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心腔内除颤导管系统

阅读：1016发布：2021-02-20

专利汇可以提供心腔内除颤导管系统专利检索，专利查询，专利分析的服务。并且目的在于提供能够可靠地避免在心电图的基线动揺(漂移)时，对除颤导管的电极施加电压的心腔内除颤导管系统。本发明的导管系统包括：除颤导管100、电源装置700以及心电仪800，电源装置包括：DC电源部71、包括能量施加准备开关 744以及能量施加执行开关745的外部开关74、以及控制DC电源部的运算处理部75，运算处理部以在从输入能量施加准备开关到输入能量施加执行开关为止的期间产生了异常波高事件时，仅在从该异常波高事件的产生开始经过规定的待机时间之后检测到事件(Vn)的情况下，与该事件(Vn)同步地对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加直流电压地控制DC电源部。，下面是心腔内除颤导管系统专利的具体信息内容。

权利要求

1.一种心腔内除颤导管系统，其包括：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪，其特征在于，
所述除颤导管包括：
绝缘性的软管部件；
第一电极组，由安装在所述软管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第二电极组，由从所述第一电极组向基端侧分离且被安装于所述软管部件的多个环状电极构成；
第一导线组，由前端与构成所述第一电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，由前端与构成所述第二电极组的电极分别连接的多个导线构成，所述电源装置包括：
DC电源部；
导管连接连接器，与所述除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；
外部开关，包括电能的施加准备开关以及施加执行开关；
运算处理部，具有来自所述DC电源部的直流电压的输出电路，所述运算处理部基于所述外部开关的输入，控制所述DC电源部；以及
心电图输入连接器，与所述运算处理部以及所述心电仪的输出端子连接，通过在所述施加准备开关的输入后输入所述施加执行开关，从而由所述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从所述DC电源部经由所述运算处理部的输出电路以及所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第一电极组和所述第二电极组施加相互不同的极性的电压，
所述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制所述DC电源部，以根据经由所述心电图输入连接器从所述心电仪输入的心电图依次传感检测估计为R波的事件，在所述施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性至少与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，并且，在从输入所述施加准备开关到输入所述施加执行开关为止的期间产生了异常波高事件时，仅在从所述异常波高事件的产生经过规定的待机时间之后传感检测所述事件(Vn)的情况下，与该事件(Vn)同步地对所述第一电极组以及所述第二电极组施加电压。
2.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述异常波高事件是超过在即将输入所述施加准备开关之前传感检测到的两个事件的平均波高的120％的波高的事件。
3.根据权利要求1或2所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述待机时间是1000至5000m秒间。
4.根据权利要求1至3中任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，所述心腔内除颤导管系统包括：报告在所述待机时间引起漂移的可能性的功能。
5.一种心腔内除颤导管系统，其包括：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪，其特征在于，
所述除颤导管包括：
绝缘性的软管部件；
第一电极组，由安装在所述软管部件的前端区域的多个环状电极构成；
第二电极组，由从所述第一电极组向基端侧分离且被安装于所述软管部件的多个环状电极构成；
第一导线组，由前端与构成所述第一电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，由前端与构成所述第二电极组的电极分别连接的多个导线构成，所述电源装置包括：
DC电源部；
导管连接连接器，与所述除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；
外部开关，包括电能的施加准备开关以及施加执行开关；
运算处理部，具有来自所述DC电源部的直流电压的输出电路，所述运算处理部基于所述外部开关的输入，控制所述DC电源部；以及
心电图输入连接器，与所述运算处理部以及所述心电仪的输出端子连接，通过在所述施加准备开关的输入后输入所述施加执行开关，从而由所述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从所述DC电源部经由所述运算处理部的输出电路以及所述导管连接连接器，对所述除颤导管的所述第一电极组和所述第二电极组施加相互不同的极性的电压，
所述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制所述DC电源部，以根据经由所述心电图输入连接器从所述心电仪输入的心电图依次传感检测估计为R波的事件，在所述施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性至少与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，并且，在所述事件(Vn)的波形中，从到达使心电图的基线向所述事件(Vn)的极性方向偏移了0.26V的底线直至即将输入所述施加准备开关之前传感检测到的两个事件的平均波高的80％即触发电平为止的上升时间在45m秒间以内的情况下，与该事件(Vn)同步地对所述第一电极组以及所述第二电极组施加电压。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，所述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制所述DC电源部，以在即将输入所述施加准备开关之前传感检测到的三个事件的极性相互相同的情况下，存储该极性作为初始事件的极性，在所述事件(Vn)的极性与所述初始事件的极性不一致的情况下，不与该事件(Vn)同步地对所述第一电极组以及所述第二电极组施加电压。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，所述电源装置的运算处理部控制所述DC电源部，以在传感检测到估计为R波的事件之后，在最短50m秒间最长500m秒间，不对所述第一电极组以及所述第二电极组施加电压。
8.根据权利要求7所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的运算处理部在传感检测到估计为R波的事件之后，在最短10m秒间最长
150m秒间，不重新传感检测估计为R波的事件。
9.根据权利要求7或8所述的心腔内除颤导管系统，其特征在于，
所述电源装置的运算处理部控制所述DC电源部，以在所述施加执行开关的输入后，在最短10m秒间最长500m秒间，不对所述第一电极组以及所述第二电极组施加电压。

说明书全文

心腔内除颤导管系统

技术领域

[0001] 本发明涉及心腔内除颤导管系统，更详细而言，涉及包括插入心腔内的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统。

背景技术

[0002] 以往，作为能够在心脏导管手术中可靠地对引起了心房纤颤等的心脏供给除颤所需要且充足的电能，能够不在患者的体表产生烧伤而进行除颤治疗的心腔内除颤导管系统，由本申请人提出了一种导管系统，该导管系统是包括插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪的导管系统，除颤导管包括：绝缘性的软管部件；第一DC电极组，其由安装在软管部件的前端区域的多个环状电极构成；第二DC电极组，其由从第一DC电极组向基端侧分离地安装于软管部件的多个环状电极构成；第一导线组，其由前端与构成第一DC电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，其由前端与构成第二DC电极组的电极分别连接的多个导线构成，电源装置包括：DC电源部；导管连接连接器，其与除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；心电仪连接连接器，其与心电仪的输入端子连接；运算处理部，其基于外部开关的输入控制DC电源部，并且具有来自该DC电源部的直流电压的输出电路；以及切换部，其由单刀双掷的切换开关构成，在共用接点连接导管连接连接器，在第一接点连接心电仪连接连接器，并在第二接点连接运算处理部，在通过除颤导管的电极(构成第一DC电极组以及/或者第二DC电极组的电极)测定心电位时，在切换部中选择第一接点，来自除颤导管的心电位信息经由电源装置的导管连接连接器、切换部以及心电仪连接连接器输入到心电仪，在通过除颤导管进行除颤时，通过电源装置的运算处理部将切换部的接点切换为第二接点，从DC电源部经由运算处理部的输出电路、切换部以及导管连接连接器对除颤导管的第一DC电极组、和第二DC电极组施加相互不同的极性的电压(参照下述专利文献1)。

[0003] 在专利文献1所记载的导管系统中，若输入作为外部开关的能量施加开关，则通过运算处理部将切换部的接点从第一接点切换为第二接点，确保从导管连接连接器经由切换部到达运算处理部的路径。

[0004] 在切换部的接点切换为第二接点之后，从接受了来自运算处理部的控制信号的DC电源部经由运算处理部的输出电路、切换部以及导管连接连接器，对除颤导管的第一DC电极组、和第二DC电极组施加相互不同的极性的直流电压。

[0005] 这里，运算处理部进行运算处理并对DC电源部送出控制信号，以经由心电图输入连接器输入的心电位波形同步地施加电压。

[0006] 为了进行有效的除颤治疗，并且不给予心室负面影响，通常与R波同步地进行除颤(电压的施加)。

[0007] 若假设与T波同步地进行除颤，则导致严重的心室纤颤的危险性较高，因此，必须避免与T波同步。

[0008] 因此，在专利文献1所记载的导管系统中，在依次输入到运算处理部的心电位波形(心电图)中检知一个R波，求出其波高，在刚输入能量施加开关的之后，识别达到该波高的80％的高度的峰值作为R波，并与该峰值同步地对第一电极组以及第二电极组施加电压。

[0009] 然而，在想要接受除颤治疗的患者的心脏产生期外收缩、或者产生输入到运算处理部的心电图的基线(Base line)动揺的漂移(drift)的情况下，有在刚输入能量施加开关之后达到触发电平的电位差的峰值(识别为R波的峰值)实际上并不是R波的峰值的情况。

[0010] 例如，如图23所示，在患者的心脏产生了单次的期外收缩的情况下，输入到运算处理部的心电图(心电位波形)有R波(在图中，是从左侧开始第四个R波)的极性反转，并且接下来的T波的峰值增大的趋势。

[0011] 而且，如该图所示，考虑若在刚产生了期外收缩之后输入电能的施加开关，则将增大并达到触发电平的T波误认为R波进行传感检测(检知)，并与该T波同步地施加电压来实施除颤。

[0012] 另外，考虑若心电图的基线动揺，则将通常传感检测不到的波形误认为R波进行传感检测。例如，有时由于基线的上升，而比实际高地读取到不为R波的阳性的波形的高度。图24示出产生漂移而基线下降，其后，基线上升并复原到原来的电平的心电图，由于在基线即将上升之前输入了电能的施加开关，所以将基线的上升误认为R波进行传感检测(检知)，并与其同步地施加电压来实施除颤。

[0013] 鉴于这样的情况，本发明者提出了一种心腔内除颤导管系统，其包括：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪，其特征在于，上述除颤导管包括：绝缘性的软管部件；第一电极组，其由安装在上述软管部件的前端区域的多个环状电极构成；第二电极组，其由从上述第一电极组向基端侧分离地安装于上述软管部件的多个环状电极构成；第一导线组，其由前端与构成上述第一电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，其由前端与构成上述第二电极组的电极分别连接的多个导线构成，上述电源装置包括：DC电源部；导管连接连接器，其与上述除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；外部开关，其包括电能的施加开关；运算处理部，其具有来自上述DC电源部的直流电压的输出电路，并基于上述外部开关的输入，控制上述DC电源部；以及心电图输入连接器，其与上述运算处理部以及上述心电仪的输出端子连接，在通过上述除颤导管进行除颤时，从上述DC电源部经由上述运算处理部的输出电路以及上述导管连接连接器，对上述除颤导管的上述第一电极组、和上述第二电极组施加相互不同的极性的电压，上述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制上述DC电源部(参照下述专利文献2)，以根据经由上述心电图输入连接器从上述心电仪输入的心电图依次传感检测估计为R波的事件，并在上述电能的施加开关的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性至少与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致时，与该事件(Vn)同步地，对上述第一电极组以及上述第二电极组施加电压的方式。

