专利名称：除颤导管的制作方法
技术领域：
本发明涉及插入到心腔内而去除心房纤颤的心腔内除颤导管。
背景技术：
作为去除心房纤颤的除颤器，已知体外式除颤器(AED)(例如，参照专利文献1)。在通过AED进行的除颤治疗中，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量。此处，从电极片流入到患者的体内的电能量通常被设成 150 200J，其中的一部分(通常，几％ 20%左右)流入到心脏而供给到除颤治疗。专利文献1 日本特开2001-112874号公报
发明内容
然而，在心脏导管手术中易于引起心房纤颤，在该情况下也需要进行电除颤。但是，通过从体外供给电能量的AED，难以对引起了纤颤的心脏供给有效的电能量 (例如10 30J)。即，在从体外供给的电能量中流入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。另一方面，在从体外供给的电能量以高比例流入到心脏的情况下，还考虑心脏的 组织有可能受到损伤。另外，在通过AED进行的除颤治疗中，在安装了电极片的体表容易发生烫伤。另 外，在如上所述流入到心脏的电能量的比例少的情况下，通过反复供给电能量而烫伤的程 度变重，对于接受导管手术的患者来说成为相当的负担。本发明是根据以上那样的情况而完成的，本发明的目的在于提供一种心腔内除颤 导管，可以对在心脏导管手术中引起了心房纤颤的心脏，可靠地供给除颤所需并且充分的 电能量。本发明的其他目的在于提供一种心腔内除颤导管，不会在患者的体表发生烫伤就 可以进行除颤治疗。(1)本发明提供一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在 于，具备绝缘性的管部件，具有多管腔构造；把手，与所述管部件的基端连接；第1电极群(第IDC电极群)，由安装在所述管部件的前端区域中的多个环状电极 构成；第2电极群(第2DC电极群)，由从所述第1电极群向基端侧隔开而安装在所述管 部件中的多个环状电极构成；第1引线群，由与构成所述第IDC电极群的电极分别连接的引线构成；以及第2引线群，由与构成所述第2DC电极群的电极分别连接的引线构成，
所述第1引线群与所述第2引线群在所述管部件的不同的管腔中延伸，在进行除颤时，向所述第IDC电极群和所述第2DC电极群，施加极性相互不同的电压。将这样的结构的心腔内除颤导管，以使第IDC电极群位于冠状静脉内，并使第2DC 电极群位于右心房内的方式，插入到心腔内，经由第1引线群以及第2引线群，向第IDC电 极群和第2DC电极群，施加极性相互不同的电压(在第IDC电极群与第2DC电极群之间施 加直流电压)，从而对引起了纤颤的心脏直接提供电能量，由此进行除颤治疗。这样，如果通过配置在心腔内的除颤导管的第IDC电极群以及第2DC电极群，对引 起了纤颤的心脏直接提供电能量，则可以仅对心脏可靠地提供除颤治疗所需并且充分的电 刺激(电冲击)。另外，可以对心脏直接提供电能量，所以也不会在患者的体表发生烫伤。另外，由与构成第IDC电极群的电极分别连接的引线构成的第1引线群、和由与构 成第2DC电极群的电极分别连接的引线构成的第2引线群在管部件的不同的管腔中分别延 伸，从而两者在管部件内完全被绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以 可靠地防止在管部件内在第1引线群(第IDC电极群)与第2引线群(第2DC电极群)之 间发生短路。(2)在本发明的心腔内除颤导管中，优选地，具备电位测定电极群，由从所述第IDC电极群或者所述第2DC电极群隔开而安装在所 述管部件中的多个电极构成；以及电位测定用的引线群，由与构成所述电位测定电极群的电极分别连接的引线构 成，所述电位测定用的弓I线群在与所述第1弓I线群或者所述第2弓I线群所延伸的管腔 的哪一个都不同的所述管部件的管腔中延伸。根据这样的结构的心腔内除颤导管，可以通过电位测定电极群测定心电位，可以 一边监视(monitoring)心电位一边进行除颤治疗。而且，电位测定用的引线群在与第1引线群或者第2引线群所延伸的管腔的哪一 个都不同的管部件的管腔中延伸，从而电位测定用的引线群从第1引线群以及第2引线群 的哪一个都完全被绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以可靠地防止在 管部件内在电位测定用的引线群(电位测定电极群)与第1引线群或者第2引线群(第 IDC电极群或者第2DC电极群)之间发生短路。