本发明涉及用于进行除颤的导管系统、用于进行除颤时施加的电压波形的生成、施加电极的选择等的电源装置以及该装置的控制方法。
背景技术：
：：心房纤颤、心室纤颤等心率不齐的治疗中，通过施加电刺激来进行使心脏的节奏恢复正常的除颤。在除颤中使用自动体外式除颤器(automatedexternaldefibrillator：aed)、植入型除颤器(implantablecardioverterdefibrillator：icd)、除颤桨系统、除颤导管系统。特别是，除颤导管系统能够通过设置于导管的表面的电极对心脏直接施加电刺激，并且还能够利用该电极测定心内电位。另外，除颤导管系统与体外式除颤器相比能够使用低能量的电压波形，所以在能够减轻患者的负担，而且还能够用于心率不齐的导管检查、烧灼手术中这些方面是有利的。在心房纤颤的治疗中，需要在绝对不应期施加电压，以便心室肌不反应。如果，在绝对不应期以外施加了刺激的情况下，若心室肌反应则可能转移到心室纤颤。因此，在除颤导管系统中，需要与r波同步地施加电压。作为这样的除颤导管系统的一个例子，在专利文献1中公开了除颤导管、对导管的电极施加直流电压的电源装置、以及心电图仪的导管系统。然而，在该系统中，在除颤与心内电位的测定的切换中使用一个电路两个接点的切换开关，所以在除颤用的通电能量的充电中以及除颤执行中无法得到心内电位。因此，开发了在心腔内除颤执行时能够测定心内电位的系统。例如，在专利文献2中公开了在心腔内除颤时不完全切断心电图仪与电极导管的连接，经由保护电阻将电极导管的一部分的电极(ra电极以及cs电极)与心电图仪连接的技术。专利文献1：日本特开2010-220778号公报专利文献2：日本特开2017-176349号公报在专利文献2所示的心腔内除颤系统中，在通断开关成为断开状态的心腔内除颤时，心内电位信号经由具有相对大的电阻值的保护电阻而被向心电图仪供给，所以与通断开关成为导通状态的心内心电图测定时比较，显示在心电图仪的心内电位波形衰减。另外，在心腔内除颤时，电极导管短路开关处于短路状态，得到八个ra电极的电位被平均后的一个测定电位，得到八个cs电极的电位被平均后的一个测定电位，所以与心内心电图测定时比较，ra电极以及cs电极的心电图波形变钝，无法通过各电极得到独立的心内电位。并且，八个cs电极和八个ra电极分别需要独立的通断开关，所以电路规模变大，控制也变得繁琐。因此，本发明的目的是提供一种即使在除颤时，也能够与心内心电图测定时相同地进行心内电位的观测，并且能够容易地控制系统的除颤导管系统、除颤用电源装置以及该装置的控制方法。技术实现要素：能够解决所述课题的本发明的除颤导管系统，是具有沿远近方向延伸的导管；与导管连接，产生施加电压的电源部；以及测定心内电位的心电图仪的除颤导管系统，其具有以下要点，在导管的远位侧设置有第一电极、以及配置于比第一电极靠近位侧的第二电极，在电源部连接有切换部，该切换部在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换，第一电极以及第二电极经由切换部与电源部连接，第一电极以及第二电极不经由开关部而与心电图仪连接。这样本发明的除颤导管系统的第一电极以及第二电极不经由开关部而与心电图仪连接，所以即使在除颤时也能够测定各电极的局部电位。在所述除颤导管系统中，优选切换部具有相互并联连接的多个第一开关、以及相互并联连接的多个第二开关，导管具有多个第一电极、以及多个第二电极，多个第一电极分别经由第一开关与电源部连接，多个第二电极分别经由第二开关与电源部连接。在所述除颤导管系统中，优选第一开关与第二开关是多极单投型。在所述除颤导管系统中，也可以在电源部连接有选择施加电压的电极的电极选择开关。在所述除颤导管系统中，优选在电源部与心电图仪之间设置有200ω以下的电阻。在所述除颤导管系统中，也可以在电源部与心电图仪之间设置有保护心电图仪不受过电压的影响的过电压保护电路。在所述除颤导管系统中，优选在第一电极与第二电极之间连接有测定第一电极与第二电极之间的阻抗的阻抗测定电路，第一电极经由第三开关与阻抗测定电路连接，第二电极经由第四开关与阻抗测定电路连接。优选所述除颤导管系统，在导管的远近方向上，在第一电极与第二电极之间还设置有测定心内电位的第三电极。