[0014] 根据专利文献2所记载的导管系统，能够防止在接受除颤治疗的患者的心脏引起期外收缩、或者输入到运算处理部的心电图的基线动揺(漂移)时，对除颤导管的电极施加电压。

[0015] 先行技术文献

[0016] 专利文献

[0017] 专利文献1：日本专利第4545216号公报

[0018] 专利文献2：日本专利第5900974号公报

[0019] 然而，也能够考虑即使在输入到电源装置的运算处理部的心电图中依次传感检测到的事件(估计为R波的波形)的极性连续三次在同一方向产生，也引起漂移的情况。

[0020] 图25示出稳定的基线上升，然后基线下降并复原到原来的电平的心电图，若在引起漂移的箭头(SW－ON)所示的时刻输入电能的施加开关，则在其之后传感检测到的事件(V1)的极性与其前一个传感检测到的事件(V0)的极性以及其前二个传感检测到的事件(V-1)的极性一致，所以与漂移中的该事件(Vn)同步地实施除颤。

[0021] 因此，为了避免漂移中的除颤(电压的施加)，需要可靠地检知引起漂移。

[0022] 根据专利文献2所记载的导管系统，虽然能够防止与T波同步地进行除颤，但从更安全的观点来看，需要更可靠地使在进行除颤时与其同步的事件不为T波。

发明内容

[0023] 本发明的第一目的在于提供能够可靠地避免在输入到运算处理部的心电图的基线动揺(漂移)时，对除颤导管的电极施加电压，且能够在基线稳定时，与该心电图的R波同步地，对除颤导管的电极施加直流电压来进行除颤的心腔内除颤导管系统。

[0024] 本发明的第二目的在于提供能够可靠地避免与T波同步地进行除颤，且能够与输入到运算处理部的心电图的R波同步地，对除颤导管的电极施加直流电压来进行除颤的心腔内除颤导管系统。

[0025] (1)本发明的第一方面发明所涉及的心腔内除颤导管系统包括：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪，其中，上述除颤导管包括：绝缘性的软管部件；第一电极组(第一DC电极组)，由安装于上述软管部件的前端区域的多个环状电极构成；第二电极组(第二DC电极组)，由从上述第一DC电极组向基端侧分离且被安装于上述软管部件的多个环状电极构成；第一导线组，由前端与构成上述第一DC电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，由前端与构成上述第二DC电极组的电极分别连接的多个导线构成，上述电源装置包括：DC电源部；导管连接连接器，与上述除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；外部开关，包括电能的施加准备开关以及施加执行开关；运算处理部，具有来自上述DC电源部的直流电压的输出电路，并基于上述外部开关的输入，控制上述DC电源部；以及心电图输入连接器，与上述运算处理部以及上述心电仪的输出端子连接，通过在上述施加准备开关的输入后输入上述施加执行开关来通过上述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从上述DC电源部经由上述运算处理部的输出电路以及上述导管连接连接器，对上述除颤导管的上述第一DC电极组和上述第二DC电极组施加相互不同的极性的电压，上述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制上述DC电源部，以根据经由上述心电图输入连接器从上述心电仪输入的心电图依次传感检测估计为R波的事件，在上述施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性至少与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，并且，在从输入上述施加准备开关到输入上述施加执行开关为止的期间产生了异常波高事件时，仅在从上述异常波高事件(在产生了多个异常波高时是最初产生的异常波高事件)的产生开始经过了规定的待机时间之后传感检测到上述事件(Vn)的情况下，与该事件(Vn)同步地对上述第一DC电极组以及上述第二DC电极组施加电压。

[0026] (2)优选本发明(第一方面)的心腔内除颤导管系统中的上述异常波高事件是超过在即将输入上述施加准备开关之前传感检测到的两个事件的平均波高的120％的波高的事件。

[0027] (3)优选本发明(第一方面)的心腔内除颤导管系统中的上述待机时间为1000至5000m秒间。

[0028] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，若在输入到电源装置的运算处理部的心电图中，连续地传感检测到的三个事件(Vn-2)、(Vn-1)以及(Vn)的极性不一致，则判断为患者的心脏引起期外收缩、或者心电图的基线由于漂移等而不稳定的可能性，而在施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)有可能不为R波的峰值，而不与该事件(Vn)同步地施加电压。而且，在三个事件(Vn-2)、(Vn-1)以及(Vn)的极性一致时，能够将第三次的事件(Vn)判断为R波的峰值。

[0029] 另外，有在引起漂移时容易产生异常波高，该漂移现象通常在数秒左右复原，其后，基线稳定的趋势。

[0030] 因此，在除了三个事件(Vn-2)、(Vn-1)以及(Vn)的极性一致之外，还在从输入施加准备开关到输入施加执行开关为止的期间检知到异常波高事件的产生时，仅在从异常波高事件的产生开始经过规定的待机时间之后传感检测到事件(Vn)的情况下，与该事件(Vn)同步地施加电压。

[0031] 由此，能够可靠地避免在引起漂移时对除颤导管的电极施加电压，且能够在基线稳定时，与该心电图的R波同步地，对除颤导管的电极施加直流电压进行除颤。

[0032] (4)优选本发明(第一方面)的心腔内除颤导管系统包括：在上述待机时间报告引起漂移的可能性的功能。

[0033] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，操作者能够容易地把握引起漂移的可能性，能够不输入施加执行开关而进行待机。

[0034] (5)本发明的第二方面所涉及的心腔内除颤导管系统包括：插入心腔内进行除颤的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电仪，其中，上述除颤导管包括：绝缘性的软管部件；第一电极组(第一DC电极组)，由安装于上述软管部件的前端区域的多个环状电极构成；第二电极组(第二DC电极组)，由从上述第一DC电极组向基端侧分离地安装于上述软管部件的多个环状电极构成；第一导线组，由前端与构成上述第一DC电极组的电极分别连接的多个导线构成；以及第二导线组，由前端与构成上述第二DC电极组的电极分别连接的多个导线构成，上述电源装置包括：DC电源部；导管连接连接器，与上述除颤导管的第一导线组以及第二导线组的基端侧连接；外部开关，包括电能的施加准备开关以及施加执行开关；运算处理部，具有来自上述DC电源部的直流电压的输出电路，并基于上述外部开关的输入，控制上述DC电源部；以及心电图输入连接器，与上述运算处理部以及上述心电仪的输出端子连接，通过在上述施加准备开关的输入后输入上述施加执行开关来通过上述除颤导管进行除颤，在进行除颤时，从上述DC电源部经由上述运算处理部的输出电路以及上述导管连接连接器，对上述除颤导管的上述第一DC电极组和上述第二DC电极组施加相互不同的极性的电压，上述电源装置的运算处理部进行运算处理并控制上述DC电源部，以根据经由上述心电图输入连接器从上述心电仪输入的心电图依次传感检测估计为R波的事件，在上述施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性至少与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，并且，在上述事件(Vn)的波形中，从到达使心电图的基线向上述事件(Vn)的极性方向偏移了0.26V的底线直至即将输入上述施加准备开关之前传感检测到的两个事件的平均波高的80％即触发电平为止的上升时间在45m秒间以内的情况下，与该事件(Vn)同步地对上述第一电极组以及上述第二电极组施加电压。

[0035] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，若在输入到电源装置的运算处理部的心电图中，连续地传感检测到的三个事件(Vn-2)、(Vn-1)以及(Vn)的极性不一致，则判断为有可能在患者的心脏引起期外收缩、或者心电图的基线由于漂移等而变得不稳定，而有可能在施加执行开关的输入后传感检测到的事件(Vn)不为R波的峰值，而不与该事件(Vn)同步地施加电压。

[0036] 而且，在三个事件(Vn-2)、(Vn-1)以及(Vn)的极性一致时，能够判断为第三次的事件(Vn)为R波的峰值。

[0037] 另外，T波的波形上升缓慢，从底线到触发电平为止的上升时间通常比45m秒间长。因此，在事件(Vn)的波形中，从达到底线到达到触发电平为止的上升时间超过45m秒间的情况下，有事件(Vn)的波形为T波的可能性而不识别为触发点，不与该事件(Vn)同步地施加电压，所以能够可靠地避免与T波同步地进行除颤。

[0038] (6)在本发明的心腔内除颤导管系统中，优选上述电源装置的运算处理部在即将输入上述施加准备开关之前传感检测到的三个事件的极性相互相同的情况下，存储该极性作为“初始事件的极性”，并在上述事件(Vn)的极性与上述初始事件的极性不一致的情况下，不与该事件(Vn)同步地对上述第一电极组以及上述第二电极组施加电压地进行运算处理并控制上述DC电源部。

[0039] 有在引起漂移时事件的极性反转，在漂移复原时返回到原来的极性的情况。

[0040] 因此，根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在事件(Vn)的极性与初始事件的极性不一致的情况下，判断为有漂移继续的可能性，而不与该事件(Vn)同步地施加电压，从而能够更可靠地避免在引起漂移时，对除颤导管的电极施加电压。

[0041] (7)在本发明的心腔内除颤导管系统中，优选上述电源装置的运算处理部在传感检测到估计为R波的事件之后，在最短50m秒间最长500m秒间，优选在260m秒间，不对上述第一DC电极组以及上述第二DC电极组施加电压地控制上述DC电源部。

[0042] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在传感检测到估计为R波的事件之后，最短在50m秒间，不对第一DC电极组以及第二DC电极组施加电压，所以在传感检测到的事件为R波的峰值的情况下，能够可靠地避免接下来的T波出现的时刻进行除颤，也就是对估计为T波的峰值进行屏蔽。

[0043] (8)在上述(7)的心腔内除颤导管系统中，优选上述电源装置的运算处理部在传感检测到估计为R波的事件之后，在最短10m秒间最长150m秒间，优选在100m秒期间，不重新传感检测估计为R波的事件。

[0044] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在传感检测到估计为R波的事件之后，最短在10m秒间，不传感检测新的事件，所以在传感检测到的事件为R波的峰值，且接着该峰值在相反方向出现的S波的峰值增大并达到触发电平的情况下(该状态在进行除颤时并不特别成为问题)，能够防止传感检测该S波的峰值，而损害事件的极性的连续性(同一极性的计数复位)。

[0045] (9)在上述(7)或(8)的心腔内除颤导管系统中，优选上述电源装置的运算处理部在上述施加执行开关的输入后，在最短10m秒间最长500m秒的期间，优选在260m秒间，不对上述第一DC电极组以及上述第二DC电极组施加电压地控制上述DC电源部。

[0046] 根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在电能的施加执行开关的输入后，最短在10m秒间，不对第一DC电极组以及第二DC电极组施加电压，所以能够防止将由于施加执行开关的输入而产生的噪声(与其上一次以及上上次的事件同一极性的噪声)误认为R波进行传感检测，并与该噪声同步地进行除颤。

