CN104321028A - 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 - Google Patents

Abstract

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。

Description

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

相关技术的交叉参考

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

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

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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

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。

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。

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。

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。

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。

附图说明

图1A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。

图1B为说明往返于图1A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。

图1C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。

图1D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。

图1E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。

图2A为说明图1A-1B的接口模块的内部部件的示意图。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

图5B根据本发明的一些实施例示意说明了图5A的PIM的选择内部部件。

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一起使用。

具体实施方式

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。

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模块，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。

图1A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。

如在图1A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。

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PIM 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PIM 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。

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StockertEP-Shuttle 100发生器(德国弗赖堡的Stockert GmbH公司)或Stockert70RF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。

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。

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1D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1C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1E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。

在图1A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。

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。

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。

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PIM 121连接到ICT 122，并且经由无关电极电缆141连接到IE 140。

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。

现在参考图1B，其描述了往返于图1A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。

在图1B中，接口模块110经由患者接口模块(PIM)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1A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。

如在图1B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^TMSynergy T-EP-EMG/EP监测系统(加利福尼亚州San Diego的CareFusion公司)，或LABSYSTEM^TMPRO EP记录系统(C.R.Bard,Inc.,Lowell,MA)。

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CoolFlow^TM冲洗泵一起使用所设计。特别地，Stockert 70RF发生器和CoolFlow^TM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。

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1C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。

或者，例如，图1D说明了在其中接口模块110d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PIM 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。

作为另一个实施例，图1E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110e、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。

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和接口290。

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1A中说明的，第一端口201为被配置成经由PIM 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1A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1A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1A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。

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。

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LCD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。

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。

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110一起使用。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。

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，10pF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，10pF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。

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)。

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PIM 121经由低电阻路径耦合到隔离的内部地线I。

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PIM 121和ICT 122之间的低电阻路径，以及在PIM 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、PIM 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、PIM 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。

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。

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1C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1D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110和温度控制子系统119彼此集成的实施例中(图1D-1E)。

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I/O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。

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℃。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℃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。

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。

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I/O端口传送至发生器。

如在图1A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1A到图1B一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。

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1A中所示，ICT 122可以经由患者接口模块(PIM)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。

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1A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。

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1A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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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PIM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。

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。

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)：

$\mathrm{TCT}=\frac{\mathrm{TCRaw}}{\mathrm{TCSlops}}-\mathrm{TCOffset}$

然后，处理器210使温度显示器113显示TCT，直到下述两个条件均被满足：TCT在35℃至39℃的范围内并且消融能量正提供给ICT(例如，直到图3A的步骤307)。与基于来自辐射计的信号所计算的温度相反，有仅显示热电偶温度TCT的若干理由，直到这些条件都被满足。例如，如果由热电偶测量的温度TCT小于35℃，则基于在决策模块234中的指令，处理器210将该温度解释为意味着ICT 122未安放在具有大约37℃温度的有生命的人体内。如果ICT 122未安放在有生命的人体内，那么向辐射计电路提供功率是不安全的，因为如果在空气中通电，与在血液中相反，辐射计电路会迅速烧坏。

然后，处理器210例如依照以上描述的步骤307向ICT 122提供消融能量，并且经由第二I/O端口202从辐射计接收两个原始数字信号：Vrad，其为由辐射计基于邻近ICT的温度生成的电压；以及Vref，其为由辐射计生成的参考电压(步骤355)。处理器210基于Vref使用下述方程计算参考温度Tref(步骤356)：

$\mathrm{Tref}=\frac{\mathrm{Vref}}{\mathrm{TrefSlope}}+\mathrm{TrefOffset}$

处理器210也基于Vrad和Tref使用下述方程计算辐射度量温度(步骤357)：

$\mathrm{Trad}=\frac{\mathrm{Vrad}}{\mathrm{RadSlope}}-\mathrm{RadPffser}+\mathrm{Tref}$