(3)在本发明的心腔内除颤导管中，优选地，具备前端侧电位测定电极群，由从所述第IDC电极群向前端侧隔开而安装在所述管部 件中的多个电极构成；基端侧电位测定电极群，由从所述第2DC电极群向基端侧隔开而安装在所述管部 件中的多个环状电极构成；第3引线群，由与构成所述前端侧电位测定电极群的电极分别连接的引线构成； 以及第4引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极分别连接的引线构成，所述第3引线群以及所述第4引线群在与所述第1引线群或者所述第2引线群所延伸的管腔的哪一个都不同的所述管部件的管腔中延伸。根据这样的结构的心腔内除颤导管，通过前端侧电位测定电极群以及基端侧电位 测定电极群，可以测定心电位，可以一边监视(monitoring)心电位一边进行除颤治疗。而且，第3引线群以及第4引线群在与第1引线群或者第2引线群所延伸的管腔 的哪一个都不同的管部件的管腔中延伸，从而第3引线群以及第4引线群从第1引线群以 及第2引线群的哪一个都完全被绝缘隔离。因此，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以 可靠地防止在管部件内在第3引线群或者第4引线群(前端侧电位测定电极群或者基端侧 电位测定电极群)与第1引线群或者第2引线群(第IDC电极群或者第2DC电极群)之间 发生短路。(4)在上述(3)的心腔内除颤导管中，优选地，在所述管部件中形成4个管腔，在第1管腔中，所述第1引线群延伸，在第2管腔中，所述第2引线群延伸，在第3管腔中，所述第3引线群以及所述第4引线群延伸，在第4管腔中，前端偏转操作用的拉线延伸。根据这样的结构的心腔内除颤导管，可以可靠地防止在第1引线群(第IDC电极 群)、第2引线群(第2DC电极群)、以及第3引线群或者第4引线群(前端侧电位测定电 极群或者基端侧电位测定电极群)之间的短路。另外，前端偏转操作用的拉线在与各个引 线群所延伸的管腔不同的管腔中延伸，所以不会由于在前端偏转操作时在轴向上移动的拉 线而构成引线群的引线受到损伤(例如擦伤)。(5)在本发明的心腔内除颤导管中，优选地，在所述把手的内部，所述第1引线群和所述第2引线群分别在不同的绝缘性管的内孔中延伸。根据这样的结构的心腔内除颤导管，在把手的内部中，也可以使第1引线群和第2 引线群完全绝缘隔离，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以防止在把手的内部中在第1 引线群与第2引线群之间发生短路。(6)在上述的心腔内除颤导管中，优选地，在所述把手的内部，在与第1管腔连结的第1绝缘性管内，所述第1引线群延伸，在与第2管腔连结的第2绝缘性管内，所述第2引线群延伸，在与第3管腔连结的第3绝缘性管内，所述第3引线群以及所述第4引线群延伸。根据这样的结构的心腔内除颤导管，在把手的内部中，也可以使第1引线群、第2 引线群、第3引线群以及第4引线群完全绝缘隔离，所以在施加了心腔内除颤所需的电压 时，可以可靠地防止在把手的内部中在与第1引线群、第2引线群、第3引线群或者第4引 线群之间发生短路。(7)在本发明的心腔内除颤导管中，优选地，为了去除在心脏导管手术中引起的心房纤颤而被插入到心腔内。根据本发明的心腔内除颤导管，可以对在心脏导管手术中引起了心房纤颤等的心 脏，可靠地供给除颤所需并且充分的电能量。另外，也不会在患者的体表中发生烫伤且侵袭性也少。另外，在施加了心腔内除颤所需的电压时，可以可靠地防止在第1弓丨线群(第IDC 电极群)与第2引线群(第2DC电极群)之间发生短路。
图1是示出本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式的说明用俯视图。图2是示出本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式的说明用俯视图(用于说明 尺寸以及硬度的图)。图3是示出图1的A-A剖面的横剖面图。图4是示出图1的B-B剖面、C-C剖面、D-D剖面的横剖面图。图5是多腔管的前端区域中的纵剖面图(图3的E-E剖面图)。图6是多腔管的前端区域中的纵剖面图(图3的F-F剖面图)。图7是多腔管的前端区域中的纵剖面图(图3的G-G剖面图)。图8是多腔管的中间区域中的纵剖面图(图3的I-I剖面图)。图9是示意地示出构成本发明的心腔内除颤导管的把手的内部的说明图。