專利名稱：心腔內除顫導管的制作方法
技術領域：
本發明涉及 插入到心腔內，去除心房顫動的心腔內除顫導管。
背景技術：
作為去除心房顫動的除顫器，已知體外式除顫器(AED)(例如，參照專利文獻1)。在利用AED的除顫治療中，通過在患者的體表安裝電極片并施加直流電壓，對患者的體內提供電能。此處，從電極片流入到患者的體內的電能通常被設成150 200J，其中的一部分(通常幾％ 20%左右)流到心臟而提供到除顫治療。專利文獻1 日本特開2001-112874號公報
發明內容
然而，在心臟導管術中容易引起心房顫動，在該情況下也需要進行電除顫。但是，通過從體外提供電能的AED，難以對引起了顫動的心臟提供有效的電能(例如 10 30J)。S卩，在從體外提供的電能中的流入心臟的比例少的情況(例如幾％左右)下，無法進行充分的除顫治療。另一方面，在從體外提供的電能以高的比例流入心臟的情況下，心臟的組織有可能受到損傷。另外，在利用AED的除顫治療中，在安裝了電極片的體表中容易發生燙傷。另外， 如上所述，在流入心臟的電能的比例少的情況下，由于反復提供電能，燙傷的程度變重，對于接受導管術的患者，成為相當的負擔。本發明是基于以上那樣的事情而完成的，本發明的目的在于提供一種心腔內除顫導管，可以對在心臟導管術中引起了心房顫動的心臟，可靠地提供除顫所需并且充分的電能。本發明的另一目的在于提供一種心腔內除顫導管，不會在患者的體表發生燙傷， 就可以進行除顫治療。(1)本發明提供一種心腔內除顫導管，用于插入到心腔內而進行除顫，其特征在于，具備絕緣性的管部件，具有多管腔構造；把手，與所述管部件的基端連接；第1電極群(第IDC電極群)，由安裝于所述管部件的前端區域的多個環狀電極構成；第2電極群(第2DC電極群)，由從所述第IDC電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；大致圓筒狀的連接器，內置于所述把手的基端部，將向前端方向突出的多個管腳端子配置于前端面而成；
第1絕緣性管，前端部與所述管部件的第1管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第2絕緣性管，前端部與所述管部件的第2管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；
第1引線群，由與構成所述第IDC電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1絕緣性管內延伸，從該第1絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個；第2引線群，由與構成所述第2DC電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2絕緣性管內延伸，從該第2絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個； 以及隔板，將配置有多個管腳端子的所述連接器的前端面分開為第1端子群區域和第 2端子群區域，隔離構成所述第1引線群的引線(從第1絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)和構成所述第2引線群的引線(從第2絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)，所述第1端子群區域是配置有連接固定了構成所述第1引線群的引線的管腳端子的區域，所述第2端子群區域是配置有連接固定了構成所述第2引線群的引線的管腳端子的區域，在進行除顫時，對所述第IDC電極群和所述第2DC電極群，施加極性相互不同的電壓。將這樣的結構的心腔內除顫導管，以使第IDC電極群位于冠狀靜脈內、使第2DC電極群位于右心房內的方式，插入到心腔內，經由第1引線群以及第2引線群，對第IDC電極群和第2DC電極群，施加極性相互不同的電壓(對第IDC電極群與第2DC電極群之間施加直流電壓)，從而對引起了顫動的心臟直接提供電能，由此進行除顫治療。這樣，通過配置于心腔內的除顫導管的第IDC電極群以及第2DC電極群對引起了顫動的心臟直接提供電能，這可以僅對心臟可靠地提供除顫治療所需并且充分的電刺激 (電沖擊)。另外，由于可以對心臟直接提供電能，所以也不會在患者的體表中發生燙傷。另外，由與構成第IDC電極群的電極的各個連接的引線構成的第1引線群和由與構成第2DC電極群的電極的各個連接的引線構成的第2引線群分別在管部件的不同的管腔 (第1管腔以及第2管腔)中延伸，從而兩者在管部件內被完全絕緣隔離。因此，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在管部件內，可以可靠地防止在第1引線群與第2引線群之間發生短路。進而，第1引線群和第2引線群分別在把手的內部延伸的不同的絕緣性管(第1 絕緣性管以及第2絕緣性管)中延伸，從而兩者在把手的內部中也被完全絕緣隔離。因此， 在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在把手內部中，可以可靠地防止在第1弓丨線群與第2引線群之間發生短路。進而，通過分開第1端子群區域和第2端子群區域的隔板，可以可靠并且整齊地隔離構成第1引線群的引線(從第1絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)和構成第 2引線群的引線(從第2絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)。
進而，通過分開第1端子群區域和第2端子群區域的隔板，構成第1引線群的引線和構成第2引線群的引線相互隔離而不會接觸，所以在施加了心腔內除顫所需的電壓時， 可以可靠地防止在構成第1引線群的引線(從第1絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)與構成第2引線群的引線(從第2絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)之間發生短路。進而，通過 分開第1端子群區域和第2端子群區域的隔板，可以使構成第1引線群的引線和構成第2引線群的引線連接到在內置于把手中的1個連接器的前端面集中配置的端子群，所以無需對把手的基端側連接多個連接器(塞繩)，結構變得簡單，作為除顫導管的操作性提高。(2)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，所述隔板的前端邊緣比所述第1絕緣性管的基端以及所述第2絕緣性管的基端位于前端側。根據這樣的結構的心腔內除顫導管，在從第1絕緣性管的基端開口延出的引線 (構成第1引線群的引線)與從第2絕緣性管的基端開口延出的引線(構成第2引線群的引線)之間，總是存在隔板，所以可以可靠地防止兩者接觸而短路。