在接口模块110的操作期间，处理器210可以连续计算TCT，并且在向ICT(其经受在此进一步讨论的若干条件)提供消融功率的时间期间，也可以连续计算Tref和Trad。处理器210可以将这些在具体时间下的值存储在存储器230中和/或连续地存储在存储器230中，并且使用存储的值执行进一步的温度计算。例如，处理器210可以将在基线处的TCT、Tref和Trad存储在存储器230中，作为各自的值TCBase、TrefBase和TradBase。然后，处理器基于在第二I/O端口202上接收的当前Vrad而不是参考基线参考温度TrefBase，使用下述方程重新计算当前的辐射度量温度TradCurrent(步骤358)：

$\mathrm{TradCurrent}=\frac{\mathrm{Vrad}}{\mathrm{RadSlope}}-\mathrm{RadOffser}+\mathrm{TrefBase}$

然后，基于基线热电偶温度TCBase、基线辐射计温度TradBase和当前辐射计温度TradCurrent，处理器210使用下述方程计算并且使温度显示器113显示成比例的辐射度量温度TSrad，以供临床医生使用(步骤359)：

TSrad＝TCBase+(TradCurrent-TradBase)×F

以这种方式，接口模块110显示计算出的温度，用于临床医生的使用，其中温度的计算基于来自辐射计的信号，即不仅基于以下关于图6A-6B进一步描述的由辐射计生成的电压和其内部参考，而且基于由热电偶测量的温度。

关于图3C，现在将描述控制消融过程的方法360，该控制基于以来自辐射计的信号为基础计算出的温度，例如，如使用图3B的方法350计算出的温度，并且也基于存储在接口模块110的存储器230中的安全参数232与决策模块234(图2A)和设定值281、消融时间282、反馈参数283以及在存储在温度控制子系统119的存储器235中的温度控制模块284中的指令。

在图3C的方法360中，冲洗剂的缓流通过ICT 122启动，并且然后将ICT 122安放在对象内(步骤361)。例如，在使用Stockert 70 RF发生器130的实施例中，响应于临床医生对发生器的致动，通过将合适的信号发送至与发生器关联的CoolFlow冲洗剂泵送系统150，发生器可以自动启动到导管尖端122的缓慢冲洗剂流。

临床医生按压在发生器130上的按钮，以开始到ICT 122的消融能量流；这可使发生器启动到ICT的高流量冲洗剂，并且消融能量在5秒延迟后生成(步骤362)。如以上关于图3A的步骤307描述的，接口模块110经由患者继电器250将消融能量传送至ICT 122。

基于计算出的和显示的温度(参见以上关于图3A-3B描述的方法300和方法350)，临床医生确定由消融能量消融的组织体积的温度(步骤363)。相比之下，在过程的该阶段期间，单独由热电偶测量的温度提供几乎没有用处的信息。

然后，基于计算出的温度，例如使用温度控制子系统119和功率控制接口290，自动调节消融能量的功率，以便实现设定值温度(步骤364)。基于这种调节，组织温度可以变化，该变化在步骤363测量；基于计算出的组织温度上的这种变化，可以进一步调节消融能量的功率。

接口模块110可以进一步使用计算出的辐射度量温度确定消融过程是否在安全参数内执行。例如，处理器210可以从存储器230中获得安全参数232。这些安全参数尤其可以包含截止温度，在截止温度以上，消融过程则被认为“不安全”，因为其可以导致要消融的心脏组织穿孔，具有潜在的可怕后果。例如，截止温度可以为任何适当的温度，低于该温度不会发生诸如以下关于图4E-4F描述的“爆裂”或组织烧伤的一个或多个不安全条件，但是在该温度处组织仍然可以被充分加热。适当的截止温度的一个示例为85℃，尽管也可以使用更高或更低的截止温度，例如65℃、70℃、75℃、80℃、90℃或95℃。在决策模块234中的也存储在存储器230中的指令使处理器210将计算出的辐射度量温度与截止温度连续地进行比较，并且如果辐射度量温度超过截止温度，则处理器可以设定警报，打开患者继电器并且闭合负载继电器，以便经由I/O端口204将功率返回至IE，从而切断到ICT的消融能量流(图3C的步骤365)。否则，处理器可以允许消融过程继续(步骤365)。