图10是放大示出与把手连接的多腔管的基端部的说明图。图11是在通过本发明的心腔内除颤导管赋予了规定的电能量时测定的电位波形 图。图12是示出本发明的心腔内除颤导管的变形例的剖面图。(符号说明)100 心腔内除颤导管；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:不锈钢单丝；20 把手；21 把手主体；22 捏手；23 连接器部；24 应变消除部；26 第1绝缘性管；27 第2绝缘性管； 28 第3绝缘性管；31G 第IDC电极群；31 环状电极；32G 第2DC电极群；32 环状电极； 33G 前端侧电位测定电极群；331 环状电极；332 前端芯片电极；333 辉锡；34G 基端侧 电位测定电极群；34 环状电极；41G 第1引线群；41 引线；42G 第2引线群；42 引线； 43G 第3引线群；431 引线；432 引线；44G 第4引线群；44 引线；51 第1外部软线；52 第2外部软线；53 第3外部软线；51A 第1保护管；52A 第2保护管；53A 第3保护管；61 第1连接器；62 第2连接器；63 第3连接器；71 拉线；72 防脱用大径部。
具体实施例方式以下，说明本发明的心腔内除颤导管的一个实施方式。本实施方式的心腔内除颤导管100具备多腔管10、把手20、第IDC电极群31G、第 2DC电极群32G、前端侧电位测定电极群33G、基端侧电位测定电极群34G、第1弓丨线群41G、 第2引线群42G、第3引线群43G、第4引线群44G、第1外部软线51、第2外部软线52、第3 外部软线53、第1连接器61、第2连接器62、以及第3连接器63。如图3以及图4所示，在构成本实施方式的心腔内除颤导管100的多腔管10 (具 有多管腔构造的绝缘性的管部件)中，形成有4个管腔(第1管腔11、第2管腔12、第3管 腔13、以及第4管腔14)。
在图3以及图4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(壳)部、图3中的18是形成编织叶 片的不锈钢单丝。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。对于构成多腔管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构成为硬度从前端侧朝向基端侧阶段性地变高。作为优选的一个例子，在图2中，用Ll (长度65mm)表示的区域的硬度(通过D型 硬度计得到的硬度)是40、用L2(长度IlOmm)表示的区域的硬度是55、用L3 (长度60mm) 表示的区域的硬度是63、用L4(长度IOmm)表示的区域的硬度是68、用L5 (长度500mm)表 示的区域的硬度是72。由不锈钢单丝18构成的编织叶片仅形成于图2中用L5表示的区域中，如图3所 示，设置在里部16与外部17之间。多腔管10的外径是例如1. 2 3. 3mm。作为制造多腔管10的方法，没有特别限定。构成本实施方式的心腔内除颤导管100的把手20具备把手主体21、捏手22、连接 器部23、以及应变消除部M。通过对捏手22进行旋转操作，可以使多腔管10的前端部偏转(摇头)。在多腔管10的外周(在内部没有形成有编织的前端区域)，安装有第IDC电极群 31G、第2DC电极群32G、前端侧电位测定电极群33G以及基端侧电位测定电极群34G。此处， “电极群”是指，构成相同极(具有相同极性)、或者以相同目的而按照窄间隔(例如5mm以 下)安装的多个电极的集合体。第IDC电极群是在多腔管的前端区域中按照窄间隔安装了构成相同极(-极或者 +极)的多个电极而形成。此处，构成第IDC电极群的电极的个数根据电极的宽度、配置间 隔而不同，但例如设成8 12个，优选设成8 10个。在本实施方式中，第IDC电极群31G由安装在多腔管10的前端区域中的10个环 状电极31构成。构成第IDC电极群31G的电极31经由引线(构成第1弓丨线群41G的引线41)以 及连接器(图1所示的第1连接器61)，与直流电源装置中的相同极的端子连接。此处，电极31的宽度(轴向的长度)优选为3 5mm，作为优选的一个例子是4mm。如果电极31的宽度过窄，则施加电压时的发热量变得过大，有可能对周边组织造 成损伤。另一方面，如果电极31的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第IDC电极群31G的 部分的可挠性/柔软性有可能损失。