用于在基于接口模塊的系統(tǒng)中使用輻射度量反饋的溫控消融的系統(tǒng)和方法
【專利摘要】本發(fā)明提供了用于使用輻射度量反饋的溫控消融的系統(tǒng)和方法。在一方面下，用于與電外科發(fā)生器和具有輻射計(jì)、消融尖端和熱電偶的集成導(dǎo)管尖端(ICT)一起使用的接口模塊可以包括：(a)處理器；(b)從ICT接收數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)和數(shù)字熱電偶信號(hào)的第一輸入/輸出(I/O)端口；(c)從發(fā)生器接收消融能量的第二I/O端口；(d)溫度顯示器；(e)患者繼電器；(f)存儲(chǔ)指令的計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，所述指令用于使處理器：(ⅰ)基于數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)和熱電偶信號(hào)以及操作參數(shù)，計(jì)算鄰近ICT的溫度；(ⅱ)使溫度顯示器顯示計(jì)算出的溫度；以及(ⅲ)閉合患者繼電器，從而使得患者繼電器將在第二I/O端口上接收的消融能量傳送至第一I/O端口；以及(g)基于計(jì)算出的溫度調(diào)節(jié)消融功率的溫度控制子系統(tǒng)。
【專利說(shuō)明】用于在基于接口模塊的系統(tǒng)中使用輻射度量反饋的溫控消 融的系統(tǒng)和方法
[0001] 相關(guān)技術(shù)的交叉參考
[0002] 本申請(qǐng)要求于2012年3月12日提交的標(biāo)題為"用于在基于接口模塊的系統(tǒng)中使 用輻射度量反饋的溫控消融的系統(tǒng)和方法"的美國(guó)專利申請(qǐng)?zhí)?3/418, 136的權(quán)益，其全部 內(nèi)容通過(guò)引用并入本申請(qǐng)。

【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003] 本申請(qǐng)一般涉及用于在組織消融期間測(cè)量并控制溫度的系統(tǒng)和方法。

【背景技術(shù)】
[0004] 組織消融/切除可以用來(lái)治療各種臨床疾病。例如，組織消融可以通過(guò)破壞在其 他情況下將異常電信號(hào)傳導(dǎo)至心肌的畸變路徑，用來(lái)治療心律失常。包括冷凍消融、微波消 融、射頻（RF)消融和高頻超聲消融的若干種消融技術(shù)已經(jīng)開(kāi)發(fā)。對(duì)于心臟應(yīng)用，此類技術(shù) 通常由臨床醫(yī)生執(zhí)行，臨床醫(yī)生將具有消融尖端的導(dǎo)管經(jīng)由靜脈脈管系統(tǒng)引導(dǎo)到心內(nèi)膜， 基于觸覺(jué)反饋、繪制的心電圖（ECG)信號(hào)、解剖結(jié)構(gòu)和/或熒光成像，將消融尖端鄰近臨床 醫(yī)生認(rèn)為的心內(nèi)膜的合適區(qū)域安放，致動(dòng)沖洗劑流以冷卻選擇區(qū)域的表面，并且然后以被 認(rèn)為足以破壞選擇區(qū)域中的組織的功率致動(dòng)消融尖段一段時(shí)間段。
[0005] 盡管市售的消融尖端可以包括用于經(jīng)由數(shù)字顯示提供溫度反饋的熱電偶，但是此 類熱電偶在沖洗消融期間通常不提供有意義的溫度反饋。例如，熱電偶僅測(cè)量表面溫度，而 導(dǎo)致組織消融的組織的加熱或冷卻可能發(fā)生在組織表面下方的一定深度處。此外，對(duì)于在 其中用沖洗劑冷卻組織表面的過(guò)程，熱電偶將會(huì)測(cè)量沖洗劑的溫度，從而進(jìn)一步模糊了關(guān) 于組織溫度的任何有用信息，特別是在深處的組織溫度的任何有用的信息。照此，臨床醫(yī) 生沒(méi)有關(guān)于當(dāng)組織正在消融時(shí)組織溫度的有用反饋，或者消融的時(shí)間段是否足夠的有用反 饋。因?yàn)榕R床醫(yī)生缺乏此類信息，所以此外臨床醫(yī)生不可調(diào)節(jié)消融能量的功率以便在足夠 的時(shí)間段將組織加熱或冷卻至期望溫度。
[0006] 因此，僅可在過(guò)程完成之后顯露，例如，如果患者繼續(xù)經(jīng)受心律失常，則顯露目標(biāo) 畸變路徑?jīng)]有被充分中斷。在這種情形下，臨床醫(yī)生可能不知道該過(guò)程的失敗是因?yàn)橄?了不正確的組織區(qū)域，還是因?yàn)橄诩舛宋幢恢聞?dòng)足夠的時(shí)間段以破壞畸變路徑，還是因 為消融尖端未接觸組織或未充分接觸組織，還是因?yàn)橄谀芰康墓β什蛔?，或者因?yàn)橐陨?的一些組合。緊接著重復(fù)消融過(guò)程以便再次試圖治療心律失常，臨床醫(yī)生可能具有和在第 一次過(guò)程期間一樣少的反饋，并且因此可能潛在地再次未能破壞畸變路徑。此外，可能有臨 床醫(yī)生要再次治療心內(nèi)膜的先前消融區(qū)域，并且不僅消融傳導(dǎo)路徑，而且損害鄰近組織的 一些風(fēng)險(xiǎn)。
[0007] 在某些情形下，為避免必須照此重復(fù)消融過(guò)程，臨床醫(yī)生可以消融被認(rèn)為畸變路 徑沿著其存在的心內(nèi)膜的一系列區(qū)域，以便提高中斷沿著該路徑傳導(dǎo)的機(jī)會(huì)。然而，再次有 幫助臨床醫(yī)生確定這些消融區(qū)域中的任何區(qū)域是否被充分破壞的不足的反饋。
[0008] Sterzer的美國(guó)專利號(hào)US4, 190, 053描述了高熱治療設(shè)備，其中微波源用來(lái)在活 體組織中堆積能量以實(shí)現(xiàn)高熱。該設(shè)備包括用于測(cè)量組織內(nèi)深處溫度的輻射計(jì)，并且包括 控制器，該控制器反饋來(lái)自輻射計(jì)的控制信號(hào)，以控制施加來(lái)自微波源的能量，其中控制信 號(hào)對(duì)應(yīng)于測(cè)量的溫度。該設(shè)備在輸送來(lái)自微波源的微波能量和用輻射計(jì)測(cè)量輻射能量之間 交替，以測(cè)量溫度。由于能量施加和溫度測(cè)量的這種時(shí)分多路復(fù)用，所以由輻射計(jì)報(bào)告的溫 度值與能量輸送不同步。
[0009] Carr等人的美國(guó)專利號(hào)US7, 769, 469描述了用于治療心律失常、腫瘤等的集成加 熱和感測(cè)導(dǎo)管設(shè)備，其具有準(zhǔn)許同時(shí)加熱和溫度測(cè)量的雙工器。該專利也描述了由輻射計(jì) 測(cè)量的溫度可用來(lái)控制施加能量，例如維持選擇的加熱廓線。
[0010] 盡管承諾通過(guò)使用輻射度量所提供的準(zhǔn)確的溫度測(cè)量靈敏度和控制，但已有該技 術(shù)的極少的成功商業(yè)醫(yī)學(xué)應(yīng)用。由于在輻射計(jì)中使用的微波天線構(gòu)造的輕微變化，所以先 前已知系統(tǒng)的一個(gè)缺點(diǎn)是不能獲得高度可再現(xiàn)的結(jié)果，這可導(dǎo)致導(dǎo)管與導(dǎo)管之間的測(cè)量溫 度的顯著差異。關(guān)于在導(dǎo)管上對(duì)輻射計(jì)天線定向以充分捕捉組織發(fā)射的輻射能量的問(wèn)題， 以及關(guān)于在手術(shù)環(huán)境中屏蔽高頻微波部件以便防止在手術(shù)領(lǐng)域中的輻射計(jì)部件和其他裝 置之間干擾的問(wèn)題也已經(jīng)出現(xiàn)。
[0011] 基于微波的高熱治療和溫度測(cè)量技術(shù)的認(rèn)可也已經(jīng)受到與實(shí)現(xiàn)輻射度量溫度控 制方案有關(guān)的資本成本的阻礙。雖然此類系統(tǒng)可具有嚴(yán)重的局限性，諸如不能準(zhǔn)確測(cè)量在 深處的組織溫度，例如采用沖洗劑的地方，但是射頻消融技術(shù)在醫(yī)學(xué)界已經(jīng)發(fā)展出大量的 追隨者。然而，RF消融系統(tǒng)的廣泛認(rèn)可、關(guān)于此類系統(tǒng)的醫(yī)學(xué)界的廣博知識(shí)基礎(chǔ)和轉(zhuǎn)換到更 新技術(shù)所需的顯著成本，以及對(duì)于更新技術(shù)的培訓(xùn)已經(jīng)明顯妨礙了輻射度量的廣泛采用。
[0012] 鑒于以上內(nèi)容，期望提供設(shè)備和方法，其準(zhǔn)許在組織中的深處輻射度量溫度，并且 準(zhǔn)許在例如高熱或亞低溫治療的消融治療中使用此類測(cè)量以控制施加消融能量，特別是以 自動(dòng)化的方式控制，以便將組織的目標(biāo)區(qū)域在期望的時(shí)間段維持在期望的溫度。
[0013] 進(jìn)一步期望提供采用微波輻射計(jì)部件的設(shè)備和方法，微波輻射計(jì)部件可以容易地 構(gòu)造并且校準(zhǔn)，以提供高度的測(cè)量可再現(xiàn)性和可靠性。
[0014] 還期望提供設(shè)備和方法，其準(zhǔn)許借助最少再訓(xùn)練以在先前已知RF消融導(dǎo)管的使 用中訓(xùn)練的臨床醫(yī)生容易達(dá)到的方式引入輻射度量溫度測(cè)量和控制技術(shù)。
[0015] 更進(jìn)一步期望提供設(shè)備和方法，其準(zhǔn)許輻射度量溫度測(cè)量和控制技術(shù)容易地與先 前已知的RF電外科發(fā)生器一起采用，從而減少實(shí)現(xiàn)此類新技術(shù)所需的資本成本。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0016] 鑒于以上內(nèi)容，期望的是提供用于治療活體組織的設(shè)備和方法，其采用用于溫度 測(cè)量的輻射計(jì)，以及使用來(lái)自輻射計(jì)的反饋以調(diào)節(jié)施加到組織的消融能量功率的溫度控制 子系統(tǒng)。根據(jù)本發(fā)明的一方面，提供系統(tǒng)和方法，其用于在RF消融期間輻射度量地測(cè)量溫 度，即，基于來(lái)自輻射計(jì)的信號(hào)計(jì)算溫度。與在現(xiàn)有的商業(yè)消融系統(tǒng)中使用的標(biāo)準(zhǔn)熱電偶 技術(shù)不同，輻射計(jì)可以提供關(guān)于在深處--在該處發(fā)生組織消融--的組織溫度的有用信 息，并且因此當(dāng)臨床醫(yī)生消融心肌的選擇區(qū)域時(shí)，將關(guān)于組織損害程度的反饋提供給臨床 醫(yī)生。此外，溫度控制子系統(tǒng)可以基于組織溫度自動(dòng)調(diào)節(jié)施加到組織的消融能量的功率，以 便將組織維持在期望的溫度和持續(xù)期望的時(shí)間量，以實(shí)現(xiàn)充分消融。