例如，当临床医生按压在发生器130上的合适按钮时，或者当发生器130在预定的时间段结束时自动切断消融能量时，消融过程终止(步骤366)。

现在参考图4A到图4F，现在将描述，使用接口模块110，任选地将其与根据本发明构造和操作的温度控制子系统119和功率控制接口290一起使用，在消融实验期间获得的说明性数据。该数据通过使用具有集成冲洗泵和导管的未修改的Stockert EP Shuttle发生器获得，该导管包括以下关于图5A到图6B进一步描述的PIM 121和ICT 122。

图4A说明了在消融过程期间收集的各种信号随时间推移的变化，其中ICT 122抵靠活体狗的暴露股组织放置，并且手动致动Stockert EPShuttle发生器，以便施加20W的RF能量持续60秒。Luxtron探针也被插进狗的股内3mm深处。Luxtron探针被认为提供准确的温度信息，但是对于在心脏消融过程中的正常使用则不切实际，因为此类探针不能放置在生物的心脏中。在该过程中，未使用温度控制子系统119和功率控制接口290，但是为面向读者，将关于可在使用接口模块110执行的消融过程期间生成的信号的数据加以解释；以下关于图4B-4C进一步提供了在温度控制过程期间获得的数据，其中温度控制子系统119和功率控制接口290与接口模块110一起使用。

在图4A中，信号401对应于成比例的辐射度量温度TSrad；信号402对应于热电偶温度；信号403对应于由Luxtron探针测量的温度；以及信号404对应于由Stockert EP Shuttle发生器生成的功率。如从图4A中可看出，功率信号404表明施加到对象组织的RF功率在大约40秒处的时间开始，并且在大约100秒处的时间结束。辐射度量温度信号401表明在大约40秒处开始温度急剧上升，从在区域405中的大约28℃的基线到在区域406中的大约67℃的最大值，随后在大约100秒处开始，温度在区域407平缓下降。辐射度量温度信号401的特征类似于Luxtron探针信号403的特征，其类似地示出温度增加在大约40秒处开始，就在100秒之前增加至最大值，并且然后在大约100秒处开始温度降低。这种类似表明计算出的辐射度量温度401具有与Luxtron探针403类似的准确性。相比之下，热电偶信号402示出了在大约40秒处开始的显著较小的温度增加，随后在40秒-100秒的区域中温度为低水平的平稳阶段，并且然后在大约100秒处开始温度下降。热电偶的相对弱的响应402，和计算出的辐射度量温度401的相对强且准确的响应表明：使用依照本发明的原理构造的接口模块110，未修改的Stockert EP Shuttle发生器可以成功地改进，以向临床医生提供有用的辐射度量温度信息，以便在消融过程中使用。

图4B说明了在活体狗的股中执行的类似实验过程期间获得的信号，但其中以图1A-1B和图2C-2D中的说明配置的温度控制子系统119和功率控制接口290耦合到接口模块110，并且用来将提供给动物的组织的消融功率自动调节至80℃的设定值(目标消融温度)大约80秒。在图4B中，信号411对应于成比例的辐射度量温度TSrad；信号412对应于热电偶温度；信号413对应于由Luxtron探针测量的温度；信号414对应于由Stockert EP Shuttle发生器生成的功率；信号415对应于测量的组织阻抗；以及信号416对应于Vrad。

在图4B中，在大约19秒处开始，当成比例的辐射度量温度信号411从大约36℃增加至大约84℃时，可以看到功率信号414增加至大约42瓦特的最大值，并且Luxtron探针信号413从大约29℃增加至大约84℃，而热电偶温度412无显著变化。可以看到，在功率信号414中，振荡417在大约25秒和40秒之间，并且对应于温度控制子系统119响应于成比例的辐射度量温度信号411的变化，经由功率控制接口290对消融功率做出的迅速调整。然后，在大约40秒-120秒之间，功率信号414降至并且稳定在大约25瓦特，其代表将组织维持在设定值温度附近所需要的降低的功率(而不是将组织加热至该温度，这要求附加功率)。在相同时间段期间，可以看到成比例的辐射度量温度信号411稳定在大约80℃，并且Luxtron探针信号413稳定在大约82℃。在大约120秒处，消融功率减至零，伴有在功率信号414上的减小，并且其后可以看到成比例的辐射度量温度信号411和Luxtron探针信号413逐渐降回至体温。在大约19秒-120秒之间的施加消融功率期间，可以看到阻抗信号415增加并且然后稳定，而在这个时间段期间可以看到Vrad信号416减小。