(3)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，具備基端側電位測定電極群，由從所述第2DC電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；第3絕緣性管，前端部與所述管部件的第3管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；以及第3引線群，由與構成所述基端側電位測定電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3絕緣性管內延伸，從該第3絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個。根據這樣的結構的心腔內除顫導管，可以通過基端側電位測定電極群來測定心電位(特別是，容易發生異常電位的上大靜脈的心電位)，可以一邊監視心電位一邊進行除顫治療。另外，第3引線群在與第1引線群或者第2引線群延伸的管腔(第1管腔以及第 2管腔)都不同的第3管腔中延伸，從而管部件中的第3引線群從第1引線群以及第2引線群中的任意一個都被完全絕緣隔離。因此，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在管部件內，可以可靠地防止在第3引線群與第1引線群或者第2引線群之間發生短路。進而，第3引線群在對第3管腔連結了前端部的第3絕緣性管內延伸，從而把手的內部中的第3引線群從第1引線群以及第2引線群中的任意一個都被完全絕緣隔離。因此， 在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在把手的內部中，也可以防止在第3引線群與第1引線群或者第2引線群之間發生短路。(4)在上述(3)的心腔內除顫導管中，優選為，用于前端偏轉操作的拉線在所述管部件的第4管腔中延伸。根據這樣的結構的心腔內除顫導管，使用于前端偏轉操作的拉線在與第1引線群、第2引線群或者第3引線群延伸的管腔(第1管腔、第2管腔以及第3管腔)不同的管腔(第4管腔)中延伸，所以不會由于在前端偏轉操作時在軸方向上移動的拉線而構成引線群的引線受到損傷(例如擦傷)。(5)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，為了去除在心臟導管術中引起的心房顫動而插入到心腔內。(6)本發明提供一種心腔內除顫導管，用于插入到心腔內而進行除顫，其特征在于，具備絕緣性的管部件，具有多管腔構造；把手，與所述管部件的基端連接； 第1電極群(第IDC電極群)，由安裝于所述管部件的前端區域的多個環狀電極構成；第2電極群(第2DC電極群)，由從所述第IDC電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；大致圓筒狀的連接器，內置于所述把手的基端部，將向前端方向突出的多個管腳端子配置于前端面而成；第1絕緣性管，前端部與所述管部件的第1管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第2絕緣性管，前端部與所述管部件的第2管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第1引線群，由與構成所述第IDC電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1絕緣性管內延伸，從該第1絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個； 以及第2引線群，由與構成所述第2DC電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2絕緣性管內延伸，從該第2絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個，對于從所述第1絕緣性管的基端開口延出而分割并連接固定到所述連接器的管腳端子的各個的構成所述第1引線群的多個引線(基端部分)、以及從所述第2絕緣性管的基端開口延出而分割并連接固定到所述連接器的管腳端子的各個的構成所述第2引線群的多個引線(基端部分)，通過用樹脂固定它們的周圍來保持各自的形狀，在進行除顫時，對所述第IDC電極群和所述第2DC電極群，施加極性相互不同的電壓。將這樣的結構的心腔內除顫導管，以使第IDC電極群位于冠狀靜脈內、使第2DC電極群位于右心房內的方式，插入到心腔內，經由第1引線群以及第2引線群，對第IDC電極群和第2DC電極群，施加極性相互不同的電壓(對第IDC電極群與第2DC電極群之間施加直流電壓)，從而對引起了顫動的心臟直接提供電能，由此進行除顫治療。這樣，通過配置于心腔內的除顫導管的第IDC電極群以及第2DC電極群，對引起了顫動的心臟直接提供電能，從而可以僅對心臟可靠地提供除顫治療所需并且充分的電刺激 (電沖擊)。另外，由于可以對心臟直接提供電能，所以也不會在患者的體表發生燙傷。另外，由與構成第IDC電極群的電極的各個連接的引線構成的第1引線群和由與構成第2DC電極群的電極的各個連接的引線構成的第2引線群分別在管部件的不同的管腔 (第1管腔以及第2管腔)中延伸，從而兩者在管部件內被完全絕緣隔離。因此，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在管部件內，可以可靠地防止在第1引線群與第2引線群之間發生短路。進而，第1引線群和第2引線群分別在把手的內部中延伸的不同的絕緣性管(第1 絕緣性管以及第2絕緣性管)中延伸，從而兩者在把手的內部中也被完全絕緣隔離。因此， 在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在把手內部中，可以可靠地防止在第1弓丨線群與第2引線群之間發生短路。進而，在構成第1引線群的多個引線和構成第2引線群的多個引線從絕緣性管 (第1絕緣性管或者第2絕緣性管)的基端開口延出而分割并連接固定到連接器的管腳端子的各個為止的部分(基端部分)中，用樹脂固定了它們的周圍從而各自的引線的形狀不變化而保持，所以在制造本發明的心腔內除顫導管(例如，將已布線的連接器安裝到把手的內部)時，可以防止從絕緣性管的基端開口延出的引線彎曲、或者與管腳端子的邊緣接觸而損傷。進而，構成第1引線群的多個引線和構成第2引線群的多個引線可以維持通過樹脂相互隔開的狀態(用樹脂實現的絕緣性)，所以在施加了心腔內除顫所需的電壓時，可以可靠地防止在構成第1引線群的引線(從第1絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)與構成第2引線群的引線(從第2絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)之間發生短路。進而，使構成第1引線群的引線和構成第2引線群的引線連接到在內置于把手中的1個連接器的前端面集中配置的端子，所以無需對把手的基端側連接多個連接器(塞繩)，結構變得簡單，作為除顫導管的操作性提高。