专利名称：心腔内除颤探针系统的制作方法作为除去心室颤抖的除颤器，已知有体外式除颤器(AED)(例如参照专利文献I)。在基于AED的除颤治疗中，通过在患者的体表安装电极垫来施加直流电压，向患者的体内提供电能。这里，从电极垫向患者体内流入的电能通常为150 200J，其中的一部分(通常为几％ 20%左右)流向心脏用于除颤治疗。专利文献I:日本特开2001 - 112874号公报参照 另外，心室颤抖在心脏探针术中容易产生，此时也需要进行电除颤。然而，利用将电能从体外供给的AED，难以向发生颤抖的心脏供给有效的电能(例如 10 30J)。即，在从体外供给的电能中，当流向心脏的比例较少时(例如几％左右)，无法进行充分的除颤治疗。另一方面，当从体外供给的电能以较高比例流向心脏时，被认为有可能会损伤心脏的组织。另外，在基于AED的除颤治疗中，在安装了电极垫的体表容易产生燎伤。并且，如上述那样，当流向心脏的电能的比例较少时，由于反复进行电能的供给从而导致燎伤的程度加重，对于接受探针术的患者而言成为相当的负担。为了解决上述问题，本发明的发明者提出一种具备被插入心腔内来进行除颤的除颤探针、向该除颤探针的电极施加直流电压的电源装置和心电图扫描仪的探针系统(特愿2009 — 70940号说明书)。另外，除颤探针是一次性(Disposable)的产品，通过一定时间的使用其性能会下降。另外，若长时间使用除颤探针，则会产生全部电线的老化，导线的绝缘损坏、构成材料向血液溶出等安全上的问题。于是，从性能和安全性的观点来看，期望实现对能够使用除颤探针的时间设置限制，超过该限制时间则无法使用。为了使得超过限制时间而无法使用除颤探针，可以考虑将向除颤探针连接电源装置的时刻存储于该电源装置，在从该时刻经过了限制时间后，由该电源装置控制为该除颤探针不进行动作。但是，在这样的控制方法中，当从除颤探针取下电源装置时，连接的时刻被清除，通过再次连接该电源装置，再次连接的时刻成为使用限制时间的起算点，可能从该时刻起又动作使用限制时间。在该情况下，也可以考虑将可由电源装置读取的序列号赋予除颤探针，使与除颤探针连接的电源装置存储该序列号，当电源装置与存储的序列号的除颤探针再次连接时，将与该除颤探针最初连接的时刻作为起算点，在从该时刻经过了使用限制时间后，进行控制使得该除颤探针无法动作。但是，在这样的控制方法中，在与除颤探针连接的电源装置不是I台的情况下，例如，在流程中重新连接预备的电源装置时，在重新连接的电源装置中，该除颤探针利用最初连接的电源装置动作的履历信息(最初连接电源装置的时刻)未被存储，因此重新连接的时刻成为起算点，可能从该时刻又动作使用限制时间。
本发明是基于上述情况而完成的，本发明的目的在于，提供一种能够向在心脏探针术中产生了心室颤抖的心脏可靠地供给除颤所需要的充足的电能的心腔内除颤探针系统。本发明的另一目的在于，提供一种能够不会在患者的体表造成燎伤地进行除颤治 疗的心腔内除颤探针系统。本发明的另一目的在于，提供一种能够使作为一次性(Di sposab I e )产品的除颤探针仅在从其性能和安全性观点来看没有问题的时间内使用(动作)的心腔内除颤探针系统。本发明的另一目的在于，提供一种即使将相同或者不同的电源装置再次与除颤探针连接，也能够仅在从其性能和安全性观点来看没有问题的时间内使用该除颤探针(动作)的心腔内除颤探针系统。(I)本发明(第I发明)的心腔内除颤探针系统具备被插入心腔内进行除颤的除颤探针和向该除颤探针的电极施加直流电压的电源装置，上述除颤探针具备绝缘性的管部件；由安装于上述管部件的顶端区域的多个环状电极构成的第I电极组(第IDC电极组)；由从上述第I电极组向基端侧离开而安装于上述管部件的多个环状电极构成的第2电极组(第2DC电极组)；由顶端与构成上述第IDC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第I导线组；由顶端与构成上述第2DC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第2导线组；和具有存储上述除颤探针的序列信息的探针序列存储部、存储最初向上述除颤探针连接电源装置的时刻以及最初连接的电源装置的序列信息的初次连接信息存储部、以及将包括上述除颤探针进行的除颤的事件涉及的信息和进行了该事件的时刻以及连接的电源装置的序列信息一并存储的事件信息存储部的存储器，上述电源装置具备DC电源部；与上述除颤探针的第I导线组和第2导线组的基端侧连接的探针连接器；包括使上述电源装置成为除颤模式的模式切换开关、电能的设定开关以及电能的施加开关的外部开关；基于上述外部开关的输入来控制上述DC电源部，并且具有输出来自该DC电源部的直流电压的输出电路，并且存储上述电源装置的序列信息以及探针的使用限制时间，具有用于确定时刻的内部时钟，控制针对上述除颤探针的存储器的写入以及读出的运算处理部，在由上述除颤探针进行除颤时，在测量了上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值之后，基于上述外部开关的输入，从上述电源装置的DC电源部经由上述运算处理部的输出电路、上述探针连接器向上述除颤探针的上述第IDC电极组和上述第2DC电极组施加极性相互不同的电压，上述电源装置的运算处理部的 