图4C说明了在活体狗的心跳中执行的类似实验过程期间获得的信号，并且其中以图1A-1B和图2C-2D中的说明配置的温度控制子系统119和功率控制接口290耦合到接口模块110，并且用来将提供给动物组织的消融功率自动调节至80℃的设定值大约60秒。在图4C中，信号421对应于成比例的辐射度量温度TSrad；信号422对应于热电偶温度；信号424对应于由Stockert EP Shuttle发生器生成的功率；信号425对应于测量的组织阻抗；以及信号426对应于Vrad。因为该过程在跳动的心脏中执行，所以在此期间未使用Luxtron探针。

在图4C中，在大约18秒处开始，当成比例的辐射度量温度信号421从大约40℃增加至大约85℃时，可以看到功率信号424增加至大约30瓦特的最大值，而热电偶温度422无显著变化。可以看到，在功率信号424中，振荡427在大约25秒和45秒之间，并且对应于温度控制子系统119响应于成比例的辐射度量温度信号421的变化，经由功率控制接口290对消融功率做出的迅速调整。然后，在大约45秒到78秒之间，功率信号424降至并且稳定在大约17瓦特，其代表将组织维持在设定值温度附近所需要的降低的功率(而不是将组织加热至该温度，这要求附加功率)。在该相同时间段期间，可以看到成比例的辐射度量温度信号421稳定在大约80℃。在大约78秒处，消融功率减至零，伴有在功率信号424上的减小，并且其后可以看到成比例的辐射度量温度信号421逐渐降回至体温。在大约18秒到78秒之间的施加消融功率期间，可以看到阻抗信号425增加并且然后稳定，同时由于心脏的跳动而振荡，而在该时间段期间可以看到Vrad信号426减小并且振荡。

现在将关于图4D-4F描述在其他过程期间获得的附加实验数据，其中未使用温度控制子系统119和功率控制接口290，以便更充分解释接口模块110的功能。应该清楚，将接口模块110耦合到温度控制子系统119和功率控制接口290可以提供附加的加强功能，其包括诸如以上进一步描述的温度控制。

图4D说明了在类似于以上关于图4A描述的实验过程期间获得的信号，并且其中将两根Luxtron探针被植入在活体狗的股组织中，第一根探针在3mm的深处并且第二根探针在7mm的深处。Stockert EPShuttle发生器被致动，并且通过使用在发生器前面板上的功率控制旋钮132，RF功率被手动调制在5W和50W之间。在图4D中，成比例的辐射度量温度信号标为431，3mm处的Luxtron信号标为432，并且7mm处的Luxtron信号标为433。可以看到，成比例的辐射度量温度信号431和3mm处的Luxtron信号432在彼此的振幅上具有相对类似的变化，该变化由RF能量对组织的周期性加热造成。可以看到7mm处的Luxtron信号433具有轻微的周期性，但是远不及辐射度量温度信号431和3mm处的Luxtron信号432的调制。这是因为7mm处的Luxtron信号在组织内足够深，消融能量在该深度大体上不直接穿透。代替地，由于沉积在组织的较浅部分中的热逐渐扩散到7mm的深处，所以可以看到在7mm处的组织根据时间缓慢加温。

图4A-4F说明了在一系列心脏消融过程期间获得的数据，使用以上关于图4C描述的实验装置，该过程也在活体人类中执行，但是省略了温度控制子系统119和功率控制接口290。所有经受心房扑动的人都要为用于治疗心房扑动的常规心脏消融过程做计划，并且同意临床医生在过程期间使用接口盒和ICT。该过程由使用常规方法将ICT导入个体心内膜的临床医生执行。在该过程期间，不允许临床医生察看由接口模块计算出的温度。照此，临床医生以与他们本应该用包括直接连接到Stockert EP Shuttle发生器的常规RF消融导管的系统完成的方式相同的方式执行该过程。由接口模块在各种过程期间计算出的温度可用于临床医生以后回顾。临床医生使用上述实验装置在五个人上执行了总共113个消融过程。

