され、印加ボタンを押すと第２モードが選択されることが好ましい。印加後、自動的に第１モードが選択されることが好ましい。第２モードである時間は可能な限り短いことが好ましい。これにより、心電図を高精度に得ることができる。操作部３は、コンデンサを充電する充電ボタンを備えることが好ましい。充電中は第１モードが継続され、印加ボタンが押される直前まで第１モードが継続されることが好ましい。除細動電圧の印加の瞬間は、心臓は大きなエネルギーを受けるため、心電計４０に表示される心内電位は大きく乱れる。しかし、このように第２モードの時間を可能な限り短くすることで、除細動電圧印加により心内電位が大きく乱れる瞬間以外は、波形の減衰やなまりのない高精度な心内心電図を継続して観測できるようになる。
　第１電極２１および第２電極２２は、スイッチ部を介さずに心電計４０に接続されている。換言すれば、第１電極２１および第２電極２２と心電計４０を結ぶ電路の途中にはスイッチ部は設けられない。ここでスイッチ部は、電路の開閉をしたり、電流が流れる方向を切り替えたりする部分である。このため、第１電極２１または第２電極２２から心電計４０までの電路は開閉されない、または切り替えられないため、第１電極２１および第２電極２２と心電計４０は、常に接続されることになる。したがって、本発明の除細動カテーテルシステム１によれば、除細動時であっても各電極での心内電位を測定することができる。
　第１電極２１および第２電極２２が、切替部７を介さずに心電計４０に接続されていることが好ましい。第１モードと第２モードを切り替える切替部７は、複数の第１電極２１どうし、および複数の第２電極２２どうしをそれぞれ接続または切り離すために設けられるため、本発明のスイッチ部に含まれるからである。第１電極２１と心電計４０を結ぶ電路および第２電極２２と心電計４０を結ぶ電路の途中にスイッチ部は設けられないため、第１モードであっても第２モードであっても、第１電極２１および第２電極２２は、常に心電計４０と接続される。このため、除細動時であっても各電極で心内電位を測定することができる。
　第１電極２１および第２電極２２が、あらゆるスイッチ部を介さずに心電計４０に接続されていることがより好ましい。これにより、第１電極２１および第２電極２２を常時心電計４０に接続することができる。
　切替部７が第２モードに選択されていても、心電計４０の入力部が耐除細動形装着部に対応していれば、電源部６から心電計４０に向かって過度に電流が流れ込むことはないため、第１電極２１および第２電極２２は、スイッチ部を介さずに心電計４０に接続されていてもよい。ＪＩＳ　Ｔ０６０１－１：２０１７　－医用電気機器－第１部：基礎安全及び基本性能に関する一般要求事項－　８．５．５．１　除細動保護の項によれば、医療機器の耐除細動形装着部の入力部は、５０Ωの抵抗を介して入力される５ｋＶの放電に耐えられることが要求されている。除細動カテーテルシステム１の印加電圧は、例えば最大６００Ｖであり、５ｋＶに対しては十分小さい電圧が印加される。したがって、後述するように第１電極２１と心電計４０の間、および第２電極２２と心電計４０の間に好ましくは２００Ω以下の抵抗、より好ましくは５０Ω以上２００Ω以下の抵抗を接続することもあいまって、十分に心電計４０を過電圧から保護できる。
　電源部６と心電計４０の間に、２００Ω以下の抵抗が設けられていてもよい。２００Ω以下の抵抗であれば、カテーテル２０で取得した心内電位の波形をなまらせることなく、心内電位を心電計４０に伝達することができる。電源部６と心電計４０の間に設けられる抵抗は１５０Ω以下、または１００Ω以下であってもよく、５０Ω以上、または７０Ω以上であってもよい。
　切替部７は、一または複数のスイッチを有していてもよい。図３に示すように切替部７は、互いに並列接続されている複数の第１スイッチ７Ａと、互いに並列接続されている複数の第２スイッチ７Ｂとを有していることが好ましい。カテーテル２０が、複数の第１電極２１と複数の第２電極２２とを有している場合、複数の第１電極２１がそれぞれ第１スイッチ７Ａを介して電源部６に接続されており、複数の第２電極２２がそれぞれ第２スイッチ７Ｂを介して電源部６に接続されていることが好ましい。すなわち、複数の第１電極２１と複数の第２電極２２は、それぞれ異なるスイッチを介して電源部６に接続されていることが好ましい。これにより複数の電極を電気的に分離することができるため、各電極で独立して心内電位を取得することができる。
