CN114642501B - 用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法、装置和设备 - Google Patents

Abstract

本公开提供了一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法、装置、电子设备、可读存储介质，涉及医疗器械技术领域。射频消融系统包括射频能量源、消融电极和与消融电极耦接的温度传感线。该方法包括：在多个消融周期中的每个消融周期中：获取温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；将当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较。响应于当前时刻的温度测量值小于目标温度，则在该消融周期中控制射频能量源向消融电极供能；响应于当前时刻的温度测量值大于或等于目标温度，则在该消融周期中：将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源暂停对消融电极供能。

Description

用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法、装置和设备

技术领域

本公开涉及医疗器械技术领域，具体涉及一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法、装置、电子设备、计算机可读存储介质和计算机程序产品。

背景技术

肺动脉疾病，例如肺动脉高压被认为是较难治愈的疾病。原发性肺动脉高压的发生率低，但继发于肺间质纤维化、结缔组织病、门静脉高血压、慢性肺动脉栓塞和左心脏系统障碍的肺性高血压很常见，五年死亡率高达30％。因此，治疗肺动脉高压具有重要意义。

射频消融导管可被用于治疗例如肺动脉高压的肺动脉疾病，通过将射频消融导管置于肺动脉处，从而对肺动脉上的人体组织(例如交感神经)进行射频加热，以完成治疗。射频加热的温度对射频消融的治疗效果至关重要。

在此部分中描述的方法不一定是之前已经设想到或采用的方法。除非另有指明，否则不应假定此部分中描述的任何方法仅因其包括在此部分中就被认为是现有技术。类似地，除非另有指明，否则此部分中提及的问题不应认为在任何现有技术中已被公认。

发明内容

本公开提供了一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法、装置、电子设备、计算机可读存储介质和计算机程序产品。

根据本公开的一方面，提供了一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。射频消融系统包括射频能量源、消融电极以及与消融电极耦接的温度传感线。该方法包括：在多个消融周期中的每个消融周期中：

获取温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；以及

将当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较。

响应于当前时刻的温度测量值小于目标温度，则在该消融周期中控制射频能量源向消融电极供能；并且

响应于当前时刻的温度测量值大于或等于目标温度，则在该消融周期中：

将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；以及

响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源暂停对消融电极供能。

根据本公开的另一方面，提供了一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制装置。射频消融系统包括射频能量源、消融电极以及与消融电极耦接的温度传感线。该装置包括温度测量值获取单元、第一比较单元、第二比较单元以及控制单元。

温度测量值获取单元被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，获取温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；第一比较单元被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，将当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；控制单元被配置为响应于当前时刻的温度测量值小于目标温度，则在该消融周期中控制射频能量源向消融电极供能；第二比较单元被配置为响应于当前时刻的温度测量值大于或等于目标温度，则在该消融周期中，将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；并且控制单元还被配置为响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源暂停对消融电极供能。

根据本公开的另一方面，提供了一种电子设备，包括：至少一个处理器；以及与所述至少一个处理器通信连接的存储器；其中所述存储器存储有可被所述至少一个处理器执行的指令，所述指令被所述至少一个处理器执行，以使所述至少一个处理器能够执行上述用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

根据本公开的另一方面，提供了一种存储有计算机指令的非瞬时计算机可读存储介质，其中，所述计算机指令用于使所述计算机执行上述用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

根据本公开的另一方面，提供了一种计算机程序产品，包括计算机程序，其中，所述计算机程序在被处理器执行时实现上述用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

根据本公开的一个或多个实施例，能够减少射频消融电极温度的波动，并将射频消融电极的温度稳定地控制在一定范围内。

应当理解，本部分所描述的内容并非旨在标识本公开的实施例的关键或重要特征，也不用于限制本公开的范围。本公开的其它特征将通过以下的说明书而变得容易理解。

附图说明

附图示例性地示出了实施例并且构成说明书的一部分，与说明书的文字描述一起用于讲解实施例的示例性实施方式。所示出的实施例仅出于例示的目的，并不限制权利要求的范围。在所有附图中，相同的附图标记指代类似但不一定相同的要素。

图1示出了根据本公开的实施例的可以在其中实施本文描述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的示例性系统的示意图；