图4E说明了在个体上执行的第十个消融过程期间，对应于成比例的辐射度量温度TSrad的信号441随时间的变化，以及对应于热电偶温度的信号442随时间的变化。在该过程期间，将大约40W的RF功率施加到个体的心脏组织60秒(在图4E中在大约20秒和80秒之间)，并且临床医生具有期望将心脏组织加热至该温度的55℃的目标温度445，以便充分中断使个体发生心房扑动的畸变路径。可以看到，当由临床医生经由控制旋钮132施加并且手动控制RF功率时，在图4E中经受数据平滑的成比例的辐射度量温度信号441在大约40℃和51℃之间变化。相比之下，正如所预期的，热电偶温度442提供了关于在过程期间组织温度的实质上无用的信息。特别地，在该过程期间，虽然临床医生基于他或她对过程的感知，认为已经经由旋钮132通过手动调整RF功率达到了临床医生的55℃的目标温度445，但是此温度从未达到。因为目标温度445未达到，所以在中断畸变路径的过程期间组织不充分加热。未能达到目标温度可以归因于在ICT的消融尖端和个体的心脏组织之间的不充分的接触和/或力、心脏表面的条件功率不足等。

图4F说明了在与图4E中相同的个体上执行的第十一个消融过程期间，对应于TSrad的信号451随时间的变化，以及对应于热电偶温度的信号452随时间的变化。在该过程期间，再次将大约40W的RF功率施加到个体的心脏组织60秒(在图4E中在大约20秒和80秒之间)，并且临床医生再次具有55℃的目标温度455。可以看到，当由临床医生经由控制旋钮132施加并且手动控制RF功率时，再次经受数据平滑的成比例的辐射度量信号451在大约55℃和70℃之间变化，而热电偶温度452再次提供了实质上无用的信息。在此，临床医生将在消融期间实现的较高温度的组织温度归因于在ICT的消融尖端和个体的心脏组织之间的较好接触。然而，可以看到，即使当RF功率施加到组织时，温度随时间推移相对迅速变化，例如从在大约35秒处的大约70℃到在40秒处的大约56℃，其可归因于在ICT和个体心脏组织之间接触的质量的变化。

在下述表格中对在五个个体上执行的消融过程的结果进行了总结：

如可从以上表格中所看到的，44％的消融过程未达到55℃的临床医生目标组织温度。照此，该过程的该百分比可能导致中断畸变路径的不充分的组织加热。然而，尽管许多消融过程失败，但是临床医生将消融过程重复足够多次以实现个体心房扑动的100％治疗。人们相信，在消融过程期间向临床医生显示计算出的温度可使临床医生能够更准确估计在ICT的消融尖端和个体心脏组织之间的接触质量，并且因此在目标温度以上充分加热组织一段期望的时间段，并且因此减少了临床医生在相同对象上重复执行许多次消融过程以便实现期望治疗的需要。此外，人们相信，在消融过程期间自动控制消融功率向临床医生提供对病变形成的更大控制，因此改善有效病变的百分比并且减小爆裂和烧伤的发生率。

如在以上表格中所示，12％的消融过程触发诸如在图3C中所示的高温截止。在此，截止高温定义为95℃。然而，据观察，在此截止温度下，“爆裂”在三个消融过程期间形成。当血液由于消融能量引起的过度的局部加热而沸腾时，则发生导致迅速扩张的热气气泡形成的“爆裂”，其可导致对心脏组织的毁灭性损害。据信较低的截止温度，例如85℃可以抑制此类“爆裂”的形成。

现在关于图5A-6B简略描述可与本发明的接口模块110、温度控制子系统119和功率控制接口290结合使用的附加部件，例如导管120的PIM 121和ICT 122。

