用于在基于接口模块的系统中使用辐射度量反馈的温控消融的系统和方法

用于在基于接口模块的系统中使用辐射度量反馈的温控消融的系统和方法
【专利摘要】本发明提供了用于使用辐射度量反馈的温控消融的系统和方法。在一方面下，用于与电外科发生器和具有辐射计、消融尖端和热电偶的集成导管尖端(ICT)一起使用的接口模块可以包括：(a)处理器；(b)从ICT接收数字辐射计信号和数字热电偶信号的第一输入/输出(I/O)端口；(c)从发生器接收消融能量的第二I/O端口；(d)温度显示器；(e)患者继电器；(f)存储指令的计算机可读介质，所述指令用于使处理器：(ⅰ)基于数字辐射计信号和热电偶信号以及操作参数，计算邻近ICT的温度；(ⅱ)使温度显示器显示计算出的温度；以及(ⅲ)闭合患者继电器，从而使得患者继电器将在第二I/O端口上接收的消融能量传送至第一I/O端口；以及(g)基于计算出的温度调节消融功率的温度控制子系统。
【专利说明】用于在基于接口模块的系统中使用辐射度量反馈的温控消 融的系统和方法
[0001] 相关技术的交叉参考
[0002] 本申请要求于2012年3月12日提交的标题为"用于在基于接口模块的系统中使 用辐射度量反馈的温控消融的系统和方法"的美国专利申请号13/418, 136的权益，其全部 内容通过引用并入本申请。

【技术领域】
[0003] 本申请一般涉及用于在组织消融期间测量并控制温度的系统和方法。

【背景技术】
[0004] 组织消融/切除可以用来治疗各种临床疾病。例如，组织消融可以通过破坏在其 他情况下将异常电信号传导至心肌的畸变路径，用来治疗心律失常。包括冷冻消融、微波消 融、射频（RF)消融和高频超声消融的若干种消融技术已经开发。对于心脏应用，此类技术 通常由临床医生执行，临床医生将具有消融尖端的导管经由静脉脉管系统引导到心内膜， 基于触觉反馈、绘制的心电图（ECG)信号、解剖结构和/或荧光成像，将消融尖端邻近临床 医生认为的心内膜的合适区域安放，致动冲洗剂流以冷却选择区域的表面，并且然后以被 认为足以破坏选择区域中的组织的功率致动消融尖段一段时间段。
[0005] 尽管市售的消融尖端可以包括用于经由数字显示提供温度反馈的热电偶，但是此 类热电偶在冲洗消融期间通常不提供有意义的温度反馈。例如，热电偶仅测量表面温度，而 导致组织消融的组织的加热或冷却可能发生在组织表面下方的一定深度处。此外，对于在 其中用冲洗剂冷却组织表面的过程，热电偶将会测量冲洗剂的温度，从而进一步模糊了关 于组织温度的任何有用信息，特别是在深处的组织温度的任何有用的信息。照此，临床医 生没有关于当组织正在消融时组织温度的有用反馈，或者消融的时间段是否足够的有用反 馈。因为临床医生缺乏此类信息，所以此外临床医生不可调节消融能量的功率以便在足够 的时间段将组织加热或冷却至期望温度。
[0006] 因此，仅可在过程完成之后显露，例如，如果患者继续经受心律失常，则显露目标 畸变路径没有被充分中断。在这种情形下，临床医生可能不知道该过程的失败是因为消融 了不正确的组织区域，还是因为消融尖端未被致动足够的时间段以破坏畸变路径，还是因 为消融尖端未接触组织或未充分接触组织，还是因为消融能量的功率不足，或者因为以上 的一些组合。紧接着重复消融过程以便再次试图治疗心律失常，临床医生可能具有和在第 一次过程期间一样少的反馈，并且因此可能潜在地再次未能破坏畸变路径。此外，可能有临 床医生要再次治疗心内膜的先前消融区域，并且不仅消融传导路径，而且损害邻近组织的 一些风险。
[0007] 在某些情形下，为避免必须照此重复消融过程，临床医生可以消融被认为畸变路 径沿着其存在的心内膜的一系列区域，以便提高中断沿着该路径传导的机会。然而，再次有 帮助临床医生确定这些消融区域中的任何区域是否被充分破坏的不足的反馈。
[0008] Sterzer的美国专利号US4, 190, 053描述了高热治疗设备，其中微波源用来在活 体组织中堆积能量以实现高热。该设备包括用于测量组织内深处温度的辐射计，并且包括 控制器，该控制器反馈来自辐射计的控制信号，以控制施加来自微波源的能量，其中控制信 号对应于测量的温度。该设备在输送来自微波源的微波能量和用辐射计测量辐射能量之间 交替，以测量温度。由于能量施加和温度测量的这种时分多路复用，所以由辐射计报告的温 度值与能量输送不同步。
[0009] Carr等人的美国专利号US7, 769, 469描述了用于治疗心律失常、肿瘤等的集成加 热和感测导管设备，其具有准许同时加热和温度测量的双工器。该专利也描述了由辐射计 测量的温度可用来控制施加能量，例如维持选择的加热廓线。
[0010] 尽管承诺通过使用辐射度量所提供的准确的温度测量灵敏度和控制，但已有该技 术的极少的成功商业医学应用。由于在辐射计中使用的微波天线构造的轻微变化，所以先 前已知系统的一个缺点是不能获得高度可再现的结果，这可导致导管与导管之间的测量温 度的显著差异。关于在导管上对辐射计天线定向以充分捕捉组织发射的辐射能量的问题， 以及关于在手术环境中屏蔽高频微波部件以便防止在手术领域中的辐射计部件和其他装 置之间干扰的问题也已经出现。
[0011] 基于微波的高热治疗和温度测量技术的认可也已经受到与实现辐射度量温度控 制方案有关的资本成本的阻碍。虽然此类系统可具有严重的局限性，诸如不能准确测量在 深处的组织温度，例如采用冲洗剂的地方，但是射频消融技术在医学界已经发展出大量的 追随者。然而，RF消融系统的广泛认可、关于此类系统的医学界的广博知识基础和转换到更 新技术所需的显著成本，以及对于更新技术的培训已经明显妨碍了辐射度量的广泛采用。
[0012] 鉴于以上内容，期望提供设备和方法，其准许在组织中的深处辐射度量温度，并且 准许在例如高热或亚低温治疗的消融治疗中使用此类测量以控制施加消融能量，特别是以 自动化的方式控制，以便将组织的目标区域在期望的时间段维持在期望的温度。
[0013] 进一步期望提供采用微波辐射计部件的设备和方法，微波辐射计部件可以容易地 构造并且校准，以提供高度的测量可再现性和可靠性。
[0014] 还期望提供设备和方法，其准许借助最少再训练以在先前已知RF消融导管的使 用中训练的临床医生容易达到的方式引入辐射度量温度测量和控制技术。
[0015] 更进一步期望提供设备和方法，其准许辐射度量温度测量和控制技术容易地与先 前已知的RF电外科发生器一起采用，从而减少实现此类新技术所需的资本成本。


【发明内容】

[0016] 鉴于以上内容，期望的是提供用于治疗活体组织的设备和方法，其采用用于温度 测量的辐射计，以及使用来自辐射计的反馈以调节施加到组织的消融能量功率的温度控制 子系统。根据本发明的一方面，提供系统和方法，其用于在RF消融期间辐射度量地测量温 度，即，基于来自辐射计的信号计算温度。与在现有的商业消融系统中使用的标准热电偶 技术不同，辐射计可以提供关于在深处--在该处发生组织消融--的组织温度的有用信 息，并且因此当临床医生消融心肌的选择区域时，将关于组织损害程度的反馈提供给临床 医生。此外，温度控制子系统可以基于组织温度自动调节施加到组织的消融能量的功率，以 便将组织维持在期望的温度和持续期望的时间量，以实现充分消融。
