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1、10申请公布号CN104138635A43申请公布日20141112CN104138635A21申请号201410177809122申请日20140429201309979420130510JPA61N1/39200601A61B5/0402200601A61B5/045620060171申请人日本来富恩株式会社地址日本东京都72发明人小野寺泰堀内修一74专利代理机构北京集佳知识产权代理有限公司11227代理人舒艳君李洋54发明名称心腔内除颤导管系统57摘要本发明提供一种仅在期外收缩等异状未发生时与心电图的R波同步地施加直流电压来进行除颤的心腔内除颤导管系统。该心腔内除颤导管系统具备除颤导管、。
2、电源装置以及心电计，电源装置具备DC电源部71、包括能量施加开关744的外部开关74、控制DC电源部的运算处理部75，运算处理部以如下的方式控制DC电源部，即逐次感测根据从心电计输入的心电图推断为R波的事件，并在能量施加开关的输入后被感测到的事件VN的极性与之前一个被感测出的事件VN1的极性以及之前二个被感测出的事件VN2的极性一致时，与该事件VN同步地对第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G施加直流电压。30优先权数据51INTCL权利要求书1页说明书21页附图21页19中华人民共和国国家知识产权局12发明专利申请权利要求书1页说明书21页附图21页10申请公布号CN104138635。
3、ACN104138635A1/1页21一种心腔内除颤导管系统，具备除颤导管，其被插入至心腔内进行除颤；电源装置，其对该除颤导管的电极施加直流电压；以及心电计，该心腔内除颤导管系统的特征在于，所述除颤导管具备绝缘性的管部件；第1电极组，其由安装在所述管部件的前端区域的多个环状电极构成；第2电极组，其由多个环状电极构成，所述多个环状电极被与所述第1电极组向基端侧隔开间隔地安装于所述管部件；第1引线组，其由前端与构成所述第1电极组的电极分别连接的多个引线构成；以及第2引线组，其由前端与构成所述第2电极组的电极分别连接的多个引线构成，所述电源装置具备DC电源部；导管连接连接器，其与所述除颤导管的第1引。
4、线组以及第2引线组的基端侧连接；外部开关，其包括电能施加开关；运算处理部，其具有来自所述DC电源部的直流电压的输出电路，并基于所述外部开关的输入来控制所述DC电源部；以及心电图输入连接器，其与所述运算处理部以及所述心电计的输出端子连接，在通过所述除颤导管进行除颤时，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1电极组和第2电极组施加相互不同极性的电压，所述电源装置的运算处理部按下述方式进行运算处理来对所述DC电源部进行控制，即逐次感测根据经由所述心电图输入连接器被从所述心电计输入的心电图而被推断为R波的事件，并在所述电能施加开关的输入之后感测到的事。
5、件VN的极性至少与之前一个感测到的事件VN1的极性以及之前二个感测到的事件VN2的极性一致时，与该事件VN同步地对所述第1电极组以及所述第2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，所述电源装置的运算处理部对所述DC电源部进行控制，以便在感测到被推定为R波的事件后最短50M秒间、最长500M秒间，不对所述第1DC电极组以及所述第2DC电极组施加电压。3根据权利要求2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感测到被推定为R波的事件后最短10M秒间、最长150M秒间，不新感测被推定为R波的事件。4根据权利要求2或者3所述的心腔内除颤导管系统，其特。
6、征在于，所述电源装置的运算处理部对所述DC电源部进行控制，以便在所述电能施加开关的输入后最短10M秒间、最长500M秒间，不对所述第1电极组以及所述第2电极组施加电压。权利要求书CN104138635A1/21页3心腔内除颤导管系统技术领域0001本发明涉及心腔内导管除颤系统，更详细而言，涉及具备插入到心腔内的除颤导管、对该除颤导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电计的导管系统。背景技术0002作为去除心房纤颤的除颤器，已知体外式除颤器AED。0003在利用AED的除颤治疗中，通过在患者的体表安装电极片并施加直流电压，来对患者的体内提供电能。此处，从电极片流到患者的体内的电能通常是1502。
