KR20140147817A

KR20140147817A - 라디오메트리 및 온도에 기초한 치료의 자동 규제

Info

Publication number: KR20140147817A
Application number: KR1020147025031A
Authority: KR
Inventors: 존 매카시; 티모시 제이. 레니한; 에릭 알. 카노우스키
Original assignee: 어드밴스드 카디악 테라퓨틱스, 인크.
Priority date: 2012-03-12
Filing date: 2013-03-12
Publication date: 2014-12-30
Also published as: WO2013138262A1; EP2825120A1; CN104321028A; CA2864898A1; US9226791B2; JP2015511860A; AU2013232404A1; US20130237977A1; US20160317210A1; US20140303610A1; SG11201405361SA; US8961506B2

Abstract

본 발명은 절제하는 동안 온도를 복사분석적으로 측정하기 위한 시스템 및 방법에 관한 것이다. 일 측면으로, 전기수술 발생기 및 라디오미터, 절제팁, 및 열전대를 포함하는 집적 카테터팁(ICT)과 함께 사용하기 위한 인터페이스 모듈은 프로세서, 디지털 라디오미터 신호와 디지털 열전대 신호를 ICT로부터 수신하는 제1 입/출력 (I/O) 포트, 절제 에너지를 절제 에너지 발생기로부터 수신하는 제1 입/출력 (I/O) 포트, 온도 디스플레이, 상기 제1 I/O 포트, 상기 제2 I/O 포트 및 상기 프로세서와 통신하는 환자 릴레이, 상기 라디오미터와 상기 열전대에 대한 작동 파라미터를 저장하며, 상기 프로세서가 상기 디지털 라디오미터 신호, 상기 디지털 열전대 신호 및 상기 작동 파라미터에 기초하여 ICT 인접 온도를 계산하고, 상기 온도 디스플레이가 계산된 온도를 디스플레이하도록 하고, 상기 환자 릴레이가 사기 제2 I/O 포트로 수신한 절제 에너지를 상기 제1 I/O 포트로 전달하도록 상기 환자 릴레이를 닫는 과정을 수행하도록 하는 명령을 더 저장하는 비일시적 컴퓨터 판독 가능 매체를 포함할 수 있다.

Description

인터페이스 모듈 기반 시스템에서 복사온도 피드백을 이용한 온도 제어된 절제 시스템 및 방법{SYSTEMS AND METHODS FOR TEMPERATURE-CONTROLLED ABLATION USING RADIOMETRIC FEEDBACK IN AN INTERFACE MODULE BASED SYSTEM}

본 출원은 2012년 3월12일 미국 특허출원번호 제13/418,136호 " Systems and Methods for Temperature-Controlled Ablation Using Radiometric Feedback in an Interface Module-Based System”의 우선권의 이익을 주장하며, 전체 내용이 본 출원에 참고로 인용된다.

본 출원은 일반적으로 조직을 절제하는 동안 온도를 측정하기 위한 시스템 및 방법에 관한 것이다.

조직 절제는 임상적 질환을 치료하는데 사용될 수 있다. 예를 들어, 조직 절제는 심장 근육에 비정상적인 전기 신호를 수행할 비정상 경로를 파괴하여 부정맥을 치료하는데 사용될 수 있다. 냉동 절제술(cryoablation), 마이크로파 절제술(microwave ablation), 무선 주파수(RF) 절제술, 및 고주파 초음파 절제술을 포함하는 일부 절제 기술이 개발되었다. 심장 애플리케이션의 경우, 이러한 기술들은 일반적으로 임상의에 의해 수행되는데, 임상의는 정맥 혈관을 통해 심장 내막에 절제팁을 갖는 카테터를 도입하고, 임상의가 촉각 피드백, 심전도 신호(ECG) 매핑, 해부학 및/또는 형광 이미징(fluoroscopic imaging)에 기초하여 심장 내막의 적절한 영역이라고 믿는 곳에 인접하게 절제팁을 위치시키고, 선택된 영역의 표면을 냉각하는 관개수(Irrigant)가 흐르도록 하여 선택 영역에서 조직을 파괴하기에 충분한 시간 동안 및 전력으로 절제팁을 작동시킨다.

상업적으로 이용 가능한 절제팁은 디지털 디스플레이를 통해 온도 피드백을 제공하기 위한 열전대(thermocoupls)를 포함할 수 있지만, 열전대는 일반적으로 관개 절제(irrigated ablation)하는 동안 의미 있는 온도 피드백을 제공하지 않는다. 예를 들어, 열전대는 표면 온도를 측정하는 반면, 조직 절제를 초래하는 조직 가열 또는 냉각은 조직 포면 아래 심도에서 발생할 수 있다. 또한, 조직 표면이 관개수에 의해 냉각되는 시술에서, 열전대는 관개수의 온도를 측정하므로, 특히 깊은, 조직의 온도에 대한 어떠한 유용한 정보도 이해하기 어렵게 한다. 그와 같이, 임상의는 절제되고 있는 조직의 온도 또는 절제 시간이 충분한지에 대한 유용한 피드백을 얻을 수 없다. 임상의는 그러한 정보가 없기 때문에, 임상의는 충분한 시간 동안 원하는 온도로 조직을 가열하거나 냉각시키도록 절제 에너지를 규제할 수 없다.

따라서, 타겟팅된 비정상 경로가 적절히 중단되지 않았음은-예를 들어, 환자가 지속적으로 심장 부정맥을 경험하면-시술이 끝난 후에나 드러날 수 있다. 이러한 상황에서, 임상의는 잘못된 조직 영역이 절제되었기 때문인지, 절제팁이 비정상 경로를 파괴하기에 충분한 시간 동안 작동하지 않았기 때문인지, 절제팁이 조직에 접촉하지 않거나 충분하게 조직에 접촉하지 않았기 때문인지, 절제 에너지가 충분하지 않았기 때문인지, 또는 이들의 조합 때문에 시술이 실패했는지를 알 수 없다. 부정맥 치료를 다시 시도하기 위해 절제 시술을 반복할 때, 임상의는 첫 번째 시술에서와 같이 거의 피드백을 갖지 못하며 따라서 잠재적으로 다시 비정상 경로를 파괴하는데 실패할 수 있다. 또한, 임상의가 심장 내막의 이미 절제된 영역을 다시 치료하며 전도 경로를 절제할 뿐 아니라 인접 조직에 손상을 입힐 위험이 있다.

경우에 따라, 같은 절제 시술을 반복하는 것을 피하기 위해, 비정상 경로가 놓여 있다고 판단한 심장 내막의 일련의 영역들을 절제하여, 그 경로를 따르는 전도를 중단할 가능성을 개선할 수 있다. 그러나, 임상의가 그 절제 영역들이 충분히 파괴되었는지를 결정하는데 도움을 줄 피드백이 여전히 부족하다.

Sterzer의 미국 특허 제4,190,053호에는 마이크로파 소스가 살아있는 조직에 에너지를 축적하는데 이용되어 온열 효과를 발생하는 온열 처리 장치를 설명하고 있다. 이 장치는 조직내 심도의 온도를 측정하는 라디오미터를 포함하며, 라디오미터로부터 측정된 온도에 대응하는 제어 신호를 피드백하여 마이크로파 소스로부터의 에너지 적용을 제어하는 컨트롤러를 포함한다. 이 장치는 번갈아서 마이크로파 소스로부터 마이크로파 에너지를 전달하고 라디오미터로 복사 에너지를 측정하여 온도를 측정한다. 에너지 적용 및 온도 측정의 시분할 멀티플렉싱의 결과로, 라디오미터에 의해 보고되는 온도값은 에너지 전달에 동기되지 않는다.

Carr 등의 미국 특허 제7,769,469호는 동기화된 가열 및 온도 측정을 허용하는 다이플렉서를 가진 부정맥, 종양 등을 치료하기 위한 통합된 가열 및 감지 카테터 장치를 설명하고 있다. 이 특허 역시 라디오미터에 의해 측정된 온도는 에너지 적용을 제어하는데 이용되어, 예를 들어, 선택된 가열 프로파일을 유지하는데 이용될 수 있다고 설명하고 있다.

라디오미터의 사용에 의한 정확한 온도 측정 감도 및 제어를 할 수 있음에도 불구하고, 이 기술의 성공적인 상업적인 응용은 거의 없었다. 공지된 시스템의 단점은 라디오미터에 사용되는 마이크로파 안테나 구성에서의 미미한 변경으로 인해 재현 가능성이 높은 결과를 얻을 수 없다는 점인데, 카테터마다 측정된 온도에 상당한 차이를 유발한다. 조직에 의해 복사되는 복사 에너지를 적절하게 포착하기 위해 카테터상에서 라디오미터 안테나의 배향 및 라디오미터 컴포넌트와 수술 분야의 다른 장치간 간섭을 방지하기 위해 수술 환경에서 고주파 마이크로파 컴포넌트를 쉴딩하는데 문제가 발생하였다.

마이크로파 기반 온열 치료와 온도 측정 기술의 수용은 복사분석 온도 제어 방식을 구현하는데 관련된 비용에 의해서도 지연되었다. 무선주파수 절제 기술은 예를 들어, 관개수가 사용되는 경우 그 시스템은 심도에서 조직 온도를 정확하게 측정할 수 없는 것과 같은 심각한 제한을 가질 수 있음에도 의료계에서 실질적인 후속작으로 개발되었다. 그러나, RF 절제 기술의 광범위한 수용, 그러한 시스템에 대한 의료계의 막대한 지식 기반, 및 새로운 기술로의 교체에 필요한 상당한 비용과 훈련은 복사분석의 광범위한 채용을 극적으로 지연시켰다.

상기의 관점에서, 조직의 타겟팅된 영역을 원하는 온도에서 원하는 시간 동안 유지시키도록 조직의 심도에서 온도의 복사분석 측정하고, 그 측정을 이용하여, 예를 들어, 온열치료 또는 저온치료, 특히, 자동화된 방법으로 절제 에너지의 적용을 제어할 수 있는 장치 및 방법을 제공하는 것이 바람직하다.

용이하게 구성되고 높은 측정 재현성 및 신뢰성을 제공하기 위해 용이하게 교정될 수 마이크로파 라디오미터를 이용하는 장치 및 방법을 제공하는 것이 또한 바람직하다.

또한 복사분석 온도 측정 및 제어 기술이 최소의 재교육으로 공지의 RF 절제 카테터의 사용에 숙련된 임상의가 용이하게 접근 가능한 방식으로 도입될 수 있도록 하는 장치 및 방법을 제공하는 것이 바람직하다.

또한, 복사분석 온도 측정 및 제어 기술이 공지의 RF 전기수술 발생기에 용이하게 이용되도록 하여 그러한 새로운 기술을 구현하는데 필요한 비용을 감소시키는 장치 및 방법을 제공하는 것이 바람직하다.

상기의 관점에서, 온도 측정을 위한 라디오미터 및 및 라디오미터로부터의 피드백을 이용하여 조직에 적용되고 있는 절제 에너지의 전력을 규제(regulate)하는 온도 제어 서브 시스템을 이용하는 생체 조직을 치료하기 위한 장치 및 방법을 제공하는 것이 바람직하다. 본 발명의 일 측면에 따르면, 예를 들어, 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 온도를 계산하는 RF 절제시 복사분석적으로 온도를 측정하는 시스템 및 방법이 제공된다. 현존하는 상업적인 절제 시스템에 이용되는 표준화된 열전대 기술과 달리, 라디오미터는 조직 절제가 발생하는 심도에서의 조직 온도에 대한 유용한 정보를 제공할 수 있으므로, 임상의가 심장 근육의 선택된 영역을 절제할 때 조직 손상 정도에 대한 피드백을 임상의에게 제공할 수 있다. 더욱이, 조직을 원하는 온도에서 원하는 시간동안 유지하여 충분한 절제를 달성하도록 온도 제어 서브시스템은 조직 온도에 기초하여 조직에 적용되는 절제 에너지의 전력을 자동적으로 규제할 수 있다.