[0017] 在一个实施例中，本发明包括接口模块（系统），其可以耦合到先前已知的市售消 融能量发生器，例如电外科发生器，从而使得能够用减少的资本支出采用辐射度量技术。以 这种方式，常规的电外科发生器可以用来向包括消融尖端、热电偶和辐射计的"集成导管尖 端"(ICT)供给消融能量，用于检测经受消融的组织的体积温度。接口模块被配置成在常规 电外科发生器和ICT之间耦合，并且协调在其间的信号。因此，接口模块将操作需要的信 息提供给电外科发生器，在临床医生的控制下将消融能量传输至ICT，并且当组织正在消融 时，经由温度显示器显示在组织深处的温度，以供临床医生使用。显示的温度可以基于由辐 射计使用诸如以下进一步讨论的算法测量的信号计算。接口模块进一步包括被配置成与电 外科发生器的功率控制交互/接口使用的温度控制子系统。温度控制子系统存储组织要加 热到的设定值温度，并且基于设定值温度和计算出的组织的温度，调节电外科发生器的功 率控制，以便使计算出的组织温度达到设定值温度并且在期望的时间段将其维持在该值。
[0018] 在示例性实施例中，接口模块包括被配置成接收来自ICT的数字辐射计信号和数 字热电偶信号的第一输入/输出（I/O)端口，和被配置成接收来自电外科发生器的消融能 量的第二I/O端口。接口模块也包括处理器、与处理器并与第一 I/O端口和第二I/O端口 连通的患者继电器，以及永久性计算机可读介质。计算机可读介质存储用于辐射计和热电 偶的操作参数，以及用于处理器的在协调ICT和电外科发生器的操作中使用的指令。
[0019] 计算机可读介质优选存储使处理器执行以下步骤的指令，即基于数字辐射计信 号、数字热电偶信号和操作参数计算邻近ICT的温度的步骤。该温度预期比单独基于热电 偶读数的温度提供显著更准确的关于在组织中深处的病变质量和温度的信息。计算机可读 介质可以进一步存储用于使处理器导致温度显示器显示计算出的温度的指令，例如，以便 临床医生可以响应于显示的温度控制消融的时间段。计算机可读介质可以进一步存储用于 使处理器闭合患者继电器的指令，从而使得患者继电器将在第二I/O端口从电外科发生器 接收的消融能量传送至第一 I/O端口，传送至ICT。注意，所述指令可以使处理器将患者继 电器维持在常闭合状态，并且在检测到不安全条件时打开患者继电器。
[0020] 接口模块进一步包括基于计算出的温度调节消融能量的功率的温度控制子系统。

【专利附图】

【附图说明】
[0021] 图IA为根据本发明的一方面的包括接口模块、温度控制子系统和功率控制接口 的布置的第一实施例示意图，其包括接口模块、温度控制子系统、功率控制接口、先前已知 的例如电外科发生器的消融能量发生器和集成导管尖端（ICT)的前面板和后面板的显示 器，以及在其之间的示例性连接。
[0022] 图IB为说明往返于图IA的接口模块、温度控制子系统和功率控制接口的示例性 连接，以及在可与其一起使用的其他部件之间的连接的示意图。
[0023] 图IC为说明往返于接口模块、温度控制子系统和功率控制接口的可替代实施例 的示例性连接，以及在可与其一起使用的其他部件之间的连接的示意图。
[0024] 图ID为说明往返于接口模块、温度控制子系统和功率控制接口的另一个可替代 实施例的示例性连接，以及在可与其一起使用的其他部件之间的连接的示意图。
[0025] 图IE为说明往返于接口模块、温度控制子系统和功率控制接口的另一个可替代 实施例的示例性连接，以及在可与其一起使用的其他部件之间的连接的示意图。
[0026] 图2A为说明图1A-1B的接口模块的内部部件的示意图。
[0027] 图2B示意说明了图2A的接口模块的附加内部部件，以及往返于接口模块的选择 的连接。
[0028] 图2C为说明图1A-1B的温度控制子系统的内部部件的示意图。
[0029] 图2D依照在图1A-1B和图2A-2C中说明的实施例，说明了彼此耦合并且耦合到先 前已知的消融能量发生器的示例性温度控制子系统、功率控制接口和接口模块的透视图。
[0030] 图3A说明了在组织消融期间，使用图1A-2D的接口模块和温度控制子系统的方法 中的步骤。
[0031] 图3B说明了使用来自辐射计和热电偶的数字信号及操作参数计算辐射度量温度 的方法中的步骤。
[0032] 图3C说明了使用图1A-2D的接口模块和温度控制子系统，使用基于来自辐射计的 信号计算出的温度来控制消融过程的方法中的步骤。
[0033] 图4A-4F说明了依照图3A-3C的方法操作的在示例性消融过程期间获得的数据， 该过程使用图1A-1B和图2A-2D的接口模块、温度控制子系统和功率控制接口执行。
[0034] 图5A说明了与集成导管尖端（ICT)关联的示例性患者接口模块（PIM)的平视图， 其用于和图1A-2D的接口模块、温度控制子系统和功率控制接口一起使用。
[0035] 图5B根据本发明的一些实施例示意说明了图5A的PM的选择内部部件。
[0036] 图6A-6B根据本发明的一些实施例各自说明了示例性集成导管尖端（ICT)的透视 图和分解图，其用于和图1A-2D的接口模块、温度控制子系统和功率控制接口以及图5A-5B 的PIM-起使用。

【具体实施方式】
[0037] 本发明的实施例提供了用于在消融期间，特别是在心脏消融期间辐射地测量温 度，并且用于基于测量的温度自动调节消融能量功率的系统和方法。如上所述，用于心脏消 融的市售系统可以包括用于测量温度的热电偶，但是此类热电偶不能将关于组织温度的信 息充分提供给临床医生。因此，临床医生可能需要做出关于给定的组织区域是否已经充分 消融以实现期望效果的"基于经验的推测"。相比之下，基于来自辐射计的信号计算温度预 期给临床医生提供关于在深处的组织温度的准确信息，即使在冲洗过程期间。此外，可以采 用温度控制子系统，其监测计算出的温度并且自动调节或控制提供给组织的消融能量的功 率，以便将组织维持在期望的温度并且持续期望的时间，以实现充分消融。本发明提供了 "改进"的解决方案，其包括与现有的、市售的消融能量发生器诸如电外科发生器一起工作 的接口模块。依照本发明的一方面，接口模块基于由辐射计测量的信号显示组织温度，并且 包括或连接到基于组织温度经由功率控制接口控制或调节消融能量功率的温度控制子系 统，使得临床医生可以比仅使用用于温度测量的热电偶实现的准确性显著更优的准确性执 行消融过程。
[0038] 首先提供了包括连接的或集成的温度控制子系统和功率控制接口的接口I旲块，以 及到它们的连接的高水平概述。然后提供了关于接口模块、温度控制子系统和功率控制接 口的内部部件、其可替代的实施例以及计算辐射度量温度并使用该温度控制消融过程的示 例性方法的进一步的细节。也展示了在实验过程期间获得的数据。最后提供了关于可以与 接口模块、温度控制子系统和功率控制接口一起使用的部件的进一步的细节。