[0047] 另外，能够防止由于施加执行开关的输入而产生的噪声(与其上一次以及上上次的事件不同的极性的噪声)，而损害事件的极性的连续性(同一极性的计数复位)。

[0048] 并且，也能够防止将在刚输入施加执行开关之后产生的基线的变动误认为R波进行传感检测，并与其同步地进行除颤。

[0049] 发明效果

[0050] 根据本发明的第一方面所涉及的心腔内除颤导管系统，能够可靠地避免在输入到运算处理部的心电图的基线动揺(漂移)时对除颤导管的电极施加电压，能够在基线稳定时与该心电图的R波同步地对除颤导管的电极施加直流电压来进行除颤。

[0051] 根据本发明的第二方面所涉及的心腔内除颤导管系统，能够可靠地避免与T波同步地进行除颤，能够与输入到运算处理部的心电图的R波同步地对除颤导管的电极施加直流电压进行除颤。附图说明

[0052] 图1是表示本发明的心腔内除颤导管系统的一实施方式的框图。

[0053] 图2是表示构成图1所示的导管系统的微动导管的说明用俯视图。

[0054] 图3是表示构成图1所示的导管系统的微动导管的说明用俯视图(用于说明尺寸以及硬度的图)。

[0055] 图4是表示图2的A－A剖面的横剖视图。

[0056] 图5是表示图2的B－B剖面、C－C剖面、D－D剖面的横剖视图。

[0057] 图6是表示图2所示的除颤导管的一实施方式的手柄的内部结构的立体图。

[0058] 图7是图6所示的手柄内部(前端侧)的部分放大图。

[0059] 图8是图6所示的手柄内部(基端侧)的部分放大图。

[0060] 图9是示意地表示在图1所示的导管系统中，除颤导管的连接器与电源装置的导管连接连接器的连结状态的说明图。

[0061] 图10是表示在图1所示的导管系统中，通过除颤导管测定心电位的情况下的心电位信息的流向的框图。

[0062] 图11是表示使用图1所示的导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下的电源装置的动作以及操作的流程图。

[0063] 图12是表示在图1所示的导管系统中，心电位测定模式中的心电位信息的流向的框图。

[0064] 图13是表示在图1所示的导管系统的除颤模式中，电极组间的电阻的测定值所涉及的信息以及心电位信息的流向的框图。

[0065] 图14是表示在图1所示的导管系统的除颤模式中直流电压施加时的状态的框图。

[0066] 图15是在通过构成图1所示的导管系统的除颤导管给予规定的电能时测定出的电位波形图。

[0067] 图16A是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0068] 图16B是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图中，能量执行施加开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0069] 图16C是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0070] 图16D是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0071] 图17是表示使用图1所示的导管系统作为第二方面所涉及的系统的情况下的电源装置的动作以及操作的流程图。

[0072] 图18是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图中，能量施加准备开关的输入、能量施加执行开关的输入、以及直流电压的施加的定时的说明图。

[0073] 图19是表示在使用图1所示的导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下，能量施加准备开关的输入、能量施加执行开关的输入、以及直流电压的施加的定时的说明图。

[0074] 图20是表示在使用图1所示的导管系统作为第二方面所涉及的系统的情况下，能量施加执行开关输入后的事件的上升状态(时间)的说明图。

[0075] 图21A是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图(患者的心脏产生了单次的期外收缩的情况下的心电位波形)中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0076] 图21B是表示输入到电源装置的运算处理部的心电图(在患者的心脏产生连续的期外收缩的情况下的心电位波形)中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0077] 图22是表示输入到电源装置的运算处理部的基线变动的心电图(心电位波形)中，能量施加执行开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0078] 图23是表示输入到以往的构成导管系统的电源装置的运算处理部的心电图(在患者的心脏产生了单次的期外收缩的情况下的心电位波形)中，能量施加开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0079] 图24是表示输入到以往的构成导管系统的电源装置的运算处理部的基线变动的心电图(心电位波形)中，能量施加开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

[0080] 图25是表示输入到以往的构成导管系统的电源装置的运算处理部的基线变动的心电图(心电位波形)中，能量施加开关的输入与直流电压的施加的定时的说明图。

具体实施方式

[0081] 以下，对本发明的一实施方式进行说明。

[0082] 本实施方式的心腔内除颤导管系统能够作为第一方面所涉及的系统以及第二方面所涉及的系统使用。

[0083] 如图1所示，本实施方式的心腔内除颤导管系统包括除颤导管100、电源装置700、心电仪800、以及心电位测定单元900。

[0084] 如图2～图5所示，构成本实施方式的除颤导管系统的除颤导管100包括多腔管10、手柄20、第一DC电极组31G、第二DC电极组32G、基端侧电位测定电极组33G、第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G。

[0085] 如图4以及图5所示，在构成除颤导管100的多腔管10(具有多管腔结构的绝缘性的软管部件)形成有四个管腔(第一管腔11、第二管腔12、第三管腔13、第四管腔14)。

[0086] 在图4以及图5中，15是划分管腔的氟树脂层，16是由低硬度的尼龙弹性体构成的内(芯)部，17是由高硬度的尼龙弹性体构成的外(壳体)部，图4中的18是形成编织层的不锈钢裸线。

[0087] 划分管腔的氟树脂层15例如由全氟烷基乙烯基醚共聚物(PFA)、聚四氟乙烯(PTFE)等绝缘性较高的材料构成。

[0088] 构成多腔管10的外部17的尼龙弹性体根据轴向而使用不同的硬度的弹性体。由此，多腔管10构成为硬度从前端侧朝向基端侧阶段性地变高。

[0089] 若示出优选的一个例子，则在图3中，L1(长度52mm)所示的区域的硬度(基于D型硬度计的硬度)为40，L2(长度108mm)所示的区域的硬度为55，L3(长度25.7mm)所示的区域的硬度为63，L4(长度10mm)所示的区域的硬度为68，L5(长度500mm)所示的区域的硬度为72。

[0090] 仅在图3中L5所示出的区域形成由不锈钢裸线18构成的编织层，如图4所示，设置内部16与外部17之间。

[0091] 多腔管10的外径例如为1.2～3.3mm。

[0092] 作为制造多腔管10的方法并不特别限定。

[0093] 构成本实施方式中的除颤导管100的手柄20包括手柄主体21、捏手22、以及应变消除件24。

[0094] 通过对捏手22进行旋转操作，能够使多腔管10的前端部偏转(摆头)。

[0095] 在多腔管10的外周(未在内部形成编织的前端区域)安装有第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G。这里，“电极组”是指构成同一极(具有相同的极性)，或者具有同一目的，并以较窄的间隔(例如5mm以下)安装的多个电极的集合体。

[0096] 第一DC电极组在多腔管的前端区域，以较窄的间隔安装构成同一极(－极或者+极)的多个电极。这里，构成第一DC电极组的电极的个数虽然也根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如为4～13个，优选为8～10个。

[0097] 在本实施方式中，第一DC电极组31G由安装在多腔管10的前端区域的八个环状电极31构成。

[0098] 构成第一DC电极组31G的电极31经由导线(构成第一导线组41G的导线41)以及后述的连接器，与电源装置700的导管连接连接器连接。

[0099] 这里，优选电极31的宽度(轴向的长度)为2～5mm，若示出优选的一个例子则为4mm。

[0100] 若电极31的宽度过窄，则有电压施加时的发热量过大，而给予周边组织损伤之虞。另一方面，若电极31的宽度过宽，则有损伤多腔管10中的设置了第一DC电极组31G的部分的可挠性/柔软性的情况。

[0101] 优选电极31的安装间隔(相邻的电极的分离距离)为1～5mm，若示出合适的一个例子则为2mm。

[0102] 在除颤导管100的使用时(配置在心腔内时)，第一DC电极组31G例如位于冠状静脉内。

[0103] 第二DC电极组从多腔管的第一DC电极组的安装位置向基端侧分离，以较窄的间隔安装构成与第一DC电极组相反的极(+极或者－极)的多个电极。这里，构成第二DC电极组的电极的个数虽然也根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如为4～13个，优选为8～10个。

[0104] 在本实施方式中，第二DC电极组32G由从第一DC电极组31G的安装位置向基端侧分离地安装于多腔管10的八个环状电极32构成。

[0105] 构成第二DC电极组32G的电极32经由导线(构成第二导线组42G的导线42)以及后述的连接器，与电源装置700的导管连接连接器连接。

[0106] 这里，优选电极32的宽度(轴向的长度)为2～5mm，若示出优选的一个例子则为4mm。

[0107] 若电极32的宽度过窄，则有电压施加时的发热量过大，而给予周边组织损伤之虞。另一方面，若电极32的宽度过宽，则由损伤多腔管10中的设置了第二DC电极组32G的部分的可挠性/柔软性的情况。

[0108] 优选电极32的安装间隔(相邻的电极的分离距离)为1～5mm，若示出优选的一个例子则为2mm。

[0109] 在除颤导管100的使用时(配置在心腔内时)，第二DC电极组32G例如位于右心房。

[0110] 在本实施方式中，基端侧电位测定电极组33G由从第二DC电极组32G的安装位置向基端侧分离地安装于多腔管10的四个环状电极33构成。

[0111] 构成基端侧电位测定电极组33G的电极33经由导线(构成第三导线组43G的导线43)以及后述的连接器，与电源装置700的导管连接连接器连接。

[0112] 这里，优选电极33的宽度(轴向的长度)为0.5～2.0mm，若示出优选的一个例子则为1.2mm。

[0113] 若电极33的宽度过宽，则心电位的测定精度降低、或者异常电位的产生部位的确定变得困难。

[0114] 优选电极33的安装间隔(相邻的电极的分离距离)为1.0～10.0mm，若示出合适的一个例子则为5mm。

[0115] 在除颤导管100的使用时(配置在心腔内时)，基端侧电位测定电极组33G例如位于容易产生异常电位的上大静脉。

[0116] 在除颤导管100的前端安装有前端芯片35。

[0117] 在该前端芯片35不连接有导线，在本实施方式中不作为电极使用。但是，也可以通过使其连接导线，来作为电极使用。前端芯片35的构成材料是白金或者不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，并不特别限定。

[0118] 优选第一DC电极组31G(基端侧的电极31)与第二DC电极组32G(前端侧的电极32)的分离距离d2为40～100mm，若示出优选的一个例子则为66mm。

[0119] 优选第二DC电极组32G(基端侧的电极32)与基端侧电位测定电极组33G(前端侧的电极33)的分离距离d3为5～50mm，若示出优选的一个例子则为30mm。

[0120] 作为构成第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G的电极31、32、33，为了使对于X射线的造影性变得良好，优选由白金或者白金系的合金构成。