[0017] 在一個(gè)實(shí)施例中，本發(fā)明包括接口模塊（系統(tǒng)），其可以耦合到先前已知的市售消 融能量發(fā)生器，例如電外科發(fā)生器，從而使得能夠用減少的資本支出采用輻射度量技術(shù)。以 這種方式，常規(guī)的電外科發(fā)生器可以用來(lái)向包括消融尖端、熱電偶和輻射計(jì)的"集成導(dǎo)管尖 端"(ICT)供給消融能量，用于檢測(cè)經(jīng)受消融的組織的體積溫度。接口模塊被配置成在常規(guī) 電外科發(fā)生器和ICT之間耦合，并且協(xié)調(diào)在其間的信號(hào)。因此，接口模塊將操作需要的信 息提供給電外科發(fā)生器，在臨床醫(yī)生的控制下將消融能量傳輸至ICT，并且當(dāng)組織正在消融 時(shí)，經(jīng)由溫度顯示器顯示在組織深處的溫度，以供臨床醫(yī)生使用。顯示的溫度可以基于由輻 射計(jì)使用諸如以下進(jìn)一步討論的算法測(cè)量的信號(hào)計(jì)算。接口模塊進(jìn)一步包括被配置成與電 外科發(fā)生器的功率控制交互/接口使用的溫度控制子系統(tǒng)。溫度控制子系統(tǒng)存儲(chǔ)組織要加 熱到的設(shè)定值溫度，并且基于設(shè)定值溫度和計(jì)算出的組織的溫度，調(diào)節(jié)電外科發(fā)生器的功 率控制，以便使計(jì)算出的組織溫度達(dá)到設(shè)定值溫度并且在期望的時(shí)間段將其維持在該值。
[0018] 在示例性實(shí)施例中，接口模塊包括被配置成接收來(lái)自ICT的數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)和數(shù) 字熱電偶信號(hào)的第一輸入/輸出（I/O)端口，和被配置成接收來(lái)自電外科發(fā)生器的消融能 量的第二I/O端口。接口模塊也包括處理器、與處理器并與第一 I/O端口和第二I/O端口 連通的患者繼電器，以及永久性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)。計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)存儲(chǔ)用于輻射計(jì)和熱電 偶的操作參數(shù)，以及用于處理器的在協(xié)調(diào)ICT和電外科發(fā)生器的操作中使用的指令。
[0019] 計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)優(yōu)選存儲(chǔ)使處理器執(zhí)行以下步驟的指令，即基于數(shù)字輻射計(jì)信 號(hào)、數(shù)字熱電偶信號(hào)和操作參數(shù)計(jì)算鄰近ICT的溫度的步驟。該溫度預(yù)期比單獨(dú)基于熱電 偶讀數(shù)的溫度提供顯著更準(zhǔn)確的關(guān)于在組織中深處的病變質(zhì)量和溫度的信息。計(jì)算機(jī)可讀 介質(zhì)可以進(jìn)一步存儲(chǔ)用于使處理器導(dǎo)致溫度顯示器顯示計(jì)算出的溫度的指令，例如，以便 臨床醫(yī)生可以響應(yīng)于顯示的溫度控制消融的時(shí)間段。計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)可以進(jìn)一步存儲(chǔ)用于 使處理器閉合患者繼電器的指令，從而使得患者繼電器將在第二I/O端口從電外科發(fā)生器 接收的消融能量傳送至第一 I/O端口，傳送至ICT。注意，所述指令可以使處理器將患者繼 電器維持在常閉合狀態(tài)，并且在檢測(cè)到不安全條件時(shí)打開(kāi)患者繼電器。
[0020] 接口模塊進(jìn)一步包括基于計(jì)算出的溫度調(diào)節(jié)消融能量的功率的溫度控制子系統(tǒng)。

【專利附圖】

【附圖說(shuō)明】
[0021] 圖IA為根據(jù)本發(fā)明的一方面的包括接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口 的布置的第一實(shí)施例示意圖，其包括接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)、功率控制接口、先前已知 的例如電外科發(fā)生器的消融能量發(fā)生器和集成導(dǎo)管尖端（ICT)的前面板和后面板的顯示 器，以及在其之間的示例性連接。
[0022] 圖IB為說(shuō)明往返于圖IA的接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口的示例性 連接，以及在可與其一起使用的其他部件之間的連接的示意圖。
[0023] 圖IC為說(shuō)明往返于接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口的可替代實(shí)施例 的示例性連接，以及在可與其一起使用的其他部件之間的連接的示意圖。
[0024] 圖ID為說(shuō)明往返于接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口的另一個(gè)可替代 實(shí)施例的示例性連接，以及在可與其一起使用的其他部件之間的連接的示意圖。
[0025] 圖IE為說(shuō)明往返于接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口的另一個(gè)可替代 實(shí)施例的示例性連接，以及在可與其一起使用的其他部件之間的連接的示意圖。
[0026] 圖2A為說(shuō)明圖1A-1B的接口模塊的內(nèi)部部件的示意圖。
[0027] 圖2B示意說(shuō)明了圖2A的接口模塊的附加內(nèi)部部件，以及往返于接口模塊的選擇 的連接。
[0028] 圖2C為說(shuō)明圖1A-1B的溫度控制子系統(tǒng)的內(nèi)部部件的示意圖。
[0029] 圖2D依照在圖1A-1B和圖2A-2C中說(shuō)明的實(shí)施例，說(shuō)明了彼此耦合并且耦合到先 前已知的消融能量發(fā)生器的示例性溫度控制子系統(tǒng)、功率控制接口和接口模塊的透視圖。
[0030] 圖3A說(shuō)明了在組織消融期間，使用圖1A-2D的接口模塊和溫度控制子系統(tǒng)的方法 中的步驟。
[0031] 圖3B說(shuō)明了使用來(lái)自輻射計(jì)和熱電偶的數(shù)字信號(hào)及操作參數(shù)計(jì)算輻射度量溫度 的方法中的步驟。
[0032] 圖3C說(shuō)明了使用圖1A-2D的接口模塊和溫度控制子系統(tǒng)，使用基于來(lái)自輻射計(jì)的 信號(hào)計(jì)算出的溫度來(lái)控制消融過(guò)程的方法中的步驟。
[0033] 圖4A-4F說(shuō)明了依照?qǐng)D3A-3C的方法操作的在示例性消融過(guò)程期間獲得的數(shù)據(jù)， 該過(guò)程使用圖1A-1B和圖2A-2D的接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口執(zhí)行。
[0034] 圖5A說(shuō)明了與集成導(dǎo)管尖端（ICT)關(guān)聯(lián)的示例性患者接口模塊（PIM)的平視圖， 其用于和圖1A-2D的接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口一起使用。
[0035] 圖5B根據(jù)本發(fā)明的一些實(shí)施例示意說(shuō)明了圖5A的PM的選擇內(nèi)部部件。
[0036] 圖6A-6B根據(jù)本發(fā)明的一些實(shí)施例各自說(shuō)明了示例性集成導(dǎo)管尖端（ICT)的透視 圖和分解圖，其用于和圖1A-2D的接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口以及圖5A-5B 的PIM-起使用。

【具體實(shí)施方式】
[0037] 本發(fā)明的實(shí)施例提供了用于在消融期間，特別是在心臟消融期間輻射地測(cè)量溫 度，并且用于基于測(cè)量的溫度自動(dòng)調(diào)節(jié)消融能量功率的系統(tǒng)和方法。如上所述，用于心臟消 融的市售系統(tǒng)可以包括用于測(cè)量溫度的熱電偶，但是此類熱電偶不能將關(guān)于組織溫度的信 息充分提供給臨床醫(yī)生。因此，臨床醫(yī)生可能需要做出關(guān)于給定的組織區(qū)域是否已經(jīng)充分 消融以實(shí)現(xiàn)期望效果的"基于經(jīng)驗(yàn)的推測(cè)"。相比之下，基于來(lái)自輻射計(jì)的信號(hào)計(jì)算溫度預(yù) 期給臨床醫(yī)生提供關(guān)于在深處的組織溫度的準(zhǔn)確信息，即使在沖洗過(guò)程期間。此外，可以采 用溫度控制子系統(tǒng)，其監(jiān)測(cè)計(jì)算出的溫度并且自動(dòng)調(diào)節(jié)或控制提供給組織的消融能量的功 率，以便將組織維持在期望的溫度并且持續(xù)期望的時(shí)間，以實(shí)現(xiàn)充分消融。本發(fā)明提供了 "改進(jìn)"的解決方案，其包括與現(xiàn)有的、市售的消融能量發(fā)生器諸如電外科發(fā)生器一起工作 的接口模塊。依照本發(fā)明的一方面，接口模塊基于由輻射計(jì)測(cè)量的信號(hào)顯示組織溫度，并且 包括或連接到基于組織溫度經(jīng)由功率控制接口控制或調(diào)節(jié)消融能量功率的溫度控制子系 統(tǒng)，使得臨床醫(yī)生可以比僅使用用于溫度測(cè)量的熱電偶實(shí)現(xiàn)的準(zhǔn)確性顯著更優(yōu)的準(zhǔn)確性執(zhí) 行消融過(guò)程。