[0039] 图IA说明了依照本发明的原理构造的示例性接口模块110、温度控制子系统119 和功率控制接口的平视图。如在以下更详细的描述，温度控制子系统119与电外科发生器 130的功率控制功能连通/通信，并且被配置成响应于由接口模块110计算的温度，通过将 合适的控制信号发送至调整由发生器130生成的功率的功率控制接口 290,来控制由发生 器130生成的消融能量的功率。温度控制子系统119、功率控制接口 290和接口模块110可 彼此分离并且可由如在图1A-1B中所示的合适布线连接，或者可替代地，可集成在具有组 合功能的一个或多个模块中，如以下关于图1C-1E更详细描述。
[0040] 如在图IA中所示，接口模块110的前面板111可以连接到包括患者接口模块 (PIM) 121和集成导管尖端（ICT) 122的导管120。导管120任选地为可操纵的，或可以为不 可操纵的，并且与机器人定位系统或第三方可操纵的护套（未示出）结合使用。在过程期 间，ICT 122由临床医生安放（任选地用如上所述的机械辅助）于躺在接地台102上的对 象101内。ICT 122可以尤其包括消融尖端、热电偶和用于检测经受消融的组织的体积温度 的辐射计。ICT 122任选地包括在一个实施例中可以直接连接到市售冲洗泵的一个或多个 冲洗端口。
[0041] 在其中消融能量为射频（RF)能量的实施例中，消融尖端可以包括冲洗的消融电 极，诸如以下关于图6A-6B更详细描述。ICT 122可以进一步包括用于监测对象101的心脏 电活动的一个或多个心电图（ECG)电极。接口模块110经由PM 121接收来自ICT 122的 热电偶、辐射计和可选ECG电极的信号。接口模块110经由PM 121向ICT122提供用于操 作PIM和传感器（热电偶、辐射计和ECG电极）的功率以及将要经由消融尖端施加到对象 101的消融能量。
[0042] 接口模块110的后面板112可以经由连接电缆135连接到市售的先前已知的消 融能量发生器130,例如电外科发生器130,诸如Stockert EP-Shuttle 100发生器（德 国弗赖堡的Stockert GmbH公司）或Stockert 70RF发生器（加利福尼亚的Biosense Webster, Diamond Bar)。在其中电外科发生器 130 为 Stockert EP-Shuttle 或 70RF 发生 器的实施例中，发生器130包括用于显示与RF消融能量的剂量施加关联的温度、阻抗和时 间的显示装置131 ;用于允许临床医生手动调整输送到对象101的RF消融能量功率的功率 控制旋钮132 ;和用于允许临床医生启动或终止RF消融能量输送的开始/停止/模式输入 133。开始/停止/模式输入133也可以被配置成控制能量输送的模式，例如在给定的时间 段之后是否将能量切断。
[0043] 尽管发生器130可以被配置成在显示装置131上显示温度，但是该温度基于来自 标准热电偶的读数。然而，如上所述，当冲洗剂和消融能量正在施加到组织上时，报告的温 度可能是不准确的。接口模块110经由连接电缆135向发生器130提供用于显示这样的温 度的热电偶信号和来自ECG电极的信号；并且经由无关电极电缆134向无关电极140提供 传递连接。接口模块110经由连接电缆135接收来自发生器130的RF消融能量，其中模块 110将该能量可控制地提供给ICT 122用于消融对象101的组织。
[0044] 如上所述，温度控制子系统119被配置成控制提供给ICT 122的消融能量的功率。 在说明的实施例中，温度控制子系统119经由温度控制电缆136耦合到接口模块110,或者 如以下关于图ID描述的，其可替代地为接口模块110的内部部件。温度控制子系统119耦 合到功率控制接口 290,该接口操作地耦合到发生器130的功率控制，例如机械地耦合到功 率控制旋钮132,并且被配置成基于由接口模块110计算出的组织温度调节消融功率，例如 使用如以下关于图2D所描述的步进电机291。在说明的实施例中，功率控制接口 290经由 功率控制电缆137耦合到温度控制子系统119。然而，应该理解，诸如以下关于图IC所描 述，温度控制子系统119和功率控制接口 290可以集成到单个单元中，即布置在单个外壳 内。此外，应进一步理解，例如以下关于图IE说明，温度控制子系统119、功率控制接口和接 口模块110可以集成到单个单元中，即布置在单个外壳内。
[0045] 在图IA说明的实施例中，接口模块110的后面板112包括数据端口 114,其被配 置成经由控制电缆136将一个或多个信号输出到温度控制子系统119,用于自动调节由电 外科发生器130生成的消融能量的功率。此类信号可以包含，例如由接口模块110计算出 的组织温度和接口模块110从发生器130接收的消融能量的功率。如以下更详细描述，温 度控制子系统119存储组织温度要提高到的目标温度（设定值），并且也包括处理器，其计 算通过接口模块110要提供给ICT 122的消融能量的功率。温度控制子系统119经由电缆 137将控制信号发送至功率控制接口 290,该控制信号使功率控制接口机械操纵发生器130 的功率控制旋钮132,从而使得消融能量以该功率被提供。也可以使用控制发生器130的消 融能量的功率的其他方法，例如通过代替地将合适的控制信号传输至发生器130,以使发生 器130以期望功率输出消融能量。在任何一个实施例中，在温度控制子系统119、功率控制 接口 290和发生器130之间的耦合优选地被配置，从而使得临床医生在消融过程期间的任 何时间均可以手动超控（override)自动化的功率控制。
[0046] 如本领域的技术人员所熟悉的，对于单极RF消融过程，临床医生可以将无关电极 (IE) 140安放在对象101的背部上，以便提供使RF能量能够传输进入对象的组织内的电压 差分。在说明的实施例中，IE140经由第一无关电极电缆141连接到接口模块110。接口模 块110将IE信号传递给第二无关电极电缆134,其连接到在电外科发生器130上的无关电 极输入端口。可替代地，IE可以经由合适的布线（未示出）直接连接到电外科发生器130 的该端口。
[0047] 应该清楚，除了 Stockert EP-Shuttle发生器或70RF发生器，电外科发生器也可 以适当地使用RF电外科发生器的其他品牌或型号。可替代地，可以使用产生其他类型的消 融能量的发生器，诸如微波发生器、冷冻手术源或高频超声发生器，并且由此类发生器生成 的消融能量的功率可以通过使用合适的机构进行适当调节（例如，通过经由控制接口 290 机械地调整控制旋钮，或通过经由合适的布线提供控制信号）。尽管如上所述，使用市售的 消融能量发生器130可以是方便的，但是消融能量发生器130不必是市售的。还应该明白， 在此描述的连接可以在接口模块110的任何期望的正面或面板上提供，并且不同连接器和 输入/输出（I/O)端口的功能可以组合或以其他方式适当地修改。
[0048] 例如，如以下关于图2A-2B和图3A更详细描述的，接口模块110的前面板111包 括温度显示器113,例如两位或三位的数字显示装置，其被配置成显示由接口模块110内部 的处理器计算出的温度。也可以可替代使用诸如多色液晶显示器（LCD)的其他类型的温度 显示器。前面板111也包括连接器（未标记），通过该连接器接口模块110经由P頂121连 接到ICT 122,并且经由无关电极电缆141连接到IE 140。