일 실시예에서, 본 발명은 예를 들어, 전기수술 발생기와 같은 공지의 상업적으로 이용 가능한 절제 에너지 발생기에 결합될 수 있는 인터페이스 모듈(시스템)을 포함하므로, 감소된 비용 지출로 복사분석 기술이 이용될 수 있도록 한다. 이와 같이, 종래의 전기수술 발생기는 절제 에너지를 절제팁, 열전대 및 절제 대상 조직의 체적 온도를 측정하는 라디오미터를 포함하는 집적 카테터팁(integrated catheter tip; ICT)에 공급하는데 이용될 수 있다. 인터페이스 모듈은 종래의 전기수술 발생기와 ICT 사이에 결합되며, 이들 사이의 신호를 조정한다. 따라서 인터페이스 모듈은 작동에 필요한 정보를 전기수술 발생기에 제공하고, 임상의의 제어하에 절제 에너지를 ICT에 전송하며, 임상의가 이용할 수 있도록 절제되고 있는 심도에서의 조직 온도를 온도 디스플레이를 통해 디스플레이한다. 디스플레이된 온도는 이하에서 설명될 알고리즘을 이용하여 라디오미터에 의해 측정된 신호를 기초로 계산될 수 있다. 인터페이스 모듈은 전기수술 발생기의 전력 제어와 인터페이싱하는 온도 제어 서브시스템을 더 포함한다. 계산된 조직 온도를 셋포인트 온도에 도달하게 하고 그 온도에서 원하는 시간동안 유지시키도록 온도 제어 서브시스템은 조직이 가열되어야 할 셋포인트 온도를 저장하며 셋포인트 온도와 조직의 계산된 온도에 기초하여 전기수술 발생기의 전력 제어를 규제한다.

예시적인 실시예에서, 인터페이스 모듈은 디지털 라디오미터 신호 및 디지털 열전대 신호를 ICT로부터 수신하는 제1 I/O (TO) 포트 및 절제 에너지를 전기수술 발생기로부터 수신하는 제2 I/O 포트를 포함한다. 인터페이스 모듈은 프로세서, 프로세서, 제1 및 제2 I/O와 통신하는 환자 릴레이, 및 지속적인 컴퓨터 판독 가능 매체를 또한 포함한다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 ICT와 전기 수실 발생기의 작동을 조정하는데 이용되는 프로세서에 대한 명령(instruction)뿐 아니라 라디오미터와 열전대에 대한 작동 파라미터도 저장한다.

컴퓨터 판독 가능 매체는 바람직하게, 프로세서가 디지털 라디오미터 신호, 디지털 열전대 신호 및 작동 파라미터에 기초하여 ICT 인접 온도를 계산하는 단계를 수행하도록 하는 명령을 저장한다. 이 온도는 열전대 판독에만 기초한 온도보다 조직내 심도에서 병변(lesion)의 질과 온도에 대한 상당히 정확한 정보를 제공할 것으로 예상된다. 컴퓨터 판독 가능 매체는 프로세서가 예를 들어, 임상의가 디스플레이된 온도에 반응하여 절제 시간을 제어할 수 있게 온도 디스플레이가 계산된 온도를 디스플레이하도록 하는 명령을 더 저장할 수 있다. 컴퓨터 판독 가능 매체는, 환자 릴레이가 제2 I/O 포트로 수신한 절제 에너지를 전기수술 발생기로부터 제1 I/O 포트로, ICT로 보내게 프로세서가 환자 릴레이를 닫는 명령을 더 포함할 수 있다. 명령을 프로세서가 환자 릴레이를 정상적으로 닫힌 상태로 유지하도록 할 수 있으며 안전하지 않은 상태 감지시 환자 릴레이를 개방할 수 있음을 유의해야 한다.

인터페이스 모듈은 계산된 온도에 기초하여 절제 에너지의 전력을 규제하는 온도 제어 서브시스템을 더 포함한다.

도 1a는 인터페이스 모듈의 전면과 후면, 및 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템, 전력 제어 인터페이스, 공지의 절제 에너지 발생기, 및 집적 카테터팁(ICT) 사이의 연결을 포함하는, 본 발명의 일측면에 따른 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스를 포함하는 장치의 제1 실시예를 개략적으로 도시하고 있다.
도 1b는 인터페이스 모듈과 함께 사용되는 다른 컴포넌트들과의 연결뿐 아니라 도 1a의 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템, 및 전력 제어 인터페이스와의 예시적인 연결을 도시한 도면이다.
도 1c는 인터페이스 모듈과 함께 사용되는 다른 컴포넌트들과의 연결뿐 아니라 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스의 다른 실시예와의 예시적인 연결을 도시한 도시한 도면이다.
도 1d는 인터페이스 모듈과 함께 사용되는 다른 컴포넌트들과의 연결뿐 아니라 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스의 또 다른 실시예와의 예시적인 연결을 도시한 도시한 도면이다.
도 2a는 도 1a-1b의 인터페이스 모듈의 내부 컴포넌트들을 도시한 도면이다.
도 2b는 인터페이스 모듈과의 선택된 연결뿐 아니라 도 2a의 인터페이스 모듈의 추가적인 내부 컴포넌트들을 도시한 도면이다.
도 2c는 도 1a-1b의 온도 제어 서브시스템의 내부 컴포넌트들을 도시한 도면이다.
도 2d는 도 1a-1b 및 도 2a-2c에 도시된 실시예에 따라 서로 그리고 공지의 절제 에너지 발생기에 결합된 예시적인 온도 제어 서브시스템, 전력 제어 인터페이스 및 인터페이스 모듈의 사시도를 도시하고 있다.
도 3a는 조직 절제시 도 1a 내지 2d의 인터페이스 모듈과 온도 제어 서브시스템을 사용하는 방법의 단계를 도시하고 있다.
도 3b는 라디오미터와 열전대로부터의 디지털 신호와 작동 파라미터를 사용하여 복사분석 온도를 계산하는 방법의 단계를 도시하고 있다.
도 3c는 도1a-2d의 인터페이스 모듈과 온도 제어 서브시스템을 이용하여 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 계산된 온도를 이용하는 절제 시술을 제어하는 방법의 단계를 도시하고 있다.
도 4a-4f는 도 3a-3c의 방법에 따라 작동되는 도1a-1b와 2a-2d의 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스를 사용하여 수행된 예시적인 절제 시술에서 얻은 데이터를 도시하고 있다.
도 5a는 도 1a 내지 2d의 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스에 사용하기 위한 집적 카테터팁 (ICT)에 연관된 예시적인 환자 인터페이스 모듈(PIM)의 평면도를 도시하고 있다.
도 5b는 본 발명의 일부 실시예에 따른 도 5a의 PIM의 선택된 내부 구성 요소를 개략적으로 도시하고 있다.
도 6a 및 6b는 본 발명의 일부 실시예에 따른 도 1a 내지 2d의 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스 및 도 5a 및 5b의 PIM과 함께 사용하기 위한 예시적인 집적 카테터팁(ICT)의 사시도 및 전개도를 각각 도시하고 있다.

본 발명의 실시예들은 절제하는 동안, 특히 심장 절제시, 복사분석적으로 온도를 측정하고 복사분석 온도에 기초하여 절제 에너지의 전력을 자동적으로 규제하는 시스템 및 방법을 제공한다. 전술한 바와 같이, 상업적으로 이용가능한 심장 절제 시스템은 온도를 측정하는 열전대를 포함할 수 있으나, 그 열전대는 임상의에게 조직 온도에 대한 정보를 적절하게 제공할 수 없다. 따라서, 임상의는 원하는 효과를 얻기 위해 조직의 특정 영역이 적절하게 절제되었는지에 대해 “교육된 추측”을 할 필요가 있다. 비교하면, 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 온도를 계산하면 관개 시술하는 동안에도 심도에서 조직의 온도에 대한 정확한 정보를 임상의에게 제공할 것으로 예상된다. 또한, 조직을 원하는 온도로 원하는 시간 동안 유지하여 충분한 절제를 달성하도록 계산된 온도를 모니터링하고 조직에 제공되는 절제 에너지의 전력을 자동적으로 규제하거나 제어하는 온도 제어 서브시스템이 이용될 수 있다. 본 발명은 전기수술 발생기와 같은 현존하는 상업적으로 이용 가능한 절제 에너지 발생기와 연동하는 인터페이스 모듈을 포함하는 “보강” 해결책을 제공한다. 본 발명의 일측면에 따르면, 임상의가 온도 측정을 위해 열전대만을 사용하여 얻을 수 있는 것보다 상당히 개선된 정확성으로 절제 시술을 수행할 수 있도록 인터페이스 모듈은 라디오미터에 의해 측정된 신호에 기초하여 조직 온도를 디스플레이하며, 조직 온도에 기초하여 전력 제어 인터페이스를 통해 절제 에너지의 전력을 제어하거나 규제하는 온도 제어 서브시스템을 포함하거나 연결된다.

먼저, 연결되거나 일체화된 온도 제어 서브시스템과 전력 제어 인터페이스를 포함하는 인터페이스 모듈과 연결 이것의 높은 수준의 개요가 제공된다. 그리고, 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스, 이들의 다른 실시예의 내부 컴포넌트와 복사분석 온도를 산출하고 복사분석 온도를 이용하여 절제 시술을 제어하는 예시적인 방법에 대한 추가적인 상세한 설명이 제공된다. 실험적인 시술 동안 획득된 데이터 역시 제공된다. 마지막으로, 인터페이스 모듈, 온도 제어 서브시스템 및 전력 제어 인터페이스와 함께 사용되는 컴포넌트에 대한 상세한 설명이 추가적으로 제공된다.

도 1a는 본 발명의 원리에 따라 구성된 예시적인 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스의 평면도를 도시하고 있다. 이하에서 상세히 설명되듯이, 온도 제어 서브시스템(119)은 전기수술 발생기(130)의 전력 제어 기능성과 통신하며, 인터페이스 모듈(110)에 의해 계산된 온도에 반응하여 적절한 제어 신호를 발생기(130)에 의해 생성된 전력을 조절하는 전력 제어 인터페이스(290)에 전송함으로써 발생기(130)에 의해 생성된 절제 에너지의 전력을 제어한다. 온도 제어 서브시스템(119), 전력 제어 인터페이스(290) 및 인터페이스 모듈(110)은 서로 분리되며 도 1a-1b에 도시된 바와 같이 적절한 케이블을 통해 연결되거나, 도 1c-1e를 참조하여 이하에서 상세히 설명되듯이, 결합된 기능성을 가진 하나 이상의 모듈로 일체화될 수 있다.

도 1a에 도시된 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)의 전면 패널(111)은 환자 인터페이스 모듈(Patient Interface Module; PIM)(121)과 집적 카테터팁(ICT)(122)을 포함하는 카테터(120)에 연결될 수 있다. 카테터(120)는 선택적으로 조정 가능(steerable)하거나 조정 불가능할 수 있으며, 로봇 위치 시스템 또는 제3의 조정 가능 시쓰(sheath)(미도시)와 함께 사용된다. ICT(122)는 시술시 접지된 테이블(102)에 누운 대상(101) 내에서 임상의(선택적으로 상술한 기계적 지원에 의해)에 의해 위치된다. ICT(122)는 다른 것들 중, 절제팁, 열전대, 및 절제할 조직의 체적 온도를 감지하는 라디오미터를 포함할 수 있다. ICT(122)는 선택적으로 일 실시예에서 상업적으로 이용 가능한 관개 펌프에 직접 연결될 수 있는 하나 이상의 관개 포트를 포함할 수 있다.

절제 에너지가 무선 주파수(RF) 에너지인 실시예에서, 절제팁은 도 6a 내지 6b를 참조하여 이하에서 상세하게 설명될 것과 같은 관개 절재 전극을 포함할 수 있다. ICT(122)는 대상(101) 심장의 전기적 활동을 모니터링하는데 사용되는 하나 이상의 심전도(ECG) 전극을 포함할 수 있다. 인터페이스 모듈(110)은 PIM(121)을 통해 ICT(122)의 열전대, 라디오미터, 및 선택적인 ECG 전극으로부터 신호를 수신한다. 인터페이스 모듈(110)은 PIM(121)을 통해 ICT(122)에 PIM 및 센서(열전대, 라디오미터, 및 ECG 전극)의 작동에 필요한 전력 및 절제 팁을 통해 대상(101)에 적용될 절제 에너지를 제공한다.

