CN102905758B - 心腔内除颤探针*** - Google Patents

Abstract

一种心腔内除颤探针***，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。

Description

心腔内除颤探针***

技术领域

本发明涉及心腔内除颤探针***，具体而言涉及具备***心腔内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的探针***。

背景技术

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1）。

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1: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***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***（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1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。

发明内容

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***。

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***。

本发明的另一目的在于，提供一种能够使作为一次性（Disposable）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***。

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***。

（1）本发明（第1发明）的心腔内除颤探针***具备被***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1电极组（第1DC电极组）；

由从上述第1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1DC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第1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1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1DC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1DC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1DC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值、要向上述第1DC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1DC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***的除颤探针以第1DC电极组位于冠状静脉内，第2DC电极组位于右心室内的方式***心腔内，利用电源装置，经由第1导线组以及第2导线组向第1DC电极组和第2DC电极组施加极性相互不同的电压（向第1DC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1DC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1发明）的心腔内除颤探针***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1DC电极组和第2DC电极组之间的阻抗值（心内阻抗值）、第1DC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1DC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1发明）的心腔内除颤探针***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。

即，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1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1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***，具备被***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***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1DC电极组；

由从上述第1DC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1DC电极组的各个电极连接的多个导线构成的第1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1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1DC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1DC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1DC电极组和上述第2DC电极组之间的阻抗值、在上述第1DC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1DC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***，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***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1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1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1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1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1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1DC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。

即，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***用于除颤的探针等的麻烦。

（5）在上述（4）的心腔内除颤探针***中，优选构成为，上述除颤探针具备：由从上述第1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1DC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***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1DC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***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1DC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***实现了下述的效果。

（1）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1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。

附图说明

图1是表示本发明的心腔内除颤探针***的一实施方式的框图。

图2是表示构成图1所示的探针***的颤抖探针的说明用俯视图。

图3是表示构成图1所示的探针***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1所示的探针***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1所示的探针***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11A是表示图1所示的探针***中的电源装置的动作以及操作的流程图的一部分（Step1～Step7）。

图11B是表示图1所示的探针***中的电源装置的动作以及操作的流程图的另一部分（Step8～Step16）。

图11C是表示图1所示的探针***中的电源装置的动作以及操作的流程图的另一部分（Step17～Step22）。

图12是表示在图1所示的探针***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1所示的探针***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1所示的探针***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1所示的探针***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1所示的探针***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1所示的探针***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***的其他实施方式的框图。

图19A是表示图18所示的探针***中的电源装置的动作和操作的流程图的一部分（Step1～Step7）。

图19B是表示图18所示的探针***中的电源装置的动作和操作的流程图的另一部分（Step8～Step16）。

图19C是表示图18所示的探针***中的电源装置的动作和操作的流程图的另一部分（Step17～Step22）。

具体实施方式

＜第1实施方式＞

本实施方式的心腔内除颤探针***具备：被***心腔内来进行除颤的除颤探针100、向该除颤探针100的电极施加直流电压的电源装置700、心电图扫描仪800、和心电位测量单元900。

除颤探针100具备：多腔管10；

由安装于多腔管10的顶端区域的8个环状电极31构成的第1DC电极组31G；

由从第1DC电极组31G向基端侧离开而安装于多腔管10的8个环状电极32构成的第2DC电极组32G；

由从第2DC电极组32G向基端侧离开而安装于多腔管10的4个环状电极33构成的基端侧电位测量电极组33G；

由顶端与构成第1DC电极组31G的各个电极31连接的8根导线41组成的第1导线组41G；

由顶端与构成第2DC电极组32G的各个电极32连接的8根导线42组成的第2导线组42G；

由顶端与构成基端侧电位测量电极组33G的各个电极33连接的4根导线43组成的第3导线组43G；以及

具有存储除颤探针100的序列信息的探针序列存储部111、存储向除颤探针100最初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112、和将包括除颤探针100进行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113的存储器110，

电源装置700具备：DC电源部71；

与除颤探针100的第1导线组41G、第2导线组42G以及第3导线组43G的基端侧连接的探针连接器72；

与心电图扫描仪800的输入端子连接的心电图扫描仪连接器73；

包括用于使电源装置700成为除颤模式的模式切换开关741、电能设定开关742、充电开关743以及电能施加开关744的外部开关74；

基于外部开关74的输入来控制DC电源部71，并且具有输出来自DC电源部71的直流电压的输出电路751，还具有存储电源装置700的序列信息以及探针的使用限制时间的存储器752，另外具有用于确定时刻的内部时钟753，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；以及

由一电路双接点的切换开关组成，在公共接点连接探针连接器72，在第1接点连接上述心电图扫描仪连接器73，在第2接点连接运算处理部75的切换部76，

在通过构成除颤探针100的第1DC电极组31G和/或第2DC电极组32G的电极来测量心电位时，在切换部76中选择第1接点，来自除颤探针100的心电位信息经由电源装置700的探针连接器72、切换部76和心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800，

在由除颤探针100进行除颤时，在测量了第1DC电极组31G与第2DC电极组32G之间的阻抗值（心内阻抗值）后，基于外部开关74（电能设定开关742、充电开关743、电能施加开关744）的输入，利用电源装置700的运算处理部75，切换部76的接点被切换到第2接点，从电源装置700的DC电源部71经由运算处理部75的输出电路751、切换部76以及探针连接器72向除颤探针100的第1DC电极组31G和第2DC电极组32G施加极性相互不同的电压，

电源装置700的运算处理部75是进行如下控制的***：

（a）在最初向除颤探针100连接电源装置700时，将最初连接的时刻以及最初连接的电源装置700的序列信息写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112，

（b）在由除颤探针100进行了除颤时，取得第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值、要在第1DC电极组31G与第2DC电极组32G之间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，将这些信息与进行了该除颤的时刻以及连接着的电源装置700的序列信息一并写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113，