(7)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，第1絕緣性管的基端部以及第2絕緣性管的基端部埋入到所述樹脂中。根據這樣的結構的心腔內除顫導管，可以通過樹脂完全覆蓋從絕緣性管(第1絕緣性管或者第2絕緣性管)的基端開口延出之后連接固定到管腳端子為止的各引線的全部區域，可以完全保持固定引線(基端部分)的形狀。(8)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，具備基端側電位測定電極群，由從所述第2DC電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；第3絕緣性管，前端部與所述管部件的第3管腔連結，在所述把手的內部延 伸，在所述連接器的附近基端開口；以及第3引線群，由與構成所述基端側電位測定電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3絕緣性管內延伸，從該第3絕緣性管的基端開口延出而分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個。另外，優選為，對于從所述第3絕緣性管的基端開口延出而分割并連接固定到所述連接器的管腳端子的各個的構成所述第3引線群的多個引線(基端部分)，通過用所述樹脂固定它們的周圍，從而保持各自的形狀。
根據這樣的結構的心腔內除顫導管，可以通過基端側電位測定電極群來測定心電位(特別，容易發生異常電位的上大靜脈的心電位)，可以一邊監視心電位一邊進行除顫治
療。
另外，第3引線群在與第1引線群或者第2引線群延伸的管腔(第1管腔以及第2 管腔)中的任意一個都不同的第3管腔中延伸，從而管部件中的第3引線群從第1引線群以及第2引線群中的任意一個都被完全絕緣隔離。因此，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在管部件內，可以可靠地防止在第3引線群、與第1引線群或者第2引線群之間發生短路。進而，第3引線群在對第3管腔連結了前端部的第3絕緣性管內延伸，從而把手的內部中的第3引線群從第1引線群以及第2引線群中的任意一個都被完全絕緣隔離。因此， 在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在把手的內部中，也可以可靠地防止在第3引線群、與第1引線群或者第2引線群之間發生短路。(9)在上述(8)的心腔內除顫導管中，優選為，用于前端偏轉操作的拉線在所述管部件的第4管腔中延伸。根據這樣的結構的心腔內除顫導管，使用于前端偏轉操作的拉線在與第1引線群、第2引線群或者第3引線群延伸的管腔(第1管腔、第2管腔以及第3管腔)不同的管腔(第4管腔)中延伸，所以不會由于在前端偏轉操作時在軸方向上移動的拉線而構成引線群的引線受到損傷(例如擦傷)。(10)在本發明的心腔內除顫導管中，優選為，為了去除在心臟導管術中引起的心房顫動而插入到心腔內。根據本發明的心腔內除顫導管，可以對在心臟導管術中引起了心房顫動等的心臟，可靠地提供除顫所需并且充分的電能。另外，也不會在患者的體表中發生燙傷并且侵襲性也少。另外，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，在管部件以及把手的內部中，可以可靠地防止在第1引線群與第2引線群之間發生短路。根據上述(1)的心腔內除顫導管，在施加了心腔內除顫所需的電壓時，可以可靠地防止在構成第1引線群的引線(從第1絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)與構成第2引線群的引線(從第2絕緣性管的基端開口延出的引線的基端部分)之間發生短路。根據上述(6)的心腔內除顫導管，在其制造時，可以防止從絕緣性管的基端開口延出的引線彎曲、或者與管腳端子的邊緣接觸而損傷。
圖1是示出本發明的心腔內除顫導管的一個實施方式的說明用俯視圖。圖2是示出本發明的心腔內除顫導管的一個實施方式的說明用俯視圖(用于說明尺寸以及硬度的圖)。圖3是示出圖1的A-A剖面的橫剖面圖。圖4是示出圖1的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的橫剖面圖。圖5是示出圖1所示的心腔內除顫導管的一個實施方式的把手的內部構造的立體圖。 圖6是圖5所示的把手內部(前端側)的部分放大圖。圖7是圖5所示的把手內部(基端側)的部分放大圖。圖8是示出圖7所示的構造的制作步驟(引線的焊接工序)的說明圖。圖9是示出圖7所示的構造的制作步驟(隔板的載置工序)的說明圖。圖10是示出圖7所示的構造的制作步驟(絕緣性管的移動工序)的說明圖。圖11是從前端側觀察了向圖10所示的引線的管腳端子的連接狀態的圖。圖12是示出圖7所示的構造的制作步驟(型箱的安裝工序)的說明圖。圖13是示出圖7所示的構造的制作步驟(硬化性樹脂的注入工序)的說明圖。圖14是示出圖7所示的構造的制作步驟(型箱的拆卸工序)的說明圖。圖15是在通過本發明的心腔內除顫導管賦予了規定的電能時測定的電位波形圖。(符號說明)100 心腔內除顫導管；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:氟樹脂層；16:里(芯)部；17:外(殼)部；18 不銹鋼線材；20 把手； 21 把手主體；22 捏手；24 應變消除器；26 第1絕緣性管；27 第2絕緣性管；28 第3絕緣性管；3IG 第IDC電極群；31 環狀電極；32G 第2DC電極群；32 環狀電極；33G 基端側電位測定電極群；33 環狀電極；35 前端芯片；41G 第1引線群；41 引線；42G 第2引線群；42 引線；43G 第3引線群；43 引線；51 管腳端子；52 管腳端子；53 管腳端子；55 隔板；61 第1保護管；62 第2保護管；71 拉線；80 樹脂(硬化樹脂)；80A 硬化性樹脂； 90 型箱。
具體實施例方式圖1以及圖2是示出本發明的心腔內除顫導管的一個實施方式的說明用俯視圖、 圖3是示出圖1的A-A剖面的橫剖面圖、圖4(a) (c)是示出圖1的B-B剖面、C-C剖面、 D-D剖面的橫剖面圖。本實施方式的心腔內除顫導管100具備多腔管10、把手20、第IDC電極群31G、第 2DC電極群32G、基端側電位測定電極群33G、第1引線群41G、第2引線群42G、以及第3引線群43G。如圖3以及圖4所示，在構成本實施方式的心腔內除顫導管100的多腔管10 (具有多管腔構造的絕緣性的管部件)中，形成有4個管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13、第4管腔14)。在圖3以及圖4中，15是劃分管腔的氟樹脂層、16是由低硬度的尼龍彈性體構成的里(芯)部、17是由高硬度的尼龍彈性體構成的外(殼)部，圖3中的18是形成編織葉片的不銹鋼線材。劃分管腔的氟樹脂層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)等絕緣性高的材料構成。構成多腔管10的外部17的尼龍彈性體使用硬度隨著軸方向而不同的材料。由此， 多腔管10構成為硬度從前端側朝向基端側階段性地變高。