인터페이스 모듈(110)의 후면 패널(112)은 연결 케이블(135)을 통해, 예를 들어, Stockert EP-Shuttle 100 Generator (Stockert GmbH, Freiburg Germany) 또는 Stockert 70 RF Generator (Biosense Webster, Diamond Bar, California)와 같은 전기수술 발생기(130)인 상업적으로 이용 가능한 공지의 절제 에너지 발생기(130)에 연결될 수 있다. 전기수술 발생기(130)가 Stockert EP-Shuttle 또는 Stockert 70 RF 발생기인 실시예에서, 발생기(130)는 RF 절제 에너지의 투여량에 연관된 온도와 임피던스와 시간을 디스플레이하는 디스플레이 장치(131), 임상의가 대상(101)에 전달되는 RF 제어 에너지를 수동으로 조절할 수 있는 전력 제어 손잡이(132), 및 임상의가 RF 절제 에너지 전달을 시작하고 종료할 수 있는 시작/정지/모드 입력(133)을 포함한다. 시작/정지/모드 입력(133)은, 예를 들어 에너지가 임의의 시구간 이후에 차단될지와 같이, 에너지 전달 모드를 제어할 수 있다.

발생기(130)가 디스플레이 장치(131) 상에 온도를 디스플레이하도록 구성되더라도, 그 온도는 표준 열전대로부터 판독된 온도에 기초한다. 그러나, 전술한 바와 같이, 그 보고된 온도는 관개수와 절제 에너지가 조직에 적용되는 동안 정확하지 않을 수 있다. 인터페이스 모듈(110)은 연결 케이블(135)을 통해 발생기(130)에 그 온도를 디스플레이하는데 이용되는 열전대 신호와 ECG 전극으로부터의 신호를 제공하며 무작용 전극 케이블(134)을 통해 무작용 전극(140)으로의 통과 연결(pass through connection)을 제공한다. 인터페이스 모듈(110)은 모듈(110)이 대상(101)의 조직 절제에 사용하기 위하여 ICT(122)에 제어 가능하게 제공하는 RF 절제 에너지를 연결 케이블(135)을 통해 발생기(130)로부터 수신한다.

위에서 언급한 바와 같이, 온도 제어 서브시스템(119)은 ICT(122)에 제공되는 절제 에너지의 전력을 제어한다. 도시된 실시예에서, 온도 제어 서브시스템(119)은 온도 제어 케이블(136)을 통해 인터페이스 모듈(110)에 결합되거나, 도 1d를 참조하여 이하에서 설명되듯이 인터페이스 모듈(110)의 내부 컴포넌트일 수 있다. 온도 제어 서브시스템(119)은 발생기(130)의 전력 제어, 예를 들어, 전력 제어 손잡이(132)에 기계적으로, 동작 가능하게 결합된 전력 제어 인터페이스(290)에 결합되며, 예를 들어, 이하에서 도 2d를 참조하여 설명되듯이, 스테퍼 모터(291)을 이용하여 인터페이스 모듈(110)에 의해 계산된 조직 온도에 기초하여 절제 전력을 규제한다. 도시된 실시예에서, 전력 제어 인터페이스(290)는 전력 제어 케이블(137)을 통해 온도 제어 서브시스템(119)에 결합된다. 그러나, 온도 제어 서브시스템(199)과 전력 제어 인터페이스(290)는 예를 들어, 도 1c를 참조하여 이하에서 설명되듯이, 단일 하우징 내에 배치되는 것과 같이, 단일 유닛으로 일체화될 수 있음을 이해하여야 한다. 또한, 온도 제어 서브시스템(119), 전력 제어 인터페이스 및 인터페이스 모듈(110)은, 예를 들어, 도 1e를 참조하여 이하에서 설명되듯이, 단일 하우징 내에 배치되는 것과 같이, 단일 유닛으로 일체화될 수 있다.

도 1a에 도시된 실시예에서, 인터페이스 모듈(110)의 후면 패널(112)은 하나 이상의 신호를 제어 케이블(136)을 통해 전기수술 발생기(130)에 의해 생성된 절제 에너지의 전력을 자동적으로 규제하는 온도 제어 서브시스템(119)으로 출력하는 데이터 포트(114)를 포함한다. 그 신호들은 예를 들어 인터페이스 모듈(110)에 의해 계산된 조직 온도와 인터페이스 모듈(110)이 발생기(130)로부터 수신한 절제 에너지의 전력을 포함한다. 이하에서 더욱 상세히 설명되듯이, 온도 제어 서브시스템(119)는 조직 온도가 상승되어야 할 타겟 온도(setpoint)를 저장하며, 인터페이스 모듈(110)을 통해 ICT(122)에 제공될 절제 에너지의 전력을 계산하는 프로세서를 더 포함한다. 절제 에너지가 이 전력으로 제공되도록, 온도 제어 서브시스템(119)은 제어 신호를 케이블(137)을 통해 발생기(130)의 전력 제어 손잡이(132)를 기계적으로 조작하도록 하는 전력 제어 인터페이스(290)로 보낸다. 예를 들어, 대신에 적절한 제어 신호를 발생기(130)로 전달하여 발생기(130)가 원하는 전력으로 절제 에너지를 출력하도록 하는 발생기(130)의 절제 에너지의 전력을 제어하는 다른 방법도 사용될 수 있다. 양 실시예에서, 온도 제어 서브시스템(119), 전력 제어 인터페이스(290) 및 발생기(130) 사이의 결합은 임상의가 절제하는 동안에 아무때나 자동화된 전력 제어를 수동으로 무효(override)할 수 있도록 구성되는 것이 바람직하다.

본 기술분야의 당업자에게 익숙하듯이, 모노폴라 RF 절제 시술을 위해, RF 에너지가 대상의 조직 내로 전송되도록 하는 전압차를 제공하도록 임상의는 무작용 전극(Indifferent electrode; IE)(140)을 대상(101)의 등에 위치시킬 수 있다. 도시된 실시예에서, IE(140)는 제1 무작용 전극 케이블(141)을 통해 인터페이스 모듈(110)에 연결된다. 인터페이스 모듈(110)은 IE 신호를 전기수술 발생기(130) 상의 무작용 전극 입력 포트에 연결된 제2 무작용 전극 케이블(134)로 통과시킨다. 한편, IE는 적절한 케이블(미도시)을 통해 전기수술 발생기(130)의 포트에 직접 연결될 수도 있다.

Stockert EP- Shuttle 또는 Stockert 70 RF 이외의 전기수술 발생기, 예를 들어, 다른 제조사 또는 RF 전기수술 발생기 모델도 적합하게 이용될 수 있음을 이해하여야 한다. 한편, 예를 들어, 마이크로파 발생기, 동결 수술 소스(cryosurgical source), 또는 고주파 초음파 발생기와 같이 다른 종류의 절제 에너지를 발생하는 발생기도 사용될 수 있으며, 그 발생기에 의해 생성된 절제 에너지의 전력은 적절한 메커니즘(예를 들어, 제어 손잡이를 제어 인터페이스(290)를 통해 기계적으로 조정하거나 적절한 케이블을 통해 제어 신호를 제공함으로써)을 이용하여 적절하게 규제될 수 있다. 전술한 바와 같이 상업적으로 이용 가능한 것을 사용하는 것이 편리하지만, 절제 에너지 발생기(130)가 필수적으로 상업적으로 이용 가능해야만 할 필요는 없다. 또한 여기에서 설명된 연결은 인터페이스 모듈(110)의 임의의 바람직한 면 또는 패널상에 구비될 수 있으며 서로 다른 커넥터와 입/출력(I/O) 포트의 기능은 결합되거나 적절하게 변형될 수 음을 이해하여야 한다.

인터페이스 모듈(110)의 전면 패널(111)은 예를 들어, 도 2a, 2b 및 3a를 참조하여 이하에서 상세하게 설명될 인터페이스 모듈(110)에 내장된 프로세서에 의해 계산된 온도를 디스플레이하는 디지털 둘 또는 세 자리 디스플레이 장치인 온도 디스플레이(113)를 포함한다. 다색 액정 디스플레이(LCD)와 같은 다른 종류의 온도 디스플레이로 대체하여 사용될 수 있다. 또한, 전면 패널(111)은 그것을 통해 인터페이스 모듈(110)이 PIM(121)을 통해 ICT(122)에 연결되고 무작용 전극 케이블(141)을 통해 IE(140)에 연결되는 커넥터(라벨링되지 않음)를 포함한다.

인터페이스 모듈(110)의 후면 패널(112)은 그것을 통해 인터페이스 모듈(110)이 무작용 전극 케이블(134)과 연결 케이블(135)을 통해 전기수술 발생기(130)에 연결되는 커넥터(라벨링되지 않음)를 포함한다. 또한, 상술한 바와 같이 정보를 온도 제어 서브시스템(119)에 제공하는 인터페이스 모듈(110)의 데이터 포트(114)는 하나 이상의 신호를, 예를 들어, LABSYSTEMTM PRO EP Recording System(C.R. Bard, Inc., Lowell, MA)과 같은 EP 모니터링/레코딩 시스템과 같이 적합하게 프로그래밍된 개인용 컴퓨터 또는 다른 원격 장치로 출력할 수 있다. 그러한 신호는, 예를 들어 ICT의 열전대, 라디오미터 및/또는 ECG 전극에 의해 생성된 신호, 인터페이스 모듈(110)에 의해 계산된 조직 온도, ICT(122)에 제공되고 있는 절제 에너지의 전력 등을 포함할 수 있다.

도 1b를 참조하여, 다른 컴포넌트 사이의 연결뿐 아니라 도 1a의 인터페이스 모듈(110), 외부적으로 결합된 온도 제어 서브시스템(119) 및 외부적으로 결합된 전력 제어 인터페이스(290)과의 예시적인 연결을 설명한다. 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스의 부분적으로 또는 전체적으로 일체화된 조합의 다른 구성의 예는 도 1c-1e를 참조하여 이하에서 설명한다.

도 1b에서, 인터페이스 모듈(110)은 라디오미터, 절제팁, 열전대(TC)를 포함하며, 환자 인터페이스 모듈(PIM)(121)을 통해 선택적으로 ECG 전극 및/또는 관개 포트를 또한 포함하는 집적 카테터팁(ICT)(122)을 가진 카테터(120)와 통신 가능하다. 도 1a를 참조하여 이하에서 설명되듯이, 인터페이스 모듈(110)은 온도 제어 케이블(136)을 통해 온도 제어 서브시스템(119)과 통신 가능하고, 연결 케이블(135)을 통해 전기수술 발생기(130)과 통신 가능하며, 무작용 전극 케이블(131)을 통해 무작용 전극(140)과 통신 가능하다. 온도 제어 서브시스템(119)은 전력 제어 케이블(137)을 통해 전력 제어 인터페이스(290)와 통신 가능하다. 이하에서 도 2d를 참조하여 설명되듯이, 전력 제어 인터페이스(290)는 스테퍼 모터(291)를 통해 절제 에너지 발생기(130)의 전력 제어(132)와 통신 가능하다.

도 1b에 도시된 바와 같이, 전기수술 발생기(130)는 선택적으로 전기 생리(electrophysiology; EP) 모니터링/레코딩 시스템(160)과 적절한 케이블(161) 또는 인터페이스 모듈(110)의 데이터 포트(114)와 적절한 케이블을 통해 통신 가능하다. EP 모니터링/레코딩 시스템은 대상의 심박수와 혈압, 카테터팁 상의 열전대에 의해 레코딩된 온도, 적용된 절제 전력 및 시간, 형광 이미지 등과 같은 절제 시술에 관한 적절한 정보를 임상의에게 디스플레이하는, 예를 들어 다양한 모니터, 프로세서 등을 포함할 수 있다. EP 모니터링/레코딩 시스템은, 예를 들어, MEDELECTM Synergy T-EP-EMG/EP Monitoring System(CareFusion, San Diego, California), 또는 LABSYSTEMTM PRO EP Recording System(C.R. Bard, Inc., Lowell, MA)이 상업적으로 이용 가능하다.

ICT(122)가 관개 포트를 포함하면, 그 포트로 관개수를 제공하는 편리한 수단은 전기수술 발생기(130)에 연관된 관개 펌프(140)이며, 그 펌프는 발생기와 통신 가능하며 커넥터(151)를 통해 ICT와 유체 연통이 가능하다. 예를 들어, Stockert 70 RF Generator는 Biosense Webster에 의해 제조된 CoolFlowTM Irrigation pump와 함께 사용되도록 설계되었다. 특히, 표준화되고 상업적으로 이용 가능한 카테터팁과 함께 작동하는 것과 실질적으로 동일한 방법으로 작동하는 집적된 시스템으로 동작하도록 Stockert 70 RF Generator와 CoolFlowTM Irrigation pump는 상업적으로 이용 가능한 인터페이스 케이블에 의해 서로 연결될 수 있다. 예를 들어, ICT(122)를 신체 내에 위치시키기 전에, 임상의는 펌프가 낮은 유속의 관개수를, 표준 카테터팁에 제공하듯이, ICT에 제공하도록 하며, 이후 ICT는 신체에 위치된다. 이후, 임상의가 발생기(130)의 전면 상의 “시작” 버튼을 누르면, 발생기는 펌프(150)가 높은 유속의 관개수를 RF 절제 에너지를 제공하기 전 미리 지정된 시간(예를 들어, 5초) 동안, 다시 표준 카테터팁에 제공하도록 한다. RF 절제 에너지 적용이 종료된 후, 펌프(150)는 임상의가 ICT(122)를 신체에서 제거하고 수동으로 펌프를 끌 때까지 낮은 유속으로 복귀한다.