　図示していないが、第１スイッチ７Ａと第２スイッチ７Ｂが多極単投形であることが好ましい。多極単投形であれば、１回の操作で多数のスイッチを連動して動作させることができるため、各電極における電圧印加のタイミングの精度を高められる。
　図３に示すように、第１スイッチ７Ａと第２スイッチ７Ｂは、単極単投形であってもよい。単極単投形であれば、各スイッチを個別に作動させることができるため、特定の電極にのみ電圧を印加しやすくなる。
　第１接続部１１には、第１電極２１または第２電極２２に接続されている第１導線３１の他方端が接続されている。また、第１接続部１１と切替部７が第４導線３４を介して接続されている。これにより、第１電極２１および第２電極２２が電源部６に接続されるため、電圧の印加が行える。第１電極２１および第２電極２２と電源部６とは、コネクタなど異なる接続部材を介して接続されてもよい。
　電源装置２とカテーテル２０の接続を容易にするためには、第１接続部１１が凹部を有しており、第１導線３１の他方端が凸部を有する第１コネクタに固定されており、上記凹部と上記凸部が係合可能であることが好ましい。
　第２接続部１２には、第１電極２１または第２電極２２に対応する心電計４０の入力端子４１に接続されている第２導線３２の他方端が接続されている。また、第２接続部１２が第５導線３５によって第４導線３４に接続されている。第４導線３４および第５導線３５にはスイッチ部は設けられない。これにより、第１電極２１および第２電極２２がスイッチ部を介さずに心電計４０に接続されるため、除細動時であっても第１電極２１および第２電極２２を通じて心内電位を測定することができる。ここで、第４導線３４、第５導線３５は、配線材であってもよく、プリント基板に設けられた配線パターンの一部であってもよい。第２接続部１２が凹部を有しており、第２導線３２の他方端が凸部を有する第２コネクタに固定されており、第２接続部１２の凹部と第２コネクタの凸部が係合可能であることが好ましい。これにより、電源装置２と心電計４０の入力端子４１との接続が容易になる。
　電源装置２は、心電計４０から出力された心電図波形を制御部４に送信する第３接続部１３を有していてもよい。第３接続部１３には、心電計４０の出力端子４２に接続されている第３導線３３と制御部４が接続されている。これにより、心電計４０から出力された心電図波形を制御部４に送信することができるため、除細動時にＲ波と同期するように電圧を印加するタイミングを制御することができる。第３接続部１３が凹部を有しており、第３導線３３の他方端が凸部を有する第３コネクタに固定されており、第３接続部１３の凹部と第３コネクタの凸部が係合可能であることが好ましい。これにより、電源装置２と心電計４０の出力端子４２との接続が容易になる。
　電源装置２は、心内電位の測定の専用電極である第３電極２３および第４電極２４と心電計４０をそれぞれ接続する第４接続部１４および第５接続部１５を有していてもよい。第４接続部１４には、第３電極２３または第４電極２４に接続されている第１導線３１の他方端が接続されている。第５接続部１５には、第３電極２３または第４電極２４に対応する心電計４０の入力端子４１に接続されている第２導線３２の他方端が接続されている。また、第４接続部１４と第５接続部１５は、第６導線３６を介して接続されている。ここで、第６導線３６は、配線材であってもよく、プリント基板に設けられた配線パターンの一部であってもよい。第１接続部１１～第３接続部１３と同様の理由から、第４接続部１４および第５接続部１５がそれぞれ凹部を有しており、第４接続部１４の凹部と第１コネクタの凸部が係合可能であり、第５接続部１５の凹部と第２コネクタの凸部が係合可能であることが好ましい。
　第１接続部１１～第５接続部１５の凹部としては、公知のジャックやリセプタクルが挙げられ、第１コネクタ～第３コネクタの凸部としてはピン端子やプラグが挙げられる。