[0038] 首先提供了包括連接的或集成的溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口的接口I旲塊，以 及到它們的連接的高水平概述。然后提供了關(guān)于接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接 口的內(nèi)部部件、其可替代的實(shí)施例以及計(jì)算輻射度量溫度并使用該溫度控制消融過(guò)程的示 例性方法的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)。也展示了在實(shí)驗(yàn)過(guò)程期間獲得的數(shù)據(jù)。最后提供了關(guān)于可以與 接口模塊、溫度控制子系統(tǒng)和功率控制接口一起使用的部件的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)。
[0039] 圖IA說(shuō)明了依照本發(fā)明的原理構(gòu)造的示例性接口模塊110、溫度控制子系統(tǒng)119 和功率控制接口的平視圖。如在以下更詳細(xì)的描述，溫度控制子系統(tǒng)119與電外科發(fā)生器 130的功率控制功能連通/通信，并且被配置成響應(yīng)于由接口模塊110計(jì)算的溫度，通過(guò)將 合適的控制信號(hào)發(fā)送至調(diào)整由發(fā)生器130生成的功率的功率控制接口 290,來(lái)控制由發(fā)生 器130生成的消融能量的功率。溫度控制子系統(tǒng)119、功率控制接口 290和接口模塊110可 彼此分離并且可由如在圖1A-1B中所示的合適布線連接，或者可替代地，可集成在具有組 合功能的一個(gè)或多個(gè)模塊中，如以下關(guān)于圖1C-1E更詳細(xì)描述。
[0040] 如在圖IA中所示，接口模塊110的前面板111可以連接到包括患者接口模塊 (PIM) 121和集成導(dǎo)管尖端（ICT) 122的導(dǎo)管120。導(dǎo)管120任選地為可操縱的，或可以為不 可操縱的，并且與機(jī)器人定位系統(tǒng)或第三方可操縱的護(hù)套（未示出）結(jié)合使用。在過(guò)程期 間，ICT 122由臨床醫(yī)生安放（任選地用如上所述的機(jī)械輔助）于躺在接地臺(tái)102上的對(duì) 象101內(nèi)。ICT 122可以尤其包括消融尖端、熱電偶和用于檢測(cè)經(jīng)受消融的組織的體積溫度 的輻射計(jì)。ICT 122任選地包括在一個(gè)實(shí)施例中可以直接連接到市售沖洗泵的一個(gè)或多個(gè) 沖洗端口。
[0041] 在其中消融能量為射頻（RF)能量的實(shí)施例中，消融尖端可以包括沖洗的消融電 極，諸如以下關(guān)于圖6A-6B更詳細(xì)描述。ICT 122可以進(jìn)一步包括用于監(jiān)測(cè)對(duì)象101的心臟 電活動(dòng)的一個(gè)或多個(gè)心電圖（ECG)電極。接口模塊110經(jīng)由PM 121接收來(lái)自ICT 122的 熱電偶、輻射計(jì)和可選ECG電極的信號(hào)。接口模塊110經(jīng)由PM 121向ICT122提供用于操 作PIM和傳感器（熱電偶、輻射計(jì)和ECG電極）的功率以及將要經(jīng)由消融尖端施加到對(duì)象 101的消融能量。
[0042] 接口模塊110的后面板112可以經(jīng)由連接電纜135連接到市售的先前已知的消 融能量發(fā)生器130,例如電外科發(fā)生器130,諸如Stockert EP-Shuttle 100發(fā)生器（德 國(guó)弗賴堡的Stockert GmbH公司）或Stockert 70RF發(fā)生器（加利福尼亞的Biosense Webster, Diamond Bar)。在其中電外科發(fā)生器 130 為 Stockert EP-Shuttle 或 70RF 發(fā)生 器的實(shí)施例中，發(fā)生器130包括用于顯示與RF消融能量的劑量施加關(guān)聯(lián)的溫度、阻抗和時(shí) 間的顯示裝置131 ;用于允許臨床醫(yī)生手動(dòng)調(diào)整輸送到對(duì)象101的RF消融能量功率的功率 控制旋鈕132 ;和用于允許臨床醫(yī)生啟動(dòng)或終止RF消融能量輸送的開(kāi)始/停止/模式輸入 133。開(kāi)始/停止/模式輸入133也可以被配置成控制能量輸送的模式，例如在給定的時(shí)間 段之后是否將能量切斷。
[0043] 盡管發(fā)生器130可以被配置成在顯示裝置131上顯示溫度，但是該溫度基于來(lái)自 標(biāo)準(zhǔn)熱電偶的讀數(shù)。然而，如上所述，當(dāng)沖洗劑和消融能量正在施加到組織上時(shí)，報(bào)告的溫 度可能是不準(zhǔn)確的。接口模塊110經(jīng)由連接電纜135向發(fā)生器130提供用于顯示這樣的溫 度的熱電偶信號(hào)和來(lái)自ECG電極的信號(hào)；并且經(jīng)由無(wú)關(guān)電極電纜134向無(wú)關(guān)電極140提供 傳遞連接。接口模塊110經(jīng)由連接電纜135接收來(lái)自發(fā)生器130的RF消融能量，其中模塊 110將該能量可控制地提供給ICT 122用于消融對(duì)象101的組織。
[0044] 如上所述，溫度控制子系統(tǒng)119被配置成控制提供給ICT 122的消融能量的功率。 在說(shuō)明的實(shí)施例中，溫度控制子系統(tǒng)119經(jīng)由溫度控制電纜136耦合到接口模塊110,或者 如以下關(guān)于圖ID描述的，其可替代地為接口模塊110的內(nèi)部部件。溫度控制子系統(tǒng)119耦 合到功率控制接口 290,該接口操作地耦合到發(fā)生器130的功率控制，例如機(jī)械地耦合到功 率控制旋鈕132,并且被配置成基于由接口模塊110計(jì)算出的組織溫度調(diào)節(jié)消融功率，例如 使用如以下關(guān)于圖2D所描述的步進(jìn)電機(jī)291。在說(shuō)明的實(shí)施例中，功率控制接口 290經(jīng)由 功率控制電纜137耦合到溫度控制子系統(tǒng)119。然而，應(yīng)該理解，諸如以下關(guān)于圖IC所描 述，溫度控制子系統(tǒng)119和功率控制接口 290可以集成到單個(gè)單元中，即布置在單個(gè)外殼 內(nèi)。此外，應(yīng)進(jìn)一步理解，例如以下關(guān)于圖IE說(shuō)明，溫度控制子系統(tǒng)119、功率控制接口和接 口模塊110可以集成到單個(gè)單元中，即布置在單個(gè)外殼內(nèi)。
[0045] 在圖IA說(shuō)明的實(shí)施例中，接口模塊110的后面板112包括數(shù)據(jù)端口 114,其被配 置成經(jīng)由控制電纜136將一個(gè)或多個(gè)信號(hào)輸出到溫度控制子系統(tǒng)119,用于自動(dòng)調(diào)節(jié)由電 外科發(fā)生器130生成的消融能量的功率。此類信號(hào)可以包含，例如由接口模塊110計(jì)算出 的組織溫度和接口模塊110從發(fā)生器130接收的消融能量的功率。如以下更詳細(xì)描述，溫 度控制子系統(tǒng)119存儲(chǔ)組織溫度要提高到的目標(biāo)溫度（設(shè)定值），并且也包括處理器，其計(jì) 算通過(guò)接口模塊110要提供給ICT 122的消融能量的功率。溫度控制子系統(tǒng)119經(jīng)由電纜 137將控制信號(hào)發(fā)送至功率控制接口 290,該控制信號(hào)使功率控制接口機(jī)械操縱發(fā)生器130 的功率控制旋鈕132,從而使得消融能量以該功率被提供。也可以使用控制發(fā)生器130的消 融能量的功率的其他方法，例如通過(guò)代替地將合適的控制信號(hào)傳輸至發(fā)生器130,以使發(fā)生 器130以期望功率輸出消融能量。在任何一個(gè)實(shí)施例中，在溫度控制子系統(tǒng)119、功率控制 接口 290和發(fā)生器130之間的耦合優(yōu)選地被配置，從而使得臨床醫(yī)生在消融過(guò)程期間的任 何時(shí)間均可以手動(dòng)超控（override)自動(dòng)化的功率控制。
[0046] 如本領(lǐng)域的技術(shù)人員所熟悉的，對(duì)于單極RF消融過(guò)程，臨床醫(yī)生可以將無(wú)關(guān)電極 (IE) 140安放在對(duì)象101的背部上，以便提供使RF能量能夠傳輸進(jìn)入對(duì)象的組織內(nèi)的電壓 差分。在說(shuō)明的實(shí)施例中，IE140經(jīng)由第一無(wú)關(guān)電極電纜141連接到接口模塊110。接口模 塊110將IE信號(hào)傳遞給第二無(wú)關(guān)電極電纜134,其連接到在電外科發(fā)生器130上的無(wú)關(guān)電 極輸入端口?？商娲?，IE可以經(jīng)由合適的布線（未示出）直接連接到電外科發(fā)生器130 的該端口。