作為優選的一個例子，在圖2中，用Ll (長度52mm)表示的區域的硬度(由D型硬度計測量的硬度)是40，用L2(長度108mm)表示的區域的硬度是55，用L3 (長度25. 7mm) 表示的區域的硬度是63，用L4 (長度IOmm)表示的區域的硬度是68，用L5 (長度500mm)表示的區域的硬度是72。由不銹鋼線材18構成的編織葉片僅形成在圖2中用L5表示的區域中，如圖3所示，設置在里部16與外部17之間。多腔管10的外徑是例如1. 2 3. 3mm。
作為制造多腔管10的方法，沒有特別限定。構成本實施方式的心腔內除顫導管100的把手20具備把手主體21、捏手22、以及應變消除器24。通過對捏手22進行旋轉操作，可以使多腔管10的前端部偏轉(搖頭)。在多腔管10的外周(在內部沒有形成編織的前端區域)，安裝有第IDC電極群 31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G。此處，“電極群”是指，構成相同極 (具有相同極性)、或者以相同目的按照窄的間隔(例如5mm以下)安裝的多個電極的集合體。第IDC電極群是在多腔管的前端區域中按照窄的間隔安裝構成相同極(_極或者 +極)的多個電極而成。此處，構成第IDC電極群的電極的個數根據電極的寬度、配置間隔而不同，但例如設成4 13個，優選設成8 10個。在本實施方式中，第IDC電極群31G由安裝在多腔管10的前端區域中的8個環狀電極31構成。構成第IDC電極群31G的電極31經由引線(構成第1弓丨線群41G的引線41)以及后述連接器，與直流電源裝置中的相同極的端子連接。此處，電極31的寬度(軸方向的長度)優選為2 5mm，優選的一個例子是4mm。如果電極31的寬度過窄，則施加電壓時的發熱量變得過大，有可能對周邊組織造成損傷。另一方面，如果電極31的寬度過寬，則多腔管10中的設置有第IDC電極群31G的部分的可撓性/柔軟性有時損失。電極31的安裝間隔(相鄰的電極的隔開距離)優選為1 5mm，優選的一個例子是 2mm0在使用心腔內除顫導管100時(配置于心腔內時)，第IDC電極群31G位于例如冠狀靜脈內。第2DC電極群是從多腔管的第IDC電極群的安裝位置向基端側隔開而以窄的間隔安裝構成與第IDC電極群相逆的極(+極或者-極)的多個電極而形成。此處，構成第2DC 電極群的電極的個數根據電極的寬度、配置間隔而不同，例如設成4 13個，優選設成8 10個。在本實施方式中，第2DC電極群32G由從第IDC電極群3IG的安裝位置向基端側隔開而安裝于多腔管10中的8個環狀電極32構成。構成第2DC電極群32G的電極32經由引線(構成第2引線群42G的引線42)以及后述連接器，與直流電源裝置中的相同極的端子(與連接了第IDC電極群31G的端子相逆的極的端子)連接。
由此，對第IDC電極群31G(電極31)和第2DC電極群32G(電極32)，施加極性相互不同的電壓，第IDC電極群31G和第2DC電極群32G成為極性相互不同的電極群(在一個電極群是_極時，另一個電極群是+極)。此處，電極32的寬 度(軸方向的長度)優選為2 5mm，優選的一個例子是4mm。如果電極32的寬度過窄，則施加電壓時的發熱量變得過大，有可能對周邊組織造成損傷。另一方面，如果電極32的寬度過寬，則多腔管10中的設置有第2DC電極群32G的部分的可撓性/柔軟性有時損失。電極32的安裝間隔(相鄰的電極的隔開距離)優選為1 5mm，優選的一個例子是 2mm0在使用心腔內除顫導管100時(配置于心腔內時)，第2DC電極群32G位于例如右心房。在本實施方式中，基端側電位測定電極群33G由從第2DC電極群32G的安裝位置向基端側隔開而安裝于多腔管10中的4個環狀電極33構成。構成基端側電位測定電極群33G的電極33經由引線(構成第3引線群43G的引線43)以及后述連接器與心電圖計連接。此處，電極33的寬度(軸方向的長度)優選為0. 5 2. 0mm，優選的一個例子是 1. 2mm。如果電極33的寬度過寬，則心電位的測定精度降低，或者難以確定異常電位的發生部位。電極33的安裝間隔(相鄰的電極的隔開距離)優選為1. 0 10. 0mm，優選的一個例子是5mm。在使用心腔內除顫導管100時(配置心腔內時)，基端側電位測定電極群33G例如位于容易發生異常電位的上大靜脈。在心腔內除顫導管100的前端，安裝了前端芯片35。對該前端芯片35不連接引線，在本實施方式中不用作電極。但是，也可以通過連接引線來用作電極。前端芯片35的構成材料是鉬、不銹鋼等金屬材料、各種樹脂材料等，沒有特別限定。第IDC電極群31G(基端側的電極31)與第2DC電極群32G(前端側的電極32)的隔開距離d2優選為40 100mm，優選的一個例子是66mm。第2DC電極群32G (基端側的電極32)與基端側電位測定電極群33G (前端側的電極33)的隔開距離d3優選為5 50mm，優選的一個例子是30mm。作為構成第IDC電極群31G、第2DC電極群32G以及基端側電位測定電極群33G的電極31、32、33，為了使針對X射線的造影性變得良好，優選由鉬或者鉬類的合金構成。圖3以及圖4所示的第1引線群41G是與構成第IDC電極群(31G)的8個電極 (31)的各個連接的8根引線41的集合體。通過第1弓丨線群41G(引線41)，可以使構成第IDC電極群31G的8個電極31分別
與直流電源裝置電連接。構成第IDC電極群31G的8個電極31分別與不同的引線41連接。弓丨線41的各個在其前端部分中熔接到電極31的內周面，并且從形成在多腔管10的管壁中的側孔進入到第1管腔11中。進入到第1管腔11中的8根引線41作為第1引線群41G，在第1管腔 11中延伸。圖3以及圖4所示的第2引線群42G是與構成第2DC電極群(32G)的8個電極 (32)分別連接的8根引線42的集合體。通過第2引線群42G (引線42)，可以使構成第2DC電極群32G的8個電極32分別