　図示していないが、電源装置２は、電圧を印加する電極を選択する電極選択スイッチを有していてもよい。これにより、特定の電極にのみ電気刺激を付与することができる。電極選択スイッチが設けられる位置は特に限定されないが、電源部６に電極選択スイッチが接続されていることが好ましく、処理部５の出力回路内に電極選択スイッチが設けられることがより好ましい。電極選択スイッチは、切替部７を構成するスイッチ（例えば第１スイッチ７Ａと第２スイッチ７Ｂ）とは別に設けられていてもよく、切替部７を構成するスイッチの少なくとも１つが電極選択スイッチであってもよい。
　図３に示すように、電源装置２には安全用のスイッチ（安全スイッチ１０）が設けられていてもよい。これにより、切替部７が故障したときなどに、意図せず患者に電圧が印加されることを抑制できるフェールセーフ機能を電源装置に持たせることができる。安全スイッチ１０は、切替部７と電源部６の間に接続されていることが好ましく、処理部５と切替部７の間に接続されていることがより好ましい。安全スイッチ１０が設けられる数は特に限定されないが、複数の第１電極２１に対して少なくとも１つ設けられており、複数の第２電極２２に対して少なくとも１つ設けられていることが好ましい。なお、図３では、一の安全スイッチ１０が処理部５と第１スイッチ７Ａに接続されており、他の安全スイッチ１０が処理部５と第２スイッチ７Ｂに接続されている例を示した。
　図示していないが、電源装置２には、スイッチの遮断時に発生する高電圧を吸収する保護回路が設けられていてもよい。これにより、各スイッチの破損を防ぐことができる。
　図示していないが、電源装置２には、電源部６と心電計４０の間に、過電圧から心電計４０を保護する過電圧保護回路が設けられていてもよい。これにより、心電計４０が過電圧の印加によって破損するのを防ぐことができる。
　図３～図５に示すように、第１電極２１と第２電極２２の間に、第１電極２１と第２電極２２の間のインピーダンスを測定するインピーダンス測定回路８が接続されており、第１電極２１が、第３スイッチ９Ａを介してインピーダンス測定回路８に接続されており、第２電極２２が、第４スイッチ９Ｂを介してインピーダンス測定回路８に接続されていることが好ましい。これにより、第１電極２１と第２電極２２の間のインピーダンスを測定することができるため、患者に合った印加波形を設定することができる。図３～図５では、各第１電極２１に対して１つの第３スイッチ９Ａが設けられ、各第２電極２２に対して１つの第４スイッチ９Ｂが設けられている例を示している。
　電極選択スイッチ、安全スイッチ１０、第３スイッチ９Ａおよび第４スイッチ９Ｂは、第１スイッチ７Ａおよび第２スイッチ７Ｂと同様に、単極単投形であってもよく多極単投形であってもよい。
（実施の形態２）
　図示していないが、実施の形態１に記載の電源部６が複数設けられている態様とすることもできる。例えば、少なくとも第１電源部と第２電源部から構成されている複数の電源部６と、少なくとも第１切替部と第２切替部から構成されている複数の切替部７と、が設けられており、カテーテル２０は、少なくとも第１－１電極と第１－２電極とから構成されている複数の第１電極２１と、少なくとも第２－１電極と第２－２電極とから構成されている複数の第２電極２２を有し、第１電源部に第１切替部が接続され、第２電源部に第２切替部が接続されており、第１－１電極および第２－１電極が、第１切替部を介して第１電源部に接続されており、第１－２電極および第２－２電極が、第２切替部を介して第２電源部に接続されており、第１－１電極、第１－２電極、第２－１電極および第２－２電極が、スイッチ部を介さずに心電計４０に接続されていることが好ましい。このように電源部６を複数設けることにより、電源部６に内蔵されるコンデンサとして、容量が比較的小さいコンデンサを用いることができる。また、コンデンサの容量を小さくすることにより通電エネルギ－のチャージ時間を短縮するとともに装置を小型化できる。
　実施の形態２に係る除細動カテーテルシステム１では、操作部３および制御部４はそれぞれ１つ設けられており、制御部４に複数の電源部６が接続されており、各電源部６に対して処理部５および切替部７が接続される態様とすることができる。
　図示していないが、第１－１電極と第２－１電極と、第１－２電極と第２－２電極に電圧を印加するタイミングを同期する同期回路が、第１電源部と第２電源部に接続されていることが好ましい。このように同期回路を設けることにより、異なる電源部で電圧を発生させても各電極への電圧の印加タイミングを同期することができるため、絶対不応期内に電圧の印加を完了させやすくなる。