7、00J，其中的一部分通常，几20左右流到心脏而用于除颤治疗。0004但是，在心脏导管术中容易引起心房纤颤，在该情况下也需要进行电除颤。0005然而，通过从体外供给电能的AED，难以对发生纤颤的心脏高效地供给电能例如1030J。0006即，在从体外供给的电能中流到心脏的比例少的情况例如几左右下，无法进行充分的除颤治疗。0007另一方面，在从体外供给的电能以高比例流到心脏的情况下，还具有心脏的组织有可能受到损伤的顾虑。0008另外，在利用AED的除颤治疗中，在安装了电极片的体表容易产生烧伤。并且，如上所述，在流到心脏的电能的比例少的情况下，反复进行电能的供给，从而烧伤的程度变重，对于接受导管术的患。
8、者而言成为相当的负担。0009鉴于这样的事情，本发明者们提出一种导管除颤系统，该导管除颤系统具备除颤导管，其被插入至心腔内来进行除颤；电源装置，其对该除颤导管的电极施加直流电压；以及心电计，其中，除颤导管具备绝缘性的管部件；第1DC电极组，其由安装在该管部件的前端区域的多个环状电极构成；第2DC电极组，其由与第1DC电极组向基端侧隔开间隔地安装在管部件的多个环状电极构成；第1引线组，其由前端与构成所述第1DC电极组的电极分别连接的多个引线构成；以及第2引线组，其由前端与构成所述第2DC电极组的电极分别连接的多个引线构成，电源装置具备DC电源部；导管连接连接器，其与所述除颤导管的第1引线组以及第。
9、2引线组的基端侧连接；心电计连接连接器，其与所述心电计的输入端子连接；运算处理部，其根据外部开关的输入来对所述DC电源部进行控制，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1电路2接点的切换开关构成，公共接点连接导管连接连接器，第1接点连接心电计连接连接器，第2接点连接运算处理部，在通过除颤导管的电极构成第IDC电极组和/或第2DC电极组的电极测定心电位时，在切换部选择第1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、切换部以及心电计连接连接器被输入到心电计，在通过除颤导管进行除颤时，通过电源装置的运算处理部，切换部的接点被切换到第2接点，从DC电源部经由运算。
10、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1DC电极组和第2DC电极组施加相互不同极性的电压参照下述专利文献1。说明书CN104138635A2/21页40010根据专利文献1所述的除颤导管系统，能够在心脏导管术中对发生心房纤颤等的心脏可靠地供给除颤所需且充分的电能。另外，也不会在患者的体表产生烧伤且侵袭性也少。0011另外，在不需要除颤治疗时，能够将构成本发明的除颤导管用作心电位测定用的电极导管。0012在专利文献1所述的导管系统中，若外部开关亦即能量施加开关被输入，则通过运算处理部，切换部的接点从第1接点被切换到第2接点，从导管连接连接器经由切换部到达运算处理部的路径被确保。
11、。0013切换部的接点被切换到第2接点后，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1DC电极组和第2DC电极组施加相互不同极性的直流电压。0014此处，运算处理部进行运算处理并向DC电源部发送控制信号，以便与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。0015具体而言，以如下的方式对DC电源部发送控制信号，即在逐次输入到运算处理部的心电位波形心电图中检测1个R波最大峰值，求出其峰值高度，接下来，在从电位差到达了该峰值高度的80的高度触发电平的时刻起经过一定时间例如，R波的峰值宽度的1/10左右的极其短的时间之后开始施。
12、加。0016专利文献1日本特许专利4545216号公报0017为了进行有效地除颤治疗，并且不对心室造成坏影响，除颤电压的施加通常与R波同步地进行。0018若与T波同步地进行除颤，则招致重度的心室纤颤的危险性高，因此，必须避免与T波同步。0019因此，在专利文献1所述的导管系统中，将能量施加开关输入之后不久到达触发电平的峰值识别为R波，使与该峰值同步地对第1电极组以及第2电极组施加电压。0020然而，在欲接受除颤治疗的患者的心脏产生期外收缩，或者输入至运算处理部的心电图的基准线基线摆动的漂移产生的情况下，有时在能量施加开关的输入之后不久到达了触发电平的电位差的峰值被识别为R波的峰值实际上不是R波。
13、的峰值。0021例如，在患者的心脏产生单发性期外收缩的情况下，输入至运算处理部的心电图心电位波形如图19所示，R波图中，从左数第4个的R波的极性反转，并且其下一个T波的峰值有增大的趋势。0022而且，如图中所示，若在产生了期外收缩之后不久输入了电能施加开关，则认为有将增大而到达了触发电平的T波误感测检测为R波，并与该T波同步地施加电压来实施除颤的情况。0023另外，若心电图的基准线摆动，则认为有将通常不被感测的波形误认为R波来感测的情况。例如，通过基准线的上升，存在有不是R波的阳性的波形的高度被高于实际读取的情况。图20示出漂移产生而基准线下降，之后基准线上升而回复到原来的基准线的心电图。但在。