與直流電源裝置電連接。構成第2DC電極群32G的8個電極32分別與不同的引線42連接。弓丨線42的各個在其前端部分中熔接到電極32的內周面，并且從形成在多腔管10的管壁中的側孔進入到第2管腔12 (與第1引線群41G延伸的第1管腔11不同的管腔)。進入到第2管腔12 中的8根引線42作為第2弓丨線群42G，在第2管腔12中延伸。如上所述，第1引線群41G在第1管腔11中延伸，第2引線群42G在第2管腔12 中延伸，從而兩者在多腔管10內被完全絕緣隔離。因此，在施加了除顫所需的電壓時，可以可靠地防止第1引線群4IG (第IDC電極群31G)與第2引線群42G (第2DC電極群32G)之間的短路。圖3所示的第3引線群43G是與構成基端側電位測定電極群(33G)的電極(33) 分別連接的4根引線43的集合體。通過第3引線群43G (引線43)，可以使構成基端側電位測定電極群33G的電極33 分別與心電圖計連接。構成基端側電位測定電極群33G的4個電極33分別與不同的引線43連接。引線 43的各個在其前端部分中熔接到電極33的內周面，并且從形成在多腔管10的管壁中的側孔進入到第3管腔13中。進入到第3管腔13中的4根引線43作為第3引線群43G，在第 3管腔13中延伸。如上所述，在第3管腔13中延伸的第3引線群43G從第1弓丨線群41G以及第2引線群42G中的任意一個都被完全絕緣隔離。因此，在施加了除顫所需的電壓時，可以可靠地防止第3引線群43G (基端側電位測定電極群33G)、與第1引線群4IG (第IDC電極群31G) 或者第2引線群42G(第2DC電極群32G)之間的短路。弓丨線41、引線42以及引線43都由通過聚酰亞胺等樹脂包覆了金屬導線的外周面的樹脂包覆線構成。此處，作為包覆樹脂的膜厚設成2 30 μ m左右。在圖3以及圖4中71是拉線。拉線71在第4管腔14中延伸，相對多腔管10的中心軸，偏心地延伸。拉線71的前端部分通過焊錫固定到前端芯片35。另外，也可以在拉線71的前端形成防脫用大徑部(防脫部)。由此，前端芯片35和拉線71被緊固地結合，可以可靠地防止前端芯片35的脫落等。另一方面，拉線71的基端部分與把手20的捏手22連接，通過操作捏手22，拉線 71被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏轉。拉線71由不銹鋼、Ni-Ti類超彈性合金制構成，但無需一定由金屬構成。拉線71 也可以由例如高強度的非導電性線等構成。另外，使多腔管的前端部偏轉的機構不限于此，例如，也可以是具備板簧而形成的機構。
在多腔管10的第4管腔14中，只有拉線71延伸，引線(群)沒有延伸。由此，在多腔管10的前端部的偏轉操作時，可以防止由于在軸方向上移動的拉線71而引線受到損傷(例如，擦傷)。在本實施方式的心腔內除顫導管100中，在把手20的內部中，第1引線群41G、第 2引線群42G、以及第3引線群43G也被絕緣隔離。圖5是示出本實施方式的心腔內除顫導管100的把手的內部構造的立體圖、圖6 是把手內部(前端側)的部分放大圖、圖7是把手內部(基端側)的部分放大圖。如圖5所示，多腔管10的基端部插入到把手20的前端開口中，由此，多腔管10和把手20連接。如圖5以及圖7所示，在把手20的基端部中，內置有圓筒狀的連接器50，該圓筒狀的連接器50是將向前端方向突出的多個管腳端子(51、52、53)配置到前端面50A而成。另外，如圖5至圖7所示，在把手20的內部中，分別插通有3根引線群(第1引線群41G、第2引線群42G、第3引線群43G)的3根絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管28)延伸。如圖5以及圖6所示，第1絕緣性管26的前端部(從前端IOmm左右)被插入到多腔管10的第1管腔11中，由此，第1絕緣性管26與第1引線群41G延伸的第1管腔11連結。與第1管腔11連結的第1絕緣性管26通過在把手20的內部中延伸的第1保護管61的內孔而延伸至連接器50(配置有管腳端子的前端面50A)的附近，形成了將第1引線群41G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10(第1管腔11)延出的第1引線群41G不會彎曲地可以在把手20的內部(第1絕緣性管26的內孔)中延伸。從第1絕緣性管26的基端開口延出的第1引線群41G被拆成構成該第1引線群 41G的8根引線41，這些引線41的各個通過焊錫連接固定到配置在連接器50的前端面50A 中的管腳端子的各個。此處，將配置有連接固定了構成第1引線群41G的引線41的管腳端子(管腳端子51)的區域作為“第1端子群區域”。由此，構成第IDC電極群31G的8個電極31可以經由構成第1弓丨線群41G的8根引線41以及連接器50(第1端子群區域中的管腳端子51)，與直流電源裝置中的一個極的端子連接。第2絕緣性管27的前端部(從前端IOmm左右)插入到多腔管10的第2管腔12 中，由此，第2絕緣性管27與第2引線群42G延伸的第2管腔12連結。與第2管腔12連結的第2絕緣性管27通過在把手20的內部中延伸的第2保護管62的內孔延伸至連接器50 (配置有管腳端子的前端面50A)的附近，形成了將第2引線群42G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10 (第2管腔12)延出的第2引線群42G不會彎曲地可以在把手20的內部(第2絕緣性管27的內孔)中延伸。從第2絕緣性管27的基端開口延出的第2引線群42G被拆成構成該第2引線群 42G的8根引線42，這些引線42的各個通過焊錫被連接固定到配置在連接器50的前端面 50A中的管腳端子的各個。此處，將配置有連接固定了構成第2引線群42G的引線42的管腳端子(管腳端子52)的區域作為“第2端子群區域”。由此，構成第2DC電極群32G的8個電極32可以經由構成第2引線群42G的8根
14引線42以及連接器50 (第2端子群區域中的管腳端子52)，與直流電源裝置中的另一個極的端子連接。第3絕緣性管28的前端部(從前端IOmm左右)插入到多腔管10的第3管腔13 中，由此，第3絕緣性管28與第3引線群43G延伸的第3管腔13連結。與第3管腔13連結的第3絕緣性管28通過在把手20的內部中延伸的第2保護管62的內孔而延伸至連接器50 (配置有管腳端子的前端面50A)的附近，形成了將第3引線群43G的基端部引導至連接器50的附近的插通路。由此，從多腔管10(第3管腔13)延出的第3引線群43G不會彎曲地可以在把手20的內部(第3絕緣性管28的內孔)中延伸。從第3絕緣性管28的基端開口延出的第3引線群43G被拆成構成該第3引線群 43G的4根引線43，這些引線43的各個通過焊錫被連接固定到配置在連接器50的前端面 50A中的管腳端子的各個。此處，將配置有連接固定了構成第3引線群43G的引線43的管腳端子(管腳端子53)的區域作為“第3端子群區域”。由此，構成基端側電位測定電極群33G的4個電極33可以經由構成第3引線群 43G的4根引線43以及連接器50 (管腳端子53)，與心電圖計連接。此處，作為絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27以及第3絕緣性管28) 的構成材料，可以例示聚酰亞胺樹脂、聚酰胺樹脂、聚酰胺酰亞胺樹脂等。在這些中，硬度高且容易插通引線群的、能實現薄壁成形的聚酰亞胺樹脂是特別優選的。作為絕緣性管的壁厚，優選為20 40 μ m，優選的一個例子是30 μ m。另外，作為內插絕緣性管的保護管(第1保護管61以及第2保護管62)的構成材料，可以例示“Pebax”(ARKEMA公司的注冊商標)等尼龍類彈性體。