[0121] 图4以及图5所示的第一导线组41G是与构成第一DC电极组(31G)的八个电极(31)分别连接的八根导线41的集合体。

[0122] 通过第一导线组41G(导线41)，能够将构成第一DC电极组31G的八个电极31分别与电源装置700电连接。

[0123] 构成第一DC电极组31G的八个电极31分别与不同的导线41连接。导线41分别在其前端部分焊接于电极31的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁的侧孔进入第一管腔11。进入第一管腔11的八根导线41作为第一导线组41G，在第一管腔11延伸。

[0124] 图4以及图5所示的第二导线组42G是与构成第二DC电极组(32G)的八个电极(32)分别连接的八根导线42的集合体。

[0125] 通过第二导线组42G(导线42)，能够将构成第二DC电极组32G的八个电极32分别与电源装置700电连接。

[0126] 构成第二DC电极组32G的八个电极32分别与不同的导线42连接。导线42分别在其前端部分焊接于电极32的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁的侧孔进入第二管腔12(与第一导线组41G延伸的第一管腔11不同的管腔)。进入第二管腔12的八根导线42作为第二导线组42G，在第二管腔12延伸。

[0127] 如上述那样，第一导线组41G在第一管腔11延伸，且第二导线组42G在第二管腔12延伸，从而两者在多腔管10内完全地绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需要的电压时，能够可靠地防止第一导线组41G(第一DC电极组31G)与第二导线组42G(第二DC电极组32G)之间的短路。

[0128] 图4所示的第三导线组43G是与构成基端侧电位测定电极组(33G)的电极(33)分别连接的四根导线43的集合体。

[0129] 通过第三导线组43G(导线43)，能够将构成基端侧电位测定电极组33G的电极33分别与电源装置700电连接。

[0130] 构成基端侧电位测定电极组33G的四个电极33分别与不同的导线43连接。各个导线43在其前端部分焊接于电极33的内周面，并且从形成在多腔管10的管壁的侧孔进入第三管腔13。进入第三管腔13的四根导线43作为第三导线组43G，在第三管腔13延伸。

[0131] 如上述那样，在第三管腔13延伸的第三导线组43G与第一导线组41G以及第二导线组42G中的任一个均完全地绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需要的电压时，能够可靠地防止第三导线组43G(基端侧电位测定电极组33G)与第一导线组41G(第一DC电极组31G)或者第二导线组42G(第二DC电极组32G)之间的短路。

[0132] 导线41、导线42以及导线43均由通过聚酰亚胺等树脂覆盖金属导线的外周面的树脂包覆线构成。这里，作为包覆树脂的膜厚为2～30μm左右。

[0133] 在图4以及图5中65是拉线。

[0134] 拉线65在第四管腔14延伸，并相对于多腔管10的中心轴偏心地延伸。

[0135] 拉线65的前端部分通过焊料固定于前端芯片35。另外，也可以在拉线65的前端形成有防脱用大径部(防脱部)。由此，前端芯片35与拉线65稳固地结合，能够可靠地防止前端芯片35的脱落等。

[0136] 另一方面，拉线65的基端部分与手柄20的捏手22连接，通过对捏手22进行操作来拉动拉线65，由此，多腔管10的前端部偏转。

[0137] 拉线65由不锈钢、Ni－Ti类超弹性合金构成，但并不需要一定由金属构成。拉线65例如也可以由高强度的非导电线等构成。

[0138] 此外，多使腔管的前端部偏转的机构并不限定于此，例如也可以是具备板簧而成的机构。

[0139] 在多腔管10的第四管腔14仅延伸有拉线65，不延伸导线(组)。由此，能够防止在多腔管10的前端部的偏转操作时，由于在轴向移动的拉线65而导线受到损伤(例如，擦伤)。

[0140] 对于本实施方式中的除颤导管100来说，在手柄20的内部，第一导线组41G、第二导线组42G以及第三导线组43G也绝缘隔离。

[0141] 图6是表示本实施方式中的除颤导管100的手柄的内部结构的立体图，图7是手柄内部(前端侧)的部分放大图，图8是手柄内部(基端侧)的部分放大图。

[0142] 如图6所示，多腔管10的基端部插入手柄20的前端开口，由此，多腔管10与手柄20连接。

[0143] 如图6以及图8所示，在手柄20的基端部内置有在前端面50A配置向前端方向突出的多个销端子(51、52、53)而成的圆筒状的连接器50。

[0144] 另外，如图6～图8所示，在手柄20的内部延伸有三个导线组(第一导线组41G、第二导线组42G、第三导线组43G)分别被插通的三根绝缘性软管(第一绝缘性软管26、第二绝缘性软管27、第三绝缘性软管28)。

[0145] 如图6以及图7所示，第一绝缘性软管26的前端部(从前端开始10mm左右)插入多腔管10的第一管腔11，由此，第一绝缘性软管26与第一导线组41G延伸的第一管腔11连结。

[0146] 与第一管腔11连结的第一绝缘性软管26通过在手柄20的内部延伸的第一保护软管61的内孔延伸至连接器50(配置了销端子的前端面50A)的附近，形成将第一导线组41G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第一管腔11)延伸出的第一导线组41G能够不扭结，而在手柄20的内部(第一绝缘性软管26的内孔)延伸。

[0147] 从第一绝缘性软管26的基端开口延伸出的第一导线组41G被分开为构成该导线组的八根导线41，这些导线41分别通过焊料连接固定于配置在连接器50的前端面50A的各个销端子。这里，将配置连接固定了构成第一导线组41G的导线41的销端子(销端子51)的区域设为“第一端子组区域”。

[0148] 第二绝缘性软管27的前端部(从前端开始10mm左右)插入多腔管10的第二管腔12，由此，第二绝缘性软管27与第二导线组42G延伸的第二管腔12连结。

[0149] 与第二管腔12连结的第二绝缘性软管27通过在手柄20的内部延伸的第二保护软管62的内孔并延伸至连接器50(配置了销端子的前端面50A)的附近，形成将第二导线组42G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第二管腔12)延伸出的第二导线组42G能够不扭结，而在手柄20的内部(第二绝缘性软管27的内孔)延伸。

[0150] 从第二绝缘性软管27的基端开口延伸出的第二导线组42G被分开为构成该导线组的八根导线42，这些导线42分别通过焊料连接固定于配置在连接器50的前端面50A的各个销端子。这里，将配置连接固定了构成第二导线组42G的导线42的销端子(销端子52)的区域设为“第二端子组区域”。

[0151] 第三绝缘性软管28的前端部(从前端开始10mm左右)插入多腔管10的第三管腔13，由此，第三绝缘性软管28与第三导线组43G延伸的第三管腔13连结。

[0152] 与第三管腔13连结的第三绝缘性软管28通过在手柄20的内部延伸的第二保护软管62的内孔并延伸至连接器50(配置了销端子的前端面50A)的附近，形成将第三导线组43G的基端部引导至连接器50的附近的插通路。由此，从多腔管10(第三管腔13)延伸出的第三导线组43G能够不扭结，而在手柄20的内部(第三绝缘性软管28的内孔)延伸。

[0153] 从第三绝缘性软管28的基端开口延伸出的第三导线组43G被分开为该导线组构成的四根导线43，这些导线43分别通过焊料连接固定于配置在连接器50的前端面50A的各个销端子。这里，将配置连接固定了构成第三导线组43G的导线43的销端子(销端子53)的区域设为“第三端子组区域”。

[0154] 这里，作为绝缘性软管(第一绝缘性软管26、第二绝缘性软管27以及第三绝缘性软管28)的构成材料，能够例示聚酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、聚酰胺酰亚胺树脂等。其中，特别优选硬度较高，容易插通导线组，且能够薄壁成形的聚酰亚胺树脂。

[0155] 作为绝缘性软管的壁厚，优选为20～40μm，若示出优选的一个例子则为30μm。

[0156] 另外，作为内插绝缘性软管的保护软管(第一保护软管61以及第二保护软管62)的构成材料，能够例示“Pebax”(ARKEMA社的注册商标)等尼龙类弹性体。

[0157] 根据具有上述那样的构成的本实施方式中的除颤导管100，由于第一导线组41G在第一绝缘性软管26内延伸，第二导线组42G在第二绝缘性软管27内延伸，第三导线组43G在第三绝缘性软管28内延伸，所以即使在手柄20的内部，也能够使第一导线组41G、第二导线组42G、以及第三导线组43G完全地绝缘隔离。其结果，在施加了除颤所需要的电压时，能够可靠地防止手柄20的内部的第一导线组41G、第二导线组42G、第三导线组43G之间的短路(特别是，在管腔的开口附近延伸出的导线组间的短路)。

[0158] 并且，在手柄20的内部，第一绝缘性软管26被第一保护软管61保护，第二绝缘性软管27以及第三绝缘性软管28被第二保护软管52保护，从而例如能够防止在多腔管10的前端部的偏转操作时由于捏手22的构成部件(可动部件)接触/摩擦而绝缘性软管损伤。

[0159] 本实施方式中的除颤导管100具备将配置了多个销端子的连接器50的前端面50A分隔为第一端子组区域、第二端子组区域以及第三端子组区域，使导线41、导线42以及导线43相互隔离的隔板55。

[0160] 分隔第一端子组区域、第二端子组区域以及第三端子组区域的隔板55通过将绝缘性树脂成型加工为在两侧具有平坦面的槽状而成。作为构成隔板55的绝缘性树脂，并不特别限定，能够使用聚乙烯等通用树脂。

[0161] 隔板55的厚度例如为0.1～0.5mm，若示出优选的一个例子则为0.2mm。

[0162] 隔板55的高度(从基端边缘到前端边缘的距离)需要比连接器50的前端面50A与绝缘性软管(第一绝缘性软管26以及第二绝缘性软管27)的分离距离高，在该分离距离为7mm的情况下，隔板55的高度例如为8mm。在高度小于7mm的隔板中，不能够使其前端边缘与绝缘性软管的基端相比位于前端侧。

[0163] 根据这样的构成，能够使构成第一导线组41G的导线41(从第一绝缘性软管26的基端开口延伸出的导线41的基端部分)与构成第二导线组42G的导线42(从第二绝缘性软管27的基端开口延伸出的导线42的基端部分)可靠并且整齐地隔离。

[0164] 在不具备隔板55的情况下，有不能够整齐地隔离(分开)导线41、和导线42，而它们串线之虞。

[0165] 而且，由于施加相互不同的极性的电压的、构成第一导线组41G的导线41和构成第二导线组42G的导线42通过隔板55相互隔离而不会接触，所以在除颤导管100的使用时，即使施加心腔内除颤所需要的电压，在构成第一导线组41G的导线41(从第一绝缘性软管26的基端开口延伸出的导线41的基端部分)与构成第二导线组42G的导线42(从第二绝缘性软管27的基端开口延伸出的导线42的基端部分)之间也不会产生短路。

[0166] 另外，在除颤导管的制造时，在将导线连接固定于销端子时产生了错误的情况下，例如在将构成第一导线组41G的导线41与第二端子组区域内的销端子连接的情况下，该导线41横跨隔壁55，所以能够容易地发现连接的错误。