14、基准线上升之前输入了电能施加开关，从而将基准线的上升误认为R波来感测检测，并与此同步地施加电压实施除颤。说明书CN104138635A3/21页5发明内容0024本发明是基于上述的事情来完成的。0025本发明的第1目的在于，提供一种心腔内除颤导管系统，其能够在接受除颤治疗的患者的心脏发生期外收缩时，不对除颤导管的电极施加电压，而在未发生期外收缩时，与输入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。0026本发明的第2目的在于，提供一种心腔内除颤导管系统，其能够在输入至运算处理部的心电图的基准线摆动漂移时，不对除颤导管的电极施加电压，而在基准线稳定时，与该心电图的R波同。
15、步地对除颤导管的电极施加直流电压来进行除颤。0027为了达成上述目的，本发明者们反复专心研究的结果，发现了在患者的心脏发生了期外收缩时、另外在被输入至电源装置的运算处理部的心电图的基准线摆动时，在该心电图中逐次感测的事件被推定为R波的波形的极性变化；该事件的极性连续三次向相同方向产生时，至少在感测到第三次的事件的时刻，成为未发生期外收缩也未发生漂移的稳定状态，且第三次的事件波形确实是R波的峰值；仅在被推定为R波的事件的极性连续三次以上向相同方向产生时电能施加开关被输入后感测到的事件的极性与之前两次感测到的事件的极性一致时，通过与该事件同步地施加电压，从而能够可靠地进行与R波同步的除颤，并基于这。
16、些发现完成了本发明。00281即，本发明的心腔内除颤导管系统是具备被插入至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、以及心电计的导管系统，其特征在于，0029上述除颤导管具备0030绝缘性的管部件；0031第1电极组第IDC电极组，其由安装在上述管部件的前端区域的多个环状电极构成；0032第2电极组第2DC电极组，其由多个环状电极构成，所述多个环状电极被与上述第1DC电极组向基端侧隔开间隔地安装于上述管部件；0033第1引线组，其由前端与构成上述第1DC电极组的电极分别连接的多个引线构成；以及0034第2引线组，其由前端与构成上述第2DC电极组的电极分别连接的多个引线。
17、构成，0035上述电源装置具备0036DC电源部；0037导管连接连接器，其与上述除颤导管的第1引线组以及第2引线组的基端侧连接；0038外部开关，其包括电能施加开关；0039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来控制上述DC电源部；以及0040心电图输入连接器，其与上述运算处理部以及上述心电计的输出端子连接，0041在通过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1DC电极组和第2DC电极组施加相互不同相反的极性的电压，0042上述电源装置的运算处理部按如下方式进行运算处理来对上。
18、述DC电源部进行控说明书CN104138635A4/21页6制，即逐次感测根据经由上述心电图输入连接器被从上述心电计输入的心电图而被推断为R波的事件，并在上述电能施加开关的输入之后第N次感测到的事件VN的极性至少与之前一个感测到的事件VN1的极性以及其之前二个感测到的事件VN2的极性一致时，与该事件VN同步地对上述第1DC电极组以及上述第2DC电极组施加电压。0043根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在被输入至电源装置的运算处理部的心电图中，如果被连续感测到的三个事件VN2、VN1、以及VN的极性不一致，则判断为存在由于患者的心脏发生期外收缩、或者心电图的基准线漂移等而成为不稳定的可能性，存。
19、在事件VN不是R波的峰值的可能性，从而不与该事件VN同步地施加电压。而且，在三个事件VN2、VN1、以及VN的极性一致时，判断为第三次的事件VN是R波的峰值，与该事件VN同步地施加电压，从而能够可靠地进行与R波同步的除颤。00442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对上述DC电源部进行控制，以便在感测到被推定为R波的事件之后最短50M秒间、最长500M秒间，优选260M秒间，不对上述第1DC电极组以及上述第2DC电极组施加电压。0045根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在感测出被推定为R波的事件之后，最短在50M秒间，不对上述第1DC电极组以及上述第2DC电极组施加。