（c）当在测量了除颤探针100的第1DC电极组31G和第2DC电极组32G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电源装置700的序列信息一并写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113，

（d）在对取下了使用的电源装置的除颤探针100再次连接相同或者不同的电源装置700时，将此识别为事件，将再次连接的时刻以及再次连接的电源装置700的序列信息写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113，

（e）按每个写入到除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113的事件，来判断从写入到除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112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了电源装置700的存储器752所存储的探针的使用限制时间，在判断为超过时，不执行作为由该除颤探针100进行的下一事件的除颤或者阻抗值的测量。

如图1所示，本实施方式的心腔内除颤探针***具备除颤探针100、电源装置700、心电图扫描仪800和心电位测量单元900。

如图2至图5所示，构成本实施方式的探针***的除颤探针100具备多腔管10、手柄20、第1DC电极组31G、第2DC电极组32G、基端侧电位测量电极组33G、第1导线组41G、第2导线组42G和第3导线组43G。

如图4和图5所示，在构成除颤探针100的多腔管10（具有多腔构造的绝缘性管构件）中，形成有4个腔管（第1腔管11、第2腔管12、第3腔管13、第4腔管14）。

在图4和图5中，15是划分腔管的氟树脂层，16是由低硬度的尼龙弹性体组成的内（内核）部，17是由高硬度的尼龙弹性体组成的外（外壳）部，图4中的18是形成编织层的不锈钢丝。

划分腔管的氟树脂层15例如由全氟烷氧基聚合物（PFA）、聚四氟乙烯（PTFE）等绝缘性高的材料构成。

构成多腔管10的外部17的尼龙弹性体使用轴方向不同硬度也不同的物质。由此，多腔管10被构成为从顶端侧向基端侧硬度阶段性变高。

示出优选的一例，在图3中，由L1（长度52mm）表示的区域的硬度（由D型硬度计测量的硬度）为40，由L2（长度108mm）表示的区域的硬度为55，由L3（长度25．7mm）表示的区域的硬度为63，由L4（长度10mm）表示的区域的硬度为68，由L5（长度500mm）表示的区域的硬度为72。

由不锈钢丝18构成的编织层在图3中仅形成在L5所示的区域中，如图4所示，设置在内部16和外部17之间。

多腔管10的外径例如为1．2～3．3mm。

作为制造多腔管10的方法没有特别限制。

构成本实施方式中的除颤探针100的手柄20具备手柄主体21、提钮22、应急保险24。

通过对提钮22进行旋转操作，能够使多腔管10的顶端部偏转（摆动）。

在多腔管10的外周（在内部未形成编织的顶端区域），安装有第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G。此处，“电极组”是构成同一极（具有相同极性），或者具有相同目的来以较窄的间隔（例如5mm以下）安装的多个电极的集合体。

第1DC电极组是在多腔管的顶端区域中由构成相同极（－极或者＋极）的多个电极以较窄间隔安装而成。这里，构成第1DC电极组的电极的个数根据电极的宽度或配置间隔而不同，例如设为4～13个，优选为8～10个。

在本实施方式中，第1DC电极组31G由安装于多腔管10的顶端区域的8个环状电极31构成。

构成第1DC电极组31G的电极31经由导线（构成第1导线组41G的导线41）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31的宽度（轴向长度）优选为2～5mm，优选的一例为4mm。

当电极31的宽度过窄，则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31的宽度过大，则有时会损害多腔管10中的第1DC电极组31G被设置的部分的挠曲性、柔软性。

电极31的安装间隔（相邻电极的相隔距离）优选为1～5mm，优选的一例为2mm。

在使用除颤探针100时（配置于心腔内时），第1DC电极组31G例如位于冠状静脉内。

第2DC电极组从多腔管的第1DC电极组的安装位置向基端侧离开，由构成与第1DC电极组相反极（＋极或者－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1DC电极组31G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1～5mm，示出的优选的一例是2mm。

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0．5～2．0mm，示出的优选的一例为1．2mm。

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1．0～10．0mm，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铂、不锈钢等金属材料、各种树脂材料等，没有特别限制。

第1DC电极组31G（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，示出的优选的一例为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，示出的优选的一例为30mm。

作为构成第1DC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，优选由铂或铂系的合金构成。

图4和图5所示的第1导线组41G是与构成第1DC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1导线组41G（导线41），能够将构成第1DC电极组31G的8个电极31分别与电源装置700电连接。

构成第1DC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1腔管11。进入第1腔管11的8根导线41作为第1导线组41G在第1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1导线组41G延伸的第1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1导线组41G在第1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1导线组41G（第1DC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1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1导线组41G（第1DC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2～30μm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1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***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1导线组41G，第2导线组42G，第3导线组43G）分别***通的3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）延伸。

如图6和图7所示，第1绝缘性管26的顶端部（距离顶端10mm左右）被***多腔管10的第1腔管11，由此，第1绝缘性管26与第1导线组41G延伸的第1腔管11连结。

与第1腔管11连结的第1绝缘性管26通过在手柄20的内部延伸的第1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1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1腔管11）延伸出的第1导线组41G不会缠绕，能够在手柄20的内部（第1绝缘性管26的内孔）延伸。

从第1绝缘性管26的基端开口延伸出的第1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1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1端子组区域”。

第2绝缘性管27的顶端部（距离顶端10mm左右）被***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10mm左右）被***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1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20～40μm，示出的优选的一例为30μm。

另外，作为绝缘性管被内插的保护管（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1导线组41G在第1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1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1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1绝缘性管26被第1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1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相互隔离的隔壁板55。

划分第1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的绝缘性树脂，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0．1～0．5mm，示出优选的一例为0．2mm。

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1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1导线组41G的导线41（从第1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1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1导线组41G的导线41（从第1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1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）一并被隔壁板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）一并被隔壁板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1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1绝缘性管26的基端开口延伸出的导线（构成第1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1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1所示，构成本实施方式的探针***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1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1]