[0047] 應(yīng)該清楚，除了 Stockert EP-Shuttle發(fā)生器或70RF發(fā)生器，電外科發(fā)生器也可 以適當(dāng)?shù)厥褂肦F電外科發(fā)生器的其他品牌或型號(hào)?？商娲?，可以使用產(chǎn)生其他類型的消 融能量的發(fā)生器，諸如微波發(fā)生器、冷凍手術(shù)源或高頻超聲發(fā)生器，并且由此類發(fā)生器生成 的消融能量的功率可以通過(guò)使用合適的機(jī)構(gòu)進(jìn)行適當(dāng)調(diào)節(jié)（例如，通過(guò)經(jīng)由控制接口 290 機(jī)械地調(diào)整控制旋鈕，或通過(guò)經(jīng)由合適的布線提供控制信號(hào)）。盡管如上所述，使用市售的 消融能量發(fā)生器130可以是方便的，但是消融能量發(fā)生器130不必是市售的。還應(yīng)該明白， 在此描述的連接可以在接口模塊110的任何期望的正面或面板上提供，并且不同連接器和 輸入/輸出（I/O)端口的功能可以組合或以其他方式適當(dāng)?shù)匦薷摹?br> [0048] 例如，如以下關(guān)于圖2A-2B和圖3A更詳細(xì)描述的，接口模塊110的前面板111包 括溫度顯示器113,例如兩位或三位的數(shù)字顯示裝置，其被配置成顯示由接口模塊110內(nèi)部 的處理器計(jì)算出的溫度。也可以可替代使用諸如多色液晶顯示器（LCD)的其他類型的溫度 顯示器。前面板111也包括連接器（未標(biāo)記），通過(guò)該連接器接口模塊110經(jīng)由P頂121連 接到ICT 122,并且經(jīng)由無(wú)關(guān)電極電纜141連接到IE 140。
[0049] 接口模塊110的后面板112包括連接器（未標(biāo)記），接口模塊110通過(guò)該連接器經(jīng) 由無(wú)關(guān)電極電纜134和連接電纜135連接到電外科發(fā)生器130。如上所述向溫度控制子系 統(tǒng)119提供信息的接口模塊110的數(shù)據(jù)端口 114也可以被配置成將一個(gè)或多個(gè)信號(hào)輸出到 適當(dāng)編程的個(gè)人計(jì)算機(jī)或其他遠(yuǎn)程裝置，例如EP監(jiān)測(cè)/記錄系統(tǒng)，諸如Labsystem tmPRO EP 記錄系統(tǒng)（C. R. Bard，Inc.，Lowell，MA)。此類信號(hào)可以包括例如由ICT的熱電偶、輻射計(jì)和 /或ECG電極生成的信號(hào)、由接口模塊110計(jì)算出的組織溫度、提供給ICT 122的消融能量 功率，等等。
[0050] 現(xiàn)在參考圖1B，其描述了往返于圖IA的接口模塊110、外部耦合的溫度控制子系 統(tǒng)119和外部耦合的功率控制接口 290的示例性連接，以及在其他部件之間的連接。以下 關(guān)于圖1C-1E描述了用于接口模塊110、溫度控制子系統(tǒng)119和功率控制接口的部分集成組 合或完全集成組合的可替代配置的示例。
[0051] 在圖IB中，接口模塊110經(jīng)由患者接口模塊（PM) 121與具有集成導(dǎo)管尖端 (ICT) 122的導(dǎo)管120可操作地連通/通信，其中集成導(dǎo)管尖端包括輻射計(jì)、消融尖端、熱電 偶（TC)并且任選地也包括ECG電極和/或沖洗端口。諸如以上關(guān)于圖IA所討論的，接口模 塊110經(jīng)由溫度控制電纜136與溫度控制子系統(tǒng)119可操作地連通/通信，經(jīng)由連接電纜 135與電外科發(fā)生器130可操作地連通/通信，并且經(jīng)由無(wú)關(guān)電極電纜141與無(wú)關(guān)電極140 可操作地連通/通信。溫度控制子系統(tǒng)119經(jīng)由功率控制電纜137與功率控制接口 290可 操作地連通/通信。經(jīng)由以下關(guān)于圖2D進(jìn)一步描述的步進(jìn)電機(jī)291，功率控制接口 290與 消融能量發(fā)生器130的功率控制132可操作地連通/通信。
[0052] 如在圖IB中說(shuō)明的，經(jīng)由合適的布線161，或可替代地經(jīng)由接口模塊110的數(shù)據(jù) 端口 114和合適的布線，電外科發(fā)生器130任選地與電生理學(xué)（EP)監(jiān)測(cè)/記錄系統(tǒng)160可 操作地連通/通信。EP監(jiān)測(cè)/記錄系統(tǒng)160可以包括例如將關(guān)于消融過(guò)程的相關(guān)信息顯 示給臨床醫(yī)生的各種監(jiān)控器、處理器等，該相關(guān)信息諸如對(duì)象的心率和血壓、由在導(dǎo)管尖端 上的熱電偶記錄的溫度、施加在其上的消融功率和時(shí)間段、熒光圖像等。EP監(jiān)測(cè)/記錄系 統(tǒng)為市售的，例如MEDELEC?Synergy T-EP-EMG/EP監(jiān)測(cè)系統(tǒng)（加利福尼亞州San Diego的 CareFusion 公司），或 LabsySTEMtmPRO EP 記錄系統(tǒng)（C. R. Bard, Inc.，Lowell, MA)。
[0053] 如果ICT 122包括（多個(gè)）沖洗端口，那么向此端口提供沖洗劑的一個(gè)便利的工 具為與電外科發(fā)生器130關(guān)聯(lián)的沖洗泵140,該泵經(jīng)由連接器151與發(fā)生器可操作地連通， 并且與ICT流體連通。例如，同樣由Biosense Webster所制造的Stockert 70RF發(fā)生器是 為與CooIFIowtm沖洗泵一起使用所設(shè)計(jì)。特別地，Stockert 70RF發(fā)生器和CooIFIowtm泵 可以通過(guò)市售接口電纜彼此連接，以便作為集成系統(tǒng)操作，該集成系統(tǒng)以和其用標(biāo)準(zhǔn)的市 售導(dǎo)管尖端工作大體上相同的方式工作。例如，在身體上安放ICT 122之前，臨床醫(yī)生命令 所述泵向ICT提供低流速的沖洗劑，正如其向標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)管尖端提供沖洗劑一樣；然后將ICT安 放在身體中。然后，當(dāng)臨床醫(yī)生按壓在發(fā)生器130正面上的"開(kāi)始"按鈕時(shí)，在提供RF消融 能量之前，發(fā)生器可以指示泵150在預(yù)定的時(shí)間段（例如，5秒）提供高流速的沖洗劑，再次 和將其用于標(biāo)準(zhǔn)導(dǎo)管尖端一樣。在RF消融能量施加終止之后，則泵150返回至低流速，直 到臨床醫(yī)生將ICT 122從身體上移除并且手動(dòng)關(guān)閉所述泵。
[0054] 如上所述，接口模塊110、溫度控制子系統(tǒng)119和/或功率控制接口 290的功能任 選地可以彼此集成。例如，圖IC說(shuō)明了在其中可替代溫度控制子系統(tǒng)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殼內(nèi)的實(shí)施例。集成的溫度控制子系統(tǒng) /功率控制接口 119c/290c可以經(jīng)由溫度控制電纜136連接到接口模塊110,并且可以經(jīng)由 以下關(guān)于圖2D進(jìn)一步描述的步進(jìn)電機(jī)291連接到消融能量發(fā)生器130的功率控制132。其 他連接可以和以上關(guān)于圖1A-1B描述的大體上相同。
[0055] 或者，例如，圖ID說(shuō)明了在其中接口模塊IlOd和可替代溫度控制子系統(tǒng)119d 彼此集成，例如彼此定位在相同的外殼內(nèi)的實(shí)施例。集成的接口模塊/溫度控制子系統(tǒng) 110d/119d可以經(jīng)由PM 121連接到導(dǎo)管120,可以經(jīng)由連接電纜135連接到消融能量發(fā)生 器130,并且可以經(jīng)由功率控制電纜137、功率控制接口 290和步進(jìn)電機(jī)291連接到消融能 量發(fā)生器130的功率控制132。其他連接可以和以上關(guān)于圖1A-1B描述的大體上相同。
[0056] 作為另一個(gè)實(shí)施例，圖IE說(shuō)明了在其中可替代接口模塊110e、可替代溫度控制子 系統(tǒng)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殼內(nèi)的實(shí)施例。 集成的接口模塊/溫度控制子系統(tǒng)/功率控制接口 ll〇e、119e、290e可以經(jīng)由連接電纜135 連接到消融能量發(fā)生器130,并且可以經(jīng)由步進(jìn)電機(jī)291連接到消融能量發(fā)生器130的功率 控制132。其他連接可以和以上關(guān)于圖1A-1B描述的大體上相同。
[0057] 現(xiàn)在參考圖2A-2D，其提供了圖1A-1B的接口模塊110、溫度控制子系統(tǒng)290和功 率控制接口 290的內(nèi)部部件的進(jìn)一步的細(xì)節(jié)。應(yīng)該理解，諸如在圖1C-1E中所示，此類部件 可被適當(dāng)修改從而可替代地以部分集成模塊或完全集成模塊配置模塊110、系統(tǒng)119和接 Π 290 〇
[0058] 圖2A示意說(shuō)明了接口模塊110的一個(gè)實(shí)施例的內(nèi)部部件。接口模塊110包括第 一端口 201、第二端口 202、第三端口 203和第四端口 204,接口模塊通過(guò)上述端口與外部部 件連通/通信。特別地，如在圖IA中說(shuō)明的，第一端口 201為被配置成經(jīng)由PM 121連接 到導(dǎo)管120的輸入/輸出（I/O)端口。端口 201從導(dǎo)管120接收由ICT 122生成的數(shù)字輻 射計(jì)信號(hào)和數(shù)字熱電偶（TC)信號(hào)作為輸入，以及任選地接收ECG信號(hào)作為輸入，并且向?qū)?管120提供RF消融能量作為輸出以及提供用于在ICT 122和PIM 121內(nèi)的電路的功率作 為輸出。第二端口 202也為I/O端口，其被配置成經(jīng)由在圖IA中說(shuō)明的連接電纜135連接 到電外科發(fā)生器130,并且從發(fā)生器130接收RF消融能量作為輸入，且向發(fā)生器130提供重 新組成的模擬熱電偶（TC)信號(hào)和原始ECG信號(hào)作為輸出。第三端口 203為輸入端口，其被 配置成經(jīng)由在圖IA中所說(shuō)明的無(wú)關(guān)電極電纜134連接到無(wú)關(guān)電極（IE) 140,并且第四端口 204為輸出端口，其被配置成經(jīng)由在圖IA中所說(shuō)明的無(wú)關(guān)電極電纜141連接到發(fā)生器130。 如在圖2A中所示，接口模塊110充當(dāng)將IE信號(hào)從IE 140傳遞至發(fā)生器130的傳遞，并且 僅在第三端口 203上接收IE信號(hào)且在第四端口 204上將IE信號(hào)提供給發(fā)生器130。