图2示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的流程图；

图3示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的流程图；

图4示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的流程图；

图5示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的流程图；

图6示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制装置的结构框图；以及

图7示出了能够用于实现本公开的实施例的示例性电子设备的结构框图。

具体实施方式

以下结合附图对本公开的示范性实施例做出说明，其中包括本公开实施例的各种细节以助于理解，应当将它们认为仅仅是示范性的。因此，本领域普通技术人员应当认识到，可以对这里描述的实施例做出各种改变和修改，而不会背离本公开的范围。同样，为了清楚和简明，以下的描述中省略了对公知功能和结构的描述。

在本公开中，除非另有说明，否则使用术语“第一”、“第二”等来描述各种要素不意图限定这些要素的位置关系、时序关系或重要性关系，这种术语只是用于将一个要素与另一要素区分开。在一些示例中，第一要素和第二要素可以指向该要素的同一实例，而在某些情况下，基于上下文的描述，它们也可以指代不同实例。

在本公开中对各种所述示例的描述中所使用的术语只是为了描述特定示例的目的，而并非旨在进行限制。除非上下文另外明确地表明，如果不特意限定要素的数量，则该要素可以是一个也可以是多个。此外，本公开中所使用的术语“和/或”涵盖所列出的项目中的任何一个以及全部可能的组合方式。

如上文提到的，射频消融导管可被用于治疗例如肺动脉高压的肺动脉疾病，通过将射频消融电极置于肺动脉的靶点处，可以对靶点进行射频加热，从而完成治疗。射频加热的温度对射频消融的治疗效果至关重要。

在实施经皮肺动脉去神经术时，射频消融的靶点温度不易控制，易超出安全范围。由于在手术过程中患者处于创口处局部麻醉状态，胸腔内有知觉，消融电极与肺动脉靶点的贴合度易随患者状态而改变，故靶点组织容易超出安全温度，导致组织变性或碳化，而且碳化后的组织阻抗过高，并凝结在消融电极的表面，继而影响射频能量的输出。

在相关技术中，可以采用功率控制模式来控制射频消融系统。即操作者设定输出功率，射频消融系统内置一定时间的调整过程，使输出功率稳定至设定值，而靶点温度这一参数仅作为保护限值。实际消融过程中易出现需多次调整设定功率值，才能达到预期温度的情况。或出现温度发生偏移，而导致无法稳定在预期温度的情况。

此外，在相关技术中，还可以采用温度控制模式来控制射频消融系统。即操作者设定温度阈值或温度阈值范围，射频消融系统内置一定时间的调整过程，使靶点温度稳定至所设定的温度阈值或温度阈值范围。而由于算法及电路设计的缺陷，实际应用时靶点温度波动过大，抑或是只能将温度控制在较大的温度范围内。

本公开的发明人发现，由于人体肺动脉组织温度反应的滞后性，相关技术中的温度控制方法均无法很好地控制射频消融电极的温度，进而无法很好地控制肺动脉靶点的温度。在实际应用中，会出现射频消融的靶点温度“矫枉过正”的情况，温度变化波动往往较大。并且还可能出现将射频消融的靶点温度调整至稳态所需的时间过长，甚至出现控制器失稳的情况。这对射频消融手术效果产生了极为不利的影响。

因此，本公开针对人体肺动脉组织温度反应的滞后性这一特性，提出一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法，能够减少射频消融电极温度的波动，并将射频消融电极的温度稳定地控制在一定范围内，缩短将电极调整至稳态所需的时间，并且能够避免对于电极温度的控制出现失稳的现象。

下面将结合附图详细描述本公开的实施例。

图1示出了根据本公开的实施例的可以在其中实施本文描述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的示例性系统100的示意图。

如图1所示，射频消融系统100包括射频能量源110、消融电极120以及与消融电极120耦接的温度传感线130。射频能量源110可以为消融电极120供能(例如提供射频能量)，以使消融电极120执行射频消融。温度传感线130可以测量消融电极120处的温度。