优选所述除颤导管系统，在导管的远近方向上，在比第二电极靠近位侧还设置有测定心内电位的第四电极。在所述除颤导管系统中，优选所述除颤导管系统设置有至少由第一电源部和第二电源部构成的多个电源部、以及至少由第一切换部和第二切换部构成的多个切换部，导管具有：至少由第1-1电极和第1-2电极构成的多个第一电极、以及至少由第2-1电极和第2-2电极构成的多个第二电极，在第一电源部连接有第一切换部，在第二电源部连接有第二切换部，第1-1电极以及第2-1电极经由第一切换部与第一电源部连接，第1-2电极以及第2-2电极经由第二切换部与第二电源部连接，第1-1电极、第1-2电极、第2-1电极以及第2-2电极不经由开关部而与心电图仪连接。本发明还包含分别与心电图仪以及具有电极的导管连接，产生施加电压的除颤用电源装置。本发明的除颤用电源装置的要点是，其具有：第一连接部，其与设置于导管的远位侧的多个电极连接；第二连接部，其与心电图仪连接；电源部，其产生施加电压；以及切换部，其与电源部连接，并在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换，第一连接部经由切换部与电源部连接，第一连接部不经由开关部而与第二连接部连接。在本发明的除颤用电源装置中，第一连接部不经由开关部而与第二连接部连接，所以即使在除颤时也能够测定各电极的局部电位。本发明还包含分别与心电图仪以及具有电极的导管连接，产生施加电压的除颤用电源装置的控制方法。除颤用电源装置的控制方法具有以下要点，除颤用电源装置具有：在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换的切换部；以及电容器，该控制方法包含：在切换部是第一模式时，将施加电压充电到电容器的充电工序。根据所述控制方法，即使在电容器的充电中，也能够测定在各电极的独立且没有钝化的心内电位。根据本发明的除颤导管系统以及除颤用电源装置，能够在除颤时测定各电极的心内电位。另外，根据本发明的除颤用电源装置的控制方法，即使在电容器的充电中也能够测定各电极的独立且没有钝化的心内电位。附图说明图1表示示出本发明的实施方式的除颤导管系统的结构的示意图。图2表示本发明的实施方式的除颤导管系统的通电波形的例子。图3表示示出本发明的实施方式的除颤导管系统的第一模式的状态的框图。图4表示示出本发明的实施方式的除颤导管系统的阻抗测定状态的框图。图5表示示出本发明的实施方式的除颤导管系统的第二模式的状态的框图。具体实施方式以下，虽基于下述实施方式更具体地说明本发明，但本发明当然不受下述实施方式的限制，在能够符合前/后述的宗旨的范围内当然能够适当地进行改变来实施，这些均包含在本发明的技术范围内。此外，在各附图中，方便起见，往往省略阴影、部件附图标记等，在所述情况下，参照说明书、其它附图。另外，附图的各种部件的尺寸优先有助于理解本发明的特征，所以有时与实际的尺寸不同。本发明的除颤导管系统具有：沿远近方向延伸的导管；与导管连接，产生施加电压的电源部；以及测定心内电位的心电图仪，在导管的远位侧设置有第一电极、和配置于比第一电极靠近位侧的第二电极，在电源部连接有切换部，该切换部在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换，第一电极以及第二电极经由切换部与电源部连接，第一电极以及第二电极不经由开关部而与心电图仪连接。这样对于本发明的除颤导管系统而言，第一电极以及第二电极不经由开关部而与心电图仪连接，所以即使在除颤时也能够测定各电极的局部电位。参照图1～图5对本发明的除颤导管系统1以及除颤用电源装置2进行说明。图1表示本发明的实施方式的除颤导管系统1的结构的示意图，图2表示本发明的实施方式的除颤导管系统1的通电波形的例子。图3～图5表示示出本发明的实施方式的除颤导管系统1的框图，图3示出了测定心内电位的第一模式的状态，图4示出了阻抗的测定状态，图5示出了一边测定心内电位一边施加电压的第二模式的状态。这里，导管20的近位侧是指相对于导管20的延伸方向的使用者(术者)的手边侧的方向，远位侧是指近位侧的相反方向(即、处置对象侧的方向)。另外，将从导管20的近位侧朝向远位侧的方向称为远近方向。