[0167] 此外，虽然构成第三导线组43G的导线43(销端子53)与导线42(销端子52)一起被隔板55从导线41(销端子51)隔离，但并不限定于此，也可以与导线41(销端子51)一起，通过隔板55从导线42(销端子52)隔离。

[0168] 在除颤导管100中，隔板55的前端边缘与第一绝缘性软管26的基端以及第二绝缘性软管27的基端的任意一个相比均位于前端侧。

[0169] 由此，在从第一绝缘性软管26的基端开口延伸出的导线(构成第一导线组41G的导线41)与从第二绝缘性软管27的基端开口延伸出的导线(构成第二导线组42G的导线42)之间一直存在隔板55，所以能够可靠地防止导线41与导线42的接触所引起的短路。

[0170] 如图8所示，从第一绝缘性软管26的基端开口延伸出并连接固定于连接器50的销端子51的八根导线41、从第二绝缘性软管27的基端开口延伸出并连接固定于连接器50的销端子52的八根导线42、以及从第三绝缘性软管28的基端开口延伸出并连接固定于连接器50的销端子53的四根导线43利用树脂58固定它们的周围，所以保持固定各自的形状。

[0171] 保持导线的形状的树脂58成为成形为与连接器50同径的圆筒状，且在该树脂成形体的内部埋入销端子、导线、绝缘性软管的基端部以及隔板55的状态。

[0172] 而且，根据在树脂成形体的内部埋入绝缘性软管的基端部的构成，能够通过树脂58完全覆盖从绝缘性软管的基端开口延伸出到与销端子连接固定为止的导线(基端部分)的整个区域，能够完全地保持固定导线(基端部分)的形状。

[0173] 另外，优选树脂成形体的高度(从基端面到前端面为止的距离)比隔板55的高度高，在隔板55的高度为8mm的情况下，例如为9mm。

[0174] 这里，作为构成树脂成形体的树脂58并不特别限定，但优选使用热固化性树脂或者光固化性树脂。具体而言，能够例示聚氨酯类、环氧类、聚氨酯－环氧类的固化性树脂。

[0175] 根据上述那样的构成，通过树脂58保持固定导线的形状，所以在制造除颤导管100时(将连接器50安装于手柄20的内部时)，能够防止从绝缘性软管的基端开口延伸出的导线扭结，或者与销端子的边缘接触而损伤(例如，在导线的包覆树脂产生裂缝)。

[0176] 如图1所示，构成本实施方式的除颤导管系统的电源装置700包括：DC电源部71、导管连接连接器72、心电仪连接连接器73、外部开关(输入单元)74、运算处理部75、切换部76、心电图输入连接器77、以及显示单元78。

[0177] 在DC电源部71内置有电容器，通过外部开关74(充电开关743)的输入，对内置电容器进行充电。

[0178] 导管连接连接器72与除颤导管100的连接器50连接，与第一导线组(41G)、第二导线组(42G)以及第三导线组(43G)的基端侧电连接。

[0179] 如图9所示，除颤导管100的连接器50与电源装置700的导管连接连接器72通过连接器电缆C1连结，从而连接固定了构成第一导线组的八根导线41的销端子51(实际上为八个)与导管连接连接器72的端子721(实际上为八个)连接，连接固定了构成第二导线组的八根导线42的销端子52(实际上为八个)与导管连接连接器72的端子722(实际上为八个)连接，连接固定了构成第三导线组的四根导线43的销端子53(实际上为四个)与导管连接连接器72的端子723(实际上为四个)连接。

[0180] 这里，导管连接连接器72的端子721以及端子722与切换部76连接，端子723不经由切换部76而与心电仪连接连接器73直接连接。

[0181] 由此，通过第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G测定出的心电位信息经由切换部76到达心电仪连接连接器73，通过基端侧电位测定电极组33G测定出的心电位信息不经由切换部76，而到达心电仪连接连接器73。

[0182] 心电仪连接连接器73与心电仪800的输入端子连接。

[0183] 作为输入单元的外部开关74由用于切换心电位测定模式和除颤模式的模式切换开关741、设定在除颤时施加的电能的施加能量设定开关742、用于对DC电源部71进行充电的充电开关743，通过输入用于确定后述的初始事件的极性、触发电平、异常波高电平并做进行除颤的准备的能量施加准备开关744、以及用于通过在能量施加准备开关744的输入后(也可以在同时)进行输入而施加电能执行除颤的能量施加执行开关(放电开关)745构成。来自这些外部开关74的输入信号全部送至运算处理部75。

[0184] 作为用于施加能量的开关，除了能量施加执行开关745之外还包括能量施加准备开关744，所以使用者能够在输入能量施加执行开关745之前确认心电波形的状态。

[0185] 由此，在输入能量施加准备开关744将切换部的接点切换为第二接点时，在假设产生了心电波形的紊乱(例如漂移、噪声等)的情况下，能够避免执行能量的施加。

[0186] 运算处理部75基于外部开关74的输入，控制DC电源部71、切换部76以及显示单元78。

[0187] 该运算处理部75具有用于将来自DC电源部71的直流电压经由切换部76输出到除颤导管100的电极的输出电路751。

[0188] 通过该输出电路751，能够以图9所示的导管连接连接器72的端子721(最终而言，是除颤导管100的第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(最终而言，是除颤导管100的第二DC电极组32G)成为相互不同的极性(在一方的电极组为－极时，另一方的电极组成为+极)的方式施加直流电压。

[0189] 切换部76由在共用接点连接导管连接连接器72(端子721以及端子722)，在第一接点连接有心电仪连接连接器73，并在第二接点连接有运算处理部75的单刀双掷(Single Pole Double Throw)的切换开关构成。

[0190] 即，在选择了第一接点时(第一接点与共用接点连接时)，确保连接导管连接连接器72与心电仪连接连接器73的路径，在选择了第二接点时(第二接点与共用接点连接时)，确保连接导管连接连接器72与运算处理部75的路径。

[0191] 由运算处理部75基于外部开关74(模式切换开关741/能量施加准备开关744)的输入控制切换部76的切换动作。

[0192] 心电图输入连接器77与运算处理部75连接，另外，与心电仪800的输出端子连接。

[0193] 通过该心电图输入连接器77，能够将从心电仪800输出的心电位信息(通常，是输入到心电仪800的心电位信息的一部分)输入到运算处理部75，在运算处理部75中，能够基于该心电位信息，控制DC电源部71以及切换部76。

[0194] 显示单元78与运算处理部75连接，在显示单元78显示有从心电图输入连接器77输入到运算处理部75的心电位信息(主要是心电图(心电位波形))，操作人员能够在监视输入到运算处理部75的心电位信息(心电图)的同时进行除颤治疗(外部开关的输入等)。

[0195] 构成本实施方式的除颤导管系统的心电仪800(输入端子)与电源装置700的心电仪连接连接器73连接，通过除颤导管100(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G的构成电极)测定出的心电位信息从心电仪连接连接器73输入到心电仪800。

[0196] 另外，心电仪800(其它的输入端子)也与心电位测定单元900连接，通过心电位测定单元900测定出的心电位信息也输入到心电仪800。

[0197] 这里，作为心电位测定单元900，能够列举为了测定12导联心电图而粘贴在患者的体表面的电极垫、安装在患者的心脏内的电极导管(与除颤导管100不同的电极导管)。

[0198] 心电仪800(输出端子)与电源装置700的心电图输入连接器77连接，能够将输入到心电仪800的心电位信息(来自除颤导管100的心电位信息以及来自心电位测定单元900的心电位信息)的一部分经由心电图输入连接器77送至运算处理部75。

[0199] 本实施方式中的除颤导管100在不需要除颤治疗时，能够作为心电位测定用的电极导管使用。

[0200] 图10示出在进行心脏导管手术(例如高频治疗)时，通过本实施方式所涉及的除颤导管100测定心电位的情况下的心电位信息的流向。

[0201] 此时，电源装置700的切换部76选择连接了心电仪连接连接器73的第一接点。

[0202] 通过除颤导管100的构成第一DC电极组31G以及/或者第二DC电极组32G的电极测定出的心电位经由导管连接连接器72、切换部76以及心电仪连接连接器73输入到心电仪800。

[0203] 另外，通过除颤导管100的构成基端侧电位测定电极组33G的电极测定出的心电位从导管连接连接器72不通过切换部76而直接经由心电仪连接连接器73输入到心电仪800。

[0204] 来自除颤导管100的心电位信息(心电图)显示于心电仪800的监视器(图示省略)。

[0205] 另外，能够从心电仪800经由心电图输入连接器77以及运算处理部75将来自除颤导管100的心电位信息的一部分(例如，构成第一DC电极组31G的电极31(第一极与第二极)间的电位差)输入并显示于显示单元78。

[0206] 如上述那样，在心脏导管手术中不需要除颤治疗的时，能够使用除颤导管100作为心电位测定用的电极导管。

[0207] 而且，在心脏导管手术中引起了心房纤颤时，能够通过作为电极导管使用的除颤导管100立即进行除颤治疗。其结果，能够省去在引起了心房纤颤时，新插入用于除颤的导管等的麻烦。

[0208] 运算处理部75根据经由心电图输入连接器77从心电仪800送来的心电位信息的一部分(心电图)，依次传感检测估计为该心电图的R波的事件(波形)。

[0209] 例如通过检知想要进行传感检测的周期(搏动)的前一个周期内的最大峰值波形(事件)、和前二个周期中的最大峰值波形(事件)，计算这些最大峰值波形的平均波高，并检知电位差达到该平均高度的80％的高度来进行估计为R波的事件的传感检测。

[0210] 运算处理部75在能量施加准备开关744的输入后，存储在即将输入之前传感检测到的两个事件的平均波高的80％的高度作为“触发电平”，并且在使用本实施方式的除颤导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下，将该平均波高的120％的高度存储为“异常波高电平”。

[0211] 另外，运算处理部75对传感检测到的各事件，识别其极性(以±的符号表示的峰值的方向)，若输入能量施加准备开关744，则在即将输入之前传感检测到的三个事件的极性相互相同的情况下，将该极性存储为“初始事件的极性”，否则，取消能量施加准备开关744的输入。

[0212] 然后，运算处理部75在输入能量施加执行开关745之后，在第n次周期中传感检测到的事件(Vn)的极性与在其前一个周期中传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及在其前二个周期中传感检测到的事件(Vn-2)的极性、及存储的初始事件的极性一致，并且，满足在第一方面或者第二方面中分别要求的后述的条件的情况下，与该事件(Vn)同步地，进行运算处理并控制DC电源部71对导管连接连接器72的端子721(第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(第二DC电极组32G)施加电压。