在存储器110的探针序列存储部111中存储有除颤探针100的序列信息。

作为除颤探针100的序列信息，能够列举制造编号（序列号）、制造年月日等。该序列信息是制造除颤探针100时写入的产品管理上的信息，无法被重写或者追加。

例如，在表1所示的存储器110的构造中，在探针序列存储部111中写入有除颤探针的序列号（123456）。

在存储器110的初次连接信息存储部112中，存储向除颤探针100最初连接电源装置的时刻（日期时间）以及最初连接的电源装置的序列信息。

最初连接的时刻以及最初连接的电源装置的序列信息被最初连接的电源装置的运算处理部写入，一旦写入后就无法被重写。

作为一次性（Disposable）产品的除颤探针100通过使用一定程度的时间性能会下降。因此，对于除颤探针100，根据性能以及安全观点设定使用限制时间（该使用限制时间存储于电源装置700的存储器752。），“向除颤探针100最初连接电源装置的时刻”成为除颤探针100的使用限制时间的起算点。

在上述表1所示的存储器110的构造中，在初次连接信息存储部112中写入电源装置被最初连接的时刻（2009年12月5日10点00分00秒），作为最初连接的电源装置的序列信息，序列号（10011）被写入。

在存储器110的事件信息存储部113中，包括除颤探针100进行的除颤的事件（动作）涉及的信息与该事件进行的时刻（日期时间）以及此时连接的电源装置的序列信息一并被存储。

作为事件信息存储部113所存储的事件，能够列举：

（1）除颤探针100进行的除颤（电能的施加），

（2）除颤探针100的第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值的测量，

（3）在除颤探针100进行的事件所使用的电源装置被取下后，对该除颤探针100再次连接相同或者不同的电源装置的操作。

在由除颤探针100进行了除颤时，第1DC电极组31G与第2DC电极组32G之间的阻抗值（心内阻抗值）、上述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进行该除颤的时刻以及此时连接的电源装置的序列信息一并被写入事件信息存储部113。

例如，在上述表1所示的存储器110的构造中，在事件信息存储部113的事件2中，将除颤作为事件，将电极组间的阻抗值（75Ω）、能量设定值（15J）、输出电压（300V）以及输出时间（13．5msec）与除颤被进行的时刻（2009年12月5日10点06分12秒）以及此时连接的电源装置的序列号（10011）一并写入事件信息存储部113。另外，对于事件3、4和7也同样。

对于第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值的测量而言，通常由于在除颤之前进行，所以虽然能够包括于除颤的事件，但是在之后除颤没有进行的情况下，阻抗值的测量被识别为单独的事件，被测量的阻抗值与测量的时刻以及连接的电源装置的序列信息一并被写入事件信息存储部113。

例如，在上述表1所示的存储器110的构造中，在事件信息存储部113的事件1中，电极组间的阻抗值（75Ω）与测量时刻（2009年12月5日10点05分00秒）以及此时连接的电源装置的序列号（10011）一并被写入事件信息存储部113。

另外，在事件6中，电极组间的阻抗值（79Ω）与测量时刻（2009年12月5日10点53分22秒）以及此时连接的电源装置的序列号（10032）一并被写入事件信息存储部113。

在本实施方式的探针***中，在向除颤探针100连接了电源装置时，在该连接是最初的连接的情况下，该时刻以及该电源装置的序列信息被写入初次连接信息存储部112，而在再次连接相同或者不同的电源装置时，这些信息被写入事件信息存储部113。

例如，在上述表1所示的存储器110的构造中，在事件信息存储部113的事件5中，再次连接的时刻（2009年12月5日10点40分08秒）以及再次连接的电源装置的序列号（10032）被写入事件信息存储部113。

另外，在事件8中，再次连接的时刻（2009年12月6日11点30分00秒）以及再次连接的电源装置的序列号（10055）被写入事件信息存储部113。

如图1所示，构成本实施方式的探针***的电源装置700具备DC电源部71、探针连接器72、心电图扫描仪连接器73、外部开关（输入单元）74、运算处理部75、切换部76、心电图输入连接器77和心电位信息显示部78。

DC电源部71中内置有电容，根据外部开关74（充电开关743）的输入，内置电容被充电。

探针连接器72与除颤探针100的连接器50连接，与第1导线组（41G）、第2导线组（42G）以及第3导线组（43G）的基端侧电连接。

如图9所示，除颤探针100的连接器50与电源装置700的探针连接器72被连接器线缆C1连结，由此，将构成第1导线组的8根导线41连接固定的针端子51（实际为8个）与探针连接器72的端子721（实际为8个），将构成第2导线组的8根导线42连接固定的针端子52（实际为8个）与探针连接器72的端子722（实际为8个），将构成第3导线组的4根导线43连接固定的针端子53（实际为4个）与探针连接器72的端子723（实际为4个）分别连接。

这里，探针连接器72的端子721和端子722与切换部76连接，端子723不经由切换部76而与心电图扫描仪连接器73直接连接。

由此，由第1DC电极组31G和第2DC电极组32G测量到的心电位信息经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73，由基端侧电位测量电极组33G测量到的心电位信息不经由切换部76而到达心电图扫描仪连接器73。

心电图扫描仪连接器73与心电图扫描仪800的输入端子连接。

作为输入单元的外部开关74由用于对心电位测量模式和除颤模式进行切换的模式切换开关741、设定除颤时施加的电能的电能设定开关742、用于对DC电源部71进行充电的充电开关743、用于施加电能来进行除颤的电能施加开关（放电开关）744构成。来自上述外部开关74的输入信号都被送至运算处理部75。