[0059] 接口模塊110也包括處理器210,其耦合到非易失性（永久性）計(jì)算機(jī)可讀存儲(chǔ)器 230、用戶接口 280、負(fù)載繼電器260和患者繼電器250。存儲(chǔ)器230存儲(chǔ)使處理器210執(zhí)行 以下關(guān)于圖3A-3C進(jìn)一步描述的步驟的編程，從而控制接口模塊110的功能。存儲(chǔ)器230 也存儲(chǔ)由處理器210使用的參數(shù)。例如，如以下關(guān)于圖3B的更詳細(xì)描述的，存儲(chǔ)器230可 以存儲(chǔ)用于熱電偶和輻射計(jì)以及溫度計(jì)算模塊233的一組操作參數(shù)231，其中基于在第一 I/O端口 201上接收的數(shù)字TC信號(hào)和輻射計(jì)信號(hào)，處理器210使用該溫度計(jì)算模塊233計(jì) 算輻射度量溫度。操作參數(shù)231可以通過(guò)校準(zhǔn)獲得，或者可以是固定的。如以下關(guān)于圖3C 進(jìn)一步描述的，存儲(chǔ)器230也存儲(chǔ)一組安全參數(shù)232,其中處理器210使用該安全參數(shù)232 在消融過(guò)程期間維持安全條件。如以下關(guān)于圖3A-3C進(jìn)一步描述的，存儲(chǔ)器230進(jìn)一步存 儲(chǔ)決策模塊234,其中基于其溫度和安全條件的確定，處理器210使用該決策模塊234控制 患者繼電器250和負(fù)載繼電器260的打開(kāi)和閉合。當(dāng)患者繼電器250閉合時(shí)，其將消融能 量從第二I/O端口 202傳送至第一 I/O端口 201。當(dāng)負(fù)載繼電器260閉合時(shí)，其經(jīng)由假負(fù)載 D(例如，120Ω電阻的電阻器）和第四I/O端口 204將消融能量返回至IE 140。
[0060] 如在圖2A中說(shuō)明的，接口模塊110進(jìn)一步包括用戶接口 280,通過(guò)用戶接口 280， 用戶可以接收關(guān)于如由處理器210計(jì)算出的鄰近ICT122的溫度的信息，以及其他潛在有用 的信息。在說(shuō)明的實(shí)施例中，用戶接口 280包括顯示由處理器210計(jì)算出的瞬時(shí)溫度的數(shù) 字溫度顯示器113。在其他實(shí)施例（未示出）中，顯示器113可以是IXD裝置，其除了顯示 由處理器210計(jì)算出的瞬時(shí)溫度之外，還圖形地顯示在消融過(guò)程期間供臨床醫(yī)生使用的隨 時(shí)間推移的溫度變化。用戶接口 280進(jìn)一步包括數(shù)據(jù)端口 114,數(shù)據(jù)端口 114中的一個(gè)或多 個(gè)連接到溫度控制子系統(tǒng)119,以提供計(jì)算出的溫度和/或消融能量功率給子系統(tǒng)119。數(shù) 據(jù)端口 114也可以任選地通過(guò)如上所述的合適的布線161連接到計(jì)算機(jī)或EP監(jiān)測(cè)/記錄 系統(tǒng)160,并且數(shù)據(jù)端口 114可以輸出由接口模塊110接收或生成的數(shù)字信號(hào)或模擬信號(hào)， 例如輻射計(jì)信號(hào)、熱電偶信號(hào)、消融能量功率和/或由處理器210計(jì)算出的溫度。
[0061] 為抑制由與RF能量的電接觸造成的處理器210、存儲(chǔ)器230或用戶接口 280的性 能的潛在劣化，接口模塊110可以包括光電子器件299,其將信息發(fā)送給處理器210并且從 處理器210接收信息，但是大體上抑制RF能量傳輸至處理器210、存儲(chǔ)器230或用戶接口 280。在圖2A中用虛線標(biāo)出了這種隔離。例如，光電子器件299可以包括與第一 I/O端口 201可操作地連通/通信的電路，以便從第一 I/O端口 201接收數(shù)字TC信號(hào)和輻射計(jì)信號(hào)， 并且該電路將此數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)換成光學(xué)數(shù)字信號(hào)。光電子器件299也可以包括與此電路可操 作地連通/通信的光學(xué)發(fā)射器，其通過(guò)自由空間將這些光學(xué)數(shù)字信號(hào)傳輸至處理器210。光 電子器件299可以進(jìn)一步包括與處理器210可操作地連通/通信的接收此類光學(xué)數(shù)字信號(hào) 的光學(xué)接收器，和將光學(xué)數(shù)字信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字信號(hào)供處理器210使用的電路。與處理器連 通/通信的光電子電路也可以與第二光學(xué)發(fā)射器可操作地連通/通信，并且可以從處理器 210接收信號(hào)，該信號(hào)將要穿過(guò)自由空間傳輸至光學(xué)接收器，該光學(xué)接收器與接收并處理數(shù) 字TC信號(hào)和輻射計(jì)信號(hào)的電路連通/通信。例如，經(jīng)由光學(xué)信號(hào)，處理器210可以將使電路 生成TC信號(hào)的模擬版本并且將該模擬信號(hào)提供給第二I/O端口的信號(hào)傳輸至此電路。因 為光電子電路、發(fā)射器和接收器在本領(lǐng)域中已知，所以其具體部件未在圖2A中說(shuō)明。
[0062] 關(guān)于圖2B，描述了圖2A的接口模塊110的附加內(nèi)部部件，以及往返于接口模塊 的選擇連接。圖2B為用于接地和電源方案的示例性示意圖，其適合于將例如Stoekert EP-Shuttle或70RF發(fā)生器的RF電外科發(fā)生器與接口模塊110 -起使用。如本領(lǐng)域的技術(shù) 人員理解的，其他接地和電源方案可以適當(dāng)?shù)嘏c其他類型、品牌或型號(hào)的電外科發(fā)生器一 起使用。
[0063] 如圖2B所說(shuō)明，接口模塊110包括隔離的主電源205,其可以連接到接地至干線 地線G的標(biāo)準(zhǔn)三插腳A/C電源插座1。接口模塊110也包括標(biāo)為A、B、C和I的若干內(nèi)部地 線。經(jīng)由大體上防止內(nèi)部地線A浮動(dòng)的相對(duì)小電容的電容器（例如，IOpF的電容器）和相 對(duì)高電阻的電阻器（例如，20ΜΩ的電阻器），內(nèi)部地線A耦合到外部干線地線G。經(jīng)由低 電阻路徑（例如，提供小于1000Ω電阻，例如約0Ω電阻的路徑或電阻器），內(nèi)部地線B耦 合到內(nèi)部地線A。類似地，經(jīng)由另一個(gè)低電阻路徑，內(nèi)部地線C耦合到內(nèi)部地線B。內(nèi)部地線 I為隔離的地線，其經(jīng)由大體上防止隔離的地線I浮動(dòng)的相對(duì)小電容的電容器（例如，IOpF 的電容器）和相對(duì)高電阻的電阻器（例如，20ΜΩ的電阻器）耦合到內(nèi)部地線C。
[0064] 隔離的主電源205經(jīng)由低電阻路徑耦合到內(nèi)部地線A。隔離的主電源205也耦合 到一個(gè)或多個(gè)內(nèi)部隔離電源并且向該一個(gè)或多個(gè)內(nèi)部電源供電（例如，±12V)，該一個(gè)或 多個(gè)內(nèi)部電源依次向接口模塊110的內(nèi)部部件供電。此類部件包括但不限于在圖2A中說(shuō) 明的部件。例如，接口模塊110可以包括一個(gè)或多個(gè)隔離電源220,其向處理器210、存儲(chǔ)器 230和模擬電路240供電（例如，±4V)。模擬電路240可以包括用戶接口 280的部件，其 包括溫度顯示器113和適當(dāng)準(zhǔn)備用于在數(shù)據(jù)端口 114上輸出的信號(hào)的電路。數(shù)據(jù)端口 114 和模擬電路240經(jīng)由低電阻路徑耦合到內(nèi)部地線B，而處理器210和存儲(chǔ)器230經(jīng)由低電阻 路徑耦合到內(nèi)部地線C。接口模塊也可以包括一個(gè)或多個(gè)隔離電源270,其向ICT 122、PIM 121和RF電路290供電（例如，±4V)。
[0065] RF電路290可以包括患者繼電器250和負(fù)載繼電器260,以及接收輻射計(jì)信號(hào)和 熱電偶信號(hào)并且經(jīng)由光電耦合將此類信號(hào)提供給處理器的電路，以及生成提供給ICT的時(shí) 鐘信號(hào)的電路，如以下關(guān)于圖5B進(jìn)一步描述的。RF電路290、ICT 122和PM 121經(jīng)由低 電阻路徑耦合到隔離的內(nèi)部地線I。
[0066] 如在圖2B中所示，RF電外科發(fā)生器130的電源139連接到標(biāo)準(zhǔn)兩插腳或三插腳 A/C電源插座2,其中電源139可以和在圖2B中一樣在發(fā)生器130外部或可以在發(fā)生器130 內(nèi)部。然而，和隔離的主電源一樣，發(fā)生器電源139未連接到插座的地線，并且因此未連接 到干線地線G。代替地，經(jīng)由在發(fā)生器130與PM 121和ICT 122之間的低電阻路徑，以及 在PM 121和ICT 122與內(nèi)部隔離地線I之間的低電阻路徑，發(fā)生器電源139和RF電外科 發(fā)生器130接地到接口模塊110的內(nèi)部隔離地線I。這樣，RF電路290、PM 121、IE 140和 發(fā)生器130均"接地"到具有與ICT 122實(shí)質(zhì)上相同電勢(shì)的內(nèi)部隔離地線I。因此，當(dāng)將來(lái) 自發(fā)生器130的RF能量通過(guò)接口模塊110施加到ICT 122時(shí)，RF電路290、PM 121、ICT 122、IE 140和發(fā)生器130的地線本質(zhì)上均與RF能量振幅一起浮動(dòng)，其可以是在500kHz下 的50V-100V的正弦波。