(实施方式1)如图1所示，导管20沿远近方向延伸，在其远位侧设置有第一电极21，在比第一电极21靠近位侧设置有第二电极22。若将导管20插入心腔，使第一电极21和第二电极22与心房、心室或者血管的内侧面接触，则能够通过第一电极21和第二电极22测定心内电位。另外，对第一电极21和第二电极22施加电压，由此能够对心脏施加刺激。具体而言，以电流从第一电极21经由生物体而朝向第二电极22，或者从第二电极22经由生物体而朝向第一电极21流动的方式施加电压。作为导管20可举出形成为筒状的树脂管。树脂管例如能够通过挤压成型来制造。作为构成导管20的树脂可举出聚酰胺类树脂、聚酯类树脂、聚氨酯类树脂、聚烯烃类树脂、氟类树脂、氯乙烯类树脂、硅酮类树脂、天然橡胶等。这些可以仅使用一种，也可以同时采用两种以上。其中，优选使用聚酰胺类树脂、聚酯类树脂、聚氨酯类树脂、聚烯烃类树脂、氟类树脂。导管20可以由单层构成，也可以由多层构成。导管20也可以远近方向或者周向的一部分由单层构成，其它部分由由多层构成。另外，导管20也可以具有一个或者多个内腔。在将导管20插入到心腔时，优选第一电极21配置于与冠状静脉窦对应的位置，优选第二电极22配置于与右心房对应的位置。这样配置第一电极21和第二电极22，由此能够高效地进行心房纤颤的除去。优选第一电极21和第二电极22分别被施加不同的极性的直流电压。例如，施加图2那样的二相性的直流电压，由此能够以少的能量除去纤颤。优选导管20具有多个第一电极21、和多个第二电极22。若设置有多个电极，则能够取得各种位置的心内电位。例如，能够通过测定相邻的第一电极21彼此的电位差，来测定各第一电极21间的心内电位。第二电极22也同样。并且，若设置有多个电极，则能够在心脏的大范围施加电压，能够进行高效的除颤。优选多个第一电极21分别被施加相同的极性(正或者负)的电压，优选多个第二电极22分别被施加相同的极性(负或者正)的电压。例如，在施加图2那样的二相性的直流电压的情况下，在通电的前半程，第一电极21为负，第二电极22为正，能够使电流从右心房朝向冠状静脉窦侧流动，在通电的后半程，第一电极21为正，第二电极22为负，能够使电流从冠状静脉窦朝向右心房侧流动。此外，在导管20具有多个第一电极21的情况下，优选第二电极22配置于比配置于最近位侧的第一电极21靠近位侧。这样配置第一电极21和第二电极22，由此能够高效地进行除颤。如图1以及图3所示，优选在导管20的远近方向上，在第一电极21和第二电极22之间还设置有测定心内电位的第三电极23。这样设置第三电极23，由此还能够测定对应于第一电极21和第二电极22之间的位置的心内电位。优选第三电极23不与电源部6连接。由此，能够将第三电极23用作心内电位的测定的专用电极。如图1以及图3所示，优选在导管20的远近方向上，在比第二电极22靠近位侧还设置有测定心内电位的第四电极24。这样设置第四电极24，由此能够测定比第二电极22靠近位侧的心内电位。第四电极24例如能够配置在与上大静脉对应的位置。优选第四电极24不与电源部6连接。由此，能够将第四电极24用作心内电位的测定的专用电极。以下，有时将第一电极21、第二电极22、第三电极23以及第四电极24统一地称为“电极”，有时将第一电极21、第二电极22、第三电极23以及第四电极24分别称为“各电极”。各电极的数量没有特别限定，各电极的数量可以相同也可以不同。其中，优选第一电极21的数量与第二电极22的数量相同。由此，能够容易地使第一电极21和第二电极22的表面积相同。各第一电极21与各第二电极22的表面积相同，并均衡地配置相同数量的电极，从而能够进行高效的除颤，并且能够提高心内心电图的计测的精度。优选第三电极23的数量是第一电极21的数量以下，而且更优选是第一电极21的数量以下并且是第二电极22的数量以下。这样设定第三电极23的数量，由此能够适当地测定心脏的各位置的心内电位。例如，能够将第一电极21和第二电极22设为各八个，将第三电极23设为六个。优选第四电极24的数量是第一电极21、第二电极22以及第三电极23的数量以下。例如，能够将第一电极21和第二电极22设为各八个，将第三电极23设为六个，将第四电极24设为四个。这样设定第四电极24的数量，由此能够适当地测定与上大静脉对应的位置的电位。优选各电极存在于树脂管的外周的一半以上的区域，更优选各电极被形成为环状。