根據具有上述那樣的結構的本實施方式的心腔內除顫導管100，在第1絕緣性管 26內，第1引線群4IG延伸，在第2絕緣性管27內，第2引線群42G延伸，在第3絕緣性管 28內，第3引線群43G延伸，從而即使在把手20的內部中，也可以完全地絕緣隔離第1引線群41G、第2引線群42G、以及第3引線43G。其結果，在施加了除顫所需的電壓時，可以可靠地防止把手20的內部中的第1弓丨線群41G、第2弓丨線群42G、以及第3引線43G之間的短路 (特別是，在管腔的開口附近延出的引線群之間的短路)。進而，在把手20的內部中，第1絕緣性管26被第1保護管61保護，第2絕緣性管 27以及第3絕緣性管28被第2保護管52保護，從而，可以防止例如在多腔管10的前端部的偏轉操作時由于捏手22的結構部件(可動部品)接觸、擦過而絕緣性管受到損傷。本實施方式的心腔內除顫導管100具備隔板55，該隔板55將配置有多個管腳端子的連接器50的前端面50A分開為第1端子群區域和第2端子群區域以及第3端子群區域， 將引線41和引線42以及引線43相互隔離。分開第1端子群區域和第2端子群區域以及第3端子群區域的隔板55是將絕緣性樹脂加工成形為在兩側具有平坦面的導水管狀而成的。作為構成隔板55的絕緣性樹脂， 沒有特別限定，可以使用聚乙烯等通用樹脂。隔板55的厚度設成例如0. 1 0. 5mm,優選的一個例子是0. 2mm。隔板55的高度(基端邊緣至前端邊緣的距離)需要比連接器50的前端面50A與絕緣性管(第1絕緣性管26以及第2絕緣性管27)的隔開距離高，在該隔開距離是7mm的情況下，隔板55的高度設成例如8mm。在高度小于7mm的隔板中，無法使其前端邊緣比絕緣性管的基端位于前端側。根據這樣的結構，可以使構成第1引線群41G的引線41 (從第1絕緣性管26的基端開口延出的引線41的基端部分)和構成第2引線群42G的引線42(從第2絕緣性管27 的基端開口延出的引線42的基端部分)可靠并且整齊地隔離。于是，施加極性相互不同的電壓的、構成第1引線群41G的引線41和構成第2引線群42G的引線42通過隔板55相互隔離而不會接觸，所以在使用心腔內除顫導管100時， 即使施加心腔內除顫所需的電壓，也不會在構成第1引線群41G的引線41 (從第1絕緣性管26的基端開口延出的引線41的基端部分)與構成第2引線群42G的引線42 (從第2絕緣性管27的基端開口延出的引線42的基端部分)之間發生短路。另外，在制造心腔內除顫導管時，在將引線連接固定到管腳端子時發生了錯誤的情況，例如將構成第1引線群41G的引線41連接到第2端子群區域中的管腳端子的情況下， 該引線41跨越隔板55，所以可以容易地發現連接的錯誤。另外，構成第3引線群43G的引線43 (管腳端子53)與引線42 (管腳端子52) 一起，通過隔板55從引線41 (管腳端子51)隔離，但不限于此，也可以與引線41 (管腳端子 51) 一起，通過隔板55從引線42 (管腳端子52)隔離。在本實施方式的心腔內除顫導管100中，隔板55的前端邊緣比第1絕緣性管26 的基端以及第2絕緣性管27的基端中的任意一個都位于前端側。由此，在從第1絕緣性管26的基端開口延出的引線(構成第1引線群41G的引線 41)與從第2絕緣性管27的基端開口延出的引線(構成第2引線群42G的引線42)之間， 總是存在隔板55，從而可以可靠地防止由于引線41與引線42的接觸引起的短路。如圖7所示，從第1絕緣性管26的基端開口延出而連接固定到連接器50的管腳端子51的8根引線41、從第2絕緣性管27的基端開口延出而連接固定到連接器50的管腳端子52的8根引線42、從第3絕緣性管28的基端開口延出而連接固定到連接器50的管腳端子53的4根引線43通過用樹脂80固定它們的周圍，從而保持固定了各自的形狀。保持引線的形狀的樹脂80成形為與連接器50相同直徑的圓筒狀，成為在該樹脂成形體的內部中埋入了管腳端子、引線、絕緣性管的基端部以及隔板55的狀態。于是，根據絕緣性管的基端部埋入到樹脂成形體的內部中的結構，可以通過樹脂 80完全覆蓋從絕緣性管的基端開口延出后連接固定到管腳端子為止的引線(基端部分)的全部區域，可以完全保持固定引線(基端部分)的形狀。另外，樹脂成形體的高度(基端面至前端面的距離)優選比隔板55的高度高，在隔板55的高度是8mm的情況下，設成例如9mm。此處，作為構成樹脂成形體的樹脂80，沒有特別限定，但優選使用熱硬化性樹脂或者光硬化性樹脂。具體而言，可以例示氨基甲酸乙酯類、環氧類、氨基甲酸乙酯-環氧類的硬化性樹脂。根據上述那樣的結構，通過樹脂80保持固定引線的形狀，所以可以防止在制造心腔內除顫導管100時(在把手20的內部安裝連接器50時)，從絕緣性管的基端開口延出的引線彎曲、或者與管腳端子的邊緣接觸而損傷(例如，在引線的包覆樹脂中發生裂紋)。圖7所示那樣的構造，S卩，將從絕緣性管的基端開口延出而接觸固定到管腳端子的各個的引線的各個埋入到樹脂成形體而成的構造可以如下那樣制作。
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(1)引線的焊接工序如圖8所示，對配置在連接器50的前端面50A中的管腳端子的各個，通過焊錫連接固定構成第1引線群41G的8根引線41、構成第2引線群42G的8根引線42、構成第3 引線群43G的4根引線43的各個。此處，這些引線(引線41、引線42、引線43)的前端分別已經與構成電極群(第 IDC電極群31G、第2DC電極群32G、基端側電位測定電極群33G)的電極(電極31、電極32、 電極33)連接。另外，由這些引線(引線41、引線42、引線43)構成的引線群(第1引線群41G、第 2引線群42G、第3引線群43G)延伸的絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3 絕緣性管28)使各自的前端部深深地插入到多腔管10的管腔(第1管腔11、第2管腔12、 第3管腔13)中，從而退避到前端側(在該圖中上側)。(2)隔板的載置工序接下來，如圖9所示，在連接器50的前端面50A載置隔板55，以使將配置有連接固定了引線41的管腳端子51的第1端子群區域、和配置有連接固定了引線42的管腳端子52 的第2端子群區域以及配置有連接固定了引線43的管腳端子53的第3端子群區域分開， 使引線41、和引線42以及引線43隔離。此處，引線43 (管腳端子53)與引線42(管腳端子52) —起，通過隔板55從引線 41 (管腳端子51)隔離。隔板55的高度設成例如8mm。(3)絕緣性管的移動工序接下來，如圖10所示，將第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管28分別移動到基端側(在該圖中下降)。在移動絕緣性管之后，連接器50的前端面50A與各絕緣性管的基端的隔開距離比隔板55的高度短，設成例如7mm。另外，如果將絕緣性管比其更加移動(使隔開距離小于7mm)，則伴隨該移動而對引線施加過大的張力，所以實質上是不可能的。