[0049] 接口模块110的后面板112包括连接器（未标记），接口模块110通过该连接器经 由无关电极电缆134和连接电缆135连接到电外科发生器130。如上所述向温度控制子系 统119提供信息的接口模块110的数据端口 114也可以被配置成将一个或多个信号输出到 适当编程的个人计算机或其他远程装置，例如EP监测/记录系统，诸如Labsystem tmPRO EP 记录系统（C. R. Bard，Inc.，Lowell，MA)。此类信号可以包括例如由ICT的热电偶、辐射计和 /或ECG电极生成的信号、由接口模块110计算出的组织温度、提供给ICT 122的消融能量 功率，等等。
[0050] 现在参考图1B，其描述了往返于图IA的接口模块110、外部耦合的温度控制子系 统119和外部耦合的功率控制接口 290的示例性连接，以及在其他部件之间的连接。以下 关于图1C-1E描述了用于接口模块110、温度控制子系统119和功率控制接口的部分集成组 合或完全集成组合的可替代配置的示例。
[0051] 在图IB中，接口模块110经由患者接口模块（PM) 121与具有集成导管尖端 (ICT) 122的导管120可操作地连通/通信，其中集成导管尖端包括辐射计、消融尖端、热电 偶（TC)并且任选地也包括ECG电极和/或冲洗端口。诸如以上关于图IA所讨论的，接口模 块110经由温度控制电缆136与温度控制子系统119可操作地连通/通信，经由连接电缆 135与电外科发生器130可操作地连通/通信，并且经由无关电极电缆141与无关电极140 可操作地连通/通信。温度控制子系统119经由功率控制电缆137与功率控制接口 290可 操作地连通/通信。经由以下关于图2D进一步描述的步进电机291，功率控制接口 290与 消融能量发生器130的功率控制132可操作地连通/通信。
[0052] 如在图IB中说明的，经由合适的布线161，或可替代地经由接口模块110的数据 端口 114和合适的布线，电外科发生器130任选地与电生理学（EP)监测/记录系统160可 操作地连通/通信。EP监测/记录系统160可以包括例如将关于消融过程的相关信息显 示给临床医生的各种监控器、处理器等，该相关信息诸如对象的心率和血压、由在导管尖端 上的热电偶记录的温度、施加在其上的消融功率和时间段、荧光图像等。EP监测/记录系 统为市售的，例如MEDELEC?Synergy T-EP-EMG/EP监测系统（加利福尼亚州San Diego的 CareFusion 公司），或 LabsySTEMtmPRO EP 记录系统（C. R. Bard, Inc.，Lowell, MA)。
[0053] 如果ICT 122包括（多个）冲洗端口，那么向此端口提供冲洗剂的一个便利的工 具为与电外科发生器130关联的冲洗泵140,该泵经由连接器151与发生器可操作地连通， 并且与ICT流体连通。例如，同样由Biosense Webster所制造的Stockert 70RF发生器是 为与CooIFIowtm冲洗泵一起使用所设计。特别地，Stockert 70RF发生器和CooIFIowtm泵 可以通过市售接口电缆彼此连接，以便作为集成系统操作，该集成系统以和其用标准的市 售导管尖端工作大体上相同的方式工作。例如，在身体上安放ICT 122之前，临床医生命令 所述泵向ICT提供低流速的冲洗剂，正如其向标准导管尖端提供冲洗剂一样；然后将ICT安 放在身体中。然后，当临床医生按压在发生器130正面上的"开始"按钮时，在提供RF消融 能量之前，发生器可以指示泵150在预定的时间段（例如，5秒）提供高流速的冲洗剂，再次 和将其用于标准导管尖端一样。在RF消融能量施加终止之后，则泵150返回至低流速，直 到临床医生将ICT 122从身体上移除并且手动关闭所述泵。
[0054] 如上所述，接口模块110、温度控制子系统119和/或功率控制接口 290的功能任 选地可以彼此集成。例如，图IC说明了在其中可替代温度控制子系统119c和可替代功率 控制接口 290c彼此集成，例如彼此定位在相同的外壳内的实施例。集成的温度控制子系统 /功率控制接口 119c/290c可以经由温度控制电缆136连接到接口模块110,并且可以经由 以下关于图2D进一步描述的步进电机291连接到消融能量发生器130的功率控制132。其 他连接可以和以上关于图1A-1B描述的大体上相同。
[0055] 或者，例如，图ID说明了在其中接口模块IlOd和可替代温度控制子系统119d 彼此集成，例如彼此定位在相同的外壳内的实施例。集成的接口模块/温度控制子系统 110d/119d可以经由PM 121连接到导管120,可以经由连接电缆135连接到消融能量发生 器130,并且可以经由功率控制电缆137、功率控制接口 290和步进电机291连接到消融能 量发生器130的功率控制132。其他连接可以和以上关于图1A-1B描述的大体上相同。
[0056] 作为另一个实施例，图IE说明了在其中可替代接口模块110e、可替代温度控制子 系统119e和可替代功率控制接口 290e彼此集成，例如彼此定位在相同的外壳内的实施例。 集成的接口模块/温度控制子系统/功率控制接口 ll〇e、119e、290e可以经由连接电缆135 连接到消融能量发生器130,并且可以经由步进电机291连接到消融能量发生器130的功率 控制132。其他连接可以和以上关于图1A-1B描述的大体上相同。
[0057] 现在参考图2A-2D，其提供了图1A-1B的接口模块110、温度控制子系统290和功 率控制接口 290的内部部件的进一步的细节。应该理解，诸如在图1C-1E中所示，此类部件 可被适当修改从而可替代地以部分集成模块或完全集成模块配置模块110、系统119和接 Π 290 〇
[0058] 图2A示意说明了接口模块110的一个实施例的内部部件。接口模块110包括第 一端口 201、第二端口 202、第三端口 203和第四端口 204,接口模块通过上述端口与外部部 件连通/通信。特别地，如在图IA中说明的，第一端口 201为被配置成经由PM 121连接 到导管120的输入/输出（I/O)端口。端口 201从导管120接收由ICT 122生成的数字辐 射计信号和数字热电偶（TC)信号作为输入，以及任选地接收ECG信号作为输入，并且向导 管120提供RF消融能量作为输出以及提供用于在ICT 122和PIM 121内的电路的功率作 为输出。第二端口 202也为I/O端口，其被配置成经由在图IA中说明的连接电缆135连接 到电外科发生器130,并且从发生器130接收RF消融能量作为输入，且向发生器130提供重 新组成的模拟热电偶（TC)信号和原始ECG信号作为输出。第三端口 203为输入端口，其被 配置成经由在图IA中所说明的无关电极电缆134连接到无关电极（IE) 140,并且第四端口 204为输出端口，其被配置成经由在图IA中所说明的无关电极电缆141连接到发生器130。 如在图2A中所示，接口模块110充当将IE信号从IE 140传递至发生器130的传递，并且 仅在第三端口 203上接收IE信号且在第四端口 204上将IE信号提供给发生器130。