这样形成电极，由此使与心脏接触的接触面积增大，所以容易进行心内电位的测定、电刺激的施加。在设置多个电极的情况下，能够将相邻的电极的配置间隔，即一方的电极的远位端与比一方的电极靠远位侧设置的另一方的电极的近位端的分离距离设定为1mm以上10mm以下，优选设定为3mm以上8mm以下。另外，电极的宽度例如能够设定为0.5mm以上5mm以下。各电极的宽度可以相同也可以不同。这样设定电极的分离距离、电极宽度，由此能够适当地测定心内电位。为了统一与心肌的接触条件，优选测定电位的两个电极是同宽或者相同的表面积。此外，电极的宽度是指远近方向上的电极的长度。优选第一电极21中的配置于最近位侧的电极与第二电极22中的配置于最远位侧的电极的分离距离比第一电极21彼此的分离距离长，并且比第二电极22彼此的分离距离长。这样设定第一电极21和第二电极22的分离距离，由此容易以分离距离为基准将电极配置在心脏的规定位置。例如，也可以以能够将第一电极21配置于冠状静脉窦、将第二电极22配置于右心房的方式，设定电极的配置与其分离距离。这里第一电极21彼此的分离距离是指相邻的两个第一电极21的分离距离中的最长的分离距离。第二电极22彼此的分离距离也同样。各电极只要含有铂、不锈钢等导电材料即可，但为了容易在x射线透视下掌握电极的位置，优选含有铂等x射线不透过材料。如图1所示，也可以在导管20的远位端部设置有前端片25。优选前端片25具有朝向远位侧外径变小的锥部。前端片25也可以由导电材料构成。由此，能够将前端片25作为电极发挥功能。另外，前端片25也可以由高分子材料构成。并且，为了保护体内组织不受与导管20的接触的影响，也可以使前端片25的硬度低于树脂管的硬度。虽未图示，但也可以在树脂管的内腔配置有用于弯曲导管20的远位侧的操作线、弹簧部件。具体而言，优选操作线的远位端部固定于树脂管的远位端部或者前端片25，操作线的近位端部固定于后述的手柄26。各电极分别连接有第一导线31(导线)。具体而言，经由设置于树脂管的外周面的侧孔，使电极的内周面、与配置于树脂管的内腔的第一导线31的一方端部接合。优选与第一电极21或者第二电极22连接的第一导线31的另一端部，如后所述与除颤用电源装置2的第一连接部11连接。优选与第三电极23或者第四电极24连接的第一导线31的另一端部，如后所述与电源装置2的第四连接部14连接。第一导线31也可以是通过连接器等连接部件连结的多个导线。后述的第二导线32、第三导线33也同样。也可以在树脂管的近位侧设置有在使导管20动作时使用者把持的手柄26。手柄26的形状没有特别限制，但为了缓和朝向树脂管与手柄26的连接位置的应力集中，优选形成为外径朝向远位侧变小的锥形状。手柄26的大小只要是适合于使用者用单手把持的大小，则没有特别限制，例如，能够设为长度为5cm以上20cm以下，最外径为1cm以上5cm以下。作为手柄26的材料例如能够使用abs、聚碳酸酯等合成树脂、聚氨酯发泡体等发泡塑料。也可以在手柄26的近位端部(更优选在手柄26的近位端面)设置有开口，第一导线31的一部分从该开口延伸，也可以将第一导线31连接在固定于该开口的连接器。心电图仪40通过各种电极测定心内电位。心电图仪40能够使用公知的部件。在图1、图3～图5示出了分别与心电图仪40以及具有电极的导管20连接，产生施加电压的除颤用电源装置2。以下，有时将除颤用电源装置简称为“电源装置”。本发明还包含分别与心电图仪40以及具有电极的导管20连接，产生施加电压的除颤用电源装置2。除颤用电源装置2具有：与设置于导管20的远位侧的多个电极连接的第一连接部11；与心电图仪40连接的第二连接部12；产生施加电压的电源部6；以及与电源部6连接，在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换的切换部7，第一连接部11经由切换部7与电源部6连接，第一连接部11不经由开关部而与第二连接部12连接。在本发明的电源装置2中，第一连接部11不经由开关部而与第二连接部12连接，所以即使在除颤时也能够测定各电极的局部电位。在电源装置2设置用于进行电源装置2的接通断开、施加能量的设定、电压的充电、电压的施加、施加电极的选择等各种操作的操作部3。