电极31的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1 3mm，作为优选的一个 例子是2mm。在使用心腔内除颤导管100时(在配置于心腔内时)，第IDC电极群31G位于例如 冠状静脉内。第2DC电极群是从多腔管的第IDC电极群的安装位置向基端侧隔开而按照窄的间 隔安装了构成与第IDC电极群相逆的极(+极或者-极)的多个电极而形成。此处，构成第2DC电极群的电极的个数也根据电极的宽度、配置间隔而不同，但例如设成6 10个，优选 设成8 10个。在本实施方式中，第2DC电极群32G由从第IDC电极群3IG的安装位置向基端侧 隔开而安装在多腔管10中的8个环状电极32构成。构成第2DC电极群32G的电极32经由引线(构成第2引线群42G的引线42)以 及连接器(图1所示的第2连接器62)，与直流电源装置中的相同极的端子(与连接了第 IDC电极群31G的端子相逆的极的端子)连接。由此，向第IDC电极群31G(电极31)和第2DC电极群32G(电极32)施加极性相 互不同的电压，第IDC电极群31G和第2DC电极群32G成为极性相互不同的电极群(在一 个电极群是-极时，另一个电极群是+极)。此处，电极32的宽度(轴向的长度)优选为3 5mm，作为优选的一个例子是4mm。如果电极32的宽度过窄，则施加电压时的发热量变得过大，有可能对周边组织造 成损伤。另一方面，如果电极32的宽度过宽，则多腔管10中的设置有第2DC电极群32G的 部分的可挠性/柔软性有可能损失。电极32的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1 3mm，作为优选的一个 例子是2mm。在使用心腔内除颤导管100时(在配置于心腔内时)，第2DC电极群32G例如位于
右心房。在本实施方式中，前端侧电位测定电极群33G由从第IDC电极群31G的安装位置 向前端侧隔开而安装在多腔管10中的环状电极331、和前端芯片电极332构成。构成前端侧电位测定电极群33G的电极331以及电极332经由引线(构成第3引 线群43G的引线431以及引线432)以及连接器(图1所示的第3连接器63)与心电图计 连接。由此，电极331明确地区别于和直流电源装置连接的电极31。此处，电极331的宽度(轴向的长度)优选为0. 5 2. 0mm，作为优选的一个例子 是1. 2mm。另外，电极332的宽度优选为1. 0 4. Omm,作为优选的一个例子是2mm。如果电极331、332的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，或者难以确定异常电 位的发生部位。电极331与332的安装间隔(隔开距离)优选为1. 0 2. 5mm,作为优选的一个例 子是2mmο在本实施方式中，基端侧电位测定电极群34G由从第2DC电极群32G的安装位置 向基端侧隔开而安装在多腔管10中的6个环状电极34构成。构成基端侧电位测定电极群34G的电极34经由引线(构成第4引线群44G的引 线44)以及连接器(图1所示的第3连接器63)与心电图计连接。此处，电极34的宽度(轴向的长度)优选为0. 5 2. Omm,作为优选的一个例子是 1. 2mm。如果电极34的宽度过宽，则心电位的测定精度降低，或者难以确定异常电位的发 生部位。电极34的安装间隔(相邻的电极的隔开距离)优选为1. 0 10. 0mm，作为优选的 一个例子是5mm。
在使用心腔内除颤导管100时(在配置于心腔内时)，基端侧电位测定电极群34G 例如位于易于产生异常电位的上大静脉。前端侧电位测定电极群33G(电极331)与第IDC电极群31G(前端侧的电极31) 的隔开距离dl优选为0. 5 20mm，作为优选的一个例子是5mm。第IDC电极群31G(基端侧的电极31)与第2DC电极群32G(前端侧的电极32)的 隔开距离d2优选为40 100mm，作为优选的一个例子是66mm。第2DC电极群32G (基端侧的电极32)与基端侧电位测定电极群34G (前端侧的电 极；34)的隔开距离d3优选为5 50mm，作为优选的一个例子是30mm。作为构成第IDC电极群31G、第2DC电极群32G、前端侧电位测定电极群33G以及 基端侧电位测定电极群34G的电极31、32、331、332、34，为了使针对X射线的造影性变得良 好，优选由钼或者钼类的合金构成。图3以及图4所示的第1弓丨线群41G是与构成第IDC电极群(31G)的10个电极