[0059] 接口模块110也包括处理器210,其耦合到非易失性（永久性）计算机可读存储器 230、用户接口 280、负载继电器260和患者继电器250。存储器230存储使处理器210执行 以下关于图3A-3C进一步描述的步骤的编程，从而控制接口模块110的功能。存储器230 也存储由处理器210使用的参数。例如，如以下关于图3B的更详细描述的，存储器230可 以存储用于热电偶和辐射计以及温度计算模块233的一组操作参数231，其中基于在第一 I/O端口 201上接收的数字TC信号和辐射计信号，处理器210使用该温度计算模块233计 算辐射度量温度。操作参数231可以通过校准获得，或者可以是固定的。如以下关于图3C 进一步描述的，存储器230也存储一组安全参数232,其中处理器210使用该安全参数232 在消融过程期间维持安全条件。如以下关于图3A-3C进一步描述的，存储器230进一步存 储决策模块234,其中基于其温度和安全条件的确定，处理器210使用该决策模块234控制 患者继电器250和负载继电器260的打开和闭合。当患者继电器250闭合时，其将消融能 量从第二I/O端口 202传送至第一 I/O端口 201。当负载继电器260闭合时，其经由假负载 D(例如，120Ω电阻的电阻器）和第四I/O端口 204将消融能量返回至IE 140。
[0060] 如在图2A中说明的，接口模块110进一步包括用户接口 280,通过用户接口 280， 用户可以接收关于如由处理器210计算出的邻近ICT122的温度的信息，以及其他潜在有用 的信息。在说明的实施例中，用户接口 280包括显示由处理器210计算出的瞬时温度的数 字温度显示器113。在其他实施例（未示出）中，显示器113可以是IXD装置，其除了显示 由处理器210计算出的瞬时温度之外，还图形地显示在消融过程期间供临床医生使用的随 时间推移的温度变化。用户接口 280进一步包括数据端口 114,数据端口 114中的一个或多 个连接到温度控制子系统119,以提供计算出的温度和/或消融能量功率给子系统119。数 据端口 114也可以任选地通过如上所述的合适的布线161连接到计算机或EP监测/记录 系统160,并且数据端口 114可以输出由接口模块110接收或生成的数字信号或模拟信号， 例如辐射计信号、热电偶信号、消融能量功率和/或由处理器210计算出的温度。
[0061] 为抑制由与RF能量的电接触造成的处理器210、存储器230或用户接口 280的性 能的潜在劣化，接口模块110可以包括光电子器件299,其将信息发送给处理器210并且从 处理器210接收信息，但是大体上抑制RF能量传输至处理器210、存储器230或用户接口 280。在图2A中用虚线标出了这种隔离。例如，光电子器件299可以包括与第一 I/O端口 201可操作地连通/通信的电路，以便从第一 I/O端口 201接收数字TC信号和辐射计信号， 并且该电路将此数字信号转换成光学数字信号。光电子器件299也可以包括与此电路可操 作地连通/通信的光学发射器，其通过自由空间将这些光学数字信号传输至处理器210。光 电子器件299可以进一步包括与处理器210可操作地连通/通信的接收此类光学数字信号 的光学接收器，和将光学数字信号转换成数字信号供处理器210使用的电路。与处理器连 通/通信的光电子电路也可以与第二光学发射器可操作地连通/通信，并且可以从处理器 210接收信号，该信号将要穿过自由空间传输至光学接收器，该光学接收器与接收并处理数 字TC信号和辐射计信号的电路连通/通信。例如，经由光学信号，处理器210可以将使电路 生成TC信号的模拟版本并且将该模拟信号提供给第二I/O端口的信号传输至此电路。因 为光电子电路、发射器和接收器在本领域中已知，所以其具体部件未在图2A中说明。
[0062] 关于图2B，描述了图2A的接口模块110的附加内部部件，以及往返于接口模块 的选择连接。图2B为用于接地和电源方案的示例性示意图，其适合于将例如Stoekert EP-Shuttle或70RF发生器的RF电外科发生器与接口模块110 -起使用。如本领域的技术 人员理解的，其他接地和电源方案可以适当地与其他类型、品牌或型号的电外科发生器一 起使用。
[0063] 如图2B所说明，接口模块110包括隔离的主电源205,其可以连接到接地至干线 地线G的标准三插脚A/C电源插座1。接口模块110也包括标为A、B、C和I的若干内部地 线。经由大体上防止内部地线A浮动的相对小电容的电容器（例如，IOpF的电容器）和相 对高电阻的电阻器（例如，20ΜΩ的电阻器），内部地线A耦合到外部干线地线G。经由低 电阻路径（例如，提供小于1000Ω电阻，例如约0Ω电阻的路径或电阻器），内部地线B耦 合到内部地线A。类似地，经由另一个低电阻路径，内部地线C耦合到内部地线B。内部地线 I为隔离的地线，其经由大体上防止隔离的地线I浮动的相对小电容的电容器（例如，IOpF 的电容器）和相对高电阻的电阻器（例如，20ΜΩ的电阻器）耦合到内部地线C。
[0064] 隔离的主电源205经由低电阻路径耦合到内部地线A。隔离的主电源205也耦合 到一个或多个内部隔离电源并且向该一个或多个内部电源供电（例如，±12V)，该一个或 多个内部电源依次向接口模块110的内部部件供电。此类部件包括但不限于在图2A中说 明的部件。例如，接口模块110可以包括一个或多个隔离电源220,其向处理器210、存储器 230和模拟电路240供电（例如，±4V)。模拟电路240可以包括用户接口 280的部件，其 包括温度显示器113和适当准备用于在数据端口 114上输出的信号的电路。数据端口 114 和模拟电路240经由低电阻路径耦合到内部地线B，而处理器210和存储器230经由低电阻 路径耦合到内部地线C。接口模块也可以包括一个或多个隔离电源270,其向ICT 122、PIM 121和RF电路290供电（例如，±4V)。
[0065] RF电路290可以包括患者继电器250和负载继电器260,以及接收辐射计信号和 热电偶信号并且经由光电耦合将此类信号提供给处理器的电路，以及生成提供给ICT的时 钟信号的电路，如以下关于图5B进一步描述的。RF电路290、ICT 122和PM 121经由低 电阻路径耦合到隔离的内部地线I。
[0066] 如在图2B中所示，RF电外科发生器130的电源139连接到标准两插脚或三插脚 A/C电源插座2,其中电源139可以和在图2B中一样在发生器130外部或可以在发生器130 内部。然而，和隔离的主电源一样，发生器电源139未连接到插座的地线，并且因此未连接 到干线地线G。代替地，经由在发生器130与PM 121和ICT 122之间的低电阻路径，以及 在PM 121和ICT 122与内部隔离地线I之间的低电阻路径，发生器电源139和RF电外科 发生器130接地到接口模块110的内部隔离地线I。这样，RF电路290、PM 121、IE 140和 发生器130均"接地"到具有与ICT 122实质上相同电势的内部隔离地线I。因此，当将来 自发生器130的RF能量通过接口模块110施加到ICT 122时，RF电路290、PM 121、ICT 122、IE 140和发生器130的地线本质上均与RF能量振幅一起浮动，其可以是在500kHz下 的50V-100V的正弦波。