상술한 바와 같이, 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및/또는 전력 제어 인터페이스(290)의 기능성은 서로와 선택적으로 일체화될 수 있다. 예를 들어, 도 1c는 다른 온도 제어 서브시스템(119c)과 다른 전력 제어 인터페이스(290c)가 서로와 일체화된, 예를 들어, 서로와 동일한 하우징에 위치된 실시예를 도시하고 있다. 일체화된 온도 제어 서브시스템/전력 제어 인터페이스(119c, 290c)는 온도 제어 케이블(136)을 통해 인터페이스 모듈(110)에 연결될 수 있으며, 이하에서 도 2d를 참조하여 설명되듯이 스테퍼 모터(291)를 통해 절제 에너지 발생기(130)의 전력 제어(132)에 연결될 수 있다. 다른 연결들은 도 1a-1b를 참조하여 상술한 것과 실질적으로 동일할 수 있다.

또는, 예를 들어, 도 1d는 인터페이스 모듈(110d)과 다른 온도 제어 서브시스템(119d)이 서로와 일체된, 예를 들어, 서로와 동일한 하우징 내에 위치한 실시예를 도시하고 있다. 일체화된 인터페이스 모듈/온도 제어 서브시스템(110d, 119d)은 PIM(121)을 통해 카테터(120)에 연결될 수 있고, 연결 케이블(135)을 통해 절제 에너지 발생기(130)에 연결될 수 있으며, 전력 제어 케이블(137), 전력 제어 인터페이스(290) 및 스테퍼 모터(291)를 통해 절제 에너지 발생기(130)의 전력 제어(132)에 연결될 수 있다.

또 다른 예시로, 도 1e는 다른 인터페이스 모듈(110e), 다른 온도 제어 서브시스템(119e) 및 다른 전력 제어 인터페이스(290e)가 서로 일체화된, 예를 들어, 서로와 동일한 하우징에 위치한 구성을 도시하고 있다. 일체화된 인터페이스 모듈(110e)/온도 제어 서브시스템(119e)/전력 제어 인터페이스(290e)는 연결 케이블(135)을 통해 절제 에너지 발생기(130)에 연결되며 스테퍼 모터(291)를 통해 절제 에너지 발생기(130)의 전력 제어(132)에 연결될 수 있다. 다른 연결들은 도 1a-1b를 참조하여 상술한 것과 실질적으로 동일할 수 있다.

도 2a-2d를 참조하여, 도 1a-1b의 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스(290)의 내부 컴포넌트를 상세히 설명한다. 그 컴포넌트들은 도 1c-1e에 부분적으로 또는 전체적으로 도시된 모듈(110), 서브시스템(110) 및 인터페이스(290)을 다르게 구성하도록 적절하게 변경될 수 있음을 이해하여야 한다.

도 2a는 인터페이스 모듈(110)의 일 실시예의 내부 컴포넌트를 개략적으로 도시한다. 인터페이스 모듈(110)은 그것을 통해 외부 컴포넌트들과 통신하는 제1, 제2, 제3 및 제4 포트(201-204)를 포함한다. 특히, 제1 포트(201)는 도 1a에 도시된 바와 같이 PIM(121)을 통해 카테터(120)에 연결되는 입/출력(I/O) 포트이다. 포트(201)는 카테터(120)로부터 입력으로 디지털 라디오미터 및 디지털 열전대 (TC) 신호를 수신하고, 선택적으로 ICT(122)에 의해 생성된 ECG 신호를 수신하며, 카테터(120)에 출력으로 ICT(122)와 PIM(121) 내부의 회로를 위한 전력뿐 아니라 RF 절제 에너지를 제공한다. 또한, 제2 포트(202)는 도 1a에 도시된 연결 케이블(135)을 통해 전기수술 발생기(130)에 연결되는 I/O 포트이고, 입력으로 발생기(130)로부터 RF 절제 에너지를 수신하며, 출력으로 발생기(130)에 재구성된 아날로그 열전대 (TC) 신호와 원시 ECG 신호를 제공한다. 제3 포트(203)는 도 1a에 도시된 바와 같이 무작용 전극 케이블(134)을 통해 무작용 전극 (IE)(140)에 연결되는 입력 포트이다. 도 2a에 도시된 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)은 IE(140)로부터 발생기(130)로 IE 신호를 전달하기 위한 통과 지점으로 작용하며, 제3 포트(203)로 IE 신호를 단순히 수신하여 제4 포트(204)로 IE 신호를 발생기(130)에 제공한다.

인터페이스 모듈(110)은 비휘발성(지속적인) 컴퓨터 판독 가능 메모리(230), 유저 인터페이스(280), 부하 릴레이(260) 및 환자 릴레이(250)에 결합된 프로세서(210)를 또한 포함한다. 메모리(230)는 프로세서(210)가 도 3a-3c에 대해 이하에서 설명될 단계들을 수행하도록 하여 인터페이스 모듈(110)의 기능성을 제어하는 프로그램을 저장한다. 또한, 메모리(230)는 프로세서(210)에 의해 사용되는 파라미터를 저장한다. 예를 들어, 메모리(230)는, 이하에서 도 3b를 참조하여 상세하게 설명되듯이, 프로세서(210)가 제1 I/O 포트(201)로 수신한 디지털 TC 및 라디오미터 신호에 기초하여 복사분석 온도를 계산하는데 사용하는 온도 계산 모듈(233)뿐 아니라 열전대와 라디오미터를 위한 작동 파라미터(231) 세트를 저장할 수 있다. 작동 파라미터(231)는 교정을 통해 획득될 수 있거나 고정될 수 있다. 또한, 메모리(230)는, 도 3c를 참조하여 상세하게 설명되듯이, 절제 시술하는 동안 프로세서(210)가 사용하여 안전 상태를 유지하는 안전 파라미터(232) 세트를 저장한다. 메모리(230)는, 도 3a-3c를 참조하여 상세하게 설명되듯이, 온도와 안전 상태의 결정에 기초하여 프로세서(210)가 사용하여 환자 릴레이(250)와 부하 릴레이(260)를 개방하고 닫도록 제어하는 결정 모듈(234)을 더 저장한다. 닫히면, 환자 릴레이(250)는 절제 에너지를 제2 I/O 포트(202)로부터 제1 I/O 포트(201)로 보낸다. 닫히면, 부하 릴레이(260)는 절제 에너지를 더미 부하 D(예를 들어, 120Ω의 저항)를 통해 IE(140)와 제4 I/O 포트(204)로 되돌려 보낸다.

도 2a에 도시된 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)은 다른 잠재적으로 유용한 정보뿐 아니라 프로세서(210)에 의해 계산된 사용자가 ICT 인접 온도에 대한 정보를 수신할 수 있는 유저 인터페이스(280)를 더 포함한다. 도시된 실시예에서, 유저 인터페이스(280)는 프로세서(210)에 의해 계산된 순간 온도를 디스플레이하는 디지털 온도 디스플레이(113)를 포함한다. 다른 실시예(미도시)에서, 디스플레이(113)는 프로세서(210)에 의해 계산된 순간 온도를 디스플레이할 뿐 아니라 절제 시술하는 동안 임상의에 의해 이용되기 위하여 시간에 걸친 온도 변화를 그래픽적으로 디스플레이하는 LCD 장치일 수 있다. 유저 인터페이스(280)는 데이터 포트(114)를 포함하며, 하나 이상의 데이터 포트는 온도 제어 서브시스템(119)에 연결되어 계산된 온도 및/또는 절제 에너지 전력을 서브시스템(119)에 제공한다. 데이터 포트(114)는 상술한 적합한 케이블에 의해 컴퓨터 또는 EP 모니터링/레코딩 시스템에 선택적으로 연결될 수 있으며 예를 들어, 라디오미터 신호, 열전대 신호, 절제 에너지 전력, 및/또는 프로세서(210)에 의해 계산된 온도와 같이 인터페이스 모듈(110)에 의해 수신되거나 생성된 디지털 또는 아날로그 신호를 출력할 수 있다.

RF 에너지와의 전기적 접촉에 의해 초래되는 프로세서(210), 메모리(230) 또는 유저 인터페이스(280) 성능의 잠재적인 저하를 억제하기 위하여, 인터페이스 모듈(110)은 프로세서(210)와 정보를 송수신하지만 RF 에너지가 프로세서(210), 메모리(230) 또는 유저 인터페이스(280)에 전송되는 것을 실질적으로 억제하는 광전자장치(299)를 포함할 수 있다. 이 고립은 도 2A에서 점선으로 표시된다. 예를 들어, 광전자장치(299)는 디지털 TC와 라디오미터 신호를 제1 I/O 포트(201)로부터 수신하며, 그 디지털 신호를 광 디지털 신호로 변환하는 제1 I/O 포트(201)와 통신 가능한 회로를 포함할 수 있다. 또한, 광전자장치(299)는 그 회로와 통신 가능하며 자유 공간을 통해 이 광 디지털 신호를 프로세서(210)로 전송하는 광 트랜스미터를 포함할 수 있다. 광전자장치(299)는 프로세서(210)와 통신 가능하고 그 광 디지털 신호를 수신하는 광 리시버 및 프로세서(210)에 의한 사용을 위해 광 디지털 신호를 디지털 신호로 변환하는 회로를 더 포함할 수 있다. 또한, 프로세서와 통신 가능한 광전자장치 회로는 제2 광 트랜스미터와 통신가능할 수 있으며, 디지털 TC와 라디오미터 신호를 수신하고 보유한 회로와 통신 가능한 광 리시버로 자유 공간을 통해 전송될 신호를 프로세서(210)로부터 수신할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(210)는 회로가 TC 신호의 아날로그 버전을 생성하고 그 아날로그 신호를 제2 I/O 포트로 제공하도록 하는 신호를 그 회로로 광 신호를 통해 전송할 수 있다. 광전자장치 회로, 트랜스미터 및 리시버는 본 기술분야에서 알려져 있으므로, 특정한 컴포넌트들은 도 2a에 도시되지 않았다.

도 2b에 대해서, 인터페이스 모듈과의 선택된 연결뿐 아니라 도 2a의 인터페이스 모듈(110)의 추가적인 내부 컴포넌트를 설명한다. 도 2b는 예를 들어, Stockert EP-Shuttle 또는 Stockert 70 RF Generator와 같은 RF 전기수술 발생기와 함께 인터페이스 모듈(110)을 사용하기에 적합한 접지와 전력 공급 방식에 대한 예시적인 도면이다. 다른 접지 및 전력 공급 방식은, 본 기술분야의 당업자가 이해할 수 있듯이, 전기수술 발생기의 다른 종류, 제조사, 또는 모델과 함께 적합하게 사용될 수 있다.

도 2b에 도시된 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)은 메인은 접지 G로 접지된 표준 3단자 A/C 아웃렛(1)에 연결될 수 있는 고립된 메인 파워 서플라이(205)를 포함한다. 또한, 인터페이스 모듈(110)은 A, B, C 및 I로 표시된 복수의 내부 접지를 포함한다. 내부 접지 A는 내부 접지 A를 플로팅으로부터 실질적으로 방지하는 상대적으로 작은 커패시컨스를 갖는 커패시터(예를 들어, 10pF 커패시터)와 상대적으로 큰 저항값을 갖는 저항(예를 들어, 10MΩ 저항)을 통해 외부 메인 접지 G에 결합된다. 내부 접지 B는 낮은 저항값 경로(예를 들어, 1000Ω보다 작은 저항값, 예를 들어, 약 0Ω 저항값을 제공하는 경로 또는 저항)를 통해 내부 접지 A에 결합된다. 유사하게, 내부 접지 C도 다른 낮은 저항값 경로를 통해 내부 접지 B에 결합된다. 내부 접지 I는 내부 접지 I를 플로팅으로부터 실질적으로 방지하는 상대적으로 낮은 커패시컨스 커패시터(예를 들어, 10pF 커패시터)와 상대적으로 큰 저항(예를 들어, 20MΩ 저항)을 통해 내부 접지 C에 결합되는 고립된 접지이다.