(31)分别连接的10条引线41的集合体。通过第1引线群41G(引线41)，可以使构成第IDC电极群31G的10个电极31分 别电连接到直流电源装置。如图7所示，构成第IDC电极群31G的电极31 (在图7中，图示了 10个电极中的 3个)分别与各自的引线41连接。引线41各个在其前端部分中焊接到电极31的内周面， 并且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔(省略图示)进入到第1管腔11中。进入到第1 管腔11中的10条引线41作为第1引线群41G，在第1管腔11内延伸。图3以及图4所示的第2引线群42G是与构成第2DC电极群(32G)的8个电极
(32)分别连接的8条引线42的集合体。通过第2引线群42G (引线42)，可以使构成第2DC电极群32G的8个电极32分别 电连接到直流电源装置。如图8所示，构成第2DC电极群32G的电极32 (在图8中，图示了 8个电极中的2 个)分别与各自的引线42连接。引线42各个在其前端部分中焊接到电极32的内周面，并 且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔(省略图示)进入到第2管腔12 (与第1引线群41G 延伸的第1管腔11不同的管腔)中。进入到第2管腔12中的8条引线42作为第2引线 群42G，在第2管腔12内延伸。如上所述，第1引线群41G在第1管腔11内延伸，第2引线群42G在第2管腔12 内延伸，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，可以 可靠地防止第1引线群41G(第IDC电极群31G)与第2引线群42G(第2DC电极群32G)之 间的短路。图3以及图4所示的第3引线群43G是与构成前端侧电位测定电极群(33G)的环 状电极(331)连接的引线431、和与前端芯片电极(332)连接的引线432的集合体。通过第3引线群43G (引线431、432)，可以使构成前端侧电位测定电极群33G的电 极331以及电极332分别连接到心电图计。如图5所示，引线431在其前端部分中焊接到电极331的内周面，并且从形成在多 腔管10的管壁中的侧孔(省略图示)进入到第3管腔13 (与第1引线群41G延伸的第1 管腔11和第2引线群42G延伸的第2管腔12都不同的管腔)中。另外，引线432在其前端部分中通过焊锡333与前端芯片电极332接合，并且进入到第3管腔13中。进入到第3 管腔13中的引线431以及引线432作为第3引线群43G，在第3管腔13内延伸。如上所述，在第3管腔13内延伸的第3引线群43G从第1弓丨线群41G以及第2引 线群42G的哪一个都完全被绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止 第3引线群43G(前端侧电位测定电极群33G)与第1引线群4IG(第IDC电极群31G)或者 第2引线群42G(第2DC电极群32G)之间的短路。图3所示的第4引线群44G是与构成基端侧电位测定电极群(34G)的电极(34) 分别连接的6条引线44的集合体。通过第4引线群44G (引线44)，可以使构成基端侧电位测定电极群34G的电极34 分别与心电图计连接。如图8所示，构成基端侧电位测定电极群34G的电极34 (在图8中，图示了 6个电 极中的2个)分别与各自的引线44连接。引线44各个在其前端部分中焊接到电极34的 内周面，并且从形成在多腔管10的管壁中的侧孔(省略图示)进入到第3管腔13中。进 入到第3管腔13中的6条引线44作为第4引线群44G，在第3管腔13内延伸。如上所述，在第3管腔13内延伸的第4引线群44G从第1弓丨线群41G以及第2引 线群42G的哪一个都完全被绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止 第4引线群44G(基端侧电位测定电极群34G)与第1引线群4IG(第IDC电极群31G)或者 第2引线群42G(第2DC电极群32G)之间的短路。引线41、引线42、引线431、引线432以及引线44都由利用聚酰亚胺等树脂包覆了 金属导线的外周面的树脂包覆线构成。此处，作为包覆树脂的膜厚，设成5 10 μ m左右。在图3以及图4中，71是拉线。拉线71在第4管腔14内延伸，相对多腔管10的中心轴，偏心地延伸。