[0213] 图16A～图16D示出输入到运算处理部75的心电图中，能量施加执行开关745的输入与直流电压的施加的定时。

[0214] 在图16A～图16D中，箭头(SW2－ON)是能量施加执行开关745的输入时刻，箭头(DC)是直流电压的施加时刻。

[0215] 在图16A～图16D所示的心电图中，估计为R波传感检测到的六个事件中，从左侧开始第三个事件的极性为(－)(其峰值波形向下)，其它的五个事件的极性为(+)(其峰值波形向上)。

[0216] 此外，虽然未图示，但在能量施加执行开关745的输入前，输入能量施加准备开关744，且存储于运算处理部75的初始事件的极性为(+)。

[0217] 如图16A所示，在对从左侧开始第二个事件(V0)进行传感检测之后在能量施加执行开关745进行了输入的情况下，第三个事件(V1)的极性(－)与在前一个周期中传感检测到的第二个事件(V0)的极性(+)不同(也与初始事件的极性(+)不同)，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0218] 另外，第四个事件(V2)的极性(+)与在前一个周期传感检测到的第三个事件(V1)的极性(－)不同，所以也不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0219] 另外，第五个事件(V3)的极性(+)与在前二个周期中传感检测到的第三个事件(V1)的极性(－)不同，所以也不与该事件(V3)同步地施加电压。

[0220] 第六个事件(V4)的极性(+)与在前一个周期中传感检测到的第五个事件(V3)的极性(+)以及在前二个周期中传感检测到的第四个事件(V2)的极性(+)相同，所以与该事件(V4)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0221] 如图16B所示，在传感检测到从左侧开始第三个事件(V0)之后在能量施加执行开关745进行了输入的情况下，第四个事件(V1)的极性(+)与在前一个周期中传感检测到的第三个事件(V0)的极性(－)不同，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0222] 另外，第五个事件(V2)的极性(+)与在前二个周期中传感检测到的第三个事件(V0)的极性(－)不同，所以也不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0223] 第六个事件(V3)的极性(+)与在前一个周期中传感检测到的第五个事件(V2)的极性(+)以及在前二个周期中传感检测到的第四个事件(V1)的极性(+)相同，所以与该事件(V3)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0224] 如图16C所示，在传感检测到从左侧开始第四个事件(V0)之后在能量施加执行开关745进行了输入的情况下，第五个事件(V1)的极性(+)与在前二个周期中传感检测到的第三个事件(V-1)的极性(－)不同，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0225] 第六个事件(V2)的极性(+)与在前一个周期中传感检测到的第五个事件(V1)的极性(+)以及在前二个周期中传感检测到的第四个事件(V0)的极性(+)相同，所以与该事件(V2)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0226] 如图16D所示，在传感检测到从左侧开始第五个事件(V0)之后在能量施加执行开关745进行了输入的情况下，第六个事件(V1)的极性(+)与在前一个周期中传感检测到的第五个事件(V0)的极性(+)以及在前二个周期中传感检测到的第四个事件(V-1)的极性(+)相同，所以与该事件(V1)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0227] 如上述那样，无论在图16A～图16D所示的哪个定时输入能量施加执行开关745的情况下，都与相同的极性(+)连续三次时的第三个事件(从左侧开始第六个事件)同步地施加电压。

[0228] 运算处理部75以在输入能量施加执行开关745后，在第n个周期中传感检测到的事件(Vn)的极性与存储的初始事件的极性不一致的情况下，不与该事件(Vn)同步地对第一DC电极组31G、和第二DC电极组32G施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71。

[0229] 图18示出输入到运算处理部75的心电图中，能量施加准备开关744的输入、能量施加执行开关745的输入、以及直流电压的施加的定时。

[0230] 在该图中，箭头(SW1－ON)是能量准备开关744的输入时刻，箭头(SW2－ON)是能量施加执行开关745的输入时刻，箭头(DC)是直流电压的施加时刻。

[0231] 在图18所示的心电图中，估计为R波传感检测到的九个事件中，从左侧开始第一个～第三个以及第七个～第九个事件的极性为(+)(其峰值波形向上)，从左侧开始第四个～第六个事件的极性为(－)(其峰值波形向下)。

[0232] 如该图所示，在传感检测到从左侧开始第三个事件(V-2)之后在能量施加准备开关744进行了输入的情况下，在即将输入之前传感检测到的三个事件(V-2)、(V-3)以及(V-4)的极性均为(+)，所以存储该极性(+)作为初始事件的极性。

[0233] 然后，如该图所示，在传感检测到从左侧开始第五个事件(V0)之后在能量执行开关745进行了输入的情况下，从左侧开始第六个事件(V1)的极性为(－)，虽然与在前一个周期传感检测到的第五个事件(V0)的极性(－)、在前二个周期中传感检测到的第四个事件(V-1)的极性(－)一致，但与初始事件的极性(+)不一致，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0234] 另外，从左侧开始第七个事件(V2)的极性为(+)，与初始事件的极性(+)一致，但与在前一个周期传感检测到的第六个事件(V1)的极性(－)不一致，所以不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0235] 另外，从左侧开始第八个事件(V3)的极性为(+)，与初始事件的极性(+)、在前一个周期传感检测到的第七个事件(V2)的极性(+)一致，但不与在前二个周期中传感检测到的第六个事件(V1)的极性(－)一致，所以也不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0236] 从左侧开始第九个事件(V4)的极性为(+)，与初始事件的极性(+)、在前一个周期传感检测到的第八个事件(V3)的极性(+)、在前二个周期中传感检测到的第七个事件(V2)的极性(+)一致，所以与该事件(V4)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0237] 在使用本实施方式的除颤导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下，运算处理部75在从输入能量施加准备开关744到输入能量施加执行开关745为止的期间产生了异常波高事件(达到异常波高电平的事件)时，以仅在从异常波高事件的产生开始经过规定的待机时间之后传感检测到事件(Vn)的情况下，与事件(Vn)同步地对导管连接连接器72的端子721(第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(第二DC电极组32G)施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71。

[0238] 这里，作为待机时间，通常为1000～5000m秒间，优选为2000～4000m秒间，若示出优选的一个例子则为3000m秒间(3秒间)。

[0239] 此外，在从输入能量施加准备开关744到输入能量施加执行开关745为止的期间，产生了多个异常波高的情况下，从产生了最初的异常波高事件时(严格来说，是其波形达到异常波高电平的时刻)开始计算待机时间。

[0240] 图19示出输入到运算处理部75的心电图(与图25所示的波形相同的心电位波形)中，能量施加准备开关744的输入、能量施加执行开关745的输入、以及直流电压的施加的定时。

[0241] 在该图中，箭头(SW1－ON)是能量准备开关744的输入时刻，箭头(SW2－ON)是能量施加执行开关745的输入时刻，箭头(DC)是直流电压的施加时刻。

[0242] 在该图所示的心电图中，稳定的基线上升，其后，基线下降并复原至原来的电平。

[0243] 若在传感检测到事件(V-5)之后的箭头(SW1－ON)所示的时刻输入能量施加准备开关744，则在即将输入之前传感检测到的三个事件(V-5)、(V-6)以及(V-7)的极性均为(+)，所以极性(+)作为初始事件的极性存储于运算处理部75。

[0244] 另外，存储在即将输入之前传感检测到的两个事件(V-5)以及(V-6)的平均波高的80％的高度作为“触发电平”(在该图中以向时间轴方向延伸的实线TL示出)，并存储平均波高的120％的高度作为“异常波高电平”(在该图中以向时间轴方向延伸的虚线HL示出)。

[0245] 在箭头(SW2－ON)所示的时刻输入了能量施加执行开关745的情况下，在从输入能量施加准备开关744到输入能量施加执行开关745为止的期间，产生三个异常波高(V-2)、(V-1)以及(V0)，该情况下，不将在从最初的异常波高事件(V-2)的产生开始规定的待机时间内传感检测到的事件识别为触发点，不与该事件同步地施加电压。

[0246] 这里，在刚输入能量施加执行开关745之后的事件(V1)由于在从异常波高事件(V-2)开始规定的待机时间(WAITING TIME)中传感检测到，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0247] 在待机时间的经过后传感检测到事件(V1)的下一个周期中的事件(V2)。另外，该事件(V2)的极性(+)与初始事件的极性(+)、在前一个周期中传感检测到的事件(V1)的极性(+)、以及在前二个周期中传感检测到的事件(V0)的极性(+)相同，所以与该事件(V2)同步地施加电压。

[0248] 另外，运算处理部75以在传感检测到输入的心电图中估计为R波的事件之后260m秒间，不对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压的方式控制DC电源部71。

[0249] 由此，在传感检测到的事件为R波的峰值的情况下，能够可靠地避免在其下一个T波出现的时刻进行除颤，换句话说，能够对估计为T波的峰值进行屏蔽禁止进行除颤。

[0250] 此外，作为在传感检测到事件之后，不施加直流电压的期间，并不限定于260m秒间，最短能够为50m秒间，最长能够为500m秒间。在该期间比50m秒间短的情况下，有不能够对估计为T波的峰值进行屏蔽的情况。另一方面，在该期间比500m秒间长的情况下，有不能够传感检测下一个周期(搏动)内的R波的情况。

[0251] 另外，运算处理部75被编程为在传感检测到估计为R波的事件之后100m秒间，不重新传感检测到估计为R波的事件。

[0252] 由此，能够防止在接着R波，在与该R波相反方向(相反的极性)出现的S波的峰值增大而达到触发电平那样的情况下(即使在该状态下，在进行除颤时也不会成为问题)，传感检测到该S波的峰值，而损害事件的极性的连续性(同一极性的计数复位)。

[0253] 此外，作为在传感检测到事件之后，不重新传感检测到估计为R波的事件的期间(消隐期间)，并不限定于100m秒间，最短能够为10m秒间，最长能够为150m秒间。

[0254] 并且，运算处理部75以在能量施加执行开关745的输入后260m秒间，不对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压地控制DC电源部71。

[0255] 由此，能够防止将由于能量施加执行开关745的输入而产生的噪声(与其上一次以及上上次的事件相同极性的噪声)误认为R波进行传感检测，并与该噪声同步地进行除颤。

[0256] 另外，能够防止由于能量施加执行开关745的输入而产生的噪声(与其上一次以及/或者上上次的事件不同的极性的噪声)，损害事件的极性的连续性(同一极性的计数复位)。

[0257] 并且，也能够防止将在即将输入能量施加执行开关745之后产生的基线的变动误认为R波进行传感检测，并与其同步地进行除颤。

[0258] 此外，作为在能量施加执行开关745的输入后，不施加直流电压的期间，并不限定于260m秒间，最短能够为10m秒间，最长能够为500m秒间。

[0259] 图11是表示使用本实施方式的心腔内除颤导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下的除颤治疗的一个例子的流程图。