20、电压，因此在感测出的事件是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的情况，也就是说，能够对被推断为T波的峰值进行屏蔽。00463在上述2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感测出被推定为R波的事件之后最短10M秒间、最长150M秒，优选100M秒间，不新感测被推定为R波的事件。0047根据这样的构成的心腔内除颤导管系统，在感测出被推定为R波的事件之后，最短10M秒间不感测新的事件，所以能够防止在感测出的事件是R波峰值，接着该峰值向相反方向出现的S波的峰值增大而到达了触发电平的情况该状态在进行除颤时没有特别问题下，感测该S波的峰值而事件的极性的连续性受。
21、损相同极性的计数被重置的情况。00484在上述2或者3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电能施加开关的输入之后最短10M秒间、最长500M秒间，优选260M秒间，对上述DC电源部进行控制，以便不对上述第1DC电极组以及上述第2电极组施加电压。0049根据这样构成的心腔内除颤导管系统，由于在电能施加开关的输入之后，最短10M秒间不对第1DC电极组以及第2DC电极组施加电压，所以能够防止将由于施加开关的输入而产生的噪声与其上次以及再上次的事件相同极性的噪声错误地感测为R，而与该噪声同步地进行除颤的情况。0050另外，能够防止由于施加开关的输入而产生的噪声与其上次以及再上次的。
22、事件相同极性的噪声，导致事件的极性的连续性受损相同极性的计数被重置的情况。0051并且，能够防止将在施加开关的输入不久后发生的基准线的变动错误地感测为R波，并与其同步地进行除颤的情况。0052根据本发明的心腔内除颤导管系统，能够在接受除颤治疗的患者的心脏发生期外收缩时，不对除颤导管的电极施加电压，而在未发生期外收缩时，与被输入至运算处理部的心电图R波同步地对除颤导管的电极施加直流电压来进行除颤。0053另外，能够在被输入至运算处理部的心电图的基准线摆动漂移时，不对除颤导说明书CN104138635A5/21页7管的电极施加电压，而在基准线稳定时，与该心电图的R波同步地对除颤导管的电极施加直流电。
23、压来进行除颤。附图说明0054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。0055图2是表示构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图。0056图3是表示构成图1所示的导管系统的纤颤导管的说明用俯视图用于说明尺寸以及硬度的图。0057图4是表示图2的AA剖面的横剖视图。0058图5是表示图2的BB剖面、CC剖面、DD剖面的横剖视图。0059图6是表示图2所示的除颤导管的一实施方式的把手的内部构造的立体图。0060图7是图6所示的把手内部前端侧的局部放大图。0061图8是图6所示的把手内部基端侧的局部放大图。0062图9是在图1所示的导管系统中，示意性地表示除颤导管的连接器和电源。
24、装置的导管连接连接器的连结状态的说明图。0063图10是在图1所示的导管系统中，表示通过除颤导管测定心电图的情况的心电位信息的流向的框图。0064图11A是表示图1所示的导管系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分步骤1步骤6。0065图11B是表示图1所示的导管系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分步骤7步骤14。0066图11C是表示图1所示的导管系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分步骤15步骤22。0067图12是在图1所示的导管系统中，表示心电位测定模式下的心电位信息的流向的框图。0068图13是在图1所示的导管系统的除颤模式下，表示电极组间的电阻的测定值相关的。
25、信息以及心电位信息的流向的框图。0069图14是表示在图1所示的导管系统的除颤模式下直流电压施加时的状态的框图。0070图15是通过构成图1所示的导管系统的除颤导管赋予了规定的电能时测定的电位波形图。0071图16A是在输入电源装置的运算处理部的心电图中，表示能量施加开关的输入SWON和直流电压DC的施加时间的说明图。0072图16B是在输入至电源装置的运算处理部的心电图中，表示能量施加开关的输入和直流电压的施加时间的说明图。0073图16C是在输入至电源装置的运算处理部的心电图中，表示能量施加开关的输入和直流电压的施加时间的说明图。0074图16D是在输入至电源装置的运算处理部的心电图中，表。