如图5所示，拉线71的前端部分通过焊锡333固定在前端芯片电极332上。另外， 在拉线71的前端形成有防脱用大径部(防脱部)72。由此，前端芯片电极332和拉线71被 牢固地结合，可以可靠地防止前端芯片电极332的脱落等。另一方面，拉线71的基端部分与把手20的捏手22连接，通过操作捏手22，拉线 71被拉伸，由此，多腔管10的前端部偏转。拉线71由不锈钢、Ni-Ti类超弹性合金制品构成，但无需一定由金属构成。拉线 71例如也可以由高强度的非导电性线等构成。另外，使多腔管的前端部偏转的机构不限于此，例如也可以是具备板簧而形成的 机构。在多腔管10的第4管腔14中，只有拉线71延伸，引线(群)未延伸。由此，在多 腔管10的前端部的偏转操作时，可以防止由于在轴方向上移动的拉线71而引线受到损伤 (例如，擦伤)。在本实施方式的心腔内除颤导管100中，在把手20的内部，第1弓丨线群41G、第2 引线群42G、第3弓丨线群43G以及第4引线群G也被绝缘隔离。图9是示意地示出构成心腔内除颤导管100的把手20的内部的说明图，图10是 放大示出与把手20连接的多腔管10的基端部的说明图。另外，在图9以及图10中，省略 了引线群以及拉线的图示。
如图9所示，多腔管10的基端部插入到把手20 (应变消除部的前端开口中， 由此，多腔管10与把手20连接。在把手20的内部中，分别插通了引线群的3条绝缘性管(第1绝缘性管沈、第2 绝缘性管27、以及第3绝缘性管28)延伸。如图10所示，第1绝缘性管沈的前端部(从前端起IOmm左右)从开口 IlA插入 到第1管腔11中，由此，第1绝缘性管沈与第1引线群所延伸的第1管腔11相连结。与第1管腔11连结的第1绝缘性管沈通过在把手20的内部中延伸的第1保护 管51A的内孔，延伸至位于把手20的外部的未图示的连接器(图1所示的第1连接器61)， 形成了用于将第1引线群的基端部向该连接器引导的插通路径。由此，从多腔管10伸出的第1引线群在第1绝缘性管沈内延伸，与连接器(第1 连接器61)连接。另外，内插有第1绝缘性管沈的第1保护管51A从把手20向外部伸出，构成外部 软线(图1所示的第ι外部软线51)。如图10所示，第2绝缘性管27的前端部(从前端起IOmm左右)从开口 12A插入 到第2管腔12中，由此，第2绝缘性管27与第2引线群所延伸的第2管腔12相连结。与第2管腔12连结的第2绝缘性管27通过在把手20的内部中延伸的第2保护 管52A的内孔，延伸至位于把手20的外部的未图示的连接器(图1所示的第2连接器62)， 形成了用于将第2引线群的基端部向该连接器引导的插通路径。由此，从多腔管10伸出的第2引线群在第2绝缘性管27内延伸，与连接器(第2 连接器6 连接。另外，内插有第2绝缘性管27的第2保护管52A从把手20向外部伸出，构成外部 软线(图1所示的第2外部软线52)。如图10所示，第3绝缘性管28的前端部(从前端起IOmm左右)从开口 13A插入 到第3管腔13中，由此，第3绝缘性管观与第3引线群以及第4引线群所延伸的第3管腔 13相连结。与第3管腔13连结的第3绝缘性管28通过在把手20的内部中延伸的第3保护 管53A的内孔，延伸至位于把手20的外部的未图示的连接器(图1所示的第3连接器63)， 形成了用于将第3引线群的基端部以及第4引线群的基端部向该连接器引导的插通路径。由此，从多腔管10伸出的第3引线群以及第4引线群在第3绝缘性管观内延伸， 与连接器(第3连接器6 连接。另外，内插有第3绝缘性管28的第3保护管53A从把手20向外部伸出，构成外部 软线(图1所示的第3外部软线53)。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，可以例示聚酰亚胺树脂、聚酰胺树脂、以及聚酰胺酰亚胺树脂等。作为绝缘性管的壁 厚，优选为20 40 μ m,作为优选的一个例子是30 μ m。作为内插绝缘性管的保护管(第1保护管51A、第2保护管52A以及第3保护管 53A)的构成材料，可以例示“Pebax”(ARKEMA公司制造)等尼龙类弹性体。根据具有上述结构的本实施方式的心腔内除颤导管100，在第1绝缘性管沈内，第 1引线群41G延伸，在第2绝缘性管27内，第2引线群42G延伸，在第3绝缘性管观内，第3引线群43G以及第4引线群44G延伸，从而即使在把手20的内部中，也可以使第1引线 群41G、第2引线群42G、第3引线43G以及第4引线44G完全绝缘隔离。