特征在于，进行如下控制(a)在最初向上述除颤探针最初连接该电源装置时，将连接的时刻以及最初连接的该电源装置的序列信息写入上述除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部，(b)在利用上述除颤探针进行除颤时，取得上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值、要向上述第IDC电极组与上述第2DC电极组之间施加的电能的设定值、输出电压以及输出时间的信息，将这些信息与进行了该除颤的时刻以及被连接的该电源装置的序列信息一并写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，(c)当在测量了上述除颤探针的上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值后未进行除颤时，将阻抗值的测量识别为事件，将测量的阻抗值与测量的时刻以及连接着的该电源装置的序列信息一并写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，( d)在对取下了使用的电源装置的除颤探针再次连接相同或者不同的该电源装置时，将此识别为事件，并将再次连接的时刻以及再次连接的该电源装置的序列信息写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，(e)按每个写入到上述除颤探针的存储器中的事件存储部的事件，来判断从写入到该除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部的连接时刻开始到进行了该事件的时刻为止的经过时间是否超过上述使用限制时间(存储于电源装置的运算处理部的使用限制时间)，在判断为超过时，控制为使该除颤探针不执行下一事件。将构成本发明的心腔内除颤探针系统的除颤探针以第IDC电极组位于冠状静脉内，第2DC电极组位于右心室内的方式插入心腔内，利用电源装置，经由第I导线组以及第2导线组向第IDC电极组和第2DC电极组施加极性相互不同的电压(向第IDC电极组和第2DC电极组之间施加直流电压)，由此，向发生颤抖的心脏直接提供电能，从而进行除颤治疗。这样，根据利用配置于心腔内的除颤探针的第IDC电极组以及第2DC电极组对发生颤抖的心脏直接提供电能，能够仅向心脏可靠地提供除颤治疗所需的充分的电刺激(电冲击)。并且，由于能够向心脏直接提供电能，因此不会在患者的体表造成燎伤。构成本发明(第I发明)的心腔内除颤探针系统的电源装置的运算处理部在最初向除颤探针连接电源装置时，将最初连接的时刻以及最初连接的该电源装置的序列信息写入除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部，在向除颤探针再次连接相同或者不同的电源装置时，将再次连接的时刻以及再次连接的该电源装置的序列信息写入除颤探针的存储器中的事件存储部。因此，通过电源装置的再次连接，写入初次连接信息存储部的时刻不会被重写。并且，再次连接电源装置的(交换)的履历与交换前后的电源装置的序列信息一并被记录于事件存储部。该电源装置的运算处理部在由除颤探针进行了除颤时，将第IDC电极组和第2DC电极组之间的阻抗值(心内阻抗值)、第IDC电极组和第2DC电极组之间要施加的电能的设定值、实际施加的输出电压以及输出时间的信息与该除颤被进行的时刻以及电源装置的序列信息一并写入除颤探针的存储器中的事件存储部，能够存储为该除颤探针的事件(动作)履历。该电源装置的运算处理部当在测量了除颤探针的第IDC电极组和第2DC电极组之间的阻抗值后未进行除颤时，将测量的阻抗值与测量到的时刻以及连接的该电源装置的序列信息一并写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，由此能够记录未进行除颤时的心内阻抗值的数据。