고립된 메인 파워 서플라이(205)는 낮은 저항값 경로를 통해 내부 접지 A에 결합된다. 고립된 메인 파워 서플라이(205)는 인터페이스 모듈(110) 내부의 컴포넌트에 전력을 차례로 제공하는 하나 이상의 내부 고립된 파워 서플라이에 또한 결합되며 전력(예를 들어, +-12V)를 제공한다. 그러한 컴포넌트는 도 2a에 도시된 컴포넌트를 포함하지만 이에 제한되지 않는다. 예를 들어, 인터페이스 모듈(110)은 전력(예를 들어 +-4V)을 프로세서(210), 메모리(230) 및 아날로그 회로(240)에 공급하는 하나 이상의 고립된 파워 서플라이(220)를 포함할 수 있다. 아날로그 회로(240)는 온도 디스플레이(113)와 데이터 포트(114)로 출력될 신호를 적절하게 준비하는 회로를 포함하는 유저 인터페이스(280)의 컴포넌트를 포함할 수 있다. 아날로그 회로(240)뿐 아니라 데이터 포트(114)는 낮은 저항값 경로를 통해 내부 접지 B에 연결되는 반면, 프로세서(210)와 메모리(230)는 낮은 저항값 경로를 통해 내부 접지 C에 연결된다. 또한, 인터페이스 모듈은 ICT(122), PIM(121) 및 RF회로(290)에 전력(+-4V)을 공급하는 하나 이상의 고립된 파워 서플라이(270)를 포함할 수 있다.

RF 회로(290)는 라디오미터와 열전대 신호를 수신하고 그 신호를 광전자 결합을 통해 프로세서에 제공하는 회로뿐 아니라 환자 릴레이(250)와 부하 릴레이(260) 및 이하에서 도 5b를 참조하여 상세히 설명되듯이 ICT에 제공될 클럭 신호를 생성하는 회로를 포함할 수 있다. RF 회로(290), ICT(122) 및 PIM(121)은 낮은 저항값 경로를 통해 고립된 내부 접지 I에 결합된다.

도 2b에 도시된 바와 같이, RF 전기수술 발생기(130)의 파워 서플라이(139)는 도 2b에서와 같이 발생기(130)의 외부에 있거나 발생기(130)의 내부에 있을 수 있으며, 표준 2단자 또는 3단자 A/C 전력 아웃렛(2)에 결합된다. 그러나 발생기 파워 서플라이(139)는 고립된 메인 파워 서플라이가 연결되는 것과 달리 아웃렛의 접지에 연결되지 않으므로 메인 접지 G에 연결되지 않는다. 대신에, 발생기 파워 서플라이(139)와 RF 전기수술 발생기(130)는 발생기(130)와 PIM(121)와 ICT(122) 사이 그리고 PIM(121)와 ICT(122)와 내부 고립 접지 I 사이의 낮은 저항값 경로를 통해 인터페이스 모듈(110)의 내부 고립 접지 I에 접지된다. 그렇게, RF 회로(290), PIM(121), IE(140) 및 발생기(130) 모두는 ICT(122)와 실질적으로 동일한 전위를 갖는 내부 고립 접지 I에 접지된다. 따라서, RF 에너지가 발생기(130)로부터 인터페이스 모듈(110)을 통해 ICT(122)에 적용되면, RF 회로(290), PIM(121), ICT(122), IE(140) 및 발생기(130)의 접지는 모두 실질적으로 500kHZ의 20-100V의 사인파일 수 있는 RF 에너지 진폭에 실질적으로 플로팅된다.

도 2b에 추가로 도시된 바와 같이, 고립된 메인 파워 서플라이(205)가 고립된 프로세서/메모리/아날로그 파워 서플라이(220) 및 고립된 ICT RF 파워 서플라이(270)에 공급하는 +-12V의 전력은 기생 커패시턴스(pc, 약 13pF)에 의해 A/C 파워 아웃렛(1)에 결합될 수 있으며, 그 파워 서플라이들이 각각의 컴포넌트에 공급하는 +-4V의 전력도 그럴 수 있다. 이러한 기생 결합은 본 기술 분야의 당업자에게 익숙할 것이다. 도 2b를 참조하여 설명된 특정 저항값, 커패시턴스 및 전압은 단순히 예시이며 다른 구성에 적합하게 적절하게 변경될 수 있다.

도 2c는 상술한 바와 같이 제어 케이블(136)을 통해 인터페이스 모듈(110)의 하나 이상의 데이터 포트(114)에 연결될 수 있거나(도 1a-1b), 인터페이스 모듈(110)의 하우징 내에 포함될 수 있는(도 1d-1e) 온도 제어 서브시스템(119)의 컴포넌트를 개략적으로 도시하고 있다. 도시된 실시예에서, 온도 제어 서브시스템(119)은 입력 포트(212), 프로세서(211), 메모리(235), 유저 입력(285) 및 디스플레이(286)를 포함한다. 전력 제어 인터페이스(290)가 온도 제어 서브시스템(119) 및/또는 인터페이스 모듈(110)과 일체화되더라도(도 1c 및 1e), 온도 제어 서브시스템(119)은 전력 제어 케이블(137)을 통해 전력 제어 인터페이스(290)에 연결된다. 인터페이스 모듈(110)의 프로세서(210)와 프로세서(211)의 기능성은, 특히(그러나 필수적이지는 않음) 인터페이스 모듈(110)과 온도 제어 서브시스템(119)이 서로와 일체화된 실시예에서(도 1d-1e), 선택적으로 단일 프로세서에 의해 선택적으로 모두 제공될 수 있다. 추가적으로 또는 다르게, 인터페이스 모듈(110)의 메모리(230)와 메모리(235)의 기능성은, 특히(그러나 필수적이지는 않음) 인터페이스 모듈(110)과 온도 제어 서브시스템(119)이 서로와 통합되는 실시예에서(도 1d-1e), 단일 메모리에 의해 모두 제공될 수 있다.

도 2c에 도시된 바와 같이, 온도 제어 서브시스템(119)은 입력 포트(212)로 제1 인터페이스 모듈(110)의 I/O 포트(201)를 통해 ICT(122)로 전송되는 절제 에너지의 전력뿐 아니라 데이터 포트(114)로부터 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 프로세서(210)에 의해 계산된 온도를 수신한다. 적절한 절제 에너지 전력 미터가 그 목적을 위해 인터페이스 모듈(110)에 구비될 수 있다.

적합하게 지속적이며 컴퓨터 판독 가능 매체일 수 있는 온도 제어 서브시스템(119)의 메모리(235)는 셋포인트(281), 절제 시간(282), 피드백 파라미터(283), 및 온도 제어 모듈(284)을 저장한다. 셋포인트(281)는 절제 시술을 하는 동안 조직의 영역이 절제되는, 예를 들어 심장 온열 절제 시술을 위한 55°C인, 타겟 온도이다. 절제 시간(282)은 목표 온도에 도달하면 조직의 영역이 절제되는, 예를 들어 55°C에서 수행되는 심장 온열 절제 시술에 대해 60초인, 타겟 시간이다. 적절한 셋포인트와 시간은 절제가 수행되는 심장내 위치뿐 아니라 수행되는 절제(예를 들어, 온열, 저온 치료)의 특정 종류에 따라 달라질 수 있다. 셋포인트(281) 및/또는 절제 시간(282)은 미리 결정되거나 유저 입력(285)을 통해 임상의에 의해 입력될 수 있다. 절제 시간(282)은 온도 제어 서브시스템(119)에서 생략될 수 있으며 절제 시간은 상술한 바와 같이 절제 에너지 발생기(130)를 통해 제어될 수 있다. 온도 제어 서브시스템(119)은 디스플레이(286)를 통해 계산된 온도, 절제 에너지의 전력, 셋포인트(281), 및/또는 절제 시간(282)을 임상의에게 디스플레이할 수 있으며, 디스플레이는 LCD 또는 LED와 같은 단색 또는 다색 디지털 디스플레이일 수 있다.

피드백 파라미터(283)는 온도 제어 서브시스템(119)이 제공하는 전력 규제의 피드백 특성을 정의한다. 예를 들어, 파라미터(283)는 조직이 적용된 절제 에너지에 반응할 때 온도의 지연 때문에 전력이 너무 낮거나 너무 높은 전력으로 경사지는 것을 방지하는 언더슈/오버슈 파라미터뿐 아니라 전력이 경사(ramped)되는 기울기를 포함할 수 있다. 선택적으로 하나 이상의 파라미터(283)는 유저 입력(285)을 통해 임상의에 의해 조정되고 및/또는 디스플레이(286)를 통해 임상의에게 디스플레이될 수 있다. 온도 제어 모듈(284)은 프로세서(211)가 셋포인트(281)와 데이터포트(114)로부터 입력 토프(212)로 수신한 절제 에너지 전력 신호에 기초하여 절제 에너지의 전력을 규제하도록 하는 한 세트의 명령을 포함한다. 그 명령은 도 3a와 3c를 참조하여 이하에서 설명될 단계들을 포함할 수 있다.

온도 제어 서브시스템(119)은 전력 제어 케이블(137)을 통해 전력 제어 인터페이스(290)와 통신 가능하다. 전력 제어 인터페이스(290)는 전지수술 발생기(130)의 조정 가능한 전력 제어에 동작 가능하게 결합된다. 예를 들어, 전기수술 발생기(130)는 발생기(130)가 출력할 절제 에너지를 정의하는 적절한 제어 신호를 발생기(130)가 수신할 수 있는 I/O 포트(미도시)를 포함할 수 있으며, 전력 제어 인터페이스(290)는 적합한 제어 신호를 생성하고 제어 신호를 발생기의 포트에 연결된 I/O 포트를 통해 발생기로 전달하는 제어 신호 발생기를 포함할 수 있다.

또한, 도 1a에 도시된 바와 같이, 전기 수술 발생기(130)는 일반적인 시술을 하는 동안 임상의가 사용하여 수동으로 절제 에너지 전력을 조정하는 전력 제어 손잡이(132)를 포함할 수 있다. 일부 실시예에서, 온도 제어 서브시스템(119)의 전력 제어 인터페이스(290)는 전력 제어 손잡이(132)를 통해 절제 에너지 전력을 기계적으로 제어하기 위해 적합한 메커니즘을 포함할 수 있다. 예를 들어, 도 2d에 도시된 바와 같이, 전력 제어 인터페이스(290)는 스테퍼 모터(291)를 포함할 수 있는데, 발생기(130)의 전력 제어 손잡이(132)(도 2d에는 미도시)에 스프링이 장착된 손잡이 조정기(292)를 통해 결합하며, 전력 제어 케이블(137)을 통해 온도 제어 서브시스템(119)에 결합된다. 스테퍼 모터(291)와 스프링 장착 손잡이 조정기(292)는 브라켓(293)에 의해 제자리에 유지될 수 있다. 스테퍼 모터(291)는 케이블(137)을 통해 프로세서(211)로부터 제공된 명령에 응답하여, 손잡이 조정기(292)를 회전시키는 온보드 미니 컨트롤러(미도시)를 포함한다. 손잡이 조정기(292)의 회전이 손잡이(132)를 회전시켜서 상술한 입력과 파라미터에 기초하여 프로세서(211)에 의해 결정된 양으로 절제 에너지 전력을 증가시키거나 감소시키도록 손잡이 조정기(292)는 손잡이(132)의 전면에 압력을 적용하는 스프링이 장착된다. 바람직하게, 절제 시술을 하는 동안 필요하면 임상의가 신속하게 개입하여 수동으로 절제 에너지 전력을 조정하도록 전력 제어 인터페이스(290)가 제자리에 있더라도 손잡이(132)는 수동으로 조정될 수 있다. 도 2d가 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스(290)가 적절한 케이블에 의해 연결된 서로로부터 분리된 구성으로 도시하고 있지만, 도 1a-1b와 일관되게, 그러한 구성은 도 1c-1e를 참조하여 상술한 바와 같이 부분적으로 또는 전체적으로 서로와 일체화될 수 있음을 알 수 있다.