电源装置的运算处理部75基于外部开关74的输入，对DC电源部71、切换部76以及心电位信息显示部78进行控制。

在该运算处理部75中，具有用于将来自DC电源部71的直流电压经由切换部76向除颤探针100的电极输出的输出电路751。

利用该输出电路751，能够施加直流电压，使得图9所示的探针连接器72的端子721（最终是除颤探针100的第1DC电极组31G）和探针连接器72的端子722（最终是除颤探针100的第2DC电极组32G）成为相互不同的极性（一方的电极组为－极时，另一方的电极组为＋极）。

运算处理部75具有存储电源装置700的序列信息以及探针的使用限制时间的存储器752和用于确定时刻的内部时钟753。

作为存储器752所存储的电源装置700的序列信息，能够列举制造编号（序列号）、制造年月日等。该序列信息是在制造电源装置时被写入的产品管理上的信息，无法进行重写或追加。

存储器752所存储的“探针的使用限制时间”根据除颤探针100的性能以及安全的观点而设定，无法被探针***的使用者重写。

作为探针的使用限制时间，设定为比1次手术所需的最大时间长的时间且从除颤探针的性能以及安全的观点来看不会产生问题的时间，例如可以设定为24小时，但是当然不限于此。

作为被内部时钟753确定的时刻，能够列举向除颤探针100最初连接电源装置的时刻以及除颤探针100进行的事件（除颤、电极组间的阻抗值的测量、电源装置的再次连接）被执行的时刻。

运算处理部75在向除颤探针100最初连接电源装置700时，参照内部时钟753取得连接的时刻，将该时刻与存储器752所存储的电源装置700的序列信息一并写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112。

这里，作为对向除颤探针100连接了电源装置700的情况进行检测的方法没有特别限定，例如可以列举设置在连接时流过微弱电流这样的电路，或者对电源装置700的探针连接器72设置物理开关之类的方法。

另外，对于电源装置700的连接在该除颤探针100中是“最初的”连接还是再次连接而言，运算处理部75参照该除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112，当初次连接信息存储部112中没有存储信息时判断为是“最初的”连接，当初次连接信息存储部112中存储有信息时判断为是再次连接。

运算处理部75在利用除颤探针100进行除颤时，取得第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值（进行除颤时先测量到的心内阻抗值）、第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间要施加的电能的设定值（能量设定开关742的输入值）、输出电压以及输出时间（实际施加的电压以及时间）的信息，将这些信息与进行该除颤的时刻（内部时钟753的时刻）以及连接的电源装置700的序列信息（存储器752所存储的序列信息）一并写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113（参照上述表1的事件2、3、4、7）。

另外，当在除颤探针100的第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值被测量后未进行除颤时，运算处理部75将阻抗值的测量识别为事件，将测量的阻抗值与进行了阻抗值的测量的时刻以及连接的电源装置700的序列信息一并写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113（参照上述表1的事件1，6）。

由此，也能够记录未进行除颤时的心内阻抗值的数据。

并且，运算处理部75在用于除颤探针100进行的事件的电源装置被取下后，在向该除颤探针100再次连接相同或者不同的电源装置700时（与在存储器110的初次连接信息存储部112中存储有时刻的除颤探针100连接），将此识别为事件，将再次连接的时刻以及电源装置700的序列信息写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113（参照上述表1的事件5、8）。

由此，能够记录再次连接电源装置的（交换）的履历。

根据本实施方式的探针***，能够记录除颤探针100进行的事件（除颤、电极组间的阻抗值的测量、电源装置的再次连接）的履历。并且，这些事件涉及的信息不是存储于电源装置侧，而是存储于除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113，因此即使使用多个电源装置来进行1个除颤探针100的事件，这些事件涉及的信息也不会分散到多个电源装置。

在本实施方式的探针***中，运算处理部75按每个写入到除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113的事件，判断从写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112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电源装置700的存储器752所存储的探针的使用限制时间，在判断为超过时，控制为使除颤探针100不执行下一事件。

例如，在上述表1所示的存储器110的构造中，从写入初次连接信息存储部112的连接时刻（12月5日10点00分00秒）到事件信息存储部113所存储的事件3的进行除颤的时刻（12月5日10点09分25秒）为止的经过时间为9分25秒，若将电源装置700的存储器752所存储的探针的使用限制时间例如设为24小时00分00秒，则上述经过时间没有超过探针的使用限制时间，因此能够进行下一事件4的除颤。

相应地，从写入初次连接信息存储部112的连接时刻（12月5日10点00分00秒）开始到事件信息存储部113所存储的事件8的电源装置的再次连接被进行的时刻（12月6日11点30分00秒）为止的经过时间为25小时30分00秒，超过了电源装置700的存储器752所存储的探针的使用限制时间（24小时00分00秒），因此无法执行下一事件。

在本发明中，作为运算处理部的“不执行事件”状况，没有特别限定，例如，在作为事件而要执行除颤时，能够列举即使输入了模式切换开关也没有切换到除颤模式，或者即使输入了电能施加开关也没有发送用于施加直流电压的控制信号之类的状况。

这里，作为运算处理部控制为不执行的事件，能够列举除颤以及阻抗值的测量。进行“对取下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”的情况被识别为写入事件存储部的事件，而由于“再次连接”是操作员的行为，所以不包括在运算处理部控制为不执行的事件中。

根据具有这样构成的本实施方式的探针***，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。

并且，由于将写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112的连接时刻作为除颤探针100的使用限制时间的起算点，所以即使将相同或者不同的电源装置向除颤探针100再次连接，当从写入初次连接信息存储部112的连接时刻（最初连接电源装置的时刻）经过了使用限制时间后进行某事件时，也使该除颤探针100不执行下一事件。

切换部76由在公共接点连接有探针连接器72（端子721以及端子722），在第1接点连接有心电图扫描仪连接器73，在第2接点连接有运算处理部75的一电路双接点的切换开关构成。