　各電源部６に２以上の電極が接続されていることが好ましく、４つ以上の電極が接続されていることがより好ましい。具体的には、複数の第１電極２１（例えば、第１－１電極、第１－３電極）と複数の第２電極２２（例えば、第２－１電極、第２－３電極）が第１切替部を介して第１電源部に接続されており、他の複数の第１電極２１（例えば、第１－２電極、第１－４電極）と他の複数の第２電極２２（例えば、第２－２電極、第２－４電極）が第２切替部を介して第２電源部に接続されていることが好ましい。その場合、第１切替部は、第１－１電極に接続されている第１－１スイッチと、第１－３電極に接続されている第１－３スイッチと、第２－１電極に接続されている第２－１スイッチと、第２－３電極に接続されている第２－３スイッチを有しており、第２切替部は、第１－２電極に接続されている第１－２スイッチと、第１－４電極に接続されている第１－４スイッチと、第２－２電極に接続されている第２－２スイッチと、第２－４電極に接続されている第２－４スイッチとを有していることが好ましい。このように各電極にスイッチが設けられることにより、各電極で独立して心内電位を取得したり、電圧の印加を行える。なお、各電源部６に接続されている電極の数は、同じであっても異なっていてもよいが、制御を容易にするためには同じであることが好ましい。
　電源部６の数は、第１電極２１および第２電極２２の数に応じて設定することができるが、第１電源部および第２電源部を含む３つ以上の電源部６が設けられていることが好ましい。電源部６の数が多いほどコンデンサの容量を小さくすることができるため、通電エネルギ－のチャージ時間を短縮するとともに装置を小型化できる。ただし、電源装置２の複雑化を防ぐために、電源部６の数は１０以下であることが好ましく、８以下であることがより好ましい。
　以下では、実施の形態１に係る除細動カテーテルシステム１を用いて、心内電位の測定および電圧の印加の操作について説明するが、除細動カテーテルシステム１および除細動用電源装置２の構成は本態様に限定されるものではない。
（ステップ１：心内電位の測定）
　図１および図３に示すように、電源装置２とカテーテル２０と心電計４０を接続する。カテーテル２０を心腔に挿入し、電極を心臓の所望の位置に配置する。
　図３に示すように、切替部７において心内電位を測定する第１モードにする。例えば、切替部７を構成するスイッチを全て開状態とすることで第１モードにすることができる。第１電極２１と第２電極２２は、第１接続部１１と第２接続部１２を介して心電計４０に接続されている。各電極の測定電位が心電計４０に伝達されるため、心電計４０またはこれとは別途に設けられる表示手段に心内心電図波形が表示される。
　電源装置２の電源を立ち上げた初期状態において、切替部７が第１モードになっていることが好ましい。これにより、電源の立ち上がりと連動して心内心電図の測定を開始することができ、早期に異常を検出することができる。
（ステップ２：印加エネルギー量の設定）
　操作部３より、印加するエネルギー量を設定する。例えば、１Ｊ～３０Ｊまでの任意のエネルギー量を設定できる。
（ステップ３：印加エネルギーの充電およびインピーダンスの測定）
　除細動用電源装置２は、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部７と、コンデンサとを有している。操作部３の充電ボタンを操作することで、電源部６において、電源部６に内蔵されたコンデンサに電圧をチャージする。すなわち、心電計４０および電極を有するカテーテル２０にそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる本発明の電源装置２の制御方法では、切替部７が第１モードである時に、印加電圧がコンデンサに充電される充電工程を含むことが好ましい。これにより、コンデンサの充電中にも各電極での独立した、かつ、なまりのない心内電位を測定することができる。ステップ２で設定した印加エネルギー量に相当する電圧がチャージされたら、その電圧を維持する。充電ボタンを操作したとき、電圧のチャージと並行して第１電極２１と第２電極２２の間のインピーダンスを測定することが好ましい。