[0067] 如在图2B中进一步说明的，隔离的主电源205向隔离的处理器/存储器/模拟电 源220和隔离的ICT/RF电源270提供的±12V的电力，可以通过寄生电容（pc，大约13pF) 耦合到A/C电源插座1，和此类电源提供给其各自部件的可以是±4V的电力一样。此类寄 生耦合是本领域的技术人员所熟悉的。也应该注意，关于图2B描述的特定的电阻、电容和 电压仅为示例性的，并且可以按照适合于不同的配置进行适当变化。
[0068] 图2C示意说明了温度控制子系统119的部件，如上所述其可以经由控制电缆136 连接到接口模块110的一个或多个数据端口 114 (图1A-1B)，或者可替代地可以被包括在接 口模块110的外壳内（图1D-1E)。在说明的实施例中，温度控制子系统包括输入端口 212、 处理器211、存储器235、用户输入285和显示器286。尽管功率控制接口 290可替代地可以 与温度控制子系统119和/或接口模块110集成（图IC和图1E)，但是温度控制子系统119 也可以经由功率控制电缆137连接到功率控制接口 290。注意，接口模块110的处理器210 和温度控制子系统119的处理器211的功能任选地可以均由单个处理器提供，特别是（但 不是必须）在其中接口模块110和温度控制子系统119彼此集成的实施例中（图ID和图 1E)。此外，或可替代地，接口模块110的存储器230和温度控制子系统119的存储器235 的功能可以均由单个存储器提供，特别是（但不是必须）在其中接口模块Iio和温度控制 子系统119彼此集成的实施例中（图1D-1E)。
[0069] 如在图2C中说明的，温度控制子系统119在输入端口 212上从数据端口 114接收 由处理器210基于来自辐射计的信号计算出的温度，并且接收经由接口模块110的第一 1/ 0端口 201传输至ICT 122的消融能量的功率。为了此目的，可以在接口模块110内提供合 适的消融能量功率计。
[0070] 可以是任何适当的永久性计算机可读介质的温度控制子系统119的存储器235存 储设定值281、消融时间282、反馈参数283和温度控制模块284。设定值281为在消融过程 期间要消融的组织的区域的目标温度，例如对于心脏高热消融过程设定值为55°C。消融时 间282为一旦达到目标温度则组织的区域将被消融的目标时间，例如对于在55°C下执行的 心脏高热消融过程，目标时间为60秒。注意，合适的设定值和时间可以根据要执行的消融 的特定类型（例如，亚低温、高热），以及要执行的消融在心脏中的位置而变化。设定值281 和/或消融时间282可以被预先确定，或可替代地可以由临床医生经由用户输入285输入。 可替代地，消融时间282可以从温度控制子系统119中省略，并且如上所述，消融时间经由 消融能量发生器130控制。温度控制子系统119可以经由显示器286向临床医生显示计算 出的温度、消融能量的功率、设定值281和/或消融时间282,该显示器286可以是诸如LCD 或LED的单色或多色数字显示器。
[0071] 反馈参数283定义温度控制子系统119提供的功率调节的反馈特性。例如，参数 283可以包含功率要倾斜的斜率，以及当组织响应所施加的消融能量时，防止功率由于温度 上的延迟而倾斜至过低或过高功率的未达目标/超过目标参数。任选地，参数283的一个 或多个可以由临床医生经由用户输入285调整，并且/或者经由显示器286显示给临床医 生。温度控制模块284含有一组指令，该指令使处理器211基于存储在存储器235中的设 定值281与反馈参数282,以及计算出的温度与在输入端口 212上从数据端口 114中接收的 消融能量功率信号，调节消融能量的功率。此类指令可以包含诸如以下关于图3A和图3C 进一步描述的步骤。
[0072] 温度控制子系统119经由功率控制电缆137与功率控制接口 290进一步地可操作 连通/通信。功率控制接口 290被配置成可操作地耦合到电外科发生器130的可调功率控 制。例如，电外科发生器130可以包括I/O端口（未示出），发生器130通过该I/O端口可 以接收定义发生器输出消融能量的功率的适当控制信号，并且功率控制接口 290可以包括 控制信号发生器，其生成适当控制信号并且将这些控制信号经由与发生器的端口连接的1/ 0端口传送至发生器。
[0073] 如在图IA中说明的，可替代地，电外科发生器130可以包括在常规过程期间临床 医生用来手动调整消融能量功率的功率控制旋钮132。在一些实施例中，温度控制子系统 119的功率控制接口 290可以包括适当的机构，用于经由此类功率控制旋钮132机械地控制 消融能量功率。例如，如在图2D中说明的，功率控制接口 290可以包括步进电机291，其可 以经由弹簧承载的旋钮调整器292耦合到发生器130的功率控制旋钮132 (在图2D中不可 见），并且可以经由功率控制电缆137耦合到温度控制子系统119。步进电机291和弹簧承 载的旋钮调整器292可以通过支架293固定在适当位置。步进电机291包括机载微型控制 器（未示出），其响应于经由电缆137提供的来自处理器211的指令使旋钮调整器292旋 转。旋钮调整器292为弹簧承载的，以便将压力施加到旋钮132的正面，从而使得旋钮调整 器292的旋转导致旋钮132旋转，并且因此按照由处理器211基于上述输入和参数确定的 量，增加或减少消融能量功率。优选地，即使当功率控制接口 290在适当位置时，也可以手 动调整旋钮132,从而使得临床医生可以根据在消融过程期间的需要，迅速干预并且手动调 整消融能量功率。注意，尽管图2D与图IA到图IB -致地描绘了接口模块110、温度控制子 系统119和功率控制接口 290作为经由合适布线连接的彼此分离的元件，但诸如以上关于 图1C-1E描述的，此类元件可替代地可以部分或完全地彼此集成。
[0074] 现在参考图3A，其描述了在组织消融过程期间，使用图1A-2D的接口模块110、 温度控制子系统119和功率控制接口 290的方法300。临床医生可以将集成导管尖端 (ICT) 122和无关电极（IE) 140耦合到接口模块110的相应I/O端口（步骤301)。例如，如 在图IA中所示，ICT 122可以经由患者接口模块（PM) 121耦合到在接口模块110的前面 板111上的第一连接器，并且IE 140可以经由无关电极电缆141耦合到在前面板111上的 第三连接器。第一连接器与第一 I/O端口 201 (参见图2A)可操作地连通，并且第三连接器 与第三I/O端口 203 (参见图2A)可操作地连通。