其结果，在施加了 除颤所需的电压时，可以可靠地防止把手20的内部中的第1引线群41G、第2引线群42G、 第3引线43G或者第4引线44G之间的短路(特别是，在管腔的开口附近处伸出的引线群 之间的短路)。另外，在把手20的内部中，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)被保护管(第1保护管51A、第2保护管52A、以及第3保护管53A)所保护， 从而可以防止例如在多腔管10的前端部的偏转操作时由于捏手22的构成部件接触/擦过 而绝缘性管损伤。在本实施方式的心腔内除颤导管100中，构成第IDC电极群31G的10个电极31 分别经由构成第1引线群41G的10条引线41的各个以及第1连接器61，与直流电源装置 中的一个极的端子相连接。另外，构成第2DC电极群32G的8个电极32分别经由构成第2弓丨线群42G的8条 引线42的各个以及第2连接器62，与直流电源装置中的另一个极的端子相连接。另外，构成前端侧电位测定电极群33G的2个电极(电极331以及电极332)经由 构成第3引线群43G的2条引线(引线431以及引线432)以及第3连接器63，与心电图计 相连接。另外，构成基端侧电位测定电极群34G的6个电极34经由构成第4引线群44G的 6条引线44以及第3连接器63，与心电图计相连接。本实施方式的心腔内除颤导管100是用于通过向第IDC电极群31G与第2DC电极 群32G之间施加直流电压来向引起了纤颤的心脏直接提供电能量而进行除颤治疗的导管， 其用途以及功能与在心律不齐的诊断(心电位测定)、烧灼治疗中所使用的以往公知的电 极导管不同。在进行易于发生心房纤颤的心脏导管手术时，优选使用本实施方式的心腔内除颤 导管100。尤其优选为，预先将心腔内除颤导管100插入到患者的心腔内后，进行心脏导管 手术。心腔内除颤导管100以使第IDC电极群31G位于冠状静脉内，并使第2DC电极群 32G位于右心房内的方式插入到心腔内。由此，成为心脏被第IDC电极群31G和第2DC电极 群32G所夹住那样的状态。在心脏导管手术中，对由前端侧电位测定电极群33G或者基端侧电位测定电极群 34G测定的心电图进行监视，在引起了心房纤颤的情况下，中断心脏导管手术，通过心腔内 除颤导管100进行除颤治疗。具体而言，经由第1引线群41G以及第2引线群42G，在第IDC 电极群31G与第2DC电极群32G之间施加直流电压，来向引起了纤颤的心脏直接提供电能量。此处，作为通过心腔内除颤导管100向心脏供给的电能量优选为10 30J。在电能量过少的情况下，无法进行充分的除颤治疗。另一方面，在电能量过剩的情 况下，第IDC电极群31G以及第2DC电极群32G所处的周边的组织有可能受到损伤。图11是示出在通过本实施方式的心腔内除颤导管100赋予了规定的电能量(例 如，设定输出=10J)时测定的电位波形的图。在该图中，横轴表示时间、纵轴表示电位。
首先，通过以使第IDC电极群31G成为-极、使第2DC电极群32G成为+极的方 式，在两者之间施加直流电压，从而电能量被供给而测定电位上升(V1是此时的峰值电压)。 通过在经过了一定时间U1)后，以使第IDC电极群31G成为+极、使第2DC电极群32G成 为-极的方式，在两者之间施加使士反转后的直流电压，从而电能量被供给而测定电位上 升(V2是此时的峰值电压)。此处，时间U1)例如被设成1. 5 10. 0秒，所测定的峰值电压(V1)例如被设成 300 500V。在本实施方式的心腔内除颤导管100中，虽然与AED相比低，但还是供给较高的电 能量(施加高电压)，所以需要可靠地防止在以往的电极导管中成为问题的短路(short)的 发生，以确保安全性。因此，在心腔内除颤导管100中，使与第IDC电极群31G连接的第1引线群41G在 形成于多腔管10中的第1管腔11以及把手20的内部中的第1绝缘性管沈内延伸而连接 到第1连接器61，使与第2DC电极群32G连接的第2引线群42G在形成于多腔管10中的第 2管腔12以及把手20的内部中的第2绝缘性管27内延伸而连接到第2连接器62，使与前 端侧电位测定电极群33G连接的第3引线群43G和与基端侧电位测定电极群34G连接的第 4引线群44G分别在形成于多腔管10中的第3管腔13以及把手20的内部中的第3绝缘性 管观内延伸而连接到第3连接器63。由此，在多腔管10的内部以及把手20的内部中，可以使第1引线群41G、第2引线 群42G、第3引线43G以及第4引线44G完全绝缘隔离。