도 3a를 참조하여, 조직 절제 시술하는 동안 도 1a-2d의 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스(290)를 사용하는 방법(300)을 설명한다. 임상의는 집적 카테터팁(ICT)과 무작용 전극(IE)을 인터페이스 모듈의 각 I/O 포트에 결합할 수 있다(단계 301). 예를 들어, 도 1a에 도시된 바와 같이, ICT(122)는 환자 인터페이스 모듈(PIM)(121)을 통해 인터페이스 모듈(110)의 전면 패널(111) 상의 제1 커넥터에 결합될 수 있으며, IE(140)는 무작용 전극 케이블(141)을 통해 전면 패널(111) 상의 제3 커넥터에 결합될 수 있다. 제1 커넥터는 제1 I/O 포트(201)(도 2a 참조)와 통신 가능하며, 제3 커넥터는 제3 I/O 포트(203)(도 2a 참조)와 통신 가능하다.

도 3a에서, 임상의는 온도 제어 서브시스템(119)을 인터페이스 모듈과 전력 제어 인터페이스(290)에 결합하고, 전력 제어 인터페이스(290)를 전기수술 발생기(130)의 전력 제어에 결합할 수 있다(단계 302). 예를 들어, 도 1a와 2d에 도시된 바와 같이, 온도 제어 서브시스템(119)는 온도 제어 케이블(136)을 통해 인터페이스 모듈(110)의 데이터 포트(114)에 결합되며, 전력 제어 케이블(137)을 통해 저력 제어 인터페이스(290)에 결합될 수 있다. 전력제어 인터페이스(290)는 전기수술 발생기(130)의 전력 제어 손잡이(132)에 결합될 수 있다. 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및/또는 전력 제어 인터페이스(290)가 부분적으로 또는 전체로 서로와 일체화되면, 임상의는 이들 사이를 별도로 연결할 필요가 없음을 알 수 있다. 추가적으로, 전기수술 발생기(130)가 적합한 제어 신호를 받아서 절제 에너지 전력을 조정하면, 전력 제어 인터페이스(290)는 스테퍼 모터(291)과 같은 기계적인 인터페이스보다는 적절한 케이블을 통해 발생기에 결합될 수 있다.

도 3a에서, 임상의는 전기수술 발생기(130)를 인터페이스 모듈(110)의 I/O 포트에 결합할 수 있다(단계 303). 예를 들어, 도 1a에 도시된 바와 같이, 전기수술 발생기(130)는 연결 케이블(135)을 통해 인터페이스 모듈(130)의 후면 패널(112) 상의 제2 커넥터에 결합될 수 있으며, 또한 무작용 전극 케이블(134)를 통해 후면 패널(112) 상의 제4 커넥터에 결합될 수 있다. 제2 커넥터는 제2 I/O 포트(202)(도 2a 참조)와 통신 가능하며 제4 커넥터는 제4 I/O 포트(204) (도 2a 참조)와 통신 가능하다.

도 3a에서, 임상의는 관개수가 흐르도록 하고, ICT를 대상내, 예를 들어, 대상의 심장에 위치시키며, IE를 대상에 접촉하도록, 예를 들어, 대상의 등에 위치시킨다(단계 304). 본 기술 분야의 당업자는, 예를 들어, 말초 동맥 또는 정맥 혈관을 통해 절제 시술중인 대상의 심장에 대해 카테터팁을 적절하게 위치시키는 방법에 익숙할 것이다.

인터페이스 모듈은 예를 들어, 도 1a-2d를 참조하여 전술한 연결, 포트 및 경로를 사용하여 디지털 라디오미터, 디지털 열전대 및/또는 ECG 신호를 ICT로부터의 수신하고, 발생기로부터 절제 에너지를 수신한다(단계 305). 바람직하게, 발생기는 임상의가 발생기(130)의 전면 상의 입력(133)을 이용하여 “시작”을 누르는 것에 반응하여(도 1a 참조) 그 절제 에너지를 인터페이스 모듈(110)에 제공할 수 있다.

인터페이스 모듈(110)은 라디오미터와 열전대 신호에 기초하여 ICT 인접 온도를 계산하고 디스플레이 한다(단계 306). 이 계산은, 예를 들어 메모리(230)에 저장된 온도 계산 모듈(233)(도 2a 참조)의 명령에 기초하여 프로세서(210)에 의해 수행될 수 있다. 그러한 계산을 수행하는 예시적인 방법은 도 3b를 참조하여 이하에서 상세히 설명된다.

방법(300)에서, 인터페이스 모듈(110)은 절제 에너지를 조직 절제에 사용하는 ICT로 공급하도록 환자 릴레이를 구동한다(단계 307). 예를 들어, 절제 에너지가 인터페이스 모듈(110)을 통해 임상의의 발생기 작동시 전기수술 발생기(130)로부터 ICT(122)로 흐르도록 프로세서(210)는 도 2a에 도시된 환자 릴레이(250)를 수술하는 동안 정상적으로 닫힌 상태로 유지할 수 있으며, 프로세서는 도 3c를 참조하여 이하에서 설명하듯이 안전하지 않은 상태 검출시에만 환자 릴레이(250)를 개방할 수 있다. 다른 실시예로, 프로세서(210)는 환자 릴레이(250)를 수술하는 동안 정상적으로 개방된 상태로 유지할 수 있으며, 결정 모듈(234) 내 명령과 조직 절제를 계속하기에 안전한 단계 305에서 계산된 온도에 기초하여 결정한 후 절제 에너지를 ICT로 보내도록 환자 릴레이를 닫을 수 있다. 양 경우에, 발생기(130)의 전면 상의 입력(133)을 사용하여 정의된 시간 이후에, 절제 에너지의 공급이 멈추거나 임상의가 절제 에너지의 공급을 수동으로 끈다.

인터페이스 모듈은 또한 열전대 신호의 아날로그 버전을 생성하고, ECG 및 아날로그 열전대 신호를 발생기에 제공한다(단계 308). 바람직하게, 단계 308은 절제 시술의 마지막에만 수행되기 보다는 인터페이스 모듈에 의해 단계 304 내지 307에 걸쳐 연속적으로 수행된다. 예를 들어, 본 기술 분야의 당업자에게 익숙하듯이, Stockert EP-Shuttle 또는 Stockert 70 RF Generator는, 예를 들어, 인터페이스 모듈(110)을 사용하지 않는 표준 절제 시술을 하는 동안 발생기가 수신하게 되는 신호들과 같은, 올바르게 동작하는 특정 신호를 기대할 수 있다. Stockert EP-Shuttle 또는 Stockert 70 RF Generator는 입력으로 아날로그 열전대 신호를 필요로 하며 선택적으로 아날로그 ECG 신호를 받을 수 있다. 따라서 인터페이스 모듈(110)은 ICT에 의해 생성된 ECG 신호를 제2 I/O 포트(202)를 통해 Stockert EP-Shuttle 또는 70 RF Generator로 통과시킬 수 있다. 그러나, 도 2a를 참조하여 설명한 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)은 디지털 열전대 신호를 ICT(122)로부터 수신한다. 표준 구성에서, Stockert EP-Shuttle 또는 Stockert 70 RF Generato은 디지털 열전대 신호를 수신하거나 해석하도록 구성되지 않는다. 그와 같이, 인터페이스 모듈(110)은, 예를 들어, 프로세서(210)와 광전자장치(299)를 이용하여, 아날로그 버전의 열전대 신호를 재구성하고 그 아날로그 신호를 제2 I/O 포트(202)를 통해 발생기(130)에 제공하는 기능을 포함한다.

도 3a에서, 온도 제어 모듈(119)은 계산된 온도와 셋포인트, 즉, 타겟 절제 온도에 기초하여 전력 제어 인터페이스(290)를 통해 ICT(122)로 제공되는 절제 에너지의 전력을 규제한다(단계 309). 예를 들어, 도 2c-2d에 대해 설명한 바와 같이, 온도 제어 모듈(119)은 계산된 온도와 절제 에너지 전력 신호를 데이터 포트(114)를 통해 인터페이스 모듈(110)로부터 수신한다. 수신된 신호, 저장된 셋포인트9281), 저장된 절제 시간(282), 저장된 피드백 파라미터(283) 및 온도 제어 모듈(284)의 명령에 기초하여, 서브시스템(119)의 프로세서(211)는 예를 들어, 본 기술분야의 공지의 PI(proportional-integral) 또는 PID(proportional-integral-derivative) 제어 루프 피드백 알고리즘을 이용하여 절제 에너지가 조직에 제공될 전력과 시간을 결정한다. 이후, 전력을 달성하도록, 프로세서(211)는 예를 들어, 적절한 제어 신호를 생성하거나 발생기(130)의 전면상의 전력 손잡이를 기계적으로 조정하여 전력 제어 인터페이스(290)가 발생기(130)에 의해 생성된 절제 에너지 전력을 규제하도록 한다. 절제 에너지 전력의 규제에 반응하여, 조직 온도는 변화할 수 있으며, ICT로부터의 디지털 라디오미터 및/또는 디지털 열전대 신호의 변화를 초래한다(단계 305). 새로운 온도는 변환된 신호(단계 306)와 새로운 온도에 기초하여 규제된 ICT로 제공되는 절제 에너지 전력에 기초하여 계산될 수 있다(단계 309). 그 결과, 예를 들어, PI 또는 PID 제어 루프 피드백 알고리즘을 이용하여, 조직 온도를 셋포인트로 또는 그 근처에서 원하는 시간 동안 실질적으로 연속적이게 유지하도록 절제 에너지 전력은 절제 시술을 하는 동안 동적이고 자동적으로 제어될 수 있다.

도 3b에서, 라디오미터와 열전대로부터의 디지털 신호 및 작동 파라미터를 이용하여 복사분석 온도를 계산하는 방법(350)의 단계들을 설명한다. 방법의 단계들은 메모리(230)에 저장된 온도 계산 모듈(233)(도 2a 참조)에 기초하여 프로세서(210)에 의해 실행될 수 있다. 이하에서 설명될 신호와 동작 파라미터의 일부는 RF 절제 에너지를 사용하도록 구성된 PIM과 ICT에 특정되었지만, 다른 신호와 작동 파라미터도 다른 종류의 절제 에너지를 사용하도록 구성된 PIM과 ICT에 사용되기에 적합할 수 있다. 본 기술 분야의 당업자는 여기에 제공된 시스템과 방법을 다른 종류의 절제 에너지를 사용하기 위해 변경할 수 있다.

도 3b에서, 인터페이스 모듈(110)의 프로세서(210)는 열전대 (TC)와 라디오미터에 대한 작동 파라미터를 메모리(230)로부터 획득한다(단계 351). 작동 파라미터는 예를 들어, 온도에 대한 TC 응답의 기울기인 TCSlope, 온도에 대한 TC 응답의 오프셋인 TCOffset, 온도에 대한 라디오미터 응답의 기울기인 RadSIope, 온도에 대해 라디오미터에 의해 생성된 레퍼런스 온도의 기울기인 TrefSlope, 및 스케일링 팩터 F를 포함할 수 있다.

프로세서(210)는 제1 I/O 포트(201)와 광전자장치(299)를 통해 열전대로부터 원시 디지털 신호 TCRaw를 획득하며(단계 352), 다음 수식을 이용하여 TCRaw에 기초한 열전대 온도 TCT를 계산한다(단계 353).

다음으로, 프로세서(210)는, TCT는 35℃에서 39℃의 범위 내에 있으며, 절제 에너지는 ICT(예를 들어, 도 3a의 단계 306까지)로 제공되고 있다는 두 조건을 만족할 때까지 온도 디스플레이(133)가 TCT를 디스플레이하도록 한다. 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 계산된 온도와 대조적으로, 두 조건이 만족될 때까지 열전대 온도 TCT만을 디스플레이하는 몇 가지 이유가 있다. 예를 들어, 열전대에 의해 측정된 온도 TC가 35℃보다 작으면, 결정 모듈(234)내 명령에 기초하여, 프로세서(210)는 ICT(122)가 대략 37℃의 온도를 갖는 살아있는 인간의 신체 내에 위치되지 않았다는 의미로 그 온도를 해석한다. ICT(122)가 살아있는 인간의 신체에 위치되지 않으면, 피와는 대조적으로 공기중에서 전력이 가해지면 급격하게 소진(burn out)될 수 있으므로, 전력을 라디오미터 회로에 공급하는 것은 안전하지 않다.