[0075] 在图3A中，临床医生可以将温度控制子系统119耦合到接口模块110和功率控制 接口 290,并且可以将功率控制接口 290耦合到电外科发生器130的功率控制（步骤302)。 例如，如在图IA和图2D中说明，温度控制子系统119可以经由温度控制电缆136耦合到接 口模块110的（多个）数据端口 114,并且可以经由功率控制电缆137耦合到功率控制接口 290。功率控制接口 290可以耦合到电外科发生器130的功率控制旋钮132。注意到，如果 接口模块110、温度控制子系统119和/或功率控制接口 290部分地或完全地彼此集成，那 么临床医生无需单独提供在其之间的连接。此外，如果电外科发生器130接受适当的控制 信号以调整消融能量功率，那么功率控制接口 290可以经由合适的布线而不是通过诸如步 进电机291的机械接口耦合到发生器。
[0076] 在图3A中，临床医生可以将电外科发生器130耦合到接口模块110的（多个）I/O 端口（步骤303)。例如，如在图IA中说明的，电外科发生器130可以经由连接电缆135耦 合到在接口模块110的后面板112上的第二连接器，并且也可以经由无关电极电缆134耦 合到在后面板112上的第四连接器。第二连接器与第二I/O端口 202(参见图2A)可操作 地连通，并且第四连接器与第四I/O端口 204(参见图2A)可操作地连通。
[0077] 在图3A中，临床医生启动冲洗剂流，将ICT 122安放在对象内，例如安放在对象的 心脏中，并且将IE 140与对象接触地安放，例如在对象的背部上安放（步骤304)。本领域 的技术人员应熟悉在消融过程中相对于对象的心脏合适安放导管尖端的方法，例如经由外 周动脉或静脉脉管系统。
[0078] 例如通过使用以上关于图1A-2D描述的连接、端口和路径，接口模块110从ICT 122接收数字辐射计信号、数字热电偶信号和/或模拟ECG信号，并且从发生器130接收消 融能量（步骤305)。优选地，响应于临床医生使用在发生器130的正面上的输入133 (参见 图1A)按压"开始"，发生器130可以将此消融能量提供给接口模块110。
[0079] 基于辐射计信号和热电偶信号，接口模块110计算并且显示邻近ICT 122的温度 (步骤306)。该计算可以由例如处理器210基于在存储在存储器230中的温度计算模块 233(参见图2A)中的指令执行。以下关于图3B更详细描述了执行此类计算的示例性方法。
[0080] 在方法300中，接口模块100也致动患者继电器250,以便将消融能量提供给ICT 122,供组织消融使用（步骤307)。例如，在操作期间，处理器210将在图2A中说明的患者 继电器250维持在常闭合状态，从而使得在临床医生致动发生器时，消融能量立即通过接 口模块110从电外科发生器130流向ICT 122而没有延迟，并且诸如以下关于图3C描述的， 只有在检测到不安全条件才可以打开患者继电器250。在可替代的实施例中，在操作期间， 处理器210可以将患者继电器250维持在常打开状态，并且可以基于在决策模块234中的 指令和在步骤305中计算出的温度来确定继续组织消融是安全的，并且然后闭合患者继电 器以便将消融能量传送至ICT。在任一种情况下，在使用发生器130的正面上的输入133所 定义的时间段之后，消融能量的供给停止或者临床医生将消融能量的供给手动关闭。
[0081] 接口模块110也生成热电偶信号的模拟版本，并且将ECG和模拟热电偶信号提 供给发生器130(步骤308)。优选地，步骤308由接口模块贯穿步骤304至步骤307连 续执行，而不是仅在消融过程结束时执行。例如，如本领域的技术人员熟悉的，Stockert EP-Shuttle或70 RF发生器可以"预期"某些信号适当运行，例如，发生器在不包括使用接 口模块110的标准消融过程期间接收的这些信号。Stockert EP-Shuttle或70 RF发生器 需要模拟热电偶信号作为输入，并且任选地可以接受模拟ECG信号。因此，接口模块110可 以经由第二I/O端口 202,将由ICT生成的ECG信号传递至Stockert EP-Shuttle或70 RF 发生器。然而，如以上关于图2A描述的，接口模块110从ICT 122接收数字热电偶信号。在 其标准配置中，Stockert EP-Shuttle或70 RF发生器未被配置成接收或解释数字热电偶 信号。这样，接口模块110包含重构热电偶信号的模拟版本的功能，例如使用处理器210和 光电子器件299,并且将该模拟信号经由第二I/O端口 202提供给发生器130。
[0082] 在图3A中，温度控制模块119则基于计算出的温度和设定值，即目标消融温度，经 由功率控制接口 290调节提供给ICT 122的消融能量的功率（步骤309)。例如，如以上关 于图2C到图2D讨论的，温度控制模块119经由数据端口 114从接口模块110接收计算出 的温度和消融能量功率信号。基于接收的信号、存储的设定值281、存储的消融时间282、存 储的反馈参数283和在温度控制模块284中的指令，子系统119的处理器211例如通过使 用诸如在本领域中已知的PI (比例积分）或PID (比例积分微分）控制回路反馈算法，来确 定应该提供给组织的消融能量的功率和时间。然后，处理器211使功率控制接口 290,例如 通过生成合适的控制信号或者通过机械调整在发生器130的正面上的功率旋钮，调节由发 生器130生成的消融能量功率，以便实现功率。响应于消融能量功率的调节，组织温度可以 变化，从而导致来自ICT的数字辐射计和/或数字热电偶信号的变化（步骤305)。新的温 度可以基于变化的信号计算（步骤306)，并且基于新的温度调节提供给ICT的消融能量功 率（步骤309)。这样，在消融过程期间可以动态地并且自动地控制消融能量功率，以便将 组织温度大体上连续地维持在设定值处或设定值附近持续期望的时间量，例如通过使用PI 或PID控制回路反馈算法。
[0083] 转向图3B，其描述了使用来自辐射计和热电偶及操作参数的数字信号计算辐射度 量温度的方法350的步骤。该方法的步骤可以由处理器210基于存储在存储器230中的温 度计算模块233(参见图2A)执行。虽然以下讨论的信号与操作参数中的一些对经配置与 RF消融能量一起使用的PIM和ICT是特有的，但是其他的信号与操作参数可以适合于与经 配置与其他类型的消融能量一起使用的PM和ICT 一起使用。本领域的技术人员能够修改 在此提供的系统和方法，用于和其他类型的消融能量一起使用。
[0084] 在图3B中，接口模块110的处理器210从存储器230中获得用于热电偶（TC)和 辐射计的参数（步骤351)。这些操作参数可以包含，例如TCSlope，其为TC响应相对于温 度的斜率；TCOffset，其为TC响应相对于温度的偏移；RadSlope，其为辐射计响应相对于温 度的斜率；TrefSlope，其为由辐射计生成的参考温度信号相对于温度的斜率；以及F，其为 比例因子。
[0085] 然后，处理器210经由第一 I/O端口 201和光电子器件299从热电偶获得原始数 字信号TCRaw (步骤352)，并且使用下述方程基于TCRaw计算热电偶温度TCT (步骤353):