此時，絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管28)的前端部成為向多腔管10的管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管腔13)插入了 IOmm左右的狀態(圖6所示的狀態)。圖11是從前端側觀察了圖10所示的向引線的管腳端子的連接狀態的圖，如圖11 所示，引線41 (管腳端子51)、和引線42 (管腳端子52)以及引線43 (管腳端子53)通過隔板55隔離。(4)型箱的安裝工序接下來，如圖12所示，以包圍連接固定到管腳端子(管腳端子51、管腳端子52、管腳端子53)的引線(第1引線41、第2引線42、第3引線43)以及隔板55的方式，安裝型箱90。作為型箱90的構成材料，沒有特別限制，但由于脫模性良好，所以優選PTFE、PFA、 FEP、ETFE、PVDF等氟類樹脂。型箱90可以使用用粘接帶粘貼由這些氟類樹脂構成的薄板的兩端部而形成為筒狀的結構。型箱90的高度設成例如10mm。
(5)硬化性樹脂的注入工序接下來，如圖13所示，使用分配器(Dispenser)等向型箱90內注入硬化性樹脂 80A。此處，將所注入的硬化性樹脂80A的液面水平(從連接器50的前端面50A起的液面的距離)設成例如9mm。由此，成為從絕緣性管的基端開口延出而連接固定到連接器50的管腳端子(管腳端子51、管腳端子52、管腳端子53)的引線(引線41、引線42、引線43)的全部區域以及隔板55埋入到硬化性樹脂80A中的狀態。(6)樹脂的硬化以及型箱的拆卸工序接下來，使注入到型箱90內的硬化性樹脂光硬化或者熱硬化，之后，如圖14所示， 拆下型箱90，從而可以得到由硬化樹脂80構成且與連接器50相同直徑的圓筒狀的、埋入連接固定到管腳端子的引線(第1引線41、第2引線42、第3引線43)以及隔板55而成的樹脂成形體(具有圖7所示的構造的高度9mm的成形體)。這樣，在本實施方式中，用樹脂固定引線的周圍是指，形成埋入從絕緣性管的基端開口延出之后連接固定到管腳端子為止的引線(基端部分)的全部區域的樹脂成形體，這與簡單的澆灌明確地區分。本實施方式的心腔內除顫導管100是用于通過對第IDC電極群31G與第2DC電極群32G之間施加直流電壓來對引起了顫動的心臟直接提供電能而進行除顫治療的導管，與脈率不齊的診斷(心電位測定)、燒灼治療中使用的以往公知的電極導管相比，用途以及功能不同。本實施方式的心腔內除顫導管100優選在進行容易發生心房顫動的心臟導管術時使用。特別優選為，將心腔內除顫導管100預先插入到患者的心腔內之后，進行心臟導管術。心腔內除顫導管100以使第IDC電極群31G位于冠狀靜脈內、使第2DC電極群32G 位于右心房內的方式，插入到心腔內。由此，成為由第IDC電極群31G和第2DC電極群32G 夾住心臟那樣的狀態。在心臟導管術中，對由基端側電位測定電極群33G測定的心電圖進行監視，在引起了心房顫動的情況下，中斷心臟導管術，通過心腔內除顫導管100進行除顫治療。具體而言，經由第1弓丨線群41G以及第2弓丨線群42G，在第IDC電極群31G與第2DC電極群32G之間施加直流電壓，對引起了顫動的心臟直接提供電能。此處，作為通過心腔內除顫導管100對心臟提供的電能，優選為10 30J。在電能過少的情況下，無法進行充分的除顫治療。另一方面，在電能過剩的情況下，第IDC電極群31G以及第2DC電極群32G所處的周邊的組織有可能受到損傷。圖15是示出在通過本實施方式的心腔內除顫導管100賦予了規定的電能(例如， 設定輸出=IOJ)時測定的電位波形的圖。在該圖中，橫軸表示時間，縱軸表示電位。首先，以使第IDC電極群31G成為-極、使第2DC電極群32G成為+極的方式，在兩者之間施加直流電壓，從而提供電能，測定電位上升(V1是此時的峰值電壓)。在經過了一定時間U1)之后，以使第IDC電極群31G成為+極、使第2DC電極群32G成為-極的方式，在兩者之間施加反轉了士的直流電壓，從而提供電能，測定電位上升(V2是此時的峰值
18電壓)。此處，時間U1)設成例如1. 5 10. 0秒，所測定的峰值電壓(V1)設成例如300 500V。在本實施方式的心腔內除顫導管100中，提供雖然比AED低但仍較高的電能(施加高電壓)，所以需要可靠地防止在以往的電極導管中不成為問題的短路的發生，以確保安全性。因此，在心腔內除顫導管100中，使與第IDC電極群31G連接的第1引線群41G在形成于多腔管10中的第1管腔11以及把手20的內部中的第1絕緣性管26內延伸而連接到連接器50的第1端子群區域中的管腳端子51，使與第2DC電極群32G連接的第2引線群 42G在形成于多腔管10中的第2管腔12以及把手20的內部中的第2絕緣性管27內延伸而連接到連接器50的第2端子群區域中的管腳端子52，使與基端側電位測定電極群33G連接的第3引線群43G在形成于多腔管10中的第3管腔13以及把手20的內部中的第3絕緣性管28內延伸而連接到連接器50的第3端子群區域中的管腳端子53。由此，在多腔管10的內部以及把手20的內部中，可以使第1引線群41G、第2引線群42G、以及第3引線43G完全絕緣隔離。因此，在施加了除顫所需的電壓時，可以可靠地防止第1引線群41G(第IDC電極群31G)、第2引線群42G (第2DC電極群32G)、以及第3引線群43G (基端側電位測定電極群33G)之間的短路。進而，通過將第1端子群區域和第2端子群區域分開的隔板，構成第1引線群41G 的引線41和構成第2引線群42G的引線42相互隔離而不會接觸，所以在使用心腔內除顫導管100時，即使施加了心腔內除顫所需的電壓，也不會在構成第1引線群41G的引線41 (從第1絕緣性管26的基端開口延出的引線41的基端部分)與構成第2引線群42G的引線 42(從第2絕緣性管27的基端開口延出的引線42的基端部分)之間發生短路。進而，對于從第1絕緣性管26的基端開口延出而分割并連接固定到連接器50的管腳端子51的各個的8根引線41、從第2絕緣性管27的基端開口延出而分割并連接固定到連接器50的管腳端子52的各個的8根引線42、以及從第3絕緣性管28的基端開口延出而分割并連接固定到連接器50的管腳端子53的各個的4根引線43，通過用樹脂固定它們的周圍來保持了各自的形狀，所以在制造心腔內除顫導管100時(在把手20的內部安裝連接器50時)，可以防止從絕緣性管(第1絕緣性管26、第2絕緣性管27、第3絕緣性管28) 的基端開口延出的引線(引線41、引線42、引線43)彎曲、或者與管腳端子的邊緣接觸而損傷。以上，說明了本發明的一個實施方式，但本發明的心腔內除顫導管不限于這些，可以實現各種變更。例如，對于具備將第1端子群區域和第2端子群區域分開的上述那樣的隔板的心腔內除顫導管，即使是沒有用樹脂固定從絕緣性管的基端開口延出而連接固定到連接器的管腳端子的引線的周圍的結構，也包含在本發明中。另外，對于用樹脂固定了從絕緣性管的基端開口延出而連接固定到連接器的管腳端子的引線的周圍的心腔內除顫導管，即使是不具備將第1端子群區域和第2端子群區域分開的隔板的結構，也包含在本發明中。