프로세서(210)는 상술한 단계 306에 따라 절제 에너지를 ICT(122)에 제공하고 제2 I/O 포트(202)를 통해 라디오미터로부터 두 개의 원시 디지털 신호 Vrad와 Vref를 수신하며, Vrad는 ICT 인접 온도에 기초하여 라디오미터에 의해 생성된 전압이고, Vref는 라디오미터에 의해 생성된 레퍼런스 전압이다(단계 355). 프로세서(210)는 다음 수식을 이용하여 Vref에 기초한 레퍼런스 온도 Tref를 계산한다(단계 356).

또한, 프로세서(210)는 다음 수식을 이용하여 Vrad와 Tref에 기초한 복사분석 온도 Trad를 계산한다(단계 357).

인터페이스 모듈(110)이 작동하는 동안에, 프로세서(210)는 TCT를 지속적으로 계산하며, 또한 절제 전력이 ICT에 제공되는 시간 동안(이하에서 상세히 설명되듯이 몇 가지 조건에 따름) Tref와 Trad를 지속적으로 계산할 수 있다. 프로세서(210)는 메모리(230)에 이 값들을 일정 시간에 및/또는 지속적으로 저장할 수 있으며, 저장된 값들을 이용하여 추가적으로 온도 계산을 수행할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(210)는 메모리(230)에 베이스라인에서의 TCT, Tref 및 Trad에 대한 각 값들, 즉 TCBase, TrefBase, 및 TradBase를 저장할 수 있다. 프로세서는 이후 제2 I/O 포트(202)로 수신한 현재 Vrad를 기초로 현재 복사분석 온도 TradCurrent를 재계산하지만, 대신에 베이스라인 레퍼런스 온도 TredBase에 대해, 다음 수식을 이용한다(단계 358).

이후 프로세서(210)는 다음 수식을 이용하여 베이스라인 열전대 온도 TCBase, 베이스라인 라디오미터 온도 TradBase, 및 현재 라디오미터 온도 TradCurrent에 기초하여 임상의가 사용하기 위한 스케일링된 복사분석 온도 TSrad를 계산하고 온도 디스플레이(113)가 디스플레이하도록 한다(단계 359).

이와 같이, 인터페이스 모듈(110)은, 도 6a-6b를 참조하여 이하에서 설명될, 라디오미터와 내부 레퍼런스에 의해 생성된 전압뿐 아니라 열전대에 의해 측정된 온도에 기초하여 계산된 온도를 임상의가 사용하도록 디스플레이한다.

도 3c를 참조하여, 예를 들어 도 3b의 방법(350)을 이용하여 계산된 라디오미터로부터의 신호에 기초하여 계산된 온도에 기초하고 또한 인터페이스 모듈(110)(도 2a)의 메모리(230)에 저장된 안전 파라미터(232)와 결정 모듈(234) 및 온도 제어 서브시스템(119)의 메모리(235)에 저장된 셋포인트(281), 절제 시간(282), 피드백 파라미터(283) 및 온도 제어 모듈(284)내 명령에 기초하여 절제 시술을 제어하는 방법(360)을 설명한다.

도 3c의 방법(360)에서, 관개수의 느린 흐름이 ICT(122)를 통해 시작되고 이후 ICT는 대상 내에 위치된다(단계 361). 예를 들어, Stockert 70 RF Generator(130)를 이용하는 실시예에서, 발생기는 임상의에 의한 발생기의 작동에 반응하여 적합한 신호를 발생기에 연관된 CoolFlow 관개수 펌프 시스템(150)에 보내서 카테터팁(122)으로 느린 관개수 흐름을 자동적으로 시작할 수 있다.

임상의는 ICT(122)로 절제 에너지의 흐름을 시작하기 위해 발생기(130) 상의 버튼을 누른다. 이것은 발생기가 5초 지연 후 관개수의 빠른 흐름과 절제 에너지를 생성을 시작하도록 할 수 있다(단계 362). 도 3a의 단계 307을 참조하여 상술한 바와 같이, 인터페이스 모듈(110)은 절제 에너지를 환자 릴레이(250)를 통해 ICT(122)로 보낸다.

계산되고 디스플레이된 온도에 기초하여(도 3a-3b를 참조하여 설명된 방법(300, 350) 참조), 임상의는 절제 에너지에 의해 절제되고 있는 조직 체적의 온도를 결정한다(단계 363). 비교하면, 열전대만으로 측정된 온도는 본 단계의 시술을 하는 동안에는 거의 의미 없는 정보를 제공한다.

이후, 계산된 온도에 기초하여, 예를 들어, 온도 제어 서브시스템(119)와 전력 제어 인터페이스(290)를 이용하여 셋포인트 온도를 달성하도록 절제 에너지의 전력은 자동적으로 규제된다(단계 364). 그 규제에 기초하여, 조직 온도는 변화할 수 잇으며, 그 변화는 단계 363에서 측정된다. 절제 에너지의 전력은 계산된 조직 온도 내의 그러한 변화에 기초하여 더 규제될 수 있다.

인터페이스 모듈(110)은 계산된 복사분석 온도를 이용하여 절제 시술이 안전 파라미터 내에서 수행되고 있는지를 또한 결정할 수 있다. 예를 들어, 프로세서(210)는 안전 파라미터(232)를 메모리(230)로부터 획득할 수 있다. 다른 것들 중에서, 이 안전 파라미터는 절제중인 심장 조직에 잠재적으로 심각한 결과를 수반하는 천공을 초래할 수 있기 때문에 그 온도 이상에서 절제 시술은 “안전하지 않다”고 간주되는 차단(cutoff) 온도를 포함할 수 있다. 차단 온도는 그 온도 이하에서는, 예를 들어, 도 4c-4f를 참조하여 이하에서 설명될 “popping” 또는 조직 화상과 같은 하나 이상의 안전하지 않은 상태가 발생하지 않지만, 그 온도에서는 조직이 여전히 충분히 가열될 수 있는 임의의 적합한 온도일 수 있다. 높거나 낮은 차단 온도, 예를 들면, 65℃, 70℃, 75℃, 80℃, 90℃, 또는 95℃가 사용될 수 있지만, 적합한 차단 온도의 일례는 85 ℃이다. 메모리(230)에 저장된 결정 모듈(234) 내 명령은 프로세서(210)가 계산된 복사분석 온도를 차단 온도와 지속적으로 비교하도록 하며, 복사분석 온도가 차단 온도를 초과하면, 전력을 I/O 포트(204)를 통해 IE로 되돌려 보내도록 프로세서는 알람을 울리고 환자 릴레이를 개방하고, 부하 릴레이를 닫을 수 있어서, ICT로의 절제 에너지의 흐름을 차단한다(도 3c의 단계 365). 그렇지 않으면, 프로세서는 절제 시술이 계속되도록 할 수 있다(단계 365).

절제 시술은 예를 들어 임상의가 발생기(130) 상의 적절한 버튼을 누르거나 발생기(130)가 미리 결정된 시간 종료시 절제 에너지를 자동으로 차단하면 종료한다(단계 366).

도 4a-4f를 참조하여, 본 발명에 따라 구성되고 작동되는 인터페이스 모듈, 선택적으로 온도 제어 서브시스템(119)와 전력 제어 인터페이스(290)를 이용한 절제 실험에서 얻은 예시적인 데이터를 설명한다. 이 데이터는 집적된 관개수 펌프를 구비한 변경되지 않은 Stockert EP Shuttle Generator 및 도 5a-6b를 참조하여 이하에서 상세히 설명될, PIM(121)과 ICT(122)를 포함하는 카테터를 이용하여 얻었다.

도 4a는 절제 시술을 하는 동안 수집된 다양한 신호의 시간에 걸친 변화를 도시하며, ICT(122)는 살아있는 개의 노출된 허벅지 조직에 위치되었으며, Stockert EP Shuttle generator가 수동으로 작동되어 60초 동안 20W의 RF 에너지를 적용하였다. Luxtron 프로브가 3mm의 깊이로 개의 허벅지에 삽입되었다. Luxtron 프로브는 정확한 온도 정보를 제공한다고 간주되지만, 그러한 프로브는 생물체의 심장에 위치될 수 없기 때문에 심장 절제 시술에서 정상 사용하기에는 실용적이지 않다. 이 시술에서, 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)는 사용되지 않았으나, 인터페이스 모듈(110)을 사용하여 절제 시술이 수행되는 동안 생성될 수 있는 신호에 대해 독자들이 적응되도록 하기 위해 설명하며, 온도 제어 서브시스템(119)와 전력 제어 인터페이스(290)가 인터페이스 모듈(110)과 사용된 온도 제어된 시술을 하는 동안 수집된 데이터는 도 4b-4c를 참조하여 이하에서 설명한다.

도 4a에서, 신호(401)는 스케일링된 복사분석 온도 TSrad에 대응하고, 신호(402)는 열전대 온도에 대응하고, 신호(403)는 Luxtron에 의해 측정된 온도에 대응하며, 신호(404)는 Stockert EP Shuttle Generator에 의해 생성된 전력에 대응한다. 도 4a에서 볼 수 있듯이, 전력 신호(404)는 RF 전력이 약 40초에 시작해서 약 100초에 종료되어 대상의 조직에 적용되었음을 나타낸다. 복사분석 온도 신호(401)는 약 40초에 약 28℃의 영역(405)에서 베이스라인으로부터 시작하여 약 67℃의 영역(406)까지 급격히 상승한 후 약 100초부터 영역(407)에서 점차 감소함을 나타낸다. 복사분석 온도 신호(401)의 특징은 Luxtron 프로브 신호의 그것과 유사한데, 약 40초부터 온도가 증가하여 100초 전에 최대값에 도달한 후 약 100초부터 온도가 감소한다. 이 유사성은 계산된 복사분석 온도가 Luxtron프로브의 그것에 유사한 정확성을 가짐을 나타낸다. 비교하면, 열전대 신호(402)는 약 40초부터 상당히 더 작은 온도 증가 후 40-100초 영역에서 낮은 레벨의 안정기를 나타내며 이후 약 100초부터 감소함을 보인다. 열전대의 상대적으로 약한 반응과, 계산된 복사분석 온도(401)의 상대적으로 강하고 정확한 반응은 변경되지 않은 Stockert EP Shuttle Generator가 절제 시술에 사용하기 위한 유용한 복사분석 온도 정보를 임상의에게 제공하기 위해 본 발명의 원리에 따라 구성된 인터페이스 모듈(110)을 이용한 성공적인 보강임을 나타낸다.

도 4b는 살아있는 개의 허벅지에 수행된 유사한 실험적 시술을 하는 동안 얻은 신호를 도시하지만, 도 1a-1b및 2c-2d에 도시된 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)가 인터페이스 모듈(110)에 결합되어 약 80초간 80°C 의 셋포인트(타겟 절제 온도)까지 동물의 조직에 제공된 절제 에너지를 자동으로 규제하는데 사용되었다. 도 4b에서, 신호(411)는 스케일링된 복사분석 온도 TSrad에 대응하고, 신호(412)는 열전대 온도에 대응하고, 신호(413)는 Luxtron 프로브에 의해 측정된 온도에 대응하고, 신호(414)는 Stockert EP Shuttle Generator에 의해 생성된 전력에 대응하고, 신호(415)는 측정된 조직 임피던스에 대응하며, 신호(416)는 Vrad에 대응한다.

도 4b에서, 19초 주변에서 시작하여, 스케일링된 복사분석 온도 신호(411)가 약36°C 에서 약 84°C까지 증가할 때 전력 신호(414)는 최대 약 42 watt까지 증가하며, Luxtron 프로브 신호(413)는 약 29°C에서 약 84°C로 증가하는 반면, 열전대 신호(412)는 특별히 변화하지 않는 것을 볼 수 있다. 오실레이션(417)이 약25와 40초 사이에 전력 신호(414)에서 보이며 스케일링된 복사분석 온도 신호(411)의 변화에 반응하여 전력 제어 인터페이스(290)를 통한 온도 제어 서브시스템(119)의 절제 전력에 대한 급격한 조정에 대응한다. 40-120초 사이에, 전력 신호(414)는 감소하여 약 25watt로 안정화는데, (추가 전력을 필요로 하는 그 온도로 조직을 가열하기 보다) 조직을 셋포인트 온도 근처에서 유지하는데 필요한 감소된 전력을 나타낸다. 동일한 시간 동안, 스케일링된 복사분석 온도 신호(411)는 약 80°C에서 안정화되며, Luxtron 프로브 신호(413)는 약 82°C에서 안정화되는 것으로 보인다. 120초 부근에서, 절제 전력은 전력 신호(414)에서의 수반되는 감소와 함께 0으로 감소된 후, 스케일링된 복사분석 온도 신호(411)와 Luxtron 프로브 신호(413)는 체온으로 점차 감소하며, 임피던스 신호(415)는 약19-120초 사이에 절제 에너지가 적용되는 동안 증가한 후 안정화되는 것으로 보이는 반면, Vrad 신호(416)는 이 구간 동안 감소하는 것으로 보인다.