[0260] (1)首先，利用X射线图像，确认除颤导管100的电极(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G的构成电极)的位置，并且选择从心电位测定单元900(粘贴于体表面的电极垫)输入到心电仪800的心电位信息(12导联心电图)的一部分，从心电图输入连接器77输入到电源装置700的运算处理部75(步骤1)。此时，输入到运算处理部75的心电位信息的一部分显示于显示单元78(参照图12)。另外，从除颤导管100的第一DC电极组31G以及/或者第二DC电极组32G的构成电极经由导管连接连接器72、切换部76、以及心电仪连接连接器73输入到心电仪800的心电位信息、从除颤导管100的基端侧电位测定电极组33G的构成电极经由导管连接连接器72、和心电仪连接连接器73输入到心电仪800的心电位信息显示于心电仪800的监视器(图示省略)。

[0261] (2)接下来，输入作为外部开关74的模式切换开关741。本实施方式中的电源装置700在初始状态下为“心电位测定模式”，切换部76选择第一接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到心电仪连接连接器73的路径。

[0262] 通过模式切换开关741的输入成为“除颤模式”(步骤2)。

[0263] (3)如图13所示，若输入模式切换开关741切换为除颤模式，则通过运算处理部75的控制信号将切换部76的接点切换为第二接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，并切断从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径(步骤3)。在切换部76选择第二接点时，来自除颤导管100的第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G的构成电极的心电位信息不能够输入到心电仪800(因此，也不能够将该心电位信息送至运算处理部75。)。但是，不经由切换部76的来自基端侧电位测定电极组33G的构成电极的心电位信息输入到心电仪800。

[0264] (4)即使切换部76的接点切换为第二接点，也测定除颤导管100的第一DC电极组(31G)与第二DC电极组(32G)之间的电阻(步骤4)。从导管连接连接器72经由切换部76输入到运算处理部75的电阻值与输入到运算处理部75的来自心电位测定单元900的心电位信息的一部分一起显示于显示单元78(参照图13)。

[0265] (5)将切换部76的接点切换为第一接点，复原从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径(步骤5)。

[0266] 此外，切换部76的接点选择第二接点的时间(上述的步骤3～步骤5)例如为1秒间。

[0267] (6)运算处理部75判定在步骤4测定出的电阻是否超过规定的值，在未超过的情况下，进入下一个步骤7(用于施加直流电压的准备)，在超过的情况下返回到步骤1(除颤导管100的电极的位置确认)(步骤6)。

[0268] 这里，在电阻超过规定的值的情况下，意味着第一DC电极组以及/或者第二DC电极组未可靠地与规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)抵接，所以需要返回到步骤1，重新调整电极的位置。

[0269] 这样，能够仅在除颤导管100的第一DC电极组以及第二DC电极组可靠地与规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)抵接时施加电压，所以能够进行有效的除颤治疗。

[0270] (7)输入作为外部开关74的施加能量设定开关742，设定除颤时的施加能量(步骤7)。

[0271] 根据本实施方式中的电极装置700，能够在1J～30J每隔1J设定施加能量。

[0272] (8)输入作为外部开关74的充电开关743，将能量充电至DC电源部71的内置电容器(步骤8)。

[0273] (9)在充电完成后，操作者输入作为外部开关74的能量施加准备开关744(步骤9)。

[0274] (10)运算处理部75判定在即将输入施加准备开关744之前传感检测到的三个事件的极性是否相互相同，在相互相同的情况下进入步骤12(此时，在显示单元78显示有“Waiting Trigger”的字符)，在不相同的情况下，取消能量施加准备开关744的输入，并返回到步骤9(步骤10)。

[0275] (11)通过运算处理部75将切换部76的接点切换为第二接点，确保从导管连接连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，并切断从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径(步骤11)。

[0276] (12)运算处理部75存储在即将输入施加准备开关744之前传感检测到的三个事件的极性作为“初始事件的极性”，存储在即将输入施加准备开关744之前传感检测到的两个事件的平均波高的80％的高度作为“触发电平”，并且存储该平均波高的120％的高度作为“异常波高电平”(步骤12)。

[0277] (13)操作者输入作为外部开关74的能量施加执行开关745(步骤13)。

[0278] (14)作为表示在后述的步骤16传感检测到的这次的事件(Vn)是从输入能量施加执行开关745开始第几次传感检测到的事件的数(n)使“1”产生。(步骤14)。

[0279] (15)运算处理部75将从传感检测到上一次的事件(Vn-1)(在即将输入能量施加执行开关745之前传感检测到的事件)开始的100m秒间作为消隐期间，进行待机从而不进行新的传感检测(步骤15)。

[0280] (16)在消隐期间经过后，运算处理部75传感检测事件(Vn)(步骤16)。

[0281] (17)运算处理部75判定在步骤16传感检测到的事件(Vn)的极性是否与在步骤12存储的初始事件的极性一致，在一致的情况下进入步骤18，在不一致的情况下，在步骤14’，将上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤17)。

[0282] (18)运算处理部75判定在步骤16传感检测到的事件(Vn)的极性是否与上一次(前一个传感检测到)的事件(Vn-1)的极性一致，在一致的情况下，进入步骤19，在不一致的情况下，在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤18)。

[0283] (19)运算处理部75判定在步骤16传感检测到的事件(Vn)的极性是否与上上次(前二个传感检测到)的事件(Vn-2)的极性一致，在一致的情况下，进入步骤20，在不一致的情况下，在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤19)。

[0284] (20)运算处理部75判定从传感检测到上一次的事件(Vn-1)开始到传感检测到事件(Vn)为止的时间是否超过260m秒，在超过的情况下进入步骤21，在未超过的情况下，在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤20)。

[0285] (21)运算处理部75判定从输入能量施加执行开关745到传感检测到事件(Vn)为止的时间是否超过260m秒，在超过的情况下进入步骤22，在未超过的情况下，在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤21)。

[0286] (22)运算处理部75判定在从输入施加准备开关744到输入施加执行开关745为止的期间是否产生了异常波高事件(达到异常波高电平的事件)，在产生的情况下进入步骤23，在未产生的情况下进入步骤25(步骤22)。

[0287] (23)在从异常波高事件的产生开始的规定的待机时间(3秒间)，在显示单元78显示“DRIFT”(步骤23)。

[0288] (24)运算处理部75判定事件(Vn)是否是从异常波高事件的产生(在产生了多个异常波高时是最初的异常波高事件的产生)开始经过了规定的待机时间(3秒)之后传感检测到的事件，若是在经过待机时间后传感检测到的事件则进入步骤25，若是在经过待机时间之前传感检测到的事件，则在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15(步骤24)。

[0289] (25)运算处理部75将在步骤16传感检测到的事件(Vn)识别为触发点，并进入步骤26(步骤25)。

[0290] (26)运算处理部75的输出电路751的开关成为接通(ON)，并进入步骤27(步骤26)。

[0291] (27)从接受了来自运算处理部75的控制信号的DC电源部71经由运算处理部75的输出电路751、切换部76以及导管连接连接器72对除颤导管100的第一DC电极组、和第二DC电极组施加相互不同的极性的直流电压(步骤27，参照图14)。

[0292] 这里，运算处理部75与在步骤12传感检测到的事件(Vn)同步地，对第一DC电极组以及上述第二电极组施加直流电压地进行运算处理并向DC电源部71送出控制信号。

[0293] 具体而言，在从传感检测到事件(Vn)的时刻(下一个R波上升时)开始经过规定时间(例如，作为事件(Vn)的R波的峰值宽度的1/10左右的极短的时间)之后开始施加。

[0294] 图15是表示在通过本实施方式中的除颤导管100给予规定的电能(例如，设定输出＝10J)时测定出的电位波形的图。在该图中，横轴表示时间，纵轴表示电位。

[0295] 首先，运算处理部75在从传感检测到事件(Vn)开始经过规定时间(t0)之后，以第一DC电极组31G为－极，第二DC电极组32G为+极的方式在两者之间施加直流电压，从供给电能而测定电位上升(E1是此时的峰值电压。)。在经过规定时间(t1)后，以第一DC电极组31G为+极，第二DC电极组32G为－极的方式，在两者之间施加反转了±的直流电压，从而供给电能而测定电位上升(E2是此时的峰值电压。)。

[0296] 这里，从传感检测到事件(Vn)到开始施加为止的时间(t0)例如为0.01～0.05秒，若示出优选的一个例子则为0.01秒，时间(t＝t1+t2)例如为0.006～0.03秒，若示出优选的一个例子则为0.02秒。由此，能够与作为R波的事件(Vn)同步地施加电压，能够进行有效的除颤治疗。

[0297] 测定出的峰值电压(E1)例如为300～600V。

[0298] (28)在从传感检测到事件(Vn)开始经过了规定时间(t0+t)之后，接受来自运算处理部75的控制信号停止从DC电源部71的电压的施加(步骤28)。

[0299] (29)在停止了电压的施加之后，在显示单元78显示施加的记录(图15所示那样的施加时的心电位波形)(步骤29)。作为显示时间，例如为5秒。

[0300] (30)切换部76的接点切换为第一接点，复原从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径，来自除颤导管100的第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G的构成电极的心电位信息输入到心电仪800(步骤30)。

[0301] (31)对显示于心电仪800的监视器的、来自除颤导管100的构成电极(第一DC电极组31G、第二DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G的构成电极)的心电位信息(心电图)、以及来自心电位测定单元900的心电位信息(12导联心电图)进行观察，若“正常”则结束，在“不正常(心房纤颤未平息)”的情况下，返回到步骤2(步骤31)。

[0302] 在使用本实施方式的除颤导管系统作为第二方面所涉及的系统的情况下，运算处理部75以在能量施加执行开关745的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，并且，在事件(Vn)的波形中，从达到底线开始到达到触发电平为止的上升时间在45m秒间以内的情况下，与该事件(Vn)同步地对导管连接连接器72的端子721(第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(第二DC电极组32G)施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71。

[0303] 这里，“底线”是指使心电图的基线(电压＝0V)向应该测定上升时间的事件(Vn)的极性方向偏移0.26V后的电压的电平。

[0304] 即，在事件(Vn)的极性为(+)时的底线为+0.26V，在事件(Vn)的极性为(－)时的底线为－0.26V。

[0305] 图20示出输入到运算处理部75的心电图中，能量施加执行开关745的输入后的事件(事件(V2))的上升状态(时间)。

[0306] 在该图中，以向时间轴方向延伸的点划线BL示出底线，并以向时间轴方向延伸的实线TL示出触发电平。

[0307] 若在箭头(SW1－ON)所示的时刻输入能量施加准备开关744，则在即将输入之前传感检测到的三个事件(V-2)、(V-3)以及(V-4)的极性均为(+)，所以作为初始事件的极性将极性(+)存储于运算处理部75。

[0308] 另外，存储在即将输入之前传感检测到的两个事件(V-2)以及(V-3)的平均波高的80％的高度作为“触发电平”(TL)。

[0309] 若在箭头(SW2－ON)所示的时刻输入能量施加执行开关745，则由于在输入能量施加执行开关745后260m秒间以内传感检测到紧随其后的事件(V1)，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。