图2示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法200的流程图。如图2所示，方法200包括：

在多个消融周期中的每个消融周期中：

步骤S210、获取温度传感线130所测量的当前时刻的温度测量值；以及

步骤S220、将当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；

响应于当前时刻的温度测量值小于目标温度，则在该消融周期中执行步骤S230、控制射频能量源110向消融电极120供能；

响应于当前时刻的温度测量值大于或等于目标温度，则在该消融周期中：

执行步骤S240、将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；以及

执行步骤S250、响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源110暂停对消融电极120供能。

由于人体肺动脉组织温度反应的滞后性，通常，即便降低消融电极120的温度或停止对肺动脉靶点进行消融加热，肺动脉靶点的温度还将继续上升。这种滞后性将使得传统的温度控制方式(例如PID控制方式)调节至稳定状态的时间过长，甚至无法完成调节而导致控制失稳。

不同于现有技术中的温度控制方式，方法200通过将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较，并且响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源110暂停对消融电极120供能。因此，能够针对人体肺动脉组织温度反应的滞后性这一特性，在当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值的情况下，及时地控制射频能量源110暂停对消融电极120供能。由此，不仅能够将系统快速地调节至稳定状态、避免控制失稳，而且还能够防止对肺动脉靶点过度加热。

经过对比，通过本方法对用于肺动脉射频消融系统进行温度控制时，其将系统调节至稳态的时间相对于传统PID控制方法的时间缩短50％以上。

在步骤S220中，预设的目标温度可以是根据肺动脉组织的医学特性选取的目标温度，例如43摄氏度。

应当理解，在一次消融周期后，还可以在下一个消融周期中，继续从步骤S210执行方法200，从而循环进行多个消融周期，直至完成射频消融手术。

图3示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法300的流程图。如图3所示，方法300包括步骤S310至步骤S360，其中，步骤S310至步骤S350与上文中关于图2所描述的方法200中的步骤S210至步骤S250类似，为了简洁起见，在此不再赘述。

在一些实施例中，方法200还可以包括：步骤S360、响应于当前时刻的温度测量值小于或等于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源110向消融电极120供能。

由于射频消融系统100中使用冷盐水灌注冷却的原因，消融电极120周围的温度通常在冷盐水的作用下下降地较快。因此，为了能够维持消融电极120处的正常工作温度，在当前时刻的温度测量值小于或等于上一时刻的温度测量值时，继续控制射频能量源110向消融电极120供能能够使得消融电极120不会快速降低到允许的温度之下，而使得消融电极120处的温度维持在恒定范围。在避免控制失稳、防止对肺动脉靶点过度加热的前提下，还能够避免消融电极120温度过低而降低射频消融的治疗效果。由此，能够进一步减少消融电极120温度的波动，并将消融电极120的温度稳定地控制在一定范围内。

图4示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法400的流程图。如图4所示，方法400包括步骤S410至步骤S462。为了简洁起见，对于与上文中关于图2或图3所描述的方法200或300中相同或类似的步骤，在此不再展开说明。

在一些实施例中，在方法400中，控制射频能量源110向消融电极120供能的步骤可以包括：

步骤S431(或步骤S461)、获取测量得到的射频能量源110的输出电压和输出电流；以及

步骤S432(或步骤S462)、至少基于输出电压、输出电流以及当前时刻的温度，对射频能量源110的输出功率执行PID控制，以向消融电极120供能。

通过获取测量得到的射频能量源110的输出电压和输出电流，可以确定射频能量源110的输出功率。由此，再基于将当前温度测量值、当前输出功率、以及目标温度或目标功率，对射频能量源110的输出功率执行PID控制，可以进一步利用PID控制的优势，在需要向消融电极120供能时，提供较为稳定的功率输出。

继续参考图4，在一些实施例中，控制射频能量源110暂停对消融电极120供能可以包括将射频能量源110的输出功率设置为零(步骤S450)。由此，通过将射频能量源的输出功率设置为零这种简单易操作的方式，可以精准地暂停对消融电极120的供能，这对于进一步减少消融电极120温度的波动，并将消融电极120的温度稳定地控制在一定范围内是极为有利的。

在一些实施例中，步骤S432或步骤S462、对射频能量源110的输出功率执行PID控制可以包括：响应于当前时刻的温度测量值小于或等于45℃，使用以下P、I、D参数执行PID控制：参数P在0.1至0.2的范围内、参数I在0.15至0.2的范围内、参数D在-0.1至-0.5的范围内。