因此，在施加了除颤所需的电压时，可以可靠地防止第1引线群41G(第IDC电极 群31G)、第2引线群42G(第2DC电极群32G)、第3弓丨线群43G或者第4引线群44G(前端 侧电位测定电极群33G或者基端侧电位测定电极群34)之间的短路。以上，说明了本发明的一个实施方式，但本发明的心腔内除颤导管不限于此，可以 进行各种变更。例如也可以构成为，作为电位测定电极群，仅具备前端侧电位测定电极群33G，如 图12(a)所示，作为电位测定用的引线群，只有第3引线群43G在第3管腔13内延伸。另外，也可以构成为，如图12 (b)所示，第3引线群43G与拉线71 一起在第4管腔 14内延伸，第4引线群44G在第3管腔13内延伸。进而，也可以构成为，作为电位测定电极群，仅具备基端侧电位测定电极群，作为 电位测定用的引线群，只有第4引线群在第3管腔内延伸。
权利要求
1.一种心腔内除颤导管，用于插入到心腔内而进行除颤，其特征在于，具备 绝缘性的管部件，具有多管腔构造；把手，与所述管部件的基端连接；第1电极群，由安装在所述管部件的前端区域中的多个环状电极构成； 第2电极群，由从所述第1电极群向基端侧隔开而安装在所述管部件中的多个环状电 极构成；第1引线群，由与构成所述第1电极群的电极分别连接的引线构成；以及 第2引线群，由与构成所述第2电极群的电极分别连接的引线构成， 所述第1引线群与所述第2引线群在所述管部件的不同的管腔中延伸， 在进行除颤时，向所述第1电极群和所述第2电极群，施加极性相互不同的电压。
2.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管，其特征在于，具备电位测定电极群，由从所述第1电极群或者所述第2电极群隔开而安装在所述管部件 中安装的多个电极构成；以及电位测定用的引线群，由与构成所述电位测定电极群的电极分别连接的引线构成， 所述电位测定用的引线群在与所述第1引线群或者所述第2引线群所延伸的管腔的哪 一个都不同的所述管部件的管腔中延伸。
3.根据权利要求1所述的心腔内除颤导管，其特征在于，具备前端侧电位测定电极群，由从所述第1电极群向前端侧隔开而安装在所述管部件中的 多个电极构成；基端侧电位测定电极群，由从所述第2电极群向基端侧隔开而安装在所述管部件中的 多个环状电极构成；第3引线群，由与构成所述前端侧电位测定电极群的电极分别连接的引线构成；以及 第4引线群，由与构成所述基端侧电位测定电极群的电极分别连接的引线构成， 所述第3引线群以及所述第4引线群在与所述第1引线群或者所述第2引线群所延伸 的管腔的哪一个都不同的所述管部件的管腔中延伸。
4.根据权利要求3所述的心腔内除颤导管，其特征在于， 在所述管部件中形成4个管腔，在第1管腔中，所述第1引线群延伸， 在第2管腔中，所述第2引线群延伸， 在第3管腔中，所述第3引线群以及所述第4引线群延伸， 在第4管腔中，前端偏转操作用的拉线延伸。
5.根据权利要求1 4中的任意一项所述的心腔内除颤导管，其特征在于， 在所述把手的内部，所述第1引线群和所述第2引线群分别在不同的绝缘性管的内孔中延伸。
6.根据权利要求4所述的心腔内除颤导管，其特征在于， 在所述把手的内部，在与第1管腔连结的第1绝缘性管内，所述第1引线群延伸， 在与第2管腔连结的第2绝缘性管内，所述第2引线群延伸， 在与第3管腔连结的第3绝缘性管内，所述第3引线群以及所述第4引线群延伸。
7.根据权利要求1 6中的任意一项所述的心腔内除颤导管，其特征在于， 为了去除在心脏导管手术中引起的心房纤颤而被插入到心腔内。
全文摘要
本发明提供一种可以可靠地供给除颤所需并且充分的电能量，不会在患者的体表中发生烫伤就可以进行除颤的心腔内除颤导管。具备绝缘性的管部件(10)，具有多管腔构造；把手(20)，与管部件(10)的基端连接；第1DC电极群(31G)，安装在管部件10的前端区域中；第2DC电极群(32G)，从第1DC电极群(31G)向基端侧隔开而安装在管部件(10)中；第1引线群(41G)，由与构成第1DC电极群(31G)的电极分别连接的引线(41)构成；以及第2引线群(42G)，由与构成第2DC电极群(32G)的电极分别连接的引线(42)构成，第1引线群(41G)和第2引线群(42G)在管部件(10)的不同的管腔(11、12)中延伸。
文档编号A61N1/39GK102143781SQ20098013429
公开日2011年8月3日 申请日期2009年8月24日 优先权日2008年9月11日
发明者坂野泰夫, 森谦二 申请人:日本来富恩株式会社