[0067] 如在圖2B中進(jìn)一步說(shuō)明的，隔離的主電源205向隔離的處理器/存儲(chǔ)器/模擬電 源220和隔離的ICT/RF電源270提供的±12V的電力，可以通過(guò)寄生電容（pc，大約13pF) 耦合到A/C電源插座1，和此類電源提供給其各自部件的可以是±4V的電力一樣。此類寄 生耦合是本領(lǐng)域的技術(shù)人員所熟悉的。也應(yīng)該注意，關(guān)于圖2B描述的特定的電阻、電容和 電壓僅為示例性的，并且可以按照適合于不同的配置進(jìn)行適當(dāng)變化。
[0068] 圖2C示意說(shuō)明了溫度控制子系統(tǒng)119的部件，如上所述其可以經(jīng)由控制電纜136 連接到接口模塊110的一個(gè)或多個(gè)數(shù)據(jù)端口 114 (圖1A-1B)，或者可替代地可以被包括在接 口模塊110的外殼內(nèi)（圖1D-1E)。在說(shuō)明的實(shí)施例中，溫度控制子系統(tǒng)包括輸入端口 212、 處理器211、存儲(chǔ)器235、用戶輸入285和顯示器286。盡管功率控制接口 290可替代地可以 與溫度控制子系統(tǒng)119和/或接口模塊110集成（圖IC和圖1E)，但是溫度控制子系統(tǒng)119 也可以經(jīng)由功率控制電纜137連接到功率控制接口 290。注意，接口模塊110的處理器210 和溫度控制子系統(tǒng)119的處理器211的功能任選地可以均由單個(gè)處理器提供，特別是（但 不是必須）在其中接口模塊110和溫度控制子系統(tǒng)119彼此集成的實(shí)施例中（圖ID和圖 1E)。此外，或可替代地，接口模塊110的存儲(chǔ)器230和溫度控制子系統(tǒng)119的存儲(chǔ)器235 的功能可以均由單個(gè)存儲(chǔ)器提供，特別是（但不是必須）在其中接口模塊Iio和溫度控制 子系統(tǒng)119彼此集成的實(shí)施例中（圖1D-1E)。
[0069] 如在圖2C中說(shuō)明的，溫度控制子系統(tǒng)119在輸入端口 212上從數(shù)據(jù)端口 114接收 由處理器210基于來(lái)自輻射計(jì)的信號(hào)計(jì)算出的溫度，并且接收經(jīng)由接口模塊110的第一 1/ 0端口 201傳輸至ICT 122的消融能量的功率。為了此目的，可以在接口模塊110內(nèi)提供合 適的消融能量功率計(jì)。
[0070] 可以是任何適當(dāng)?shù)挠谰眯杂?jì)算機(jī)可讀介質(zhì)的溫度控制子系統(tǒng)119的存儲(chǔ)器235存 儲(chǔ)設(shè)定值281、消融時(shí)間282、反饋參數(shù)283和溫度控制模塊284。設(shè)定值281為在消融過(guò)程 期間要消融的組織的區(qū)域的目標(biāo)溫度，例如對(duì)于心臟高熱消融過(guò)程設(shè)定值為55°C。消融時(shí) 間282為一旦達(dá)到目標(biāo)溫度則組織的區(qū)域?qū)⒈幌诘哪繕?biāo)時(shí)間，例如對(duì)于在55°C下執(zhí)行的 心臟高熱消融過(guò)程，目標(biāo)時(shí)間為60秒。注意，合適的設(shè)定值和時(shí)間可以根據(jù)要執(zhí)行的消融 的特定類型（例如，亞低溫、高熱），以及要執(zhí)行的消融在心臟中的位置而變化。設(shè)定值281 和/或消融時(shí)間282可以被預(yù)先確定，或可替代地可以由臨床醫(yī)生經(jīng)由用戶輸入285輸入。 可替代地，消融時(shí)間282可以從溫度控制子系統(tǒng)119中省略，并且如上所述，消融時(shí)間經(jīng)由 消融能量發(fā)生器130控制。溫度控制子系統(tǒng)119可以經(jīng)由顯示器286向臨床醫(yī)生顯示計(jì)算 出的溫度、消融能量的功率、設(shè)定值281和/或消融時(shí)間282,該顯示器286可以是諸如LCD 或LED的單色或多色數(shù)字顯示器。
[0071] 反饋參數(shù)283定義溫度控制子系統(tǒng)119提供的功率調(diào)節(jié)的反饋特性。例如，參數(shù) 283可以包含功率要傾斜的斜率，以及當(dāng)組織響應(yīng)所施加的消融能量時(shí)，防止功率由于溫度 上的延遲而傾斜至過(guò)低或過(guò)高功率的未達(dá)目標(biāo)/超過(guò)目標(biāo)參數(shù)。任選地，參數(shù)283的一個(gè) 或多個(gè)可以由臨床醫(yī)生經(jīng)由用戶輸入285調(diào)整，并且/或者經(jīng)由顯示器286顯示給臨床醫(yī) 生。溫度控制模塊284含有一組指令，該指令使處理器211基于存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器235中的設(shè) 定值281與反饋參數(shù)282,以及計(jì)算出的溫度與在輸入端口 212上從數(shù)據(jù)端口 114中接收的 消融能量功率信號(hào)，調(diào)節(jié)消融能量的功率。此類指令可以包含諸如以下關(guān)于圖3A和圖3C 進(jìn)一步描述的步驟。
[0072] 溫度控制子系統(tǒng)119經(jīng)由功率控制電纜137與功率控制接口 290進(jìn)一步地可操作 連通/通信。功率控制接口 290被配置成可操作地耦合到電外科發(fā)生器130的可調(diào)功率控 制。例如，電外科發(fā)生器130可以包括I/O端口（未示出），發(fā)生器130通過(guò)該I/O端口可 以接收定義發(fā)生器輸出消融能量的功率的適當(dāng)控制信號(hào)，并且功率控制接口 290可以包括 控制信號(hào)發(fā)生器，其生成適當(dāng)控制信號(hào)并且將這些控制信號(hào)經(jīng)由與發(fā)生器的端口連接的1/ 0端口傳送至發(fā)生器。
[0073] 如在圖IA中說(shuō)明的，可替代地，電外科發(fā)生器130可以包括在常規(guī)過(guò)程期間臨床 醫(yī)生用來(lái)手動(dòng)調(diào)整消融能量功率的功率控制旋鈕132。在一些實(shí)施例中，溫度控制子系統(tǒng) 119的功率控制接口 290可以包括適當(dāng)?shù)臋C(jī)構(gòu)，用于經(jīng)由此類功率控制旋鈕132機(jī)械地控制 消融能量功率。例如，如在圖2D中說(shuō)明的，功率控制接口 290可以包括步進(jìn)電機(jī)291，其可 以經(jīng)由彈簧承載的旋鈕調(diào)整器292耦合到發(fā)生器130的功率控制旋鈕132 (在圖2D中不可 見(jiàn)），并且可以經(jīng)由功率控制電纜137耦合到溫度控制子系統(tǒng)119。步進(jìn)電機(jī)291和彈簧承 載的旋鈕調(diào)整器292可以通過(guò)支架293固定在適當(dāng)位置。步進(jìn)電機(jī)291包括機(jī)載微型控制 器（未示出），其響應(yīng)于經(jīng)由電纜137提供的來(lái)自處理器211的指令使旋鈕調(diào)整器292旋 轉(zhuǎn)。旋鈕調(diào)整器292為彈簧承載的，以便將壓力施加到旋鈕132的正面，從而使得旋鈕調(diào)整 器292的旋轉(zhuǎn)導(dǎo)致旋鈕132旋轉(zhuǎn)，并且因此按照由處理器211基于上述輸入和參數(shù)確定的 量，增加或減少消融能量功率。優(yōu)選地，即使當(dāng)功率控制接口 290在適當(dāng)位置時(shí)，也可以手 動(dòng)調(diào)整旋鈕132,從而使得臨床醫(yī)生可以根據(jù)在消融過(guò)程期間的需要，迅速干預(yù)并且手動(dòng)調(diào) 整消融能量功率。注意，盡管圖2D與圖IA到圖IB -致地描繪了接口模塊110、溫度控制子 系統(tǒng)119和功率控制接口 290作為經(jīng)由合適布線連接的彼此分離的元件，但諸如以上關(guān)于 圖1C-1E描述的，此類元件可替代地可以部分或完全地彼此集成。
[0074] 現(xiàn)在參考圖3A，其描述了在組織消融過(guò)程期間，使用圖1A-2D的接口模塊110、 溫度控制子系統(tǒng)119和功率控制接口 290的方法300。臨床醫(yī)生可以將集成導(dǎo)管尖端 (ICT) 122和無(wú)關(guān)電極（IE) 140耦合到接口模塊110的相應(yīng)I/O端口（步驟301)。例如，如 在圖IA中所示，ICT 122可以經(jīng)由患者接口模塊（PM) 121耦合到在接口模塊110的前面 板111上的第一連接器，并且IE 140可以經(jīng)由無(wú)關(guān)電極電纜141耦合到在前面板111上的 第三連接器。第一連接器與第一 I/O端口 201 (參見(jiàn)圖2A)可操作地連通，并且第三連接器 與第三I/O端口 203 (參見(jiàn)圖2A)可操作地連通。