【权利要求】
1. 一种用于与消融能量发生器与集成导管尖端即ICT 一起使用的接口模块，所述ICT 包括辐射计、消融尖端和热电偶，所述接口模块包括： 处理器； 第一输入/输出端口即I/O端口，其被配置成从所述ICT接收数字辐射计信号和数字 热电偶信号； 第二I/O端口，其被配置成从所述消融能量发生器接收消融能量； 温度显不器； 与所述第一 I/O端口、所述第二I/O端口和所述处理器连通的患者继电器； 非暂时性计算机可读介质，其存储用于所述辐射计和所述热电偶的操作参数，并且进 一步存储用于使所述处理器执行以下步骤的指令： (a) 基于所述数字辐射计信号、所述数字热电偶信号和所述操作参数，计算邻近所述 ICT的温度； (b) 使所述温度显示器显示所述计算出的温度；以及 (C)闭合所述患者继电器，从而使得所述患者继电器将在所述第二I/O端口上接收的 消融能量传送至所述第一 I/O端口；以及 温度控制子系统，其被配置成基于计算出的温度调节所述消融能量的所述功率。
2. 根据权利要求1所述的接口模块，其中所述消融能量发生器包括功率控制，并且其 中所述温度控制子系统包括： 处理器； 被配置成操作地耦合到所述消融能量发生器的所述功率控制的功率控制接口；以及 存储设定值和使所述处理器执行以下步骤的指令的存储器： (a) 将所述计算出的温度与所述设定值比较； (b) 如果所述计算出的温度低于所述设定值，则用所述功率控制接口增大所述消融能 量功率；以及 (c) 如果所述计算出的温度高于所述设定值，则用所述功率控制接口减小所述消融能 量功率。
3. 根据权利要求2所述的接口模块，其中所述消融能量发生器的所述功率控制包括旋 钮，并且其中所述功率控制接口包括被配置成机械转动所述旋钮的步进电机。
4. 根据权利要求2所述的接口模块，其中所述功率控制接口被配置成允许临床医生手 动调整所述消融能量功率。
5. 根据权利要求1所述的接口模块，其进一步包括负载继电器和假负载，并且 其中所述计算机可读介质进一步存储安全截止温度和用于使所述处理器执行以下步 骤的指令： (d) 当所述患者继电器闭合时，将所述计算出的温度与所述安全截止温度比较；以及 (e) 如果所述计算出的温度超过所述安全截止温度，则打开所述患者继电器并且闭合 所述负载继电器，从而使得所述负载继电器将在所述第二I/O端口上接收的消融能量传送 至所述假负载。
6. 根据权利要求1所述的接口模块，其中所述指令使所述处理器将所述患者继电器维 持在常闭合状态，并且在检测到不安全条件时打开所述患者继电器。
7. 根据权利要求1所述的接口模块，其中所述计算机可读介质进一步存储用于使所述 处理器执行以下步骤的指令： (d) 基于所述数字热电偶和所述操作参数而不是所述数字辐射计信号，初始计算邻近 所述ICT的温度； (e) 使所述温度显示器显示所述初始计算出的温度；以及 (f) 如果在步骤（d)中计算出的温度在35°C至39°C的范围内，并且如果所述第二I/O 端口正在接收来自所述消融能量发生器的消融能量，那么执行步骤（a)到（c)。
8. 根据权利要求1所述的接口模块，其进一步包括被配置成接收来自无关电极的信号 的第三I/O端口，和被配置成向所述消融能量发生器提供来自所述无关电极的信号的第四 I/O 端口。
9. 根据权利要求1所述的接口模块，其中所述消融能量选自由RF能量、微波能量、冷冻 消融能量和高频超声能量组成的组。
10. 根据权利要求1所述的接口模块，其中所述消融能量为RF能量。
11. 一种使用具有消融能量发生器和集成导管尖端即ICT的接口模块的方法，所述ICT 包括辐射计、消融尖端和热电偶，使用所述接口模块的所述方法包括以下步骤： (a) 在所述接口模块的第一输入/输出端口即I/O端口接收来自所述ICT的数字辐射 计信号和数字热电偶信号； (b) 在所述接口模块的第二I/O端口接收来自所述消融能量发生器的消融能量； (c) 基于所述数字辐射计信号、所述数字热电偶信号和所述操作参数，在所述接口模块 计算邻近所述ICT的温度； (d) 在所述接口模块的温度显示器上显示计算出的温度； (e) 通过闭合所述消融模块的患者继电器，将在所述第二I/O端口上接收的消融能量 传送至所述第一 I/O端口；以及 (f) 基于所述计算出的温度，自动调节所述消融能量的功率。
12. 根据权利要求11所述的方法，其中所述消融能量发生器包括功率控制，所述方法 进一步包括以下步骤： (g) 将功率控制接口操作地耦合到所述消融能量发生器的所述功率控制； (h) 存储设定值； (i) 将所述计算出的温度与所述设定值比较； (j) 如果所述计算出的温度低于所述设定值，则用所述功率控制接口增大所述消融功 率；以及 (k) 如果所述计算出的温度高于所述设定值，则用所述功率控制接口减小所述消融能 量功率。
13. 根据权利要求12所述的方法，其中所述消融能量发生器的所述功率控制包括旋 钮，其中所述功率控制接口包括步进电机，并且其中步骤（j)和步骤（k)包括用步进电机机 械转动所述旋钮。
14. 根据权利要求12所述的方法，其中所述功率控制接口被配置成允许临床医生手动 调整所述消融能量功率。
15. 根据权利要求11所述的方法，其进一步包括以下步骤： (g) 在所述接口模块存储安全截止温度； (h) 当所述患者继电器闭合时，在所述接口模块将所述计算出的温度与所述安全截止 温度比较；以及 (i) 如果所述计算出的温度超过所述安全截止温度，则打开所述患者继电器并且闭合 所述消融模块的负载继电器，从而使得所述负载继电器将在所述第二I/O端口上接收的消 融能量传送至所述消融模块的假负载。
16. 根据权利要求11所述的方法，其中所述患者继电器维持在常闭合状态，并且在检 测到不安全条件时打开。
17. 根据权利要求11所述的方法，其进一步包括以下步骤： (g) 基于所述数字热电偶信号和所述操作参数而不是所述数字辐射计信号，在所述接 口模块初始计算邻近所述ICT的温度； (h) 在所述温度显示器上显示所述初始计算出的温度；以及 (i) 如果在步骤（f)中计算出的温度在35°C至39°C的范围内，并且如果所述第二I/O 端口正在接收来自所述消融能量发生器的消融能量，那么执行步骤（c)到（e)。
18. 根据权利要求11所述的方法，其进一步包括以下步骤： (f) 在所述消融能量发生器的第三I/O端口接收来自无关电极的信号；以及 (g) 在第四I/O端口向所述消融能量发生器提供来自所述无关电极的所述信号。
19. 根据权利要求11所述的方法，其中所述消融能量选自由RF能量、微波能量、消融冷 冻能量和高频超声能量组成的组。
20. 根据权利要求11所述的方法，其中所述消融能量为RF能量。
【文档编号】A61B18/12GK104321028SQ201380013320
【公开日】2015年1月28日 申请日期:2013年3月12日 优先权日:2012年3月12日
【发明者】J·麦卡锡, T·J·勒尼汉, E·R·卡诺斯凯 申请人:高级心脏疗法公司