在经过大量的模拟和实验验证后，发明人发现，针对人体肺动脉组织的特性，当肺动脉靶点温度约为45℃时，传统的温度控制方式更加容易造成系统失稳。在当前时刻的温度测量值小于或等于45℃时，通过将P、I、D参数分别设定为参数P在0.1至0.2的范围内、参数I在0.15至0.2的范围内、参数D在-0.1至-0.5的范围内，能够使得系统的响应更加稳定。

在一些实施例中，步骤S432或步骤S462、对射频能量源110的输出功率执行PID控制可以包括：响应于当前时刻的温度测量值大于45℃，使用以下P、I、D参数执行PID控制：参数P在0.3至0.5的范围内、参数I在0.1至0.18的范围内、参数D在-1至-1.5的范围内。

类似地，在当前时刻的温度测量值大于45℃时，通过将P、I、D参数分别设定为参数P在0.3至0.5的范围内、参数I在0.1至0.18的范围内、参数D在-1至-1.5的范围内，也能够使得系统的响应更加稳定。

图5示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法500的流程图。如图5所示，方法500包括步骤S501、步骤S502以及步骤S510至步骤S550。其中，步骤S520至步骤S550与上文中关于图2所描述的方法200中的步骤S220至步骤S250类似，为了简洁起见，在此不再赘述。

在一些实施例中，方法500还可以包括：

步骤S501、在首个消融周期前，获取消融电极120处的阻抗测量值；以及

步骤S502、将阻抗测量值与预设的阻抗范围进行比较。

并且，在步骤S510中，可以响应于阻抗测量值落入预设的阻抗范围，获取温度传感线130所测量的当前时刻的温度测量值。

由此，可以在首个消融周期前，通过判断消融电极120处的阻抗测量值是否符合预设的阻抗范围要求，确定是否允许开始执行射频消融操作。这样可以防止在靶点组织变性或碳化后，凝结在消融电极120的表面，而影响射频能量的输出。例如，预设的阻抗范围可以在100欧姆至300欧姆之间，当消融电极120处的阻抗测量值落入100欧姆至300欧姆之间的范围内时，才执行后续的循环操作；而当消融电极120处的阻抗测量值未落入100欧姆至300欧姆之间的范围内时，可能意味着肺动脉组织已发生变性或碳化，因此不执行后续的循环操作。从而确保射频消融手术的安全。

根据本公开的另一方面，还提供一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制装置600。图6示出了根据本公开的实施例的用于肺动脉射频消融系统的温度控制装置600的结构框图。

如图6所示，温度控制装置600包括温度测量值获取单元610、第一比较单元620、第二比较单元630以及控制单元640。

温度测量值获取单元610被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，获取温度传感线130所测量的当前时刻的温度测量值；

第一比较单元620被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，将当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；

控制单元640被配置为响应于当前时刻的温度测量值小于目标温度，则在该消融周期中控制射频能量源110向消融电极120供能；

第二比较单元630被配置为响应于当前时刻的温度测量值大于或等于目标温度，则在该消融周期中，将当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；并且

控制单元640还被配置为响应于当前时刻的温度测量值大于上一时刻的温度测量值，控制射频能量110源暂停对消融电极120供能。

在一些实施例中，控制单元640可以被进一步配置为：响应于当前时刻的温度测量值小于或等于上一时刻的温度测量值，控制射频能量源110向所述消融电极120供能。

在一些实施例中，控制单元640可以被进一步配置为：获取测量得到的射频能量源110的输出电压和输出电流；并且至少基于输出电压、输出电流以及当前时刻的温度，对射频能量源110的输出功率执行PID控制，以向消融电极120供能。

在一些实施例中，控制单元640可以被进一步配置为将射频能量源110的输出功率设置为零。

在一些实施例中，控制单元640可以被进一步配置为：响应于当前时刻的温度测量值小于或等于45℃，使用以下P、I、D参数执行PID控制：参数P在0.1至0.2的范围内、参数I在0.15至0.2的范围内、参数D在-0.1至-0.5的范围内。

在一些实施例中，控制单元640可以被进一步配置为：响应于当前时刻的温度测量值大于45℃，使用以下P、I、D参数执行PID控制：参数P在0.3至0.5的范围内、参数I在0.1至0.18的范围内、参数D在-1至-1.5的范围内。