作为操作部3能够使用按钮开关、操作杆等公知的输入机构。操作部3与后述的控制部4连接，来自操作部3的输入信号被向控制部4传送。在电源装置2设置有基于来自操作部3的输入信号，进行电源部6以及切换部7的控制的控制部4。控制部4与具有用于经由切换部7将来自电源部6的直流电压向电极输出的输出电路的处理部5连接。在处理部5的输出电路中，对第一电极21和第二电极22施加正负不同的极性的直流电压。通电波形可以是在中途极性反转的二相性，也可以是极性恒定的一相性，但二相性的一方能够用更少的能量进行刺激所以优选。向生物体施加的通电能量例如能够设定为1j以上30j以下。电源部6与导管20连接，产生施加电压。在电源部6设置有用于产生直流电压的电源电路。电源电路例如由将直流电压升压的升压电路、和对施加电压进行充电的电容器构成。在电源部6连接有在测定心内电位的第一模式、和一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换的切换部7。第一电极21以及第二电极22经由切换部7与电源部6连接。因此，如图3所示，在构成切换部7的开关成为打开状态从而选择了第一模式时，第一电极21以及第二电极22与电源部6绝缘，所以能够使用第一电极21以及第二电极22来测定心内电位而不进行除颤。另外，如图5所示，在构成切换部7的开关成为闭合状态从而选择了第二模式时，第一电极21以及第二电极22与电源部6电连接，所以能够对心脏施加电压。优选切换部7与针对操作部3的输入联动地动作。例如，优选操作部3具有启动电源装置2的电源按钮和作为除颤的开关的施加按钮，在按压电源按钮时第一模式被自动地选择，若按压施加按钮则第二模式被选择。在施加后，优选第一模式被自动地选择。优选作为第二模式的时间尽可能短。由此，能够高精度地得到心电图。优选操作部3具备对电容器进行充电的充电按钮。优选在充电中第一模式被继续，在施加按钮被按压之前第一模式被继续。施加除颤电压的瞬间，心脏接受较大的能量，所以显示于心电图仪40的心内电位较大地紊乱。然而，这样使第二模式的时间尽可能短，从而在心内电位因除颤电压施加而较大地紊乱的瞬间以外，能够继续观测波形的衰减、没有钝化的高精度的心内心电图。第一电极21以及第二电极22未经由开关部而与心电图仪40连接。换言之，在连接第一电极21以及第二电极22与心电图仪40的电路的中途没有设置开关部。这里开关部是进行电路的开闭，或切换电流流动的方向的部分。因此，从第一电极21或者第二电极22到心电图仪40的电路没有被开闭，或者没有被切换，所以第一电极21以及第二电极22与心电图仪40总是被连接。因此，根据本发明的除颤导管系统1，即使在除颤时也能够测定各电极的心内电位。优选第一电极21以及第二电极22不经由切换部7而与心电图仪40连接。在第一模式与第二模式之间切换的切换部7是为了分别使多个第一电极21彼此、以及多个第二电极22彼此连接或者断开而设置的，所以包含于本发明的开关部。由于在连接第一电极21与心电图仪40的电路以及连接第二电极22与心电图仪40的电路的中途没有设置开关部，所以无论是第一模式还是第二模式，第一电极21以及第二电极22总是与心电图仪40连接。因此，即使在除颤时也能够利用各电极测定心内电位。优选第一电极21以及第二电极22均不经由ゆ开关部而与心电图仪40连接。由此，能够使第一电极21以及第二电极22总是与心电图仪40连接。即使切换部7被选择为第二模式，若心电图仪40的输入部与耐除颤型安装部对应，则电流不会从电源部6向心电图仪40过度流入，所以第一电极21以及第二电极22也可以不经由开关部而与心电图仪40连接。根据jist0601-1：2017-医用电设备-第一部：与基础安全以及基本性能相关的一般要求事项-8.5.5.1除颤保护的条目，医疗设备的耐除颤型安装部的输入部被要求能够耐受经由50ω的电阻输入的5kv的放电。除颤导管系统1的施加电压例如最大是600v，相对于5kv施加足够小的电压。因此，如后所述，优选在第一电极21与心电图仪40之间，以及第二电极22与心电图仪40之间连接200ω以下的电阻，更优选连接50ω以上200ω以下的电阻，由此能够充分地保护心电图仪40不受过电压的影响。也可以在电源部6与心电图仪40之间设置有200ω以下的电阻。