在图5A中描述了可与以下关于图6A-6B进一步描述的集成导管尖端(ICT)关联的患者接口模块(PIM)121。PIM 121包括如关于图1A描述的可与接口模块110的前面板111连接的接口模块连接器501；将在以下关于图5B更详细描述的PIM电路502；可连接到导管120的ICT连接器503；以及在接口模块连接器501和PIM电路502之间延伸的PIM电缆504。PIM 121优选地但不必设计成在消融过程期间留在无菌区外，并且其任选地可以与多个ICT一起重复使用。

图5B示意说明了PIM电路502的内部部件，并且包括被配置成例如经由ICT连接器503耦合到导管120的第一I/O端口505，和被配置成例如经由PIM电缆504和接口模块连接器501耦合到接口模块110的第二I/O端口506。

PIM电路502在第一I/O端口505上从导管120接收模拟热电偶(TC)信号、原始模拟辐射计信号和模拟ECG信号。PIM电路502包括TC信号模数(A/D)转换器540，其被配置成将模拟TC信号转换为数字TC信号，并且将数字TC信号经由第二I/O端口506提供给接口模块110。PIM电路502包括被配置成将原始模拟辐射计信号转换成可用的数字形式的一系列部件。例如，PIM电路系统可以包括：辐射度量信号滤波器510，其被配置成将剩余RF能量从原始模拟辐射计信号中滤波；辐射度量信号解码器520，其被配置成将滤波的信号解码成以上关于图3B提到的Vref和Vrad信号的模拟版本；以及辐射度量信号A/D转换器530，其被配置成将模拟Vref信号、Vrad信号转换成数字Vref信号、Vrad信号，并且将这些数字信号提供给第二I/O端口，用于传输至接口模块110。PIM电路502也将ECG信号传递至第二I/O端口506，用于传输至接口模块110。

在第二I/O端口506上，PIM电路502经由接口模块110从发生器130(例如，Stockert EP-Shuttle或70 RF发生器)接收RF消融能量。PIM电路502经由第一I/O端口505将该RF消融能量传递至导管120。如以上关于图2B进一步描述的，PIM电路502也在第二I/O端口506上接收由在接口模块110内的RF电路生成的时钟信号，并且如以下描述的，将时钟信号传递至第一I/O端口505，用于控制在ICT 122中的微波电路。

现在参考图6A-6B，描述了用于和图1A-2D的接口模块110、温度控制子系统119与功率控制接口290以及图5A-5B的PIM一起使用的示例性集成导管尖端(ICT)122。关于ICT 122的部件的进一步细节可以在Carr的美国专利号US7,769,469中发现，其全部内容通过引用并入本申请，并且可以在同样是Carr(“Carr的公开”)的美国专利公开号US2010/0076424中发现，其全部内容通过引用并入本申请。在上述专利和公开中描述的装置不包括热电偶或ECG电极，其优选地包括在配置用于和接口模块110一起使用的ICT 122中。

如在Carr的公开中所描述的以及如在图6A-6B中所描绘的，ICT122包括由导电载体或嵌入件104支撑的内部或中心导体103。载体104可以由具有接收导体103的轴向通道106的圆柱形金属主体形成。从末端向内延伸的该主体的上部和下部可以磨掉，以暴露其中的通道106和导体103，并且形成大体上平行的上平面108a和下平面108b。平面108a可以包括靠近导体103顶部在其对侧上隔开的共面矩形区108aa。同样，平面108b可以包括靠近导体103底部在其对侧上隔开的两个共面矩形区108bb。因此，载体104可以包括含有平面的中心段104a，以及远端段104b和近端段104c，远端段104b和近端段104c除了可在邻近段104c中形成的垂直凹槽107之外分别保持圆柱形。