即，在选择了第1接点时，确保了连结探针连接器72和心电图扫描仪连接器73的路径，在选择了第2接点时，确保了连结探针连接器72和运算处理部75的路径。

切换部76的切换动作由运算处理部75根据外部开关74（模式切换开关741、电能施加开关744）的输入进行控制。

心电图输入连接器77与运算处理部75连接，另外，与心电图扫描仪800的输出端子连接。

利用该心电图输入连接器77，能够将从心电图扫描仪800输出的心电位信息（通常为输入心电图扫描仪800的心电位信息的一部分）输入运算处理部75，在运算处理部75中，能够基于该心电位信息来控制DC电源部71和切换部76。

心电位信息显示部78与运算处理部75连接，在心电位信息显示部78显示从心电图输入连接器77输入运算处理部75的心电位信息（主要是心电位波形），操作员能够一边监视输入运算处理部75的心电位信息（波形）一边进行除颤治疗（外部开关的输入等）。

构成本实施方式的探针***的心电图扫描仪800（输入端子）与电源装置700的心电图扫描仪连接器73连接，由除颤探针100（第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极）测量出的心电位信息从心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800。

另外，心电图扫描仪800（其他输入端子）也与心电位测量单元900连接，由心电位测量单元900测量的心电位信息也被输入至心电图扫描仪800。

这里，作为心电位测量单元900，能够列举为了测量12导联心电图而在患者的体表面帖附的电极垫、安装于患者的心脏内的电极探针（与除颤探针100不同的电极探针）。

心电图扫描仪800（输出端子）与电源装置700的心电图输入连接器77连接，能够将输入心电图扫描仪800的心电位信息（来自除颤探针100的心电位信息以及来自心电位测量单元900的心电位信息）的一部分从心电图输入连接器77发送到运算处理部75。

本实施方式中的除颤探针100在无需进行除颤治疗时，能够被用作心电位测量用的电极探针。

图10表示在进行心脏探针术（例如高频治疗）时，利用本实施方式涉及的除颤探针100测量心电位时的心电位信息的流动。

此时，电源装置700的切换部76选择连接心电图扫描仪连接器73的第1接点。

由构成除颤探针100的第1DC电极组31G和/或第2DC电极组32G的电极测量的心电位经由探针连接器72、切换部76以及心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800。

另外，由构成除颤探针100的基端侧电位测量电极组33G的电极测量的心电位从探针连接器72不通过切换部76而是直接经由心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800。

来自除颤探针100的心电位信息（心电位波形）显示于心电图扫描仪800的监视器（省略图示）。

另外，能够将来自除颤探针100的心电位信息的一部分（例如构成第1DC电极组31G的电极31（第1极和第2极）间的电位差）从心电图扫描仪800经由心电图输入连接器77和运算处理部75输入至心电位信息显示部78来进行显示。

如上所述，当在心脏探针术中无需进行除颤治疗时，能够将除颤探针100用作心电位测量用的电极探针。

并且，当在心脏探针术中中发生了心室颤抖时，能够利用被用作电极探针的除颤探针100立即进行除颤治疗。其结果，在发生心室颤抖时，能够省去将用于除颤的探针重新***等的麻烦。

以下按照图11所示的流程图对本实施方式的心腔内除颤探针***的除颤治疗的一例进行说明。

（1）首先，向除颤探针100连接电源装置700。具体而言，利用连接器线缆C1将除颤探针100的连接器50与电源装置700的探针连接器72连结（参照图11A的Step1、图9）。

（2）检测到向除颤探针100连接了电源装置700的情况的该电源装置700的运算处理部75从除颤探针100的存储器中的探针序列存储部111读出序列信息，并且为了判断该连接在该除颤探针100中是最初连接还是相同或者不同的电源装置的再次连接，参照存储器110中的初次连接信息存储部112，判断其中是否被写入了信息，在初次连接信息存储部112中没有写入信息时进入Step3，在写入了信息时进入Step4（参照Step2、图12）。

（3）在初次连接信息存储部112中没有写入信息时，电源装置700的运算处理部75将在Step1中连接了电源装置700的时刻（内部时钟753的时刻）以及电源装置700的序列信息（存储器752所存储的序列信息）写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112，并进入Step5（参照Step3、图12）。

（4）在初次连接信息存储部112中写入有信息时，电源装置700的运算处理部75将在Step1中连接了电源装置700的时刻以及电源装置700的序列信息写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113，并进入Step5（参照Step4、图12）。

（5）在X射线图像中，确认除颤探针100的电极（第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极）的位置，并且选择从心电位测量单元900（帖附于体表面的电极垫）输入至心电图扫描仪800的心电位信息（12导联心电图）的一部分，并从心电图输入连接器77输入电源装置700的运算处理部75（Step5）。此时，输入运算处理部75的心电位信息的一部分显示于心电位信息显示部78（参照图13）。

另外，从除颤探针100的第1DC电极组31G和/或第2DC电极组32G的构成电极经由探针连接器72、切换部76、心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800的心电位信息、从除颤探针100的基端侧电位测量电极组33G的构成电极经由探针连接器72、心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800的心电位信息显示于心电图扫描仪800的监视器（省略图示省略）。

（6）接着，输入作为外部开关74的模式切换开关741（Step6）。本实施方式中的电源装置700在初始状态是“心电位测量模式”，切换部76选择第1接点，从而确保从探针连接器72经由切换部76而到达心电图扫描仪连接器73的路径。

（7）当模式切换开关741被输入时，电源装置700的运算处理部75判断从写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112的时刻开始到最后写入事件信息存储部113的时刻为止的经过时间是否超过了运算处理部75的存储器752所存储的探针的使用限制时间，在判断为没有超过时进入Step8，在判断为超过时，无法进行以后的动作而成为“结束”（Step7）。

这里，在Step1中的电源装置700的连接在该除颤探针100中是最初的连接时（经由了Step2、3、5、6的情况），由于在事件信息存储部113中没有写入信息，因此能够进入Step8。另一方面，在Step1中的电源装置700的连接在该除颤探针100中是再次连接时（经由了Step2、4、5、6的情况），最后写入事件信息存储部113的时刻成为在Step4中写入的再次连接电源装置700的时刻。