[0075] 在圖3A中，臨床醫(yī)生可以將溫度控制子系統(tǒng)119耦合到接口模塊110和功率控制 接口 290,并且可以將功率控制接口 290耦合到電外科發(fā)生器130的功率控制（步驟302)。 例如，如在圖IA和圖2D中說(shuō)明，溫度控制子系統(tǒng)119可以經(jīng)由溫度控制電纜136耦合到接 口模塊110的（多個(gè)）數(shù)據(jù)端口 114,并且可以經(jīng)由功率控制電纜137耦合到功率控制接口 290。功率控制接口 290可以耦合到電外科發(fā)生器130的功率控制旋鈕132。注意到，如果 接口模塊110、溫度控制子系統(tǒng)119和/或功率控制接口 290部分地或完全地彼此集成，那 么臨床醫(yī)生無(wú)需單獨(dú)提供在其之間的連接。此外，如果電外科發(fā)生器130接受適當(dāng)?shù)目刂?信號(hào)以調(diào)整消融能量功率，那么功率控制接口 290可以經(jīng)由合適的布線而不是通過(guò)諸如步 進(jìn)電機(jī)291的機(jī)械接口耦合到發(fā)生器。
[0076] 在圖3A中，臨床醫(yī)生可以將電外科發(fā)生器130耦合到接口模塊110的（多個(gè)）I/O 端口（步驟303)。例如，如在圖IA中說(shuō)明的，電外科發(fā)生器130可以經(jīng)由連接電纜135耦 合到在接口模塊110的后面板112上的第二連接器，并且也可以經(jīng)由無(wú)關(guān)電極電纜134耦 合到在后面板112上的第四連接器。第二連接器與第二I/O端口 202(參見(jiàn)圖2A)可操作 地連通，并且第四連接器與第四I/O端口 204(參見(jiàn)圖2A)可操作地連通。
[0077] 在圖3A中，臨床醫(yī)生啟動(dòng)沖洗劑流，將ICT 122安放在對(duì)象內(nèi)，例如安放在對(duì)象的 心臟中，并且將IE 140與對(duì)象接觸地安放，例如在對(duì)象的背部上安放（步驟304)。本領(lǐng)域 的技術(shù)人員應(yīng)熟悉在消融過(guò)程中相對(duì)于對(duì)象的心臟合適安放導(dǎo)管尖端的方法，例如經(jīng)由外 周動(dòng)脈或靜脈脈管系統(tǒng)。
[0078] 例如通過(guò)使用以上關(guān)于圖1A-2D描述的連接、端口和路徑，接口模塊110從ICT 122接收數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)、數(shù)字熱電偶信號(hào)和/或模擬ECG信號(hào)，并且從發(fā)生器130接收消 融能量（步驟305)。優(yōu)選地，響應(yīng)于臨床醫(yī)生使用在發(fā)生器130的正面上的輸入133 (參見(jiàn) 圖1A)按壓"開(kāi)始"，發(fā)生器130可以將此消融能量提供給接口模塊110。
[0079] 基于輻射計(jì)信號(hào)和熱電偶信號(hào)，接口模塊110計(jì)算并且顯示鄰近ICT 122的溫度 (步驟306)。該計(jì)算可以由例如處理器210基于在存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器230中的溫度計(jì)算模塊 233(參見(jiàn)圖2A)中的指令執(zhí)行。以下關(guān)于圖3B更詳細(xì)描述了執(zhí)行此類計(jì)算的示例性方法。
[0080] 在方法300中，接口模塊100也致動(dòng)患者繼電器250,以便將消融能量提供給ICT 122,供組織消融使用（步驟307)。例如，在操作期間，處理器210將在圖2A中說(shuō)明的患者 繼電器250維持在常閉合狀態(tài)，從而使得在臨床醫(yī)生致動(dòng)發(fā)生器時(shí)，消融能量立即通過(guò)接 口模塊110從電外科發(fā)生器130流向ICT 122而沒(méi)有延遲，并且諸如以下關(guān)于圖3C描述的， 只有在檢測(cè)到不安全條件才可以打開(kāi)患者繼電器250。在可替代的實(shí)施例中，在操作期間， 處理器210可以將患者繼電器250維持在常打開(kāi)狀態(tài)，并且可以基于在決策模塊234中的 指令和在步驟305中計(jì)算出的溫度來(lái)確定繼續(xù)組織消融是安全的，并且然后閉合患者繼電 器以便將消融能量傳送至ICT。在任一種情況下，在使用發(fā)生器130的正面上的輸入133所 定義的時(shí)間段之后，消融能量的供給停止或者臨床醫(yī)生將消融能量的供給手動(dòng)關(guān)閉。
[0081] 接口模塊110也生成熱電偶信號(hào)的模擬版本，并且將ECG和模擬熱電偶信號(hào)提 供給發(fā)生器130(步驟308)。優(yōu)選地，步驟308由接口模塊貫穿步驟304至步驟307連 續(xù)執(zhí)行，而不是僅在消融過(guò)程結(jié)束時(shí)執(zhí)行。例如，如本領(lǐng)域的技術(shù)人員熟悉的，Stockert EP-Shuttle或70 RF發(fā)生器可以"預(yù)期"某些信號(hào)適當(dāng)運(yùn)行，例如，發(fā)生器在不包括使用接 口模塊110的標(biāo)準(zhǔn)消融過(guò)程期間接收的這些信號(hào)。Stockert EP-Shuttle或70 RF發(fā)生器 需要模擬熱電偶信號(hào)作為輸入，并且任選地可以接受模擬ECG信號(hào)。因此，接口模塊110可 以經(jīng)由第二I/O端口 202,將由ICT生成的ECG信號(hào)傳遞至Stockert EP-Shuttle或70 RF 發(fā)生器。然而，如以上關(guān)于圖2A描述的，接口模塊110從ICT 122接收數(shù)字熱電偶信號(hào)。在 其標(biāo)準(zhǔn)配置中，Stockert EP-Shuttle或70 RF發(fā)生器未被配置成接收或解釋數(shù)字熱電偶 信號(hào)。這樣，接口模塊110包含重構(gòu)熱電偶信號(hào)的模擬版本的功能，例如使用處理器210和 光電子器件299,并且將該模擬信號(hào)經(jīng)由第二I/O端口 202提供給發(fā)生器130。
[0082] 在圖3A中，溫度控制模塊119則基于計(jì)算出的溫度和設(shè)定值，即目標(biāo)消融溫度，經(jīng) 由功率控制接口 290調(diào)節(jié)提供給ICT 122的消融能量的功率（步驟309)。例如，如以上關(guān) 于圖2C到圖2D討論的，溫度控制模塊119經(jīng)由數(shù)據(jù)端口 114從接口模塊110接收計(jì)算出 的溫度和消融能量功率信號(hào)?；诮邮盏男盘?hào)、存儲(chǔ)的設(shè)定值281、存儲(chǔ)的消融時(shí)間282、存 儲(chǔ)的反饋參數(shù)283和在溫度控制模塊284中的指令，子系統(tǒng)119的處理器211例如通過(guò)使 用諸如在本領(lǐng)域中已知的PI (比例積分）或PID (比例積分微分）控制回路反饋算法，來(lái)確 定應(yīng)該提供給組織的消融能量的功率和時(shí)間。然后，處理器211使功率控制接口 290,例如 通過(guò)生成合適的控制信號(hào)或者通過(guò)機(jī)械調(diào)整在發(fā)生器130的正面上的功率旋鈕，調(diào)節(jié)由發(fā) 生器130生成的消融能量功率，以便實(shí)現(xiàn)功率。響應(yīng)于消融能量功率的調(diào)節(jié)，組織溫度可以 變化，從而導(dǎo)致來(lái)自ICT的數(shù)字輻射計(jì)和/或數(shù)字熱電偶信號(hào)的變化（步驟305)。新的溫 度可以基于變化的信號(hào)計(jì)算（步驟306)，并且基于新的溫度調(diào)節(jié)提供給ICT的消融能量功 率（步驟309)。這樣，在消融過(guò)程期間可以動(dòng)態(tài)地并且自動(dòng)地控制消融能量功率，以便將 組織溫度大體上連續(xù)地維持在設(shè)定值處或設(shè)定值附近持續(xù)期望的時(shí)間量，例如通過(guò)使用PI 或PID控制回路反饋算法。
[0083] 轉(zhuǎn)向圖3B，其描述了使用來(lái)自輻射計(jì)和熱電偶及操作參數(shù)的數(shù)字信號(hào)計(jì)算輻射度 量溫度的方法350的步驟。該方法的步驟可以由處理器210基于存儲(chǔ)在存儲(chǔ)器230中的溫 度計(jì)算模塊233(參見(jiàn)圖2A)執(zhí)行。雖然以下討論的信號(hào)與操作參數(shù)中的一些對(duì)經(jīng)配置與 RF消融能量一起使用的PIM和ICT是特有的，但是其他的信號(hào)與操作參數(shù)可以適合于與經(jīng) 配置與其他類型的消融能量一起使用的PM和ICT 一起使用。本領(lǐng)域的技術(shù)人員能夠修改 在此提供的系統(tǒng)和方法，用于和其他類型的消融能量一起使用。
[0084] 在圖3B中，接口模塊110的處理器210從存儲(chǔ)器230中獲得用于熱電偶（TC)和 輻射計(jì)的參數(shù)（步驟351)。這些操作參數(shù)可以包含，例如TCSlope，其為TC響應(yīng)相對(duì)于溫 度的斜率；TCOffset，其為TC響應(yīng)相對(duì)于溫度的偏移；RadSlope，其為輻射計(jì)響應(yīng)相對(duì)于溫 度的斜率；TrefSlope，其為由輻射計(jì)生成的參考溫度信號(hào)相對(duì)于溫度的斜率；以及F，其為 比例因子。
[0085] 然后，處理器210經(jīng)由第一 I/O端口 201和光電子器件299從熱電偶獲得原始數(shù) 字信號(hào)TCRaw (步驟352)，并且使用下述方程基于TCRaw計(jì)算熱電偶溫度TCT (步驟353):

【權(quán)利要求】