在一些实施例中，温度控制装置600还可以包括阻抗检测单元(图中未示出)，阻抗检测单元被配置为：在首个消融周期前，获取消融电极处的阻抗测量值；以及将阻抗测量值与预设的阻抗范围进行比较。并且温度测量值获取单元610可以被进一步配置为：响应于阻抗测量值落入所述预设的阻抗范围，获取温度传感线130所测量的当前时刻的温度测量值。

根据本公开的另一方面，还提供一种电子设备，包括：至少一个处理器；以及与所述至少一个处理器通信连接的存储器；其中所述存储器存储有可被所述至少一个处理器执行的指令，所述指令被所述至少一个处理器执行，以使所述至少一个处理器能够执行上述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

根据本公开的另一方面，还提供一种存储有计算机指令的非瞬时计算机可读存储介质，其中，所述计算机指令用于使所述计算机执行上述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

根据本公开的另一方面，还提供一种计算机程序产品，包括计算机程序，其中，所述计算机程序再被处理器执行时实现上述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法。

参见图7，现将描述可以作为本公开的电子设备700的结构框图，其是可以应用于本公开的各方面的硬件设备的示例。电子设备可以是不同类型的计算机设备，诸如，膝上型计算机、台式计算机、工作台、个人数字助理、服务器、刀片式服务器、大型计算机、和其它适合的计算机。电子设备还可以表示各种形式的移动装置，诸如，个人数字处理、蜂窝电话、智能电话、可穿戴设备和其它类似的计算装置。本文所示的部件、它们的连接和关系、以及它们的功能仅仅作为示例，并且不意在限制本文中描述的和/或者要求的本公开的实现。

图7示出了根据本公开实施例的电子设备的框图。如图7所示，电子设备700可以包括能够通过系统总线703彼此通信的至少一个处理器701、工作存储器702、I/O设备704、显示设备705、存储装置706和通信接口707。

处理器701可以是单个处理单元或多个处理单元，所有处理单元可以包括单个或多个计算单元或者多个核心。处理器701可以被实施成一个或更多微处理器、微型计算机、微控制器、数字信号处理器、中央处理单元、状态机、逻辑电路和/或基于操作指令来操纵信号的任何设备。处理器701可以被配置成获取并且执行存储在工作存储器702、存储装置706或者其他计算机可读介质中的计算机可读指令，诸如操作系统702a的程序代码、应用程序702b的程序代码等。

工作存储器702和存储装置706是用于存储指令的计算机可读存储介质的示例，指令由处理器701执行来实施前面所描述的各种功能。工作存储器702可以包括易失性存储器和非易失性存储器二者(例如RAM、ROM等等)。此外，存储装置706可以包括硬盘驱动器、固态驱动器、可移除介质、包括外部和可移除驱动器、存储器卡、闪存、软盘、光盘(例如CD、DVD)、存储阵列、网络附属存储、存储区域网等等。工作存储器702和存储装置706在本文中都可以被统称为存储器或计算机可读存储介质，并且可以是能够把计算机可读、处理器可执行程序指令存储为计算机程序代码的非暂态介质，计算机程序代码可以由处理器701作为被配置成实施在本文的示例中所描述的操作和功能的特定机器来执行。

I/O设备704可以包括输入设备和/或输出设备，输入设备可以是能向电子设备700输入信息的任何类型的设备，可以包括但不限于鼠标、键盘、触摸屏、轨迹板、轨迹球、操作杆、麦克风和/或遥控器。输出设备可以是能呈现信息的任何类型的设备，并且可以包括但不限于包括视频/音频输出终端、振动器和/或打印机。

通信接口707允许电子设备700通过诸如因特网的计算机网络和/或各种电信网络与其他设备交换信息/数据，并且可以包括但不限于调制解调器、网卡、红外通信设备、无线通信收发机和/或芯片组，例如蓝牙^TM设备、802.11设备、WiFi设备、WiMax设备、蜂窝通信设备和/或类似物。

工作寄存器702中的应用程序702b可以被加载执行上文所描述的各个方法和处理。在一些实施例中，计算机程序的部分或者全部可以经由存储装置706和/或通信接口707而被载入和/或安装到电子设备700上。当计算机程序被加载并由处理器701执行时，可以执行上文描述的用于肺动脉射频消融系统的温度控制方法的一个或多个步骤。