權利要求
1.一種心腔內除顫導管，用于插入到心腔內而進行除顫，其特征在于，具備 絕緣性的管部件，具有多管腔構造；把手，與所述管部件的基端連接；第1電極群，由安裝于所述管部件的前端區域的多個環狀電極構成； 第2電極群，由從所述第1電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；連接器，內置于所述把手的基端部，將向前端方向突出的多個管腳端子配置于前端面而成；第1絕緣性管，前端部與所述管部件的第1管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第2絕緣性管，前端部與所述管部件的第2管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第1引線群，由與構成所述第1電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1絕緣性管內延伸，從該第1絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個；第2引線群，由與構成所述第2電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2絕緣性管內延伸，從該第2絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個；以及隔板，將配置了多個管腳端子的所述連接器的前端面分開為第1端子群區域和第2端子群區域，隔離構成所述第1引線群的引線和構成所述第2引線群的引線，所述第1端子群區域是配置有連接固定了構成所述第1引線群的引線的管腳端子的區域，所述第2端子群區域是配置有連接固定了構成所述第2引線群的引線的管腳端子的區域，在進行除顫時，對所述第1電極群和所述第2電極群，施加極性相互不同的電壓。
2.根據權利要求1所述的心腔內除顫導管，其特征在于，所述隔板的前端邊緣比所述第1絕緣性管的基端以及所述第2絕緣性管的基端位于前端側。
3.根據權利要求1或者2所述的心腔內除顫導管，其特征在于，具備基端側電位測定電極群，由從所述第2電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；第3絕緣性管，前端部與所述管部件的第3管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口 ；以及第3引線群，由與構成所述基端側電位測定電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3絕緣性管內延伸，從該第3絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個。
4.根據權利要求3所述的心腔內除顫導管，其特征在于，用于前端偏轉操作的拉線在所述管部件的第4管腔中延伸。
5.根據權利要求1 4中的任意一項所述的心腔內除顫導管，其特征在于，為了去除在心臟導管術中引起的心房顫動而插入到心腔內。
6.一種心腔內除顫導管，用于插入到心腔內而進行除顫，其特征在于，具備絕緣性的管部件，具有多管腔構造； 把手，與所述管部件的基端連接；第1電極群，由安裝于所述管部件的前端區域的多個環狀電極構成； 第2電極群，由從所述第1電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；連接器，內置于所述把手的基端部，將向前端方向突出的多個管腳端子配置于前端面而成；第1絕緣性管，前端部與所述管部件的第1管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第2絕緣性管，前端部與所述管部件的第2管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口；第1引線群，由與構成所述第1電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第1管腔以及所述第1絕緣性管內延伸，從該第1絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個；以及第2引線群，由與構成所述第2電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第2管腔以及所述第2絕緣性管內延伸，從該第2絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個，對于從所述第1絕緣性管的基端開口延出而分割并連接固定到所述連接器的管腳端子的各個的構成所述第1引線群的多個引線、以及從所述第2絕緣性管的基端開口延出而分割并連接固定到所述連接器的管腳端子的各個的構成所述第2引線群的多個引線，通過用樹脂固定它們的周圍來保持各自的形狀，在進行除顫時，對所述第1電極群和所述第2電極群，施加極性相互不同的電壓。
7.根據權利要求6所述的心腔內除顫導管，其特征在于，所述第1絕緣性管的基端部以及所述第2絕緣性管的基端部埋入到所述樹脂中。
8.根據權利要求6或者7所述的心腔內除顫導管，其特征在于，具備基端側電位測定電極群，由從所述第2電極群向基端側隔開而安裝于所述管部件的多個環狀電極構成；第3絕緣性管，前端部與所述管部件的第3管腔連結，在所述把手的內部延伸，在所述連接器的附近基端開口 ；以及第3引線群，由與構成所述基端側電位測定電極群的電極的各個連接的多個引線構成，在所述管部件的第3管腔以及所述第3絕緣性管內延伸，從該第3絕緣性管的基端開口延出，分割成所述多個引線，所分割的引線的各個連接固定到所述連接器具有的管腳端子的各個。
9.根據權利要求8所述的心腔內除顫導管，其特征在于，用于前端偏轉操作的拉線在所述管部件的第4管腔中延伸。
10.根據權利要求6 9中的任意一項所述的心腔內除顫導管，其特征在于，為了去除在心臟導管術中引起的心房顫動而插入到心腔內。
全文摘要
本發明提供一種心腔內除顫導管，具備多管腔構造的管部件(10)、把手(20)、第1DC電極群(31G)、第2DC電極群(32G)、連接器(50)、絕緣性管(26、27)、連接第1DC電極群(31G)的構成電極(31)與連接器(50)的管腳端子的第1引線群(41G)、連接第2DC電極群(32G)的構成電極(32)與連接器(50)的管腳端子的第2引線群(42G)、以及將連接器(50)的前端面(50A)分開為第1端子群區域和第2端子群區域的隔板(55)。可以可靠地提供除顫所需并且充分的電能，不會在患者的體表中發生燙傷就可以進行除顫。
文檔編號A61N1/39GK102223912SQ20098014692
公開日2011年10月19日 申請日期2009年11月27日 優先權日2008年12月12日
發明者森謙二 申請人:日本來富恩株式會社