26、示能量施加开关的输入和直流电压的施加时间的说明图。0075图17A是在输入至电源装置的运算处理部的心电图在患者的心脏发生单发性期说明书CN104138635A6/21页8外收缩的情况的心电位波形中，表示能量施加开关的输入和直流电压的施加时间的说明图。0076图17B是在输入电源装置的运算处理部的心电图在患者的心脏发生连续的期外收缩的情况的心电位波形中，表示输入能量施加开关和施加直流电压的时间的说明图。0077图18是在输入电源装置的运算处理部的基准线变动的心电图心电位波形中，表示输入能量施加开关和施加直流电压的时间的说明图。0078图19是在输入构成以往的导管系统的电源装置的运算处理部的心电图。
27、在患者的心脏发生单发性期外收缩的情况的心电位波形中，表示输入能量施加开关和施加直流电压的时间的说明图。0079图20是在输入构成以往的导管系统的电源装置的运算处理部的基准线变动的心电图心电位波形中，表示输入能量施加开关和施加直流电压的时间的说明图。0080符号说明0081100除颤导管；10多腔管；11第1管腔；12第2管腔；13第3管腔；14第4管腔；15氟树脂层，16里芯部；17外壳部；18不锈钢线材；20把手；21把手主体；22绳栓；24应变消除器；26第1绝缘性管；27第2绝缘性管；28第3绝缘性管；31G第1DC电极组；31环状电极；32G第2DC电极组；32环状电极；33G基端侧电。
28、位测定电极组；33环状电极；35前端芯片；41G第1引线组；41引线；42G第2引线组；42引线；43G第3引线组；43引线；50除颤导管的连接器；51、52、53针状端子；55隔板；58树脂；61第1保护管；62第2保护管；65拉线；700电源装置；71DC电源部；72导管连接连接器；721、722、723端子；73心电计连接连接器；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能量施加开关放电开关；75运算处理部；76切换部；77心电图输入连接器；78显示单元；800心电计；900心电位测定单元。具体实施方式0082如图1所示，本实施方式的心腔内除。
29、颤导管系统具备除颤导管100、电源装置700、心电计800、以及心电位测定单元900。0083如图2至图5所示，构成本实施方式的除颤导管系统的除颤导管100具备多腔管10、把手20、第1DC电极组31G、第2DC电极组32G、基端侧电位测定电极组33G、第1引线组41G、第2引线组42G、以及第3引线组43G。0084如图4以及图5所示，在构成除颤导管100的多腔管10具有多腔结构的绝缘性的管部件中，形成了四个管腔第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13、第4管腔14。0085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里芯部，17是由高硬度的尼龙弹性体构成的外。
30、壳部，图4中的18是形成编织叶片的不锈钢线材。0086划分管腔的氟树脂层15例如由四氟乙烯全氟烷氧基乙烯基醚共聚物PFA、聚四氟乙烯PTFE等绝缘性高的材料构成。0087构成多腔管10的外部17的尼龙弹性体使用硬度根据轴向而不同的材料。由此，多腔管10构成为从前端侧朝向基端侧硬度阶段性地变高。说明书CN104138635A7/21页90088若示出优选的一个例子，则在图3中，L1长度52MM所示的区域的硬度由D型硬度计得到的硬度是40，L2长度108MM所示的区域的硬度是55、L3长度257MM所示的区域的硬度是63、L4长度10MM所示的区域的硬度是68、L5长度500MM的硬度是72。00。
31、89由不锈钢线材构成的编织叶片在图3中仅在L5所示的区域中形成，如图4所示，设于里部16和外部17之间。0090多腔管10的外径例如为1233MM。0091作为制造多腔管10的方法没有特别限定。0092构成本实施方式中的除颤导管100的把手20具备把手主体21、绳栓22、以及应变消除器24。0093通过对绳栓22进行旋转操作，能够使多腔管10的前端部偏转摇头。0094在多腔管10的外周内部未形成编织的前端区域，安装有第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G。此处，所谓“电极组”是指构成相同极具有相同极性、或者、以相同目的以窄的间隔例如5MM以下安装的多个电极的集。
32、合体。0095第1DC电极组通过在多腔管的前端区域中，以窄的间隔安装构成相同极极或者极的多个电极而形成。此处，构成第1DC电极组的电极的个数还根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如为413个，优选为810个。0096在本实施方式中，第1DC电极组31G由安装于多腔管10的前端区域的八个环状电极31构成。0097构成第1DC电极组31G的电极31经由引线构成第1引线组41G的引线41以及后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。0098此处，电极31的宽度轴向的长度优选为25MM，若示出优选的一个例子为则4MM。0099若电极31的宽度过窄，则电压施加时的发热量变得过大，从而可能对周边。