另外，当从后述的Step22返回到Step6时（经由Step22、6的情况），最后写入事件信息存储部113的时刻成为在后述的Step17中进行了电能的施加（除颤）的时刻。

（8）当判断为从写入初次连接信息存储部112的时刻开始到最后写入事件信息存储部113的时刻为止的经过时间没有超过探针的使用限制时间时，运算处理部75将电源装置700的模式从“心电位测量模式”切换成“除颤模式”（图11B的Step8）。

（9）如图14所示，当模式切换开关741被输入从而切换成除颤模式时，根据运算处理部75的控制信号，切换部76的接点被切换成第2接点，确保了从探针连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，从探针连接器72经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73的路径被切断（Step9）。在切换部76选择了第2接点时，来自除颤探针100的第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G的构成电极的心电位信息无法输入至心电图扫描仪800（因此，也无法将该心电位信息发送到运算处理部75。）。但是，不经由切换部76的来自基端侧电位测量电极组33G的构成电极的心电位信息被输入至心电图扫描仪800。

（10）在切换部76的接点被切换到第2接点时，测量除颤探针100的第1DC电极组（31G）和第2DC电极组（32G）之间的阻抗值（Step10）。从探针连接器72经由切换部76输入到运算处理部75的阻抗值能够与输入运算处理部75的来自心电位测量单元900的心电位信息的一部分一并显示于心电位信息显示部78（参照图14）。

（11）切换部76的接点被切换到第1接点，从探针连接器72经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73的路径恢复（Step11）。

另外，切换部76的接点被选择成第2接点的时间（上述的Step9～Step10）例如为1秒间。

（12）运算处理部75判定在Step10中测量的阻抗值是否超过一定值，在没有超过时，进入下一个Step13（用于施加直流电压的准备），在超过时返回Step5（除颤探针100的电极的位置确认）（Step12）。

这里，在阻抗值超过了一定值时，意味着第1DC电极组和/或第2DC电极组没有充分地与规定部位（例如冠状静脉的管壁，右心室的内壁）抵接，因此需要返回Step5来再次调整电极的位置。

这样，能够仅在除颤探针100的第1DC电极组以及第2DC电极组与规定部位（例如，冠状静脉的管壁，右心室的内壁）充分地抵接时才施加电压，因此能够进行有效的除颤治疗。

（13）输入作为外部开关74的电能设定开关742来设定除颤时的施加能量（Step13）。

根据本实施方式中的电源装置700，施加能量能够在从1J到30J之间以1J刻度设定。

（14）输入作为外部开关74的充电开关743来向DC电源部71的内置电容充电（Step14）。

（15）充电结束后，输入作为外部开关74的电能施加开关744（Step15）。

（16）当电能施加开关744输入时，由运算处理部75将切换部76的接点切换至第2接点，确保了从探针连接器72经由切换部76到达运算处理部75的路径，切断了从探针连接器72经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73的路径（Step16）。

（17）在切换部76的接点被切换到第2接点后，从接受来自运算处理部75的控制信号的DC电源部71经由运算处理部75的输出电路751、切换部76以及探针连接器72向除颤探针100的第1DC电极组和第2DC电极组施加极性相互不同的直流电压（参照图11C的Step17、图15）。

这里，运算处理部75进行运算处理并向DC电源部71发送控制信号，使得与经由心电图输入连接器77输入的心电位波形同步地施加电压。

具体而言，在向运算处理部75逐次输入的心电位波形（来自心电位测量单元900的12导联心电图的一部分）中检测1个R波（最大峰值），并求出该峰高，接着，在从电位差到达该峰高的80％的高度（触发电平）的时刻（下一R波上升时）开始经过了一定时间（例如，R波的峰宽的1/10左右的极短时间）以后开始施加。

图16是表示利用本实施方式中的除颤探针100赋予规定电能（例如设定输出＝10J）时测量的电位波形的图。在该图中，横轴表示时间，纵轴表示电位。

首先，按照使得在输入运算处理部75的心电位波形中的电位差到达触发电平以后经过一定时间（t₀）后，第1DC电极组31G成为－极，第2DC电极组32G成为＋极的方式，在两者之间施加直流电压，由此，电能被供给测量电位上升（V₁是此时的峰值电压。）。在经过了一定时间（t₁）后，按照使得第1DC电极组31G成为＋极，第2DC电极组32G成为－极的方式，在两者之间施加反转了±的直流电压，由此，电能被供给而测量电位上升（V₂是此时的峰值电压。）。

这里，从到达触发电平至开始施加的时间（t₀）例如为0．01～0．05秒，示出优选的一例为0．01秒，时间（t＝t₁＋t₂）例如为0．006～0．03秒，示出优选的一例为0．02秒。

由此，能够与输入运算处理部75的心电位波形（是最大峰值的R波）同步地施加电压，能够进行有效的除颤治疗。

测量的峰值电压（V₁）例如为300～600V。

（18）在心电位波形中的电位差到达触发电平以后经过了一定时间（t₀＋t）后，接受来自运算处理部75的控制信号从而停止来自DC电源部71的电压的施加（Step18）。

（19）在电压的施加停止后，施加的记录（图16所示那样的施加时的心电位波形）显示于心电位信息显示部78（Step19）。作为显示时间，例如是5秒间。

（20）电源装置700的运算处理部75在利用除颤探针100进行除颤时，取得第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间的阻抗值（进行除颤时先测量的心内阻抗值）、在第1DC电极组31G和第2DC电极组32G之间要施加的电能的设定值（能量设定开关742的输入值）、输出电压（图16的V₁所示的实际施加的电压）以及输出时间（图16的t所示的实际施加的时间）的信息，这些信息与进行该除颤的时刻（由内部时钟753确定的时刻）以及电源装置700的序列信息（存储器752所存储的序列信息）一并被写入除颤探针100的存储器110中的事件信息存储部113（参照Step20、图17）。