[0310] 在从输入能量施加执行开关745开始经过260m秒间之后传感检测到事件(V1)的下一个周期内的事件(V2)。

[0311] 另外，事件(V2)的极性(+)与初始事件的极性(+)、前一个传感检测到的事件事件(V1)的极性(+)、以及前二个传感检测到的事件事件(V0)的极性(+)一致。

[0312] 但是，在该事件(V2)的波形中，从达到底线(BL)开始到达到触发电平(TL)为止的上升时间(t)超过45m秒，所以设为有事件(V2)的波形为T波的可能性而不识别为触发点，不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0313] 图17是表示使用本实施方式的心腔内除颤导管系统作为第二方面所涉及的系统的情况下的除颤治疗的一个例子的流程图。

[0314] 作为第二方面所涉及的系统使用的情况下的除颤治疗的步骤1～21除了在步骤12中不存储“异常波高电平”以外，与作为第一方面所涉及的系统使用的情况下的除颤治疗的步骤1～21相同。

[0315] 作为步骤22，运算处理部75测定在步骤16传感检测到的事件(Vn)的波形中，从达到底线到达到触发电平为止的上升时间，并在该时间在45m秒以内的情况下进入步骤23，在该时间超过45m秒的情况下，在步骤14’中，对上述的数(n)加1并返回到步骤15。

[0316] 作为第二方面所涉及的系统使用的情况下的除颤治疗的步骤23～29与作为第一方面所涉及的系统使用的情况下的除颤治疗的步骤25～31相同。

[0317] 根据本实施方式的导管系统，能够通过除颤导管100的第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G，直接给予引起了纤颤的心脏电能，能够可靠地仅对心脏给予除颤治疗所需要并且充足的电刺激(电击)。

[0318] 而且，由于能够直接给予心脏电能，所以也不会使患者的体表产生烧伤。

[0319] 另外，通过基端侧电位测定电极组33G的构成电极33测定出的心电位信息从导管连接连接器72不经由切换部76，而经由心电仪连接连接器73输入到心电仪800，并且，在该心电仪800连接有心电位测定单元900，所以即使在心电仪800不能够获取来自除颤导管100的第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G的心电位的除颤治疗时(切换部76切换为第二接点，切断从导管连接连接器72经由切换部76到达心电仪连接连接器73的路径时)，心电仪800也能够获取通过基端侧电位测定电极组33G以及心电位测定单元900测定出的心电位信息，能够在心电仪800中监视(监控)心电位的同时进行除颤治疗。

[0320] 并且，电源装置700的运算处理部75以与经由心电图输入连接器77输入的心电位波形同步地施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71(在从心电位波形中的电位差达到触发电平开始经过规定时间(例如0.01秒)后开始施加)，所以能够与心电位波形同步地对除颤导管100的第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压，能够进行有效的除颤治疗。

[0321] 并且，运算处理部75控制为仅在除颤导管100的电极组间的电阻未超过规定的值的情况下，即仅在第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G可靠地与规定的部位(例如，冠状静脉的管壁、右心房的内壁)抵接时，能够进入用于施加直流电压的准备，所以能够进行有效的除颤治疗。

[0322] 并且，运算处理部75在经由心电图输入连接器77从心电仪800输入的心电图中，依次传感检测估计为R波的事件，若在能量施加执行开关745的输入后第n次传感检测到的事件(Vn)的极性不与其前一个传感检测到的事件(Vn-1)的极性以及其前二个传感检测到的事件(Vn-2)的极性一致，则不与事件(Vn)同步地施加电压，所以能够避免在引起期外收缩，或者在心电图的基线未稳定时，进行除颤。

[0323] 图21A是在患者的心脏产生了单次的期外收缩时输入到运算处理部75的心电图(与图23所示的心电图相同的心电位波形)。在图21A中，从左侧开始第四个R波〔事件(V0)〕的极性为(－)，接下来的T波的峰值增大，该T波作为事件(V1)被传感检测。

[0324] 如该图所示，在传感检测到事件(V0)之后，输入了能量施加执行开关745的情况下，在刚刚输入之后传感检测到的事件(V1)的极性(+)与其前一个传感检测到的事件(V0)的极性(－)不同，所以不与该事件(V1)同步地施加电压。由此，能够避免与峰值增大而被误认为R波的T波同步地施加电压。

[0325] 另外，事件(V1)的下一个传感检测到的事件(V2)为R波的峰值，但其极性(+)与前二个传感检测到的事件(V0)的极性(－)不同，所以不与该事件(V2)同步地施加电压。

[0326] 而且，事件(V2)的下一个传感检测到的事件(V3)的极性(+)与前一个传感检测到的事件(V2)的极性(+)以及前二个传感检测到的事件(V1)的极性(+)相同，所以与能够确信为R波的峰值的事件(V3)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0327] 图21B是在患者的心脏连续引起期外收缩时，输入到运算处理部75的心电图。

[0328] 如该图所示，在传感检测到由于期外收缩而极性反转成为(－)的事件(V0)之后输入了能量施加执行开关745的情况下，在刚刚输入之后传感检测到的事件(V1)的极性为(+)，接下来传感检测到的事件(V2)的极性为(－)，接下来传感检测到的事件(V3)的极性为(+)，接下来传感检测到的事件(V4)的极性为(－)，接下来传感检测到的事件(V5)的极性为(+)，事件的极性交替地变化。因此，如上所述，连续地传感检测到的三个事件的极性不一致的状态下，判断为有可能这些事件的各个不为R波的峰值，而不与事件同步地施加电压。

[0329] 另外，虽然事件(V5)的下一个传感检测到的事件(V6)的极性(+)为R波的峰值，但其极性(+)与前二个传感检测到的事件(V4)的极性(－)不同，所以不与该事件(V6)同步地施加电压。

[0330] 而且，事件(V6)的下一个传感检测到的事件(V7)的极性(+)与事件(V6)的极性(+)以及事件(V5)的极性(+)相同，所以判断为在事件(V7)的传感检测时期外收缩可靠地平息，而与能够确信为R波的峰值的事件(V7)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0331] 图22是产生漂移而基线下降，其后，基线上升并复原到原来的电平的心电图(与图24所示的心电图相同的心电位波形)，基线的下降以及上升被误认为R波，分别被传感检测为事件(V-1)以及事件(V1)。

[0332] 如图22所示，在基线即将上升之前输入了能量施加执行开关745的情况下，在刚刚输入之后传感检测到的事件(V1)的极性(+)与其前一个传感检测到的事件(V0)的极性(+)相同，但与其前二个传感检测到的事件(V-1)的极性(－)不同，所以不与该事件(V1)同步地施加电压，由此，能够避免与被误认为R波的基线的上升时同步地施加电压。

[0333] 而且，事件(V1)的下一个传感检测到的事件(V2)的极性(+)与前一个传感检测到的事件(V1)的极性(+)以及前二个传感检测到的事件(V0)的极性(+)相同，所以判断为在事件(V2)的传感检测时基线稳定，并与能够确信为R波的峰值的事件(V2)同步地对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压。

[0334] 并且，运算处理部75在传感检测到估计为R波的事件之后的260m秒间，不对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加直流电压地控制DC电源部71，所以能够可靠地避免在传感检测到的事件为R波的峰值的情况下，在接下来的T波出现的时刻进行除颤。

[0335] 并且，运算处理部75被编程为在传感检测到估计为R波的事件之后的100m秒间，不重新传感检测估计为R波的事件，所以在传感检测到的事件为R波的峰值，且接下来在相反方向出现的S波的峰值增大并达到触发电平的情况下，能够防止传感检测到该S波的峰值而将同一极性的计数复位。

[0336] 并且，运算处理部75以在能量施加执行开关745的输入后的260m秒期间，不对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加直流电压的方式控制DC电源部71，所以能够防止将由于能量施加执行开关745的输入而产生的噪声误认为R波进行传感检测，并与该噪声同步地进行除颤，或者由于该噪声而将同一极性的计数复位。

[0337] 并且，在使用本实施方式的除颤导管系统作为第一方面所涉及的系统的情况下，在从输入能量施加准备开关744到输入能量施加执行开关745为止的期间产生了异常波高事件时，运算处理部75以仅在从最初的异常波高事件的产生开始经过规定的待机时间(3秒)之后传感检测到事件(Vn)的情况下，与事件(Vn)同步地对导管连接连接器72的端子721(第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(第二DC电极组32G)施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71，所以在引起漂移时，能够可靠地避免对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加直流电压，能够在漂移复原而基线稳定时，与该心电图的R波同步地对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加电压进行除颤。

[0338] 并且，在使用本实施方式的除颤导管系统作为第二方面所涉及的系统的情况下，运算处理部75以在事件(Vn)的波形中，从达到底线到达到触发电平为止的上升时间在45m秒以内的情况下，与事件(Vn)同步地，对导管连接连接器72的端子721(第一DC电极组31G)、和导管连接连接器72的端子722(第二DC电极组32G)施加电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71，所以在该上升时间超过45m秒的情况下，有可能事件(Vn)的波形为T波，而不与该事件(V2)同步地施加电压，所以能够可靠地避免与T波同步地进行除颤。

[0339] 并且，运算处理部75以在即将输入施加准备开关744之前传感检测到的三个事件的极性相互相同的情况下，存储该极性作为初始事件的极性，在能量施加执行开关745的输入后传感检测到的事件(Vn)的极性与初始事件的极性不一致的情况下，不与该事件(Vn)同步地，对第一DC电极组31G以及第二DC电极组32G施加直流电压的方式进行运算处理并控制DC电源部71，所以在引起漂移时，能够更可靠地避免进行除颤。

[0340] 附图标记说明

[0341] 100…除颤导管，10…多腔管，11…第一管腔，12…第二管腔，13…第三管腔，14…第四管腔，15…氟树脂层，16…内(芯)部，17…外(壳体)部，18…不锈钢裸线，20…手柄，21…手柄主体，22…捏手，24…应变消除件，26…第一绝缘性软管，27…第二绝缘性软管，
28…第三绝缘性软管，31G…第一DC电极组，31…环状电极，32G…第二DC电极组，32…环状电极，33G…基端侧电位测定电极组，33…环状电极，35…前端芯片，41G…第一导线组，41…导线，42G…第二导线组，42…导线，43G…第三导线组，43…导线，50…除颤导管的连接器，
51、52、53…销端子，55…隔板，58…树脂，61…第一保护软管，62…第二保护软管，65…拉线，700…电源装置，71…DC电源部，72…导管连接连接器，721、722、723…端子，73…心电仪连接连接器，74…外部开关(输入单元)，741…模式切换开关，742…施加能量设定开关，
743…充电开关，744…能量施加准备开关，745…能量施加执行开关(放电开关)，75…运算处理部，751…输出电路，76…切换部，77…心电图输入连接器，78…显示单元，800…心电仪，900…心电位测定单元。

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