该电源装置的运算处理部按每个写入到除颤探针的存储器中的事件存储部的事件，来判断从写入该除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部的连接时刻开始到进行了该事件的时刻为止的经过时间(该除颤探针的使用时间)是否超过了电源装置的运算处理部所存储的使用限制时间，在判断为超过时，控制为使该除颤探针不执行下一事件，因此即 使将相同或者不同的电源装置与除颤探针再次连接，在从最初连接电源装置的时刻开始经过了使用限制时间后，由除颤探针进行了某事件时，该除颤探针也不执行下一事件。2)构成本发明(第I发明)的心腔内除颤探针系统的电源装置的运算处理部定期地参照上述内部时钟所示的时刻，在从写入上述除颤探针的存储器的初次连接信息存储部的连接时刻开始经过了上述使用限制时间(电源装置的运算处理部所存储的使用限制时间)后，能够控制为使该除颤探针不执行事件。S卩，电源装置的运算处理部也可以具有根据使用限制时间的经过而不执行新的事件的定时器功能。在第I发明中，在最初向除颤探针连接电源装置的时刻开始到由该除颤探针进行了某事件的时刻为止的经过时间超过了使用限制时间时，控制为不执行该除颤探针的“下一”事件，因此在将要经过使用限制时间时进行了某事件后，在以连接了电源装置的状态经过了较长时间这样的情况下，在大幅超过了使用限制时间的时刻能够执行“下一”事件。于是，通过在第I发明中并用定时器，即使在上述那样的情况下，也能够在经过使用限制时间后使不执行事件。(3)本发明(第2发明)的心腔内除颤探针系统，具备被插入心腔内来进行除颤的除颤探针和向该除颤探针的电极施加直流电压的电源装置，该心腔内除颤探针系统的特征在于，上述除颤探针具备绝缘性的管部件；由安装于上述管部件的顶端区域的多个环状电极构成的第IDC电极组；由从上述第IDC电极组向基端侧离开而安装于上述管部件的多个环状电极构成的第2DC电极组；由顶端与构成上述第IDC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第I导线组；由顶端与构成上述第2DC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第2导线组；具有存储上述除颤探针的序列信息的探针序列存储部、存储最初向上述除颤探针连接电源装置的时刻和最初连接的电源装置的序列信息的初次连接信息存储部、以及将包括上述除颤探针的除颤的事件涉及的信息与进行了该事件的时刻以及连接的电源装置的序列信息一并存储的事件信息存储部的存储器，上述电源装置具备DC电源部；与上述除颤探针的第I导线组和第2导线组的基端侧连接的探针连接器；包括用于使上述电源装置成为除颤模式的模式切换开关、电能的设定开关以及电能的施加开关的外部开关；基于上述外部开关的输入来控制上述DC电源部，并且具有输出来自该DC电源部的直流电压的输出电路，并且，存储上述电源装置的序列信息以及探针的使用限制时间，具有用于确定时刻的内部时钟，控制针对上述除颤探针的存储器的写入以及读出的运算处理部，在由上述除颤探针进行除颤时，在测量了上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值之后，基于上述外部开关的输入，从上述电源装置的DC电源部经由上述运算处理部的输出电路、上述探针连接器向上述除颤探针的上述第IDC电极组和上述第2DC电极组施加极性相互不同的电压， 上述电源装置的运算处理部，(a)在最初向上述除颤探针连接该电源装置时，将最初连接的时刻以及最初连接的该电源装置的序列信息写入上述除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部，(b)在由上述除颤探针进行了除颤时，取得上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值、在上述第IDC电极组与上述第2DC电极组之间要施加的电能的设定值、输出电压以及输出时间的信息，将这些信息与进行了该除颤的时刻以及连接着的该电源装置的序列信息一并写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，(c)当在测量了上述除颤探针的上述第IDC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值后未进行除颤时，将阻抗值的测量识别为事件，将测量到的阻抗值与测量的时刻以及连接着的该电源装置的序列信息一并写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，( d)在对取下了使用的电源装置的除颤探针再次连接相同或者不同的该电源装置时，将此识别为事件，将再次连接的时刻以及再次连接的该电源装置的序列信息写入上述除颤探针的存储器中的事件存储部，(e)在要由上述除颤探针执行新的事件时，判断从写入到该除颤探针的存储器中的初次连接信息存储部的连接时刻开始到上述内部时钟所示的当前时刻为止的经过时间是否超过了上述使用限制时间(电源装置的运算处理部所存储的使用限制时间)，在判断为超过时，控制为不执行该事件。