（21）切换部76的接点被切换至第1接点，从探针连接器72经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73的路径恢复，来自除颤探针100的第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G的构成电极的心电位信息被输入至心电图扫描仪800（参照Step21、图13）。

（22）对显示于心电图扫描仪800的监视器的、来自除颤探针100的构成电极（第1DC电极组31G、第2DC电极组32G以及基端侧电位测量电极组33G的构成电极）的心电位信息（心电图）以及来自心电位测量单元900的心电位信息（12导联心电图）进行观察，如果“正常”则结束，在“不正常（心室颤抖没有治愈）”时，返回Step6（Step22）。

根据本实施方式的探针***，利用除颤探针100的第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G，能够向发生了颤抖的心脏直接提供电能，能够将除颤治疗所需的充分的电刺激（电冲击）仅向心脏可靠地提供。

并且，由于能够向心脏直接提供电能，所以不会在患者的体表产生燎伤。

另外，能够记录除颤探针100的事件（除颤、电极组间的阻抗值的测量、电源装置的再次连接）的履历。

由此，例如在使用中除颤探针发生了异常时，能够将事件履历用于寻找异常发生的原因。

并且，这些事件涉及的信息存储于除颤探针100的存储器110（事件信息存储部113），因此即使使用多个电源装置来进行1个除颤探针100的事件，这些事件涉及的信息也不会分散到多个电源装置。因此，能够按由序列信息确定的除颤探针100进行事件履历信息的管理。

在本实施方式的探针***中，涉及初次连接信息和事件履历信息而设置于除颤探针100的部件仅有存储器100（存储单元），由于处理这些信息的任务由电源装置700的运算处理部75负担，所以不会发生除颤探针大型化，或者其构造复杂化的情况。

另外，写入除颤探针100的存储器110的信息能够由合适的信息读取装置读出。

根据本实施方式的探针***，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。

另外，由于将写入除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112的连接时刻作为除颤探针100的使用限制时间的起算点，所以即使将相同或者不同的电源装置与除颤探针100再次连接，当在从写入初次连接信息存储部112的连接时刻（将电源装置最初连接的时刻）开始经过了使用限制时间后，由除颤探针100进行了某事件时，也使该除颤探针100不执行下一事件。

另外，由基端侧电位测量电极组33G的构成电极33测量的心电位信息从探针连接器72不经由切换部76而是经由心电图扫描仪连接器73输入至心电图扫描仪800，并且，在该心电图扫描仪800连接有心电位测量单元900，因此即使在心电图扫描仪800无法取得来自除颤探针100的第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G的心电位的除颤治疗时（切换部76被切换到第2接点，从探针连接器72经由切换部76到达心电图扫描仪连接器73的路径被切断时），心电图扫描仪800也能够取得由基端侧电位测量电极组33G以及心电位测量单元900测量的心电位信息，能够一边在心电图扫描仪800监视心电位（监视）一边进行除颤治疗。

并且，电源装置700的运算处理部75进行运算处理来对DC电源部71进行控制，使得与经由心电图输入连接器77输入的心电位波形同步地施加电压（心电位波形中的电位差到达触发电平后经过一定时间（例如0．01秒）后开始施加），能够对除颤探针100的第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G与心电位波形同步地施加电压，能够进行有效的除颤治疗。

并且，运算处理部75控制为能够仅在除颤探针100的电极组间的阻抗值没有超过一定值时，即，第1DC电极组31G以及第2DC电极组32G与规定的部位（例如，冠状静脉的管壁，右心室的内壁）充分地抵接时，才进入用于施加直流电压的准备，因此能够进行有效的除颤治疗。

在本实施方式的探针***中，电源装置700的运算处理部75也可以具有如下的功能（定时器），即、定期地参照内部时钟753所示的时刻，在从写入除颤探针100的存储器110的初次连接信息存储部112的连接时刻开始经过了存储器752所存储的使用限制时间后，控制为使除颤探针100不执行事件。

通过并用定时器，例如在将要经过使用限制时间时由除颤探针100进行了事件后，即使在以电源装置700被连接的状态经过了较长时间的情况下，也能够阻止该除颤探针100的“下一”事件的执行。

＜第2实施方式＞

图18是表示本发明的心腔内除颤探针***的其他实施方式的框图。在该图中，对与第1实施方式相同或者对应的构成要素使用相同的符号。

构成本实施方式的探针***的电源装置700a的运算处理部75a在要由除颤探针100执行新的事件（例如除颤）时，判断从写入该除颤探针100的存储器110的初次连接信息存储部112的时刻到内部时钟753所示的当前时刻为止的经过时间是否超过了电源装置700a的存储器752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。

图19是表示图18所示的探针***中的电源装置的动作以及操作的流程图。

作为本实施方式的心腔内除颤探针***的除颤治疗，除了将图11A所示的流程图的Step7变更成图19A所示的流程图的Step7以外，其他的与第1实施方式的探针***的除颤治疗相同。

即，当模式切换开关741被输入时，电源装置700a的运算处理部75a读出除颤探针100的存储器110中的初次连接信息存储部112所存储的时刻（最初连接电源装置的时刻），判断从该时刻到内部时钟753所示的当前时刻为止的经过时间（使用除颤探针100的时间）是否超过了电源装置700的存储器752所存储的使用限制时间，在没有超过时，进入图19B的Step8，在超过时，无法进行以后的动作而成为“结束”。

由此，在从写入初次连接信息存储部112的连接时刻（最初连接电源装置的时刻）开始经过了使用限制时间后，不会执行新的事件，能够将作为一次性产品的除颤探针100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。