33、组织造成损伤。另一方面，若电极31的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第1DC电极组31G的部分的挠性及柔软性会受损。0100电极31的安装间隔相邻的电极的隔开距离优选为15MM，若示出优选的一个例子则为2MM。0101在使用除颤导管100时配置于心腔内时，第1DC电极组31G位于例如冠状静脉内。0102第2DC电极组通过从多腔管的第1DC电极组的安装位置向基端侧隔开间隔，并以窄的间隔安装构成与第1DC电极组相反极极或者极的多个电极而形成。此处，构成第2DC电极组的电极的个数也根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如为413个，优选为810个。0103在本实施方式中，第2DC电极组32G由从第1D。
34、C电极组31G的安装位置向基端侧隔开地安装于多腔管10的八个环状电极32构成。0104构成第2DC电极组32G的电极32经由引线构成第2引线组的引线42以及后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。0105此处，电极32的宽度轴向的长度优选为25MM，。若示出优选的一个例子则说明书CN104138635A8/21页10为4MM。0106若电极32的宽度过窄，则电压施加时的发热量变得过大，可能对周边组织造成损伤。另一方面，若电极32的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第2DC电极组32G的部分的挠性及柔软性会受损。0107电极32的安装间隔相邻的电极的距离优选为15MM，若示出优选的一个。
35、例子则为2MM。0108在使用除颤导管100时配置于心腔内时，第2DC电极组32G位于例如右心房。0109在本实施方式中，基端侧电位测定电极组33G由从第2DC电极组32G的安装位置向基端侧隔开间隔地安装于多腔管10的四个环状电极32构成。0110构成基端侧电位测定电极组33G的电极33经由引线构成第3引线组43G的引线43以及后述的连接器，连接于电源装置700的导管连接连接器。0111此处，电极33的宽度轴向的长度优选为0520MM，若示出优选的一个例子则为12MM。0112若电极33的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，异常电位的产生部位的确定变得困难。0113电极33的安装间隔相邻的电极的。
36、距离优选为10100MM。若示出优选的一个例子则为5MM。0114在使用除颤导管100时配置于心腔内时，基端侧电位测定电极组33G位于例如容易产生异常电位的上大静脉。0115在除颤导管100的前端安装有前端芯片35。0116未对该前端芯片35连接引线，在本实施方式中不用作电极。但是，还可以通过连接引线来用作电极。前端芯片35的构成材料可以是白金、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，没有特别限定。0117第1DC电极组31G基端侧的电极31和第2DC电极组32G前端侧的电极32的隔开距离D2优选为40100MM，若示出优选的一个例子则为66MM。0118第2DC电极组32G基端侧的电极32和基端侧。
37、电位测定电极组33G前端侧的电极33的隔开距离D3优选为550MM，若示出优选的一个例子则为30MM。0119作为构成第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测定电极组33G的电极31、32、33，为了使针对X射线的造影性变得良好，优选由白金或者白金类的合金构成。0120图4以及图5所示的第1引线41G是与构成第1DC电极组31G的八个电极31分别连接的八根引线41的集合体。0121可以通过第1引线组41G引线41，使构成第1DC电极组31G的八个电极31分别与电源装置700电连接。0122构成第1DC电极组31G的八个电极31分别与不同的引线41连接。引线41分别在其前端部分。