根据本发明(第2发明)的心腔内除颤探针系统，即使将相同或者不同的电源装置与除颤探针再次连接，在从写入初次连接信息存储部的时刻(最初连接电源装置的时刻)开始经过了上述使用限制时间后，也不使用该除颤探针(不执行新的事件)。(4)在本发明的心腔内除颤探针系统中，优选构成为，与上述除颤探针和上述电源装置一并具备心电图扫描仪，上述电源装置具备与上述心电图扫描仪的输入端子连接的心电图扫描仪连接器；由一电路双接点的切换开关构成，在公共接点连接有上述探针连接器，在第I接点有连接上述心电图扫描仪连接器，在第2接点连接上述运算处理部的切换部；在通过构成上述除颤探针的第I电极组和/或第2电极组的电极来测量心电位时，在上述切换部中选择第I接点，来自上述除颤探针的心电位信息经由上述电源装置的上述探针连接器、上述切换部以及上述心电图扫描仪连接器输入至上述心电图扫描仪，在由上述除颤探针进行除颤时，通过上述电源装置的上述运算处理部，上述切换部的接点被切换成第2接点，从上述DC电源部经由上述运算处理部的输出电路、上述切换部以及上述探针连接器向上述除颤探针的上述第I电极组和上述第2电极组施加极性相互不同的电压。在构成电源装置的切换部中，通过选择第I接点，确保从探针连接器到达心电图扫描仪连接器的路径，因此能够由构成除颤探针的第IDC电极组和/或第2DC电极组的电极测量心电位，并将得到的心电位信息经由探针连接器、切换部以及心电图扫描仪连接器输入到心电图扫描仪。S卩，当在心脏探针术中中无需进行除颤治疗时，能够将构成本发明的除颤探针用作心电位测量用的电极探针。其结果，当在心脏探针术中发生了心室颤抖时，能够省去拔去电极探针并新插入用于除颤的探针等的麻烦。 (5)在上述(4)的心腔内除颤探针系统中，优选构成为，上述除颤探针具备由从上述第I电极组或上述第2电极组离开而安装于上述管部件的多个电极构成的电位测量电极组；由顶端与构成上述电位测量电极组的各个电极连接的多个导线构成，且其基端侧与上述电源装置的探针连接器连接的电位测量用导线组，在上述电源装置形成有直接连结上述探针连接器与上述心电图扫描仪连接器的路径，通过构成上述电位测量电极组的电极来测量的心电位信息从上述电源装置的上述探针连接器经由上述心电图扫描仪连接器输出到上述心电图扫描仪，而不经由上述切换部。根据这样的构成，即使在心电图扫描仪无法取得来自除颤探针的第IDC电极组和上述第2DC电极组的心电位的除颤治疗时，心电图扫描仪也能够取得由电位测量电极组测量的心电位，能够一边在心电图扫描仪上监视心电位(监视)一边进行除颤治疗。(6 )在构成上述(4)或(5 )的心腔内除颤探针系统的心电图扫描仪中，优选连接上述除颤探针以外的心电位测量单元。(7)另外,优选该心电位测量单元是电极垫或者电极探针。根据这样的构成，即使在心电图扫描仪无法取得来自除颤探针的第IDC电极组以及上述第2DC电极组的心电位的除颤治疗时，心电图扫描仪也能够取得由该心电位测量单元测量的心电位，能够一边在心电图扫描仪监视心电位(监视)一边进行除颤治疗。(8)构成上述(4) (7)的心腔内除颤探针系统的电源装置优选构成为，具备与上述运算处理部以及上述心电图扫描仪的输出端子连接的心电图输入连接器和与上述运算处理部连接的心电位信息显示部，输入至上述心电图输入连接器的来自上述心电图扫描仪的心电位信息被输入至上述运算处理部，进而显示于上述心电位信息显示部。根据这样的构成，输入心电图扫描仪的心电位信息(由构成除颤探针的第IDC电极组和/或第2DC电极组的电极取得的心电位，由构成除颤探针的电位测量电极组的电极取得的心电位，或者由除颤探针以外的心电位测量单元取得的心电位)的一部分被输入运算处理部，能够在运算处理部中基于该心电位信息来控制DC电源部。另外，能够一边在心电位信息显示部中监视输入运算处理部的心电位信息(波形)一边进行除颤治疗(外部开关的输入等)。根据本发明的心腔内除颤探针系统实现了下述的效果。(I)能够对心脏探针术中发生了心室颤抖等的心脏可靠地供给除颤所需的充分的电能。另外，不会在患者的体表造成燎伤，侵袭性也较少。(2)能够将作为一次性(Disposable)产品的除颤探针仅在从其性能和安全性的观点来看没有问题的时间内使用(执行事件)。由此，能够确保除颤探针的性能和安全性。(3)即使在将相同或者不同的电源装置与除颤探针再次连接的情况下，也能够将该除颤探针仅在从其性能和安全性的观点来看没有问题的时间内使用。 (4)能够记录除颤探针的事件履历。(5)即使通过重新连接不同的电源装置而使用多个电源装置来进行除颤探针的事件，也能够将该除颤探针的事件履历存储于I个存储器(事件信息存储部)，能够按除颤探针进行事件履历信息的管理。图I是表示本发明的心腔内除颤探针系统的一实施方式的框图。图2是表示构成图I所示的探针系统的颤抖探针的说明用俯视图。图3是表示构成图I所示的探针系统的颤抖探针的说明用平面图(用于说明尺寸和硬度的图)。图4是表示图2的A — A剖面的剖面图。图5是表示图2的B — B剖面、C — C剖面、D — D剖面的剖面图。图6是表示图2所示的除颤探针的一实施方式的手柄的内部构造的立体图。图7是图6所示的手柄内部(顶端侧)的部分放大图。图8是图6所示的手柄内部(基端侧)的部分放大图。图9是示意性表示在图I所示的探针系统中除颤探针的连接器与电源装置的探针连接器的连结状态的说明图。图10是表示在图I所示的探针系统中，利用除颤探针测量心电位时的心电位信息的流动的框图。图IlA是表示图I所示的探针系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分(Stepl Step7)。图IlB是表示图I所示的探针系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的另一部分(Step8 Stepl6)。图IlC是表示图I所示的探针系统中的电源装置的动作以及操作的流程图的另一部分(St印17 St印22)。图12是表示在图I所示的探针系统中，向除颤探针连接了电源装置时的电源装置的运算处理部与除颤探针的存储器之间的信息的流动的框图。图13是表示在图I所示的探针系统中，心电位测量模式下的心电位信息的流动的框图。图14是表示在图I所示的探针系统的除颤模式下，与电极组间的阻抗值有关的信息以及心电位信息的流动的框图。图15是表示在图I所示的探针系统的除颤模式下直流电压施加时的状态的框图。图16是利用构成图I所示的探针系统的除颤探针在赋予了规定电能时测量的电位波形图。图17是表示在图I所示的探针系统中，与由除颤探针进行的除颤相关的信息被电源装置的运算处理部写入除颤探针的存储器的状态的框图。图18是表示本发明的心腔内除颤探针系统的其他实施方式的框图。
图19A是表示图18所示的探针系统中的电源装置的动作和操作的流程图的一部分(Stepl Step7)。图19B是表示图18所示的探针系统中的电源装置的动作和操作的流程图的另一部分(Step8 Stepl6)。图19C是表示图18所示的探针系统中的电源装置的动作和操作的流程图的另一部分(St印17 St印22)。

在使用除颤探针100时(配置于心腔内时)，第IDC电极组31G例如位于冠状静脉内。第2DC电极组从多腔管的第IDC电极组的安装位置向基端侧离开，由构成与第IDC电极组相反极(+极或者一极)的多个电极以较窄间隔安装而形成。这里，构成第2DC电极组的电极的个数根据电极的宽度和配置间隔而不同，例如设为4 13个，优选为8 10个。在本实施方式中，第2DC电极组32G由从第IDC电极组3IG的安装位置向基端侧离开而安装于多腔管10的8个环状电极32构成。构成第2DC电极组32G的电极32经由导线(构成第2导线组42G的导线42)以及后述的连接器与电源装置700的探针连接器连接。 这里，电极32的宽度(轴向长度)优选为2 5mm，示出的优选的一例是4mm。当电极32的宽度过窄时，电压施加时的发热量过大,有可能会对周边组织造成损伤。另一方面，当电极32的宽度过大时，有时会损害多腔管10中的第2DC电极组32G被设置的部分的挠曲性、柔软性。电极32的安装间隔(相邻电极的相隔距离)优选为I 5mm，示出的优选的一例是2mm ο在使用除颤探针100时(配置于心腔内时)，第2DC电极组32G例如位于右心室。在本实施方式中，基端侧电位测量电极组33G由从第2DC电极组32G的安装位置向基端侧离开而安装于多腔管10的4个环状电极33构成。构成基端侧电位测量电极组33G的电极33经由导线(构成第3导线组43G的导线43)以及后述的连接器与电源装置700的探针连接器连接。这里，电极33的宽度(轴向长度)优选为O. 5 2. 0mm，示出的优选的一例为I.2mm ο当电极33的宽度过大时，心电位的测量精度下降，或者难以确定异常电位的产生部位。电极33的安装间隔(相邻电极的相隔距离)优选为I. O 10. 0mm，示出的优选的一例为5mm。在使用除颤探针100时(配置于心腔内时)，基端侧电位测量电极组33G例如位于易于产生异常电位的上大静脉。在除颤探针100的顶端安装有顶端芯片35。该顶端芯片35上，没有连接导线，在本实施方式中不作为电极使用。