以上对本发明的实施方式进行了说明，但是本发明不限定于这些实施方式，能够进行各种变更。

例如，在第1实施方式中经过了使用限制时间后不执行的“除颤探针100的下一事件”，在第2实施方式中经过了使用限制时间后不执行的“除颤探针100的新的事件”也可以仅是除颤。

图中符号说明：

100…除颤探针；10…多腔管；11…第1腔管；12…第2腔管；13…第3腔管；14…第4腔管；15…氟树脂层；16…内（内核）部；17…外（外壳）部；18…不锈钢丝；20…手柄；21…手柄主体；22…提钮；24…应急保险；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…基端侧电位测量电极组；33…环状电极；35…顶端芯片；41G…第1导线组；41…导线；42G…第2导线组；42…导线；43G…第3导线组；43…导线；50…除颤探针的连接器；51，52，53…针端子；55…隔壁板；58…树脂；61…第1的保护管；62…第2的保护管；65…拉丝；110…存储器；111…探针序列存储部；112…初次连接信息存储部；113…事件信息存储部；700…电源装置；71…DC电源部；72…探针连接器；721，722，723…端子；73…心电图扫描仪连接器；74…外部开关（输入单元）；741…模式切换开关；742…电能设定开关；743…充电开关；744…电能施加开关（放电开关）；75…运算处理部；751…输出电路；752…存储器；753…内部时钟；76…切换部；78…心电位信息显示部；700a…电源装置；75a…运算处理部；800…心电图扫描仪；900…心电位测量单元。

Claims (11)

1.一种心腔内除颤探针***，具备被***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***的特征在于，

上述除颤探针具备：

绝缘性的管部件；

第1电极组，其由安装于上述管部件的顶端区域的多个环状电极构成；

第2电极组，其由从上述第1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；

第1导线组，其由顶端与构成上述第1电极组的各个电极连接的多个导线构成；

第2导线组，其由顶端与构成上述第2电极组的各个电极连接的多个导线构成；以及

存储器，其包括：探针序列存储部，其存储上述除颤探针的序列信息；初次连接信息存储部，其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；和事件信息存储部，其将包括上述除颤探针的除颤的事件所涉及的信息与进行了该事件的时刻以及被连接的电源装置的序列信息一并进行存储，

上述电源装置具备：

DC电源部；

探针连接器，其与上述除颤探针的第1导线组以及第2导线组的基端侧连接；

外部开关，其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；以及

运算处理部，其基于上述外部开关的输入对上述DC电源部进行控制，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，并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，

在由上述除颤探针进行除颤时，在测量了上述第1电极组与上述第2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、上述探针连接器来向上述除颤探针的上述第1电极组和上述第2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1电极组和上述第2电极组之间的阻抗值、在上述第1电极组与上述第2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，并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1电极组和上述第2电极组之间的阻抗值之后未进行除颤时，将阻抗值的测量识别为事件，将测量到的阻抗值与测量到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了上述使用限制时间，在判断为超过时，控制为使该除颤探针不执行下一事件。

2.根据权利要求1所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述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后，控制为使该除颤探针不执行事件。

3.一种心腔内除颤探针***，具备被***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***的特征在于，

上述除颤探针具备：

绝缘性的管部件；

第1电极组，其由安装于上述管部件的顶端区域的多个环状电极构成；

第2电极组，其由从上述第1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；

第1导线组，其由顶端与构成上述第1电极组的各个电极连接的多个导线构成；

第2导线组，其由顶端与构成上述第2电极组的各个电极连接的多个导线构成；以及

存储器，其包括：探针序列存储部，其存储上述除颤探针的序列信息；初次连接信息存储部，其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；和事件信息存储部，其将包括上述除颤探针的除颤的事件所涉及的信息与进行了该事件的时刻以及被连接的电源装置的序列信息一并进行存储，

上述电源装置具备：

DC电源部；

探针连接器，其与上述除颤探针的第1导线组以及第2导线组的基端侧连接；

外部开关，其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；以及

运算处理部，其基于上述外部开关的输入来对上述DC电源部进行控制，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，并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和读出，

在由上述除颤探针进行除颤时，在测量了上述第1电极组和上述第2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、上述探针连接器来向上述除颤探针的上述第1电极组和上述第2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1电极组和上述第2电极组之间的阻抗值、在上述第1电极组与上述第2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，并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1电极组和上述第2电极组之间的阻抗值之后未进行除颤时，将阻抗值的测量识别为事件，将测量到的阻抗值与测量到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，在判断为超过时，控制为不执行该事件。

4.根据权利要求1至3中任一项所述的心腔内除颤探针***，其具备心电图扫描仪，该心腔内除颤探针***的特征在于，

上述电源装置具备：

心电图扫描仪连接器，其与上述心电图扫描仪的输入端子连接；和切换部，由一电路双接点的切换开关构成，在公共接点上连接有上述

探针连接器，在第1接点上连接有上述心电图扫描仪连接器，在第2接点上连接上述运算处理部，

在通过构成上述除颤探针的第1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1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1电极组和上述第2电极组施加极性相互不同的电压。

5.根据权利要求4所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述除颤探针具备：

电位测量电极组，其由从上述第1电极组或者上述第2电极组离开而安装于上述管部件的多个电极构成；以及

电位测量用的导线组，其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，该电位测量用的导线组的基端侧与上述电源装置的探针连接器连接，

在上述电源装置上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到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入至上述心电图扫描仪，而不经由上述切换部。

6.根据权利要求4所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

在上述心电图扫描仪上连接有上述除颤探针以外的心电位测量单元。

7.根据权利要求5所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

在上述心电图扫描仪上连接有上述除颤探针以外的心电位测量单元。

8.根据权利要求6所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述心电位测量单元是电极垫或者电极探针。

9.根据权利要求7所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述心电位测量单元是电极垫或者电极探针。

10.根据权利要求4所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述电源装置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。

11.根据权利要求5至9中任一项所述的心腔内除颤探针***，其特征在于，

上述电源装置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。