38、被焊接到电极31的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第1管腔11。进入第1管腔11的八根引线41作为第1引线组41G在第1管腔11中延伸。0123图4以及图5所示的第2引线组42G是与构成第2DC电极组32G的八个电极32分别连接的八根引线42的集合体。0124可以通过第2引线组42G引线42，使构成第2DC电极组32G的八个电极32分别说明书CN104138635A109/21页11与电源装置700电连接。0125构成第2电极组的八个电极32分别与不同的引线42连接。引线42分别在其前端部分被焊接到电极32的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第2管腔12与第1引线组4。
39、1G延伸的第1管腔11不同的管腔。进入第2管腔12的八根引线42作为第2引线组42G在第2管腔12中延伸。0126如上所述，第1引线组41G在第1管腔11中延伸，第2引线组42G在第2管腔12中延伸，从而两者在多腔管10内完全被绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，能够可靠地防止第1引线组41G第1DC电极组31G和第2引线组42G第2DC电极组32G之间的短路。0127图4所示的第3引线组43G是与构成基端侧电位测定电极33G的电极33分别连接的四根引线43的集合体。0128可以通过第3引线组43G引线43，使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。0129构。
40、成基端侧电位测定电极33G的四个电极33分别与不同的引线43连接。引线43分别在其前端部分被焊接到电极33的内周面，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第3管腔13。进入第3管腔13的四根引线43作为第3引线组43G在第3管腔中延伸。0130如上所述，在第3管腔13中延伸的第3引线组43G被与第1引线组41G以及第2引线组42G均完全绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，能够可靠地防止第3引线组43G基端侧电位测定电极组33G和第1引线组41G第1DC电极组31G或者第2引线组42G第2DC电极组32G之间的短路。0131引线41、引线42以及引线43均由用聚酰亚胺等树脂包覆了金属导线的。
41、外周面的树脂包覆线构成。此处，作为包覆树脂的膜厚为230M左右。0132在图4以及图5中，65是拉线。0133拉线65在第4管腔14中延伸，相对多腔管10的中心轴偏心地延伸。0134拉线65的前端部分通过钎焊固定于前端芯片35。另外，也可以在拉线65的前端形成防脱用大径部防脱部。由此，前端芯片35和拉线65牢固结合，能够可靠地防止前端芯片35的脱落等。0135另一方面，拉线65的基端部分与把手20的绳栓22连接，通过操作绳栓22，拉线65被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏转。0136拉线65由不锈钢、NITI类超弹性合金构成，但无需一定由金属构成。拉线65也可以例如由高强度的非导电性线等构成。。
42、0137此外，使多腔管的前端部偏转的机构并不局限于此，例如，也可以是具备板簧而形成的机构。0138在多腔管10的第4管腔14中，只有拉线65延伸，没有引线组延伸。由此，在多腔管10的前端部的偏转操作时，能够防止由于在轴向上移动的拉线65而导致引线受损伤例如，擦伤的情况。0139本实施方式中的除颤导管100，即使在把手20的内部，第1引线组41G、第2引线组42G、第3引线组43也被绝缘隔离。0140图6是表示本实施方式的除颤导管100的把手的内部结构的立体图，图7是把手说明书CN104138635A1110/21页12内部前端侧的局部放大图，图8是把手内部基端侧的局部放大图。0141如图6所示。
43、，多腔管10的基端部被插入至把手20的前端开口，由此，多腔管10与把手20连接。0142如图6以及图8所示，在把手20的基端部中，内置有圆筒状的连接器50，该圆筒状的连接器50是在前端面50A配置向前端方向突出的多个针状端子51、52、53而成的。0143另外，如图6至图8所示，被三个引线组第1引线组41G、第2引线组42G、第3引线组43G分别插通的三根绝缘性管第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、第3绝缘性管28在把手20的内部延伸。0144如图6以及图7所示，第1绝缘性管26的前端部从前端起10MM左右被插入至多腔管10的第1管腔11中，由此，第1绝缘性管26被连结于第1引线组41G延伸的。