具体的には、図４に示すように、切替部７は第１モードの状態で、インピーダンス測定回路８に接続されている全てのスイッチ９Ａ、９Ｂを閉状態にする。これにより、通電前の生体インピーダンスの値を取得することができるため、患者の生体インピーダンスに合わせて通電波形を適切に設定することができる。インピーダンスの測定で印加される交流電圧は、インピーダンスを計算できるだけの周波数と電圧を持ったものであり、除細動時の印加電圧よりも十分に小さい電圧でよい。インピーダンスの値の取得中は、スイッチ９Ａ、９Ｂが閉じられて、各第１電極２１と各第２電極２２がそれぞれ接続された状態となるため、各局所の心内電位が平均化された心内電位波形となる。そのため、インピーダンスの測定時間は短いほどよく、数十ｍ秒から数百ｍ秒が望ましい。また、インピーダンスの測定後には第３スイッチ９Ａおよび第４スイッチ９Ｂを開状態にする。
　本発明のシステム１は、第１電極２１と第２電極２２がスイッチ部を介さずに心電計４０に接続されているため、通電エネルギーのチャージ中およびチャージ電圧を維持している間にも各電極での局所電位を取得することが可能である。
（ステップ４：除細動）
　操作部３の印加ボタンを操作することで、第３接続部１３に入力された心電計４０からの心電図波形のＲ波に同期して、患者に除細動電圧を印加する。詳細には、第１スイッチ７Ａおよび第２スイッチ７Ｂを含む切替部７の全てのスイッチを閉状態にすることで切替部７を第２モードに移行し、制御部４ではステップ３で決定された通電波形および通電エネルギーが選択される。電源部６はコンデンサを放電し、処理部５は、制御部４からの情報に基づいた二相性の印加波形となるよう各電極に電圧を印加する。心室筋が反応して心室細動に移行することを防ぐために、電圧の印加は絶対不応期に行われる。電圧の印加は、心電計４０からの心電図波形のＲ波に同期するように行えばよい。電圧印加が完了した後は、即時に第１スイッチ７Ａおよび第２スイッチ７Ｂを含む切替部７の全てのスイッチを開状態にする。第１電極２１および第２電極２２は、スイッチ部を介さずに心電計４０に接続されているため、除細動時であっても第１電極２１および第２電極２２での局所電位を継続して測定することができるため、早期に除細動前後の心臓の反応を観測することができる。
　本願は、２０１８年２月７日に出願された日本国特許出願第２０１８－２０５２９号に基づく優先権の利益を主張するものである。２０１８年２月７日に出願された日本国特許出願第２０１８－２０５２９号の明細書の全内容が、本願に参考のため援用される。
１：除細動カテーテルシステム
２：除細動用電源装置（電源装置）
３：操作部
４：制御部
５：処理部
６：電源部
７：切替部
７Ａ：第１スイッチ
７Ｂ：第２スイッチ
８：インピーダンス測定回路
９Ａ：第３スイッチ
９Ｂ：第４スイッチ
１０：安全スイッチ
１１：第１接続部
１２：第２接続部
１３：第３接続部
１４：第４接続部
１５：第５接続部
２０：カテーテル
２１：第１電極
２２：第２電極
２３：第３電極
２４：第４電極
２５：先端チップ
２６：ハンドル
３１：第１導線
３２：第２導線
３３：第３導線
３４：第４導線
３５：第５導線
３６：第６導線
４０：心電計
４１：心電計の入力端子
４２：心電計の出力端子

Claims (12)

  1. 　遠近方向に延在しているカテーテルと、
    　前記カテーテルと接続されており、印加電圧を発生させる電源部と、　心内電位を測定する心電計と、を有する除細動カテーテルシステムであって、
    　前記カテーテルの遠位側には、第１電極と、前記第１電極よりも近位側に配置されている第２電極と、が設けられており、
    　前記電源部には、前記心内電位を測定する第１モードと、前記心内電位を測定しながら前記電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部が接続されており、
    　前記第１電極および前記第２電極が、前記切替部を介して前記電源部に接続されており、
    　前記第１電極および前記第２電極が、スイッチ部を介さずに前記心電計に接続されていることを特徴とするシステム。