但是，通过连接导线，也能够被用作电极。顶端芯片35的构成材料可以使用钼、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，没有特别限制。第IDC电极组3IG (基端侧的电极31)和第2DC电极组32G (顶端侧的电极32)的相隔距离d2优选为40 100mm,不出的优选的一例为66mm。第2DC电极组32G (基端侧的电极32)和基端侧电位测量电极组33G (顶端侧的电极33)的相隔距离d3优选为5 50mm,不出的优选的一例为30mm。作为构成第IDC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的电极31、32、33，为了使针对X射线的造影性良好，优选由钼或钼系的合金构成。图4和图5所示的第I导线组41G是与构成第IDC电极组(31G)的8个电极(31)分别连接的8根导线41的集合体。利用第I导线组41G (导线41)，能够将构成第IDC电极组31G的8个电极31分别与电源装置700电连接。构成第IDC电极组31G的8个电极31分别与不同的导线41连接。导线41的每个在其顶端部分与电极31的内周面熔接，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第I腔管11。进入第I腔管11的8根导线41作为第I导线组41G在第I腔管11延伸。图4和图5所示的第2导线组42G是与构成第2DC电极组(32G)的8个电极(32)分别连接的8根导线42的集合体。利用第2导线组42G (导线42)，能够将构成第2DC电极组32G的8个电极32分别与电源装置700电连接。构成第2DC电极组32G的8个电极32分别与不同的导线42连接。导线42的每 个在其顶端部分与电极32的内周面熔接，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第2腔管12 (与第I导线组41G延伸的第I腔管11不同的腔管)。进入第2腔管12的8根导线42作为第2导线组42G在第2腔管12延伸。如上所述，第I导线组41G在第I腔管11延伸，第2导线组42G在第2腔管12延伸，由此两者在多腔管10内被完全地绝缘隔离。因此，在施加除颤所需的电压时，能够可靠地防止第I导线组41G (第IDC电极组31G)与第2导线组42G (第2DC电极组32G)之间的短路。图4所示的第3导线组43G是与构成基端侧电位测量电极组(33G)的电极(33)分别连接的4根导线43的集合体。利用第3导线组43G(导线43)，能够将构成基端侧电位测量电极组33G的电极33分别与电源装置700电连接。构成基端侧电位测量电极组33G的4个电极33分别与不同的导线43连接。导线43的每个在其顶端部分与电极33的内周面熔接，并且从形成于多腔管10的管壁的侧孔进入第3腔管13。进入第3腔管13的4根导线43作为第3导线组43G在第3腔管13延伸。如上所述，在第3腔管13延伸的第3导线组43G与第I导线组41G和第2导线组42G都完全地绝缘隔离。因此，在施加除颤所需的电压时，能够可靠地防止第3导线组43G(基端侧电位测量电极组33G)与第I导线组41G (第IDC电极组31G)或者第2导线组42G(第2DC电极组32G)之间的短路。导线41、导线42以及导线43都由金属导线的外周面被聚酰亚胺等树脂覆盖的树脂包线构成。这里，作为覆盖树脂的膜厚设为2 30 μ m左右。在图4和图5中65是拉丝。拉丝65在第4腔管14延伸，相对于多腔管10的中心轴偏心地延伸。拉丝65的顶端部分利用焊接固定于顶端芯片35。另外,在拉丝65的顶端也可以形成防脱用的大径部(防脱部)。由此，顶端芯片35与拉丝65被牢固地结合，能够可靠地防止顶端芯片35的脱落等。另一方面，拉丝65的基端部分与手柄20的提钮22连接，通过操作提钮22，拉丝65被拉拽，由此多腔管10的顶端部偏转。拉丝65由不锈钢或Ni - Ti系超弹性合金构成，但不是必须由金属构成。拉丝65例如也可以由高強度的非导电性线等构成。另外，使多腔管的顶端部偏转的机构不限于此，例如也可以是具备钢板弹簧而构成。在多腔管10的第4腔管14，仅有拉丝65延伸，导线(组)不延伸。由此，在进行多腔管10的顶端部的偏转操作时，能够防止由向轴向移动的拉丝65对导线造成的损伤(例如擦伤)。对于本实施方式中的除颤探针100而言，在手柄20的内部，第I导线组41G、第2导线组42G、和第3导线组43G也被绝缘隔离。图6是表示本实施方式中的除颤探针100的手柄的内部构造的立体图，图7是手柄内部(顶端侧)的部分放大图，图8是手柄内部(基端侧)的部分放大图。