本文中以上描述的系统和技术的各种实施方式可以在数字电子电路系统、集成电路系统、场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)、专用标准产品(ASSP)、芯片上系统的系统(SOC)、负载可编程逻辑设备(CPLD)、计算机硬件、固件、软件、和/或它们的组合中实现。这些各种实施方式可以包括：实施在一个或者多个计算机程序中，该一个或者多个计算机程序可在包括至少一个可编程处理器的可编程系统上执行和/或解释，该可编程处理器可以是专用或者通用可编程处理器，可以从存储系统、至少一个输入装置、和至少一个输出装置接收数据和指令，并且将数据和指令传输至该存储系统、该至少一个输入装置、和该至少一个输出装置。

用于实施本公开的方法的程序代码可以采用一个或多个编程语言的任何组合来编写。这些程序代码可以提供给通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置的处理器或控制器，使得程序代码当由处理器或控制器执行时使流程图和/或框图中所规定的功能/操作被实施。程序代码可以完全在机器上执行、部分地在机器上执行，作为独立软件包部分地在机器上执行且部分地在远程机器上执行或完全在远程机器或服务器上执行。

在本公开的上下文中，机器可读介质可以是有形的介质，其可以包含或存储以供指令执行系统、装置或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合地使用的程序。机器可读介质可以是机器可读信号介质或机器可读储存介质。机器可读介质可以包括但不限于电子的、磁性的、光学的、电磁的、红外的、或半导体系统、装置或设备，或者上述内容的任何合适组合。机器可读存储介质的更具体示例会包括基于一个或多个线的电气连接、便携式计算机盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或快闪存储器)、光纤、便捷式紧凑盘只读存储器(CD-ROM)、光学储存设备、磁储存设备、或上述内容的任何合适组合。

为了提供与用户的交互，可以在计算机上实施此处描述的系统和技术，该计算机具有：用于向用户显示信息的显示设备(例如，CRT(阴极射线管)或者LCD(液晶显示器)监视器)；以及键盘和指向装置(例如，鼠标或者轨迹球)，用户可以通过该键盘和该指向装置来将输入提供给计算机。其它种类的装置还可以用于提供与用户的交互；例如，提供给用户的反馈可以是任何形式的传感反馈(例如，视觉反馈、听觉反馈、或者触觉反馈)；并且可以用任何形式(包括声输入、语音输入或者、触觉输入)来接收来自用户的输入。

可以将此处描述的系统和技术实施在包括后台部件的计算系统(例如，作为数据服务器)、或者包括中间件部件的计算系统(例如，应用服务器)、或者包括前端部件的计算系统(例如，具有图形用户界面或者网络浏览器的用户计算机，用户可以通过该图形用户界面或者该网络浏览器来与此处描述的系统和技术的实施方式交互)、或者包括这种后台部件、中间件部件、或者前端部件的任何组合的计算系统中。可以通过任何形式或者介质的数字数据通信(例如，通信网络)来将系统的部件相互连接。通信网络的示例包括：局域网(LAN)、广域网(WAN)和互联网。

计算系统可以包括客户端和服务器。客户端和服务器一般远离彼此并且通常通过通信网络进行交互。通过在相应的计算机上运行并且彼此具有客户端-服务器关系的计算机程序来产生客户端和服务器的关系。

应该理解，可以使用上面所示的各种形式的流程，重新排序、增加或删除步骤。例如，本公开中记载的各步骤可以并行地执行、也可以顺序地或以不同的次序执行，只要能够实现本公开公开的技术方案所期望的结果，本文在此不进行限制。

虽然已经参照附图描述了本公开的实施例或示例，但应理解，上述的方法、系统和设备仅仅是示例性的实施例或示例，本发明的范围并不由这些实施例或示例限制，而是仅由授权后的权利要求书及其等同范围来限定。实施例或示例中的各种要素可以被省略或者可由其等同要素替代。此外，可以通过不同于本公开中描述的次序来执行各步骤。进一步地，可以以各种方式组合实施例或示例中的各种要素。重要的是随着技术的演进，在此描述的很多要素可以由本公开之后出现的等同要素进行替换。

Claims (9)