借助于在载体的远端段104b处将例如PTFE的电绝缘套环或衬套109压配合到通道106内，并且通过与通道壁焊接，或通过在载体近端段104c处的导电套环或衬套(未示出)，中心导体103可以同轴固定在通道106内。这在载体的近端处引起导体103和载体104之间的短路，同时在载体的远端处，在导体103和载体104之间可出现开路。在载体中心段104a中，通道106的壁106a可以与中心导体103隔开。如在美国专利号US7,769,469和美国专利公开号US2010/0076424中更详细描述的，这形成了四分之一波长短线S。导体103包括延伸超出载体104远端一段选择距离的远端段103a，和从ICT 122的近端延伸并且连接到电缆105的中心导体的近端段103b，该电缆105被配置成连接到PIM 121。

如在图6B中说明的，安装到载体104的上平面108a和下平面108b的是一对相对的、平行的、镜像的、大体矩形的平板115a和115b。每个平板115a、115b可以包括薄的(例如0.005英寸)由具有高介电常数的电绝缘材料形成的基板116。在基板116的相对面或面对面上印刷、镀覆或以其他方式形成轴向居中的纵向导电带117，其优选地为0.013mm-0.016mm宽，在基板116的整个长度上延伸。并且基板116的相对面或背对面镀有导电层118，例如金。层118的侧边缘环绕基板的侧边缘。

当组装ICT时，平板115a可以位于载体104的上平面108a上，并且下平板115b同样位于下平面108b上，以便通过上平板和下平板的导电带117以及接触载体段104a的这些平板的层118侧边缘，从上面和下面接触中心导体103。适当的导电性环氧树脂或结合剂可以施加在这些接触表面之间，以将平板固定在合适的位置。

平板中的至少一个，例如平板115a也起到用于单片集成电路芯片(MMIC)，例如芯片122和芯片124的支撑面的作用。所述芯片可以包括由导线(未示出)连接到中心导体103和诸如迪克(Dicke)开关的辐射计常见部件的耦合电容器、提供参考温度的噪声源、放大器级、建立辐射计带宽的带通滤波器、(如果需要)附加增益级、检测器和缓冲放大器。由于当前ICT 122的相对小的轮廓，以上电路部件可以在一串四芯片中排列。所述芯片可以由适当的导电粘合剂固定到平板115a的金属层118，以便如上所述接地至嵌入件104的该层可以充当这些芯片的接地面的作用。该平板也将热从芯片传导至导体103和载体104。各种导线(未示出)将芯片彼此连接，并且其他导线125b延伸通过载体槽107且将串中最后芯片124，即辐射计输出连接到通向PIM 121的电缆105的对应导体。

管状外部导体126可以从其末端滑到载体104上，以便围绕载体紧密接合，并且其近端和远端与载体的对应端(未示出)一致。通过围绕载体段104b和104c施加的导电性环氧树脂或结合剂，导体126可以被固定在适当的位置。

ICT 122也可以包括例如PTFE的环状介电垫片137，其在载体104的远端上居中并且环绕导体段103a。垫片可以具有狭缝137a，使垫片能够从其侧面围绕导体段接合。通过包围垫片并且足够长以在外部导体126的远端段上可滑动接合的导电套环136，垫片137可以被保持在适当的位置。套环136可以围绕该导体和载体段104b压配合以将其保持在适当的位置，并且电连接所有这些元件。

ICT 122的远端可以由在轴向剖面可为T形的导电尖端142封闭。即，尖端142可以具有盘状头部142a，其形成ICT的远端和轴向延伸的管状颈部142b。导体段103a足够长，以延伸超出垫片137的远端进入颈部104b中的轴向通道。该尖端可以由围绕导体段103a的远端并在套环136的远端或边缘处施加的导电粘合剂固定在适当的位置。如在美国专利号US7,769,469和美国专利公开号US2010/0076424中更详细描述的，当尖端处在适当的位置时，导体段103a和尖端104形成辐射度量的接收天线。

ICT 122可进一步包括介电护套144，其可以在外部导体126的后端上接合，并且向前滑动直到其远端144a在尖端142的远端之后隔开一段选择的距离。ICT 122的导体103和导体126形成由尖端104终止的RF传输线路。当ICT 122操作时，传输线路可以仅从在尖端104和护套144的远端144a之间的探针的未绝缘段辐射能量用于加热组织。因此，该段构成了RF消融天线。