如图6所示，多腔管10的基端部被插入手柄20的顶端开口，由此，多腔管10与手柄20连接。如图6和图8所示，在手柄20的基端部，内置有将向顶端方向突出的多个针端子(51，52，53)配置于顶端面50A而形成的圆筒状的连接器50。另外，如图6至图8所示，在手柄20的内部，3个导线组(第I导线组41G，第2导线组42G，第3导线组43G)分别被插通的3根绝缘性管(第I绝缘性管26，第2绝缘性管27，第3绝缘性管28)延伸。如图6和图7所示，第I绝缘性管26的顶端部(距离顶端IOmm左右)被插入多腔管10的第I腔管11，由此，第I绝缘性管26与第I导线组41G延伸的第I腔管11连结。与第I腔管11连结的第I绝缘性管26通过在手柄20的内部延伸的第I保护管61的内孔延伸至连接器50(针端子被配置的顶端面50A)的附近，形成将第I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I腔管11)延伸出的第I导线组41G不会缠绕，能够在手柄20的内部(第I绝缘性管26的内孔)延伸。从第I绝缘性管26的基端开口延伸出的第I导线组41G分散成构成其的8根导线41，这些导线41分别利用焊接与配置于连接器50的顶端面50A的针端子分别连接固定。这里，将构成第I导线组41G的导线41被连接固定的针端子(针端子51)被配置的区域作为“第I端子组区域”。第2绝缘性管27的顶端部(距离顶端IOmm左右)被插入多腔管10的第2腔管12，由此，第2绝缘性管27与第2导线组42G延伸的第2腔管12连结。与第2腔管12连结的第2绝缘性管27通过在手柄20的内部延伸的第2保护管62的内孔延伸至连接器50(针端子被配置的顶端面50A)的附近，形成将第2导线组42G的基端部引导至连接器50附近的插通路。由此，从多腔管10 (第2腔管12)延伸出的第2导线组42G不会缠绕，能够在手柄20的内部(第2绝缘性管27的内孔)延伸。从第2绝缘性管27的基端开口延伸出的第2导线组42G被分散成构成其的8根导线42，这些导线42分别利用焊接与配置于连接器50的顶端面50A的针端子分别连接固定。这里，将构成第2导线组42G的导线42被连接固定的针端子(针端子52)被配置的区域作为“第2端子组区域”。第3绝缘性管28的顶端部(距离顶端IOmm左右)被插入多腔管10的第3腔管13，由此，第3绝缘性管28与第3导线组43G延伸的第3腔管13连结。
与第3腔管13连结的第3绝缘性管28通过在手柄20的内部延伸的第2保护管62的内孔延伸至连接器50(针端子被配置的顶端面50A)的附近，形成将第3导线组43G的基端部引导至连接器50附近的插通路。由此，从多腔管10 (第3腔管13)延伸出的第3导线组43G不会缠绕，能够在手柄20的内部(第3绝缘性管28的内孔)延伸。从第3绝缘性管28的基端开口延伸出的第3导线组43G分散成构成其的4根导线43，这些导线43分别利用焊接与配置于连接器50的顶端面50A的针端子分别连接固定。这里，将构成第3导线组43G的导线43被连接固定的针端子(针端子53)被配置的区域作为“第3端子组区域”。这里，作为绝缘性管(第I绝缘性管26，第2绝缘性管27和第3绝缘性管28)的构成材料，能够例示出聚酰亚胺树脂、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，成形能够较薄的聚酰亚胺树脂。作为绝缘性管的壁厚,优选为20 40 μ m,示出的优选的一例为30 μ m。
另外，作为绝缘性管被内插的保护管(第I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)等尼龙系弹性体。根据具有上述那样构成的本实施方式的除颤探针100，第I导线组41G在第I绝缘性管26内延伸，第2导线组42G在第2绝缘性管27内延伸，第3导线组43G在第3绝缘性管28内延伸，由此在手柄20的内部，也能够将第I导线组41G、第2导线组42G和第3导线43G完全绝缘隔离。其结果，在施加了除颤所需的电压时，能够可靠地防止手柄20的内部的第I导线组41G、第2导线组42G和第3导线43G之间的短路(尤其是在腔管的开口附近延伸出的导线组间的短路)。并且，在手柄20的内部，第I绝缘性管26被第I保护管61保护，第2绝缘性管27和第3绝缘性管28被第2保护管52保护，由此，例如能够防止在多腔管10的顶端部的偏转操作时因提钮22的构成部件(可动部件)接触、擦过而导致绝缘性管损伤的情况。本实施方式中的除颤探针100具备将多个针端子被配置的连接器50的顶端面50A划分成第I端子组区域、第2端子组区域和第3端子组区域，并将导线41、导线42和导线43相互隔尚的隔壁板55。