若是200ω以下的电阻，则不使由导管20取得的心内电位的波形变钝，而能够将心内电位向心电图仪40传送。设置于电源部6与心电图仪40之间的电阻可以是150ω以下或者100ω以下，也可以是50ω以上或者70ω以上。切换部7也可以具有一或者多个开关。如图3所示，优选切换部7具有相互并联连接的多个第一开关7a、和相互并联连接的多个第二开关7b。在导管20具有多个第一电极21和多个第二电极22的情况下，优选多个第一电极21分别经由第一开关7a与电源部6连接，多个第二电极22分别经由第二开关7b与电源部6连接。即优选多个第一电极21与多个第二电极22分别经由不同的开关与电源部6连接。由此，能够使多个电极电分离，所以能够由各电极独立地取得心内电位。虽未图示，但优选第一开关7a与第二开关7b是多极单投型。若是多极单投型，则能够通过一次操作使多个开关联动地动作，所以能够提高各电极的电压施加的时刻的精度。如图3所示，第一开关7a与第二开关7b也可以是单极单投型。若是单极单投型，则能够使各开关单独地动作，所以能够容易仅对特定的电极施加电压。在第一连接部11连接有与第一电极21或者第二电极22连接的第一导线31的另一端。另外，第一连接部11与切换部7经由第四导线34而连接。由此，第一电极21以及第二电极22与电源部6连接，所以能够进行电压的施加。第一电极21以及第二电极22与电源部6也可以经由连接器等不同的连接部件而连接。为了容易进行电源装置2与导管20的连接，优选第一连接部11具有凹部，第一导线31的另一端固定于具有凸部的第一连接器，所述凹部与所述凸部能够卡合。在第二连接部12连接有与对应于第一电极21或者第二电极22的心电图仪40的输入端子41连接的第二导线32的另一端。另外，第二连接部12通过第五导线35与第四导线34连接。没有在第四导线34以及第五导线35设置开关部。由此，第一电极21以及第二电极22不经由开关部而与心电图仪40连接，所以即使在除颤时也能够通过第一电极21以及第二电极22来测定心内电位。这里，第四导线34、第五导线35可以是布线材料，也可以是设置于印刷电路基板的布线图案的一部分。优选第二连接部12具有凹部，第二导线32的另一端固定于具有凸部的第二连接器，第二连接部12的凹部与第二连接器的凸部能够卡合。由此，电源装置2与心电图仪40的输入端子41的连接变得容易。电源装置2也可以具有将从心电图仪40输出的心电图波形向控制部4发送的第三连接部13。在第三连接部13连接有与心电图仪40的输出端子42连接的第三导线33和控制部4。由此，能够将从心电图仪40输出的心电图波形向控制部4发送，所以在除颤时能够以与r波同步的方式控制施加电压的时刻。优选第三连接部13具有凹部，第三导线33的另一端与具有凸部的第三连接器固定，第三连接部13的凹部与第三连接器的凸部能够卡合。由此，电源装置2与心电图仪40的输出端子42的连接变得容易。电源装置2也可以具有分别连接心内电位的测定的专用电极亦即第三电极23以及第四电极24与心电图仪40的第四连接部14以及第五连接部15。在第四连接部14连接有与第三电极23或者第四电极24连接的第一导线31的另一端。在第五连接部15连接有与对应于第三电极23或者第四电极24的心电图仪40的输入端子41连接的第二导线32的另一端。另外，第四连接部14与第五连接部15经由第六导线36而连接。这里，第六导线36可以是布线材料，也可以是设置于印刷电路基板的布线图案的一部分。根据与第一连接部11～第三连接部13相同的理由，优选第四连接部14以及第五连接部15分别具有凹部，第四连接部14的凹部与第一连接器的凸部能够卡合，第五连接部15的凹部与第二连接器的凸部能够卡合。作为第一连接部11～第五连接部15的凹部可举出公知的插口、插座，作为第一连接器～第三连接器的凸部可举出销端子、插头。虽未图示，但电源装置2也可以具有选择施加电压的电极的电极选择开关。由此，能够仅对特定的电极施加电刺激。虽设置电极选择开关的位置没有特别限定，但优选在电源部6连接有电极选择开关，更优选在处理部5的输出电路内设置电极选择开关。电极选择开关可以与构成切换部7的开关(例如，第一开关7a与第二开关7b)分开而设置，构成切换部7的开关的至少一个也可以是电极选择开关。如图3所示，也可以在电源装置2设置有安全用的开关(安全开关10)。