44、第1管腔11。0145被连结于第1管腔11的第1绝缘性管26通过在把手20的内部延伸的第1保护管61的内孔而延伸到连接器50配置有针状端子的前端面50A的附近，形成了将第1引线组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1管腔11延出的第1引线组41G能够不绞结地在把手20的内部第1绝缘性管26的内孔延伸。0146从第1绝缘性管26的基端开口延出的第1引线组41G被拆成构成第1引线组41G的八根引线41，这些引线41分别通过钎焊而被连接固定于配置于连接器50的前端面50A的针状端子的每一个。此处，将配置有连接固定了构成第1引线组41G的引线41的针状端子针状端子51的区。
45、域作为“第1端子组区域”。0147第2绝缘性管27的前端部从前端起10MM左右被插入至多腔管10的第2管腔12，由此，第2绝缘性管27被连结于第2引线组42G延伸的第2管腔12。0148被连结于第2管腔12的第2绝缘性管27通过在把手20的内部延伸的第2保护管62的内孔而延伸到连接器50配置有针状端子的前端面50A的附近，形成了将第2引线组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2管腔12延出的第2引线组42G能够不绞结地在把手20的内部第2绝缘性管27的内孔延伸。0149从第2绝缘性管27的基端开口延出的第2引线组42G被拆成构成第2引线组42G的八根引线42，这些。
46、引线42分别通过钎焊而被连接固定于配置在连接器50的前端面50A的针状端子的每一个。此处，将配置有连接固定有构成第2引线组42G的引线42的针状端子针状端子52的区域作为“第2端子组区域”。0150第3绝缘性管28的前端部从前端起10MM左右被插入至多腔管10的第3管腔13，由此，第3绝缘性管28被连结于第3引线组43G延伸的第3管腔13。0151被连结于第3管腔13的第3绝缘性管28通过在把手20的内部延伸的第2保护管62的内孔而延伸到连接器50配置有针状端子的前端面50A的附近，形成了将第3引线组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3管腔13延出的第3引线组4。
47、3G能够不绞结地在把手20的内部第3绝缘性管28的内孔延伸。0152从第3绝缘性管28的基端开口延出的第3引线组43G被拆成构成第3引线组43G的四根引线43，这些引线43分别通过钎焊而被连接固定于配置于连接器50的前端面50A的针状端子的每一个。此处，将配置有连接固定有构成第3引线组43G的引线43的针状端子针状端子53的区域作为“第3端子组区域”。说明书CN104138635A1211/21页130153此处，作为绝缘性管第1绝缘性管26、第2绝缘性管27、以及第3绝缘性管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，尤其优选硬度高且容易插通引线组的、能够实现。
48、薄壁成形的聚酰亚胺树脂。0154作为绝缘性管的壁厚，优选为2040M，若示出优选的一个例子则为30M。0155另外，作为内插有绝缘性管的保护管第1保护管61以及第2保护管62的构成材料，能够例示“PEBAX”ARKEMA公司的注册商标等的尼龙系弹性体。0156根据具有上述那样的构成的本实施方式中的除颤导管100，第1引线组41G在第1绝缘性管26内延伸，第2引线组42G在第2绝缘性管27内延伸，第3引线组43G在第3绝缘性管28内延伸，从而即使在把手20的内部中，也可以使第1引线组41G、第2引线组42G、以及第3引线组43G完全绝缘隔离。其结果，在施加了除颤所需的电压时，能够可靠地防止把手2。
49、0的内部中的第1引线组41G、第2引线组42G、以及第3引线组43G之间的短路尤其在管腔的开口附近延出的引线组之间的短路。0157并且，在把手20的内部中，第1绝缘性管26被第1保护管61保护，第2绝缘性管27以及第3绝缘性管28被第2保护管62保护，从而能够防止在例如多腔管10的前端部的偏转操作时，由于绳栓22的构成部件可动零件接触、摩擦而导致绝缘性管受到损伤的情况。0158本实施方式中的除颤管100具备隔板55，该隔板55将配置有多个针状端子的连接器50的前端面50A隔开为第1端子组区域、第2端子组区域、以及第3端子组区域，使引线41、引线42以及引线43相互隔离。0159隔开第1端子组区域、第2端子组区域、以及第3端子组区域的隔板55通过将绝缘性树脂加工成形为在两侧具有平坦面的导水管状而成。作为构成隔板55的绝缘性树脂，没有特别限定，能够使用聚乙烯等通用树脂。0160隔板55的厚度例如为0105MM，若示出优选的一个例子则为02MM。0161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与绝缘性管第1绝缘性管26以及第2绝缘性管27的相距距离高，在该相距距离是7MM的情况下，隔板55的高度例如为8MM。若使用高度小于7MM的隔板，则无法使其前端边缘位于比绝缘性管的基端靠近前端侧。0162根。