  2. 　前記切替部は、互いに並列接続されている複数の第１スイッチと、互いに並列接続されている複数の第２スイッチとを有し、
    　前記カテーテルは、複数の前記第１電極と、複数の前記第２電極と、を有し、
    　複数の前記第１電極が、それぞれ前記第１スイッチを介して前記電源部に接続されており、
    　複数の前記第２電極が、それぞれ前記第２スイッチを介して前記電源部に接続されている請求項１に記載のシステム。
  3. 　前記第１スイッチと前記第２スイッチが多極単投形である請求項２に記載のシステム。
  4. 　前記電源部には、電圧を印加する電極を選択する電極選択スイッチが接続されている請求項１～３のいずれか一項に記載のシステム。
  5. 　前記電源部と前記心電計の間に、２００Ω以下の抵抗が設けられている請求項１～４のいずれか一項に記載のシステム。
  6. 　前記電源部と前記心電計の間に、過電圧から前記心電計を保護する過電圧保護回路が設けられている請求項１～５のいずれか一項に記載のシステム。
  7. 　前記第１電極と前記第２電極の間に、前記第１電極と前記第２電極の間のインピーダンスを測定するインピーダンス測定回路が接続されており、
    　前記第１電極が、第３スイッチを介して前記インピーダンス測定回路に接続されており、前記第２電極が、第４スイッチを介して前記インピーダンス測定回路に接続されている請求項１～６のいずれか一項に記載のシステム。
  8. 　前記カテーテルの遠近方向において、前記第１電極と前記第２電極の間に前記心内電位を測定する第３電極がさらに設けられている請求項１～７のいずれか一項に記載のシステム。
  9. 　前記カテーテルの遠近方向において、前記第２電極よりも近位側に前記心内電位を測定する第４電極がさらに設けられている請求項１～８のいずれか一項に記載のシステム。
  10. 　少なくとも第１電源部と第２電源部から構成されている複数の前記電源部と、少なくとも第１切替部と第２切替部から構成されている複数の前記切替部と、が設けられており、
    　前記カテーテルは、少なくとも第１－１電極と第１－２電極とから構成されている複数の前記第１電極と、少なくとも第２－１電極と第２－２電極とから構成されている複数の前記第２電極を有し、
    　前記第１電源部に前記第１切替部が接続され、前記第２電源部に前記第２切替部が接続されており、
    　前記第１－１電極および前記第２－１電極が、前記第１切替部を介して前記第１電源部に接続されており、
    　前記第１－２電極および前記第２－２電極が、前記第２切替部を介して前記第２電源部に接続されており、
    　前記第１－１電極、前記第１－２電極、前記第２－１電極および前記第２－２電極が、スイッチ部を介さずに前記心電計に接続されている請求項１～９のいずれか一項に記載のシステム。
  11. 　心電計および電極を有するカテーテルにそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置であって、
    　カテーテルの遠位側に設けられる複数の電極に接続される第１接続部と、
    　心電計に接続される第２接続部と、
    　前記印加電圧を発生させる電源部と、
    　前記電源部に接続されており、心内電位を測定する第１モードと、心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードとに切り替える切替部と、を有し、
    　前記第１接続部が、前記切替部を介して前記電源部に接続されており、
    　前記第１接続部が、スイッチ部を介さずに前記第２接続部に接続されていることを特徴とする除細動用電源装置。
  12. 　心電計および電極を有するカテーテルにそれぞれ接続されて、印加電圧を発生させる除細動用電源装置の制御方法であって、
    　前記除細動用電源装置は、心内電位を測定する第１モードと、前記心内電位を測定しながら電圧を印加する第２モードと、に切り替える切替部と、コンデンサとを有し、
    　前記切替部が前記第１モードである時に、印加電圧が前記コンデンサに充電される充電工程を含む除細動用電源装置の制御方法。
     
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