1. 一種用于與消融能量發(fā)生器與集成導(dǎo)管尖端即ICT 一起使用的接口模塊，所述ICT 包括輻射計(jì)、消融尖端和熱電偶，所述接口模塊包括： 處理器； 第一輸入/輸出端口即I/O端口，其被配置成從所述ICT接收數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)和數(shù)字 熱電偶信號(hào)； 第二I/O端口，其被配置成從所述消融能量發(fā)生器接收消融能量； 溫度顯不器； 與所述第一 I/O端口、所述第二I/O端口和所述處理器連通的患者繼電器； 非暫時(shí)性計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)，其存儲(chǔ)用于所述輻射計(jì)和所述熱電偶的操作參數(shù)，并且進(jìn) 一步存儲(chǔ)用于使所述處理器執(zhí)行以下步驟的指令： (a) 基于所述數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)、所述數(shù)字熱電偶信號(hào)和所述操作參數(shù)，計(jì)算鄰近所述 ICT的溫度； (b) 使所述溫度顯示器顯示所述計(jì)算出的溫度；以及 (C)閉合所述患者繼電器，從而使得所述患者繼電器將在所述第二I/O端口上接收的 消融能量傳送至所述第一 I/O端口；以及 溫度控制子系統(tǒng)，其被配置成基于計(jì)算出的溫度調(diào)節(jié)所述消融能量的所述功率。
2. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其中所述消融能量發(fā)生器包括功率控制，并且其 中所述溫度控制子系統(tǒng)包括： 處理器； 被配置成操作地耦合到所述消融能量發(fā)生器的所述功率控制的功率控制接口；以及 存儲(chǔ)設(shè)定值和使所述處理器執(zhí)行以下步驟的指令的存儲(chǔ)器： (a) 將所述計(jì)算出的溫度與所述設(shè)定值比較； (b) 如果所述計(jì)算出的溫度低于所述設(shè)定值，則用所述功率控制接口增大所述消融能 量功率；以及 (c) 如果所述計(jì)算出的溫度高于所述設(shè)定值，則用所述功率控制接口減小所述消融能 量功率。
3. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的接口模塊，其中所述消融能量發(fā)生器的所述功率控制包括旋 鈕，并且其中所述功率控制接口包括被配置成機(jī)械轉(zhuǎn)動(dòng)所述旋鈕的步進(jìn)電機(jī)。
4. 根據(jù)權(quán)利要求2所述的接口模塊，其中所述功率控制接口被配置成允許臨床醫(yī)生手 動(dòng)調(diào)整所述消融能量功率。
5. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其進(jìn)一步包括負(fù)載繼電器和假負(fù)載，并且 其中所述計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)進(jìn)一步存儲(chǔ)安全截止溫度和用于使所述處理器執(zhí)行以下步 驟的指令： (d) 當(dāng)所述患者繼電器閉合時(shí)，將所述計(jì)算出的溫度與所述安全截止溫度比較；以及 (e) 如果所述計(jì)算出的溫度超過(guò)所述安全截止溫度，則打開(kāi)所述患者繼電器并且閉合 所述負(fù)載繼電器，從而使得所述負(fù)載繼電器將在所述第二I/O端口上接收的消融能量傳送 至所述假負(fù)載。
6. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其中所述指令使所述處理器將所述患者繼電器維 持在常閉合狀態(tài)，并且在檢測(cè)到不安全條件時(shí)打開(kāi)所述患者繼電器。
7. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其中所述計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)進(jìn)一步存儲(chǔ)用于使所述 處理器執(zhí)行以下步驟的指令： (d) 基于所述數(shù)字熱電偶和所述操作參數(shù)而不是所述數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)，初始計(jì)算鄰近 所述ICT的溫度； (e) 使所述溫度顯示器顯示所述初始計(jì)算出的溫度；以及 (f) 如果在步驟（d)中計(jì)算出的溫度在35°C至39°C的范圍內(nèi)，并且如果所述第二I/O 端口正在接收來(lái)自所述消融能量發(fā)生器的消融能量，那么執(zhí)行步驟（a)到（c)。
8. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其進(jìn)一步包括被配置成接收來(lái)自無(wú)關(guān)電極的信號(hào) 的第三I/O端口，和被配置成向所述消融能量發(fā)生器提供來(lái)自所述無(wú)關(guān)電極的信號(hào)的第四 I/O 端口。
9. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其中所述消融能量選自由RF能量、微波能量、冷凍 消融能量和高頻超聲能量組成的組。
10. 根據(jù)權(quán)利要求1所述的接口模塊，其中所述消融能量為RF能量。
11. 一種使用具有消融能量發(fā)生器和集成導(dǎo)管尖端即ICT的接口模塊的方法，所述ICT 包括輻射計(jì)、消融尖端和熱電偶，使用所述接口模塊的所述方法包括以下步驟： (a) 在所述接口模塊的第一輸入/輸出端口即I/O端口接收來(lái)自所述ICT的數(shù)字輻射 計(jì)信號(hào)和數(shù)字熱電偶信號(hào)； (b) 在所述接口模塊的第二I/O端口接收來(lái)自所述消融能量發(fā)生器的消融能量； (c) 基于所述數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)、所述數(shù)字熱電偶信號(hào)和所述操作參數(shù)，在所述接口模塊 計(jì)算鄰近所述ICT的溫度； (d) 在所述接口模塊的溫度顯示器上顯示計(jì)算出的溫度； (e) 通過(guò)閉合所述消融模塊的患者繼電器，將在所述第二I/O端口上接收的消融能量 傳送至所述第一 I/O端口；以及 (f) 基于所述計(jì)算出的溫度，自動(dòng)調(diào)節(jié)所述消融能量的功率。
12. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述消融能量發(fā)生器包括功率控制，所述方法 進(jìn)一步包括以下步驟： (g) 將功率控制接口操作地耦合到所述消融能量發(fā)生器的所述功率控制； (h) 存儲(chǔ)設(shè)定值； (i) 將所述計(jì)算出的溫度與所述設(shè)定值比較； (j) 如果所述計(jì)算出的溫度低于所述設(shè)定值，則用所述功率控制接口增大所述消融功 率；以及 (k) 如果所述計(jì)算出的溫度高于所述設(shè)定值，則用所述功率控制接口減小所述消融能 量功率。
13. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中所述消融能量發(fā)生器的所述功率控制包括旋 鈕，其中所述功率控制接口包括步進(jìn)電機(jī)，并且其中步驟（j)和步驟（k)包括用步進(jìn)電機(jī)機(jī) 械轉(zhuǎn)動(dòng)所述旋鈕。
14. 根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中所述功率控制接口被配置成允許臨床醫(yī)生手動(dòng) 調(diào)整所述消融能量功率。
15. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進(jìn)一步包括以下步驟： (g) 在所述接口模塊存儲(chǔ)安全截止溫度； (h) 當(dāng)所述患者繼電器閉合時(shí)，在所述接口模塊將所述計(jì)算出的溫度與所述安全截止 溫度比較；以及 (i) 如果所述計(jì)算出的溫度超過(guò)所述安全截止溫度，則打開(kāi)所述患者繼電器并且閉合 所述消融模塊的負(fù)載繼電器，從而使得所述負(fù)載繼電器將在所述第二I/O端口上接收的消 融能量傳送至所述消融模塊的假負(fù)載。
16. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述患者繼電器維持在常閉合狀態(tài)，并且在檢 測(cè)到不安全條件時(shí)打開(kāi)。
17. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進(jìn)一步包括以下步驟： (g) 基于所述數(shù)字熱電偶信號(hào)和所述操作參數(shù)而不是所述數(shù)字輻射計(jì)信號(hào)，在所述接 口模塊初始計(jì)算鄰近所述ICT的溫度； (h) 在所述溫度顯示器上顯示所述初始計(jì)算出的溫度；以及 (i) 如果在步驟（f)中計(jì)算出的溫度在35°C至39°C的范圍內(nèi)，并且如果所述第二I/O 端口正在接收來(lái)自所述消融能量發(fā)生器的消融能量，那么執(zhí)行步驟（c)到（e)。
18. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其進(jìn)一步包括以下步驟： (f) 在所述消融能量發(fā)生器的第三I/O端口接收來(lái)自無(wú)關(guān)電極的信號(hào)；以及 (g) 在第四I/O端口向所述消融能量發(fā)生器提供來(lái)自所述無(wú)關(guān)電極的所述信號(hào)。
19. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述消融能量選自由RF能量、微波能量、消融冷 凍能量和高頻超聲能量組成的組。
20. 根據(jù)權(quán)利要求11所述的方法，其中所述消融能量為RF能量。
【文檔編號(hào)】A61B18/12GK104321028SQ201380013320
【公開(kāi)日】2015年1月28日 申請(qǐng)日期:2013年3月12日 優(yōu)先權(quán)日:2012年3月12日
【發(fā)明者】J·麥卡錫, T·J·勒尼漢, E·R·卡諾斯凱 申請(qǐng)人:高級(jí)心臟療法公司