1.一种用于肺动脉射频消融系统的温度控制装置，所述射频消融系统包括射频能量源、消融电极以及与所述消融电极耦接的温度传感线，其中，所述装置包括温度测量值获取单元、第一比较单元、第二比较单元以及控制单元，其中，

所述温度测量值获取单元被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，获取所述温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；

所述第一比较单元被配置为在多个消融周期中的每个消融周期中，将所述当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；

所述控制单元被配置为响应于所述当前时刻的温度测量值小于所述目标温度，则在该消融周期中控制所述射频能量源向所述消融电极供能；

所述第二比较单元被配置为响应于所述当前时刻的温度测量值大于或等于所述目标温度，则在该消融周期中，将所述当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；并且

所述控制单元还被配置为响应于所述当前时刻的温度测量值大于所述上一时刻的温度测量值，控制所述射频能量源暂停对所述消融电极供能。

2.根据权利要求1所述的装置，其中，所述控制单元被进一步配置为：

响应于所述当前时刻的温度测量值小于或等于所述上一时刻的温度测量值，控制所述射频能量源向所述消融电极供能。

3.根据权利要求1或2所述的装置，其中，所述控制单元被进一步配置为：

获取测量得到的所述射频能量源的输出电压和输出电流；并且

至少基于所述输出电压、输出电流以及所述当前时刻的温度，对所述射频能量源的输出功率执行PID控制，以向所述消融电极供能。

4.根据权利要求3所述的装置，其中，所述控制单元被进一步配置为将所述射频能量源的输出功率设置为零。

5.根据权利要求3所述的装置，其中，所述控制单元被进一步配置为：

响应于所述当前时刻的温度测量值小于或等于45℃，使用以下P、I、D参数执行所述PID控制：参数P在0.1至0.2的范围内、参数I在0.15至0.2的范围内、参数D在-0.1至-0.5的范围内。

6.根据权利要求3所述的装置，其中，所述控制单元被进一步配置为：

响应于所述当前时刻的温度测量值大于45℃，使用以下P、I、D参数执行所述PID控制：参数P在0.3至0.5的范围内、参数I在0.1至0.18的范围内、参数D在-1至-1.5的范围内。

7.根据权利要求1或2所述的装置，还包括阻抗检测单元，所述阻抗检测单元被配置为：

在首个消融周期前，获取所述消融电极处的阻抗测量值；以及

将所述阻抗测量值与预设的阻抗范围进行比较，并且

其中，所述温度测量值获取单元被进一步配置为：

响应于所述阻抗测量值落入所述预设的阻抗范围，获取所述温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值。

8.一种电子设备，包括：

至少一个处理器；以及

与所述至少一个处理器通信连接的存储器；其中

所述存储器存储有可被所述至少一个处理器执行的指令，所述指令被所述至少一个处理器执行，以使所述至少一个处理器能够执行：

在多个消融周期中的每个消融周期中：

获取射频消融系统的温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；以及

将所述当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；

其中，响应于所述当前时刻的温度测量值小于所述目标温度，则在该消融周期中控制所述射频消融系统的射频能量源向与所述温度传感线耦接的消融电极供能；并且

其中，响应于所述当前时刻的温度测量值大于或等于所述目标温度，则在该消融周期中：

将所述当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；以及

响应于所述当前时刻的温度测量值大于所述上一时刻的温度测量值，控制所述射频能量源暂停对所述消融电极供能。

9.一种存储有计算机指令的非瞬时计算机可读存储介质，其中，所述计算机指令用于使所述计算机执行：

在多个消融周期中的每个消融周期中：

获取射频消融系统的温度传感线所测量的当前时刻的温度测量值；以及

将所述当前时刻的温度测量值与预设的目标温度进行比较；

其中，响应于所述当前时刻的温度测量值小于所述目标温度，则在该消融周期中控制所述射频消融系统的射频能量源向与所述温度传感线耦接的消融电极供能；并且

其中，响应于所述当前时刻的温度测量值大于或等于所述目标温度，则在该消融周期中：

将所述当前时刻的温度测量值与上一时刻的温度测量值进行比较；以及

响应于所述当前时刻的温度测量值大于所述上一时刻的温度测量值，控制所述射频能量源暂停对所述消融电极供能。

Images