由此，在切换部7产生了故障时等，能够使电源装置具有能够抑制意外地对患者施加电压的故障安全功能。优选安全开关10连接在切换部7与电源部6之间，更优选连接在处理部5与切换部7之间。设置安全开关10的数量虽没有特别限定，但优选针对多个第一电极21至少设置一个，针对多个第二电极22至少设置一个。此外，在图3中，示出了一个安全开关10与处理部5和第一开关7a连接，其它的安全开关10与处理部5和第二开关7b连接的例子。虽未图示，但也可以在电源装置2设置有吸收在开关的切断时产生的高电压的保护电路。由此，能够防止各开关的破损。虽未图示，但也可以在电源装置2中，在电源部6与心电图仪40之间设置有保护心电图仪40免受过电压的过电压保护电路。由此，能够防止心电图仪40因过电压的施加而破损。如图3～图5所示，优选在第一电极21和第二电极22之间连接有测定第一电极21与第二电极22之间的阻抗的阻抗测定电路8，第一电极21经由第三开关9a与阻抗测定电路8连接，第二电极22经由第四开关9b与阻抗测定电路8连接。由此，能够测定第一电极21与第二电极22之间的阻抗，所以能够设定适合于患者的施加波形。在图3～图5中，示出了相对于各第一电极21设置有一个第三开关9a，相对于各第二电极22设置有一个第四开关9b的例子。电极选择开关、安全开关10、第三开关9a以及第四开关9b与第一开关7a以及第二开关7b相同，可以是单极单投型也可以是多极单投型。(实施方式2)虽未图示，但也可以做成实施方式1所记载的电源部6设置多个的样态。例如，优选设置有至少由第一电源部和第二电源部构成的多个电源部6、以及至少由第一切换部和第二切换部构成的多个切换部7，导管20具有至少第1-1电极和第1-2电极构成的多个第一电极21、以及至少由第2-1电极和第2-2电极构成的多个第二电极22，在第一电源部连接有第一切换部，在第二电源部连接有第二切换部，第1-1电极以及第2-1电极经由第一切换部与第一电源部连接，第1-2电极以及第2-2电极经由第二切换部与第二电源部连接，第1-1电极、第1-2电极、第2-1电极以及第2-2电极不经由开关部而与心电图仪40连接。这样设置多个电源部6，由此作为内置于电源部6的电容器，能够使用电容比较小的电容器。另外，通过减少电容器的电容而能够缩短通电能量的充电时间并且能够使装置小型化。在实施方式2的除颤导管系统1中，能够设为分别设置有一个操作部3以及控制部4，在控制部4连接有多个电源部6，将处理部5以及切换部7连接于各电源部6的样态。虽未图示，但优选使对第1-1电极和第2-1电极、以及第1-2电极和第2-2电极施加电压的时刻同步的同步电路与第一电源部和第二电源部连接。这样设置同步电路，由此即使利用不同的电源部产生电压也能够使对各电极施加电压的施加时刻同步，所以容易在绝对不应期内完成电压的施加。优选在各电源部6连接有两个以上电极，更优选连接有四个以上电极。具体而言，优选多个第一电极21(例如，第1-1电极、第1-3电极)与多个第二电极22(例如，第2-1电极、第2-3电极)经由第一切换部与第一电源部连接，其它的多个第一电极21(例如，第1-2电极、第1-4电极)与其它的多个第二电极22(例如，第2-2电极、第2-4电极)经由第二切换部与第二电源部连接。在该情况下，优选第一切换部具有与第1-1电极连接的第1-1开关、与第1-3电极连接的第1-3开关、与第2-1电极连接的第2-1开关以及与第2-3电极连接的第2-3开关，第二切换部具有与第1-2电极连接的第1-2开关、与第1-4电极连接的第1-4开关、与第2-2电极连接的第2-2开关以及与第2-4电极连接的第2-4开关。这样通过在各电极设置开关，利用各电极独立地取得心内电位，或能够进行电压的施加。此外，与各电源部6连接的电极的数量可以相同但也可以不同，但为了便于控制，优选是相同的。电源部6的数量能够根据第一电极21以及第二电极22的数量来设定，但优选设置有包含第一电源部以及第二电源部的三个以上的电源部6。由于电源部6的数量越多则越能够减少电容器的容量，所以能够缩短通电能量的充电时间并且能够使装置小型化。但是，为了防止电源装置2的复杂化，优选电源部6的数量是10以下，更优选是8以下。