划分第I端子组区域、第2端子组区域和第3端子组区域的隔壁板55通过将绝缘性树脂加工成型为在两侧具有平坦面的导管状而被形成。作为构成隔壁板55的绝缘性树月旨，没有特别限制，能够使用聚乙烯等常用树脂。隔壁板55的厚度例如为O. I O. 5mm，示出优选的一例为O. 2mm。隔壁板55的高度(从基端缘到顶端缘的距离)需要高于连接器50的顶端面50A与绝缘性管(第I绝缘性管26和第2绝缘性管27)的相隔距离，在该相隔距离为7mm时，隔壁板55的高度例如为8mm。在高度小于7mm的隔壁板上，无法使其顶端缘位于比绝缘性管的基端靠顶端侧。根据这样的构成，能够可靠且整齐地隔离构成第I导线组41G的导线41(从第I绝缘性管26的基端开口延伸出的导线41的基端部分)和构成第2导线组42G的导线42 (从第2绝缘性管27的基端开口延伸出的导线42的基端部分)。在不具备隔壁板55的情况下，无法将导线41和导线42整齐地隔离(划分)，有可能导致它们混线。
并且，被施加了极性相互不同的电压的构成第I导线组41G的导线41和构成第2导线组42G的导线42被隔壁板55相互隔离从而不会接触，因此在使用除颤探针100时，即使施加心腔内除颤所需的电压，在构成第I导线组41G的导线41(从第I绝缘性管26的基端开口延伸出的导线41的基端部分)和构成第2导线组42G的导线42 (从第2绝缘性管27的基端开口延伸出的导线42的基端部分)之间也不会发生短路。另外，在制造除颤探针时，在将导线与针端子连接固定时发生错误的情况下，例如在将构成第I导线组41G的导线41与第2端子组区域中的针端子连接了的情况下，该导线41横跨隔壁55，由此能够容易发现连接的错误。
另外，构成第3导线组43G的导线43 (针端子53)与导线42 (针端子52)—并被隔壁板55从导线41 (针端子51)隔离，但是不限于此，也可以与导线41 (针端子51)—并被隔壁板55从导线42 (针端子52)隔离。在除颤探针100中，隔壁板55的顶端缘位于比第I绝缘性管26的基端和第2绝缘性管27的基端都靠顶端侧。由此，在从第I绝缘性管26的基端开口延伸出的导线(构成第I导线组41G的导线41)和从第2绝缘性管27的基端开口延伸出的导线(构成第2导线组42G的导线42)之间，隔壁板55总是存在，能够可靠地防止导线41与导线42接触造成的短路。如图8所示，从第I绝缘性管26的基端开口延伸出并与连接器50的针端子51连接固定的8根导线41、从第2绝缘性管27的基端开口延伸出并与连接器50的针端子52连接固定的8根导线42、从第3绝缘性管28的基端开口延伸出并与连接器50的针端子53连接固定的4根导线43的周围被树脂58固定，由此各自的形状保持固定。保持导线的形状的树脂58形成为与连接器50同径的圆筒状，在该树脂成形体的内部，处于针端子、导线、绝缘性管的基端部和隔壁板55被嵌入的状态。并且，根据绝缘性管的基端部被嵌入树脂成形体的内部的构成，从绝缘性管的基端开口延伸出至与针端子连接固定为止的导线(基端部分)整体能够被树脂58完全覆盖，能够将导线(基端部分)的形状完全地保持固定。另外，树脂成形体的高度(从基端面到顶端面的距离)优选高于隔壁板55的高度，在隔壁板55的高度为8mm的情况，例如设为9mm。这里，作为构成树脂成形体的树脂58没有特别限定，但是优选使用热硬化性树脂或者光硬化性树脂。具体而言，能够例示氨酯系、环氧系、氨酯-环氧系的硬化性树脂。根据上述那样的构成，由于导线的形状被树脂58保持固定，所以在制造除颤探针100时(在手柄20的内部安装连接器50时)，能够防止从绝缘性管的基端开口延伸出的导线缠绕、或者与针端子的边缘接触而导致损伤的情况(例如，导线的被覆树脂发生断裂)。如图I所示，构成本实施方式的探针系统的除颤探针100具备具有探针序列存储部111、初次连接信息存储部112和事件信息存储部113的存储器110。除颤探针100所具备的存储器110例如由容纳于手柄20的内部的存储器芯片构成。下面的表I将除颤探针100的存储器构造的一例与写入的信息一并表示。[表 I]


一种心腔内除颤探针系统，其具备除颤探针(100)和电源装置(700)，除颤探针具备具有初次连接信息存储部(112)和事件信息存储部(113)的存储器(110)，电源装置具有直流电压的输出电路(751)、存储使用限制时间的存储器(752)和内部时钟(753)，具备对针对除颤探针(100)的存储器(110)的写入和读出进行控制的运算处理部(75)，运算处理部按每个写入到除颤探针的存储器的事件存储部的事件，在判断为从写入除颤探针的存储器的初次连接信息存储部的连接时刻开始到进行了该事件的时刻为止的经过时间超过了使用限制时间的情况下，控制为不执行下一事件。