中心导体段103b、外部导体126和护套144的近端可以分别连接到通向PIM 121的电缆105的内部导体和外部导体以及外部护套。可替代地，这些元件可以是电缆105的对应部件的延伸。无论如何，电缆105将中心导体103连接到发射器的输出，该发射器以选择的加热频率例如500 GHz将RF加热信号传输至RF消融天线。

如在图6A中说明的，ICT 122可以进一步包括设置在护套144外部上的第一、第二和第三ECG电极190，以及被布置以便检测与ICT 122接触的血液或组织的温度的热电偶191。由电极190和热电偶191生成的信号可以沿着连接到PIM 121的电缆105提供。

若需要，电缆105可以进一步包括探针操纵线145，其前端145a可以被固定到载体段104c中的通道146的壁。

优选地，如在图6A-6B中所示，螺旋形通槽147在套环136中提供。留在狭槽回转之间的套环材料实质上形成桥接垫片137的螺旋线148。发现线148改善辐射度量接收天线的微波天线模式，而不使RF消融天线的RF加热模式显著劣化。

内部导体或中心导体103可以是实心线，或优选地形成为管道，其使导体103能够将冲洗流体或冷却剂运至探针尖端142内部，用于通过在尖端头部142a中的径向通道155从那里分布，该径向通道155与在尖端颈部142b中的轴向通道的远端连通。

当平板115a和115b各自位于并且固定到载体104的上平面108a和下平面108b时，这些构件的导电带117、117可以在其顶部和底部处电连接到中心导体103，以便导体103形成用于板型传输线路的中心传导，该板型传输线路的接地面包括层118、118。

当向ICT 122提供消融能量时，微波场存在于基板116内并且在中心导体103和层118、118之间集中。优选地，正如在此提到的，导电环氧树脂被施加在导体103和条带117之间，以确保在那里不存在气隙，因为当最高场部分最接近导体103时，此间隙对传输线路的阻抗具有显著影响。

平板115a、115b和导体103段与载体104一起形成四分之一波长(λ_R4)短线S，其可以调谐到辐射计电路124的频率，例如4GHz。该四分之一波长短线可以与在芯片122、124中的部件一起调谐到辐射计电路的中心频率，以在到RF消融天线的信号传输路径中形成低通滤波器，而芯片的其他部件在从天线到辐射计的信号接收路径中形成高通滤波器或带通滤波器。该组合形成被动双工器D，其防止在来自天线T的在信号传输路径上的低频发射器信号到达辐射计，同时使到发射器的路径与来自天线的在信号接收路径上的较高频信号隔离。

四分之一波长短线S的阻抗取决于两个平板115a、115b的基板116的K值和厚度t，以及从载体中心段104a中的通道106的壁106a、106a到中心导体103的间距。因为中心导体103未被陶瓷套筒环绕，所以这些壁可以移动得更靠近中心导体，从而当将ICT 122的总体直径最小化时，使待定的基板传输线路阻抗能够准确调谐。如上所述，通过用具有相对高K值的介电材料制作基板116，短线S的长度也可以被减小。

在长仅约0.43英寸且直径约0.08英寸的ICT 122的一个工作实施例中，ICT的部件具有下述尺寸：

因此，ICT 122的整体长度和直径可以相对小，其对于配置成经皮肤使用的装置是有用特征。

虽然以上描述了本发明的各种说明性实施例，但是对本领域的技术人员显而易见的是，在此作出各种变化和修改而不背离本发明。例如，尽管已参考将接口模块与在图5A-6B中所说明的RF电外科发生器以及PIM和ICT一起使用来主要描述接口模块，但是应该明白，接口模块可以适当地适合于与其他的消融能量源和其他类型的辐射计一起使用。而且，辐射计可以具有在ICT和/或PIM中的部件，并且无需整体定位在ICT中。此外，辐射计、ICT和/或PIM的功能任选地被包含在接口模块中。附随权利要求旨在覆盖落入本发明的真实精神和保护范围内的所有此类变化和修改。

Claims (20)

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；

温度显示器；

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℃至39℃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℃至39℃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。