以下，虽使用实施方式1的除颤导管系统1，对心内电位的测定以及电压的施加的操作进行说明，但除颤导管系统1以及除颤用电源装置2的结构并不限于本实施方式。(步骤1：心内电位的测定)如图1以及图3所示，连接电源装置2、导管20以及心电图仪40。将导管20插入心腔，并将电极配置于心脏的所希望的位置。如图3所示，在切换部7中设为测定心内电位的第一模式。例如，将构成切换部7的开关全部设为打开状态从而设为第一模式。第一电极21和第二电极22经由第一连接部11和第二连接部12与心电图仪40连接。各电极的测定电位被向心电图仪40传送，所以在心电图仪40或者与其分开设置的显示机构显示心内心电图波形。优选在电源装置2的电源接通的初始状态下，切换部7成为第一模式。由此，能够与电源的接通联动地开始心内心电图的测定，能够尽早检测异常。(步骤2：施加能量的设定)通过操作部3设定施加的能量。例如，能够设定到1j～30j为止中的任意能量。(步骤3：施加能量的充电以及阻抗的测定)除颤用电源装置2具有：在测定心内电位的第一模式、与一边测定心内电位一边施加电压的第二模式之间进行切换的切换部7；以及电容器。操作操作部3的充电按钮，从而在电源部6中，对内置于电源部6的电容器充电电压。即、在分别与心电图仪40以及具有电极的导管20连接，产生施加电压的本发明的电源装置2的控制方法中，优选在切换部7是第一模式时，包含对电容器充电施加电压的充电工序。由此，在电容器的充电中，也能够测定在各电极的独立且没有钝化的心内电位。若与步骤2中设定的施加能量相当的电压被充电，则维持该电压。优选操作充电按钮时，与电压的充电并行地测定第一电极21和第二电极22之间的阻抗。具体而言，如图4所示，在切换部7为第一模式的状态下，将与阻抗测定电路8连接的全部的开关9a、9b设为闭合状态。由此，能够取得通电前的生物体阻抗的值，所以能够与患者的生物体阻抗匹配地适当设定通电波形。在阻抗的测定中施加的交流电压是具有尽可能计算阻抗的频率和电压的交流电压，可以是比除颤时的施加电压足够小的电压。在阻抗的值的取得中，开关9a、9b被关闭，成为各第一电极21和各第二电极22分别连接的状态，所以成为各局部的心内电位被平均后的心内电位波形。因此，阻抗的测定时间越短越好，优选是数十毫秒～数百毫秒。另外，在阻抗的测定后，将第三开关9a以及第四开关9b设为打开状态。本发明的系统1的第一电极21和第二电极22不经由开关部而与心电图仪40连接，所以即使在通电能量的充电中以及维持充电电压的期间，也能够取得在各电极的局部电位。(步骤4：除颤)操作操作部3的施加按钮，从而与向第三连接部13输入的来自心电图仪40的心电图波形的r波同步地对患者施加除颤电压。详细而言，将第一开关7a以及第二开关7b的切换部7的全部的开关设为闭合状态从而将切换部7移至第二模式，在控制部4中选择在步骤3中决定的通电波形以及通电能量。电源部6使电容器放电，处理部5以成为基于来自控制部4的信息的二相性的施加波形的方式对各电极施加电压。为了防止心室肌反应并移至心室纤颤，在绝对不应期进行电压的施加。电压的施加只要能够与来自心电图仪40的心电图波形的r波同步地进行即可。在电压施加结束之后，立即将包含第一开关7a以及第二开关7b的切换部7的全部的开关设为打开状态。第一电极21以及第二电极22不经由开关部而与心电图仪40连接，所以即使在除颤时也能够继续测定在第一电极21以及第二电极22的局部电位，所以能够尽早地观察除颤前后的心脏的反应。本申请要求基于2018年2月7日申请的日本专利申请第2018-20529号的优先权的利益。2018年2月7日申请的日本专利申请第2018-20529号的说明书的全内容在本申请中为了参考而被引用。附图标记的说明1：除颤导管系统2：除颤用电源装置(电源装置)3：操作部4：控制部5：处理部6：电源部7：切换部7a：第一开关7b：第二开关8：阻抗测定电路9a：第三开关9b：第四开关10：安全开关11：第一连接部12：第二连接部13：第三连接部14：第四连接部15：第五连接部20：导管21：第一电极22：第二电极23：第三电极24：第四电极25：前端片26：手柄31：第一导线32：第二导线33：第三导线34：第四导线35：第五导线36：第六导线40：心电图仪41：心电图仪的输入端子42：心电图仪的输出端子。当前第1页12当前第1页12