도 4C는 살아있는 개의 박동하는 심장 내에 수행된 유사한 실험적 시술을 하는 동안 얻은 신호를 도시하며, 도 1a-1b및 2c-2d에 도시된 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)가 인터페이스 모듈(110)에 결합되어 약 60초간 80°C 의 셋포인트(타겟 절제 온도)까지 동물의 조직에 제공된 절제 에너지를 자동으로 규제하는데 사용되었다. 도 4c에서, 신호(421)는 스케일링된 복사분석 온도 TSrad에 대응하고, 신호(422)는 열전대 신호에 대응하고, 신호(424)는 Stockert EP Shuttle Generator에 의해 생성된 전력에 대응하고, 신호(425)는 측정된 조직 임피던스에 대응하며, 신호(426)는 Vrad에 대응한다. 박동하는 심장 내에서 수행되었기 때문에, Luxtron 프로브는 이 시술을 하는 동안 사용되지 않았다.

도 4C에서, 18초 주변에서 시작하여, 스케일링된 복사분석 온도 신호(421)가 약 40°C 에서 약 85°C 로 증가할 때 전력 신호(424)는 최대 약 30watt까지 증가하는 반면, 열전대 온도(422)는 특별히 변화하지 않는 것을 볼 수 있다. 오실레이션(427)이 약25와 45초 사이에 전력 신호(424)에서 보이며 스케일링된 복사분석 온도 신호(421)의 변화에 반응하여 전력 제어 인터페이스(290)를 통한 온도 제어 서브시스템(119)의 절제 전력에 대한 급격한 조정에 대응한다. 45-78초 사이에, 전력 신호(424)는 감소하여 약 17watt로 안정화는데, (추가 전력을 필요로 하는 그 온도로 조직을 가열하기 보다) 조직을 셋포인트 온도 근처에서 유지하는데 필요한 감소된 전력을 나타낸다. 동일한 시간 동안, 스케일링된 복사분석 온도 신호(421)는 약 80°C에서 안정화되는 것으로 보인다. 78초 부근에서, 절제 전력은 전력 신호(424)에서의 수반되는 감소와 함께 0으로 감소된 후, 스케일링된 복사분석 온도 신호(421)는 체온으로 점차 감소하는 것으로 보인다. 심박의 박동의 결과로 오실레이팅하는 동안 임피던스 신호(425)는 약18-78초 사이에 절제 에너지가 적용되는 동안 증가한 후 안정화되는 것으로 보이는 반면, Vrad 신호(426)는 이 구간 동안 감소하며 오실레이팅하는 것으로 보인다.

인터페이스 모듈(110)의 기능성을 더 완전하게 설명하기 위해, 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)가 사용되지 않은 다른 시술을 하는 동안 얻은 추가 실험 데이터는 도 4d-4f를 참조하여 설명한다. 인터페이스 모듈(110)을 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)에 연결하는 것은 이하에서 설명되는 바와 같이 온도 제어를 포함하는 추가적으로 개선된 기능성을 제공함을 이해하여야 한다.

도 4d는 도 4a를 참조하여 상술한 시술과 유사한 실험적 시술을 하는 동안 얻은 신호를 나타내며, 두 개의 Luxtron 프로브 중 첫 번째는 3mm의 깊이로 두 번째는 7mm의 깊이로 살아있는 개의 허벅지 조직에 임플란트되었다. Stockert EP Shuttle generator가 작동되었고, RF 전력은 수동으로 발생기의 전면 패널 상의 전력 제어 손잡이를 이용하여 5와 50W 사이에서 조절되었다. 도 4d에서, 스케일링된 복사분석 온도 신호는 431로 표시되고, 3mm Luxtron신호는 432으로 표시되고, 7mm Luxtron 신호는 433으로 표시되었다. 스케일링된 복사분석 온도 신호(431)와 3mm Luxtron 신호(432)는 RF 에너지에 의해 조직이 주기적으로 가열되는 것으로부터 진폭이 서로 상대적으로 유사한 조절(modulation)을 가짐을 보이고 있다. 7mm Luxtron 신호(433)는 약간의 주기성을 가지지만 스케일링된 복사분석 온도와 3mm Luxtron 신호(431, 432) 보다는 훨씬 덜한 조절을 가진다. 이는 7mm Luxtron은 조직 내에서 절제 에너지가 실질적으로 그 깊이를 침투할 수 없는 충분히 심도에 있기 때문이다. 대신에, 조직의 낮은 부분에 적층된 열이 점차 7mm 깊이로 확산되기 때문에 7mm에 있는 조직은 시간의 함수로서 천천히 따듯해진다고 볼 수 있다.

도 4a-4f는 살아있는 사람에 대해 도 4c를 참조하여 설명한 실험 장치를 이용하여 수행된 일련의 심장절제시술을 하는 동안 얻은 데이터를 도시하고 있으나, 온도 제어 서브시스템(119)과 전력 제어 인터페이스(290)는 생략되었다. 모든 사람은 심장 조동(atrial flutter)을 앓고 있으며 이를 치료하는 종래의 심장 절제 시술을 받기로 예정되어 있었으며 시술하는 동안 임상의가 인터페이스 박스와 ICT를 이용하는데 동의하였다. 시술은 ICT를 각자의 심장 내막에 도입하는 임상의에 의해 수행되었다. 시술하는 동안, 임상의는 인터페이스 모듈에 의해 계산된 온도를 볼 수 없었다. 그렇게, 임상의는 Stockert EP-Shuttle generator에 직접 연결된 종래의 RF 절제 카테터를 포함하는 시스템으로 하였던 방법과 동일하게 시술을 수행했다. 다양한 시술을 하는 동안 인터페이스 모듈에 의해 계산된 온도는 임상의가 나중에 리뷰하는데 이용할 수 있었다. 임상의는 상술한 실험 기구를 이용하여 5명의 사람에 대해 총 113회의 절제 시술을 수행했다.

도 4e는 10번째 절제 시술이 그 사람에게 수행되는 동안 열전대 온도에 대응하는 신호(442)의 시간에 걸친 변화뿐 아니라 스케일링된 복사분석 온도 TSrad에 대응하는 신호(441)의 시간에 걸친 변화를 나타낸다. 시술하는 동안, 약 40W의 RF 전력이 그 사람의 심장 조직에 60초간(도 4e에서 약 20초에서 80초 사이) 적용되었으며, 임상의는 그 사람의 심장 조동을 유발하는 비정상 경로를 충분히 중단하도록 심장 조직을 가열하기에 바람직한 55℃의 목표 온도(445)를 가졌다. 도 4e에서 데이터 평활화되는 스케일링된 복사분석 온도 신호(441)는 RF 전력이 적용되고 제어 손잡이(132)를 통해 임상의에 의해 수동으로 제어될 때 약 40℃와 51℃사이에서 변화함을 볼 수 있다. 비교하면, 예상한대로, 열전대 온도(442)는 시술하는 동안 조직 온도에 대한 실질적으로 유용한 정보를 제공하지 않았다. 특히, 임상의가 자기의 시술에 대한 지각에 기초하여 제어 손잡이(132)를 통해 RF 전력을 수동으로 조작하여 그 온도에 도달하였다고 믿더라도, 임상의의 55℃의 목표 온도(445)는 시술하는 동안 도달하지 못했다. 목표 온도(445)에 도달하지 못했으므로, 조직은 시술하는 동안 비정상 경로를 중단하기에는 충분하지 못하게 가열되었다. 목표 온도에 도달하지 못한 것은 ICT의 절제팁과 사람의 심장 조직 사이의 접촉 및/또는 힘, 심장 표면의 상태, 충분하지 않은 전력 등에 기인할 수 있다.

도 4f는 도 4e에서와 같은 사람에게 수행된 11번째 절제 시술 동안 열전대 온도에 대응하는 신호(452)의 시간에 걸친 변화뿐 아니라 TSrad에 대응하는 신호(451)의 시간에 걸친 변화를 나타낸다. 이 시술을 하는 동안, 다시 40W의 RF 전력이 그 사람의 심장 조직에 60초간(도 4e에서 약 20초에서 80초 사이) 적용되었으며, 임상의는 다시 55 ℃의 목표 온도(455)를 가졌다. 데이터 평활화되는 스케일링된 복사분석 온도 신호(451)는 RF 전력이 적용되며 제어 손잡이(132)를 통해 수동으로 제어될 때 약 55℃와 70℃사이에서 변화하는 반면, 열전대 온도(452)는 다시 시술하는 동안 조직 온도에 대한 실질적으로 유용한 정보를 제공하지 않았음을 볼 수 있다. 여기서, 임상의가 시술하는 동안 달성된 보다 높은 조직 온도는 ICT의 절제팁과 그 사람의 심장 조직 사이의 향상된 접촉 때문이다. 그러나, RF 전력이 조직에 적용되고 있는 동안에도, 온도는, 예를 들어, 약 35초에 70℃에서 40초에 56℃로, 시간에 대해 상대적으로 빠르게 변화함을 볼 수 있는데, 이는 ICT와 그 사람의 심장 조직 사이의 접촉 품질의 변화에 기인할 수 있다.

다섯 명에게 수행된 절제 시술의 결과는 다음 표로 다음 표에 요약되어 있다.

	총 수	총 절제%
환자수	5
절제수	113
목표온도 55℃에 도달하지 못한 절제수	50	44%
차단온도 95℃에 도달한 절제수	13	12%
POP수	3	3%
성공적인 심장 조동 치료수	5	100%

상기 표로부터 알 수 있는 바와 같이, 절제 절차의 44 %는 임상의의 목표 조직 온도 55 ℃에에 도달하지 않았다. 이와 같이, 이 비율의 시술은 비정상 경로를 중단하기에 불충분하게 가열하였을 가능성이 있다. 그러나, 많은 절제 시술이 실패하였지만, 임상의는 절제 시술을 충분한 회수로 반복하여 그 사람의 심장 조동을 100% 치료한다. 절제 시술하는 동안 계산된 온도를 임상의에게 디스플레이하는 것은 임상의로 하여금 ICT의 절제팁과 그 사람의 심장 조직 사이의 접촉 품질을 더욱 정확하게 평가함으로써 바람직한 시간 동안 목표 온도 이상으로 조직을 충분히 가열하게 하며, 따라서 임상의가 원하는 치료를 하기 위해 동일한 대상에 수 많은 절제 시술을 반복적으로 수행할 필요를 감소시킨다고 생각된다. 또한, 절제 시술을 하는 동안 자동적으로 절제 전력을 제어하는 것은 임상의에게 병변 형성에 대한 더 큰 제어를 제공하므로, 효율적인 병변의 퍼센티지를 증가시키며 pop과 bum의 발생을 감소시킨다.

위 표에서 보여지듯이, 12%의 절제 시술은 도 3c에서 설명된 차단되는 높은 온도를 유발했다. 여기서, 차단 온도는 95℃로 정의되었다. 그러나, 이 차단 온도에서, 3번의 절제 시술을 하는 동안 pop이 형성되었다. Pop은 절제 에너지에 의한 과도한 국부 가열로 인해 혈액이 끓을 때 발생하며, 심장 조직에 치명적인 손상을 초래할 수 있는 뜨거워진 가스의 급격히 팽창하는 거품의 형성을 초래한다. 예를 들어 85℃와 같은 낮은 차단 온도가 그러한 pop의 형성을 방지할 수 있다고 생각된다.

본 발명의 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스(290)와 함께 사용될 수 있는 추가적인 컴포넌트, 예를 들어, 카테터(120)의 PIM(121)과 ICT(122)를 도 5a-6b를 참조하여 설명한다.

도 5a에서, 도 6a-6b를 참조하여 이하에서 설명될 집적 카테터팁(ICT)에 연관될 수 있는 환자 인터페이스 모듈(PIM)(121)을 설명한다. PIM(121)은 도 1a를 참조하여 설명된 인터페이스 모듈(110)의 전면 패널(111)에 연결될 수 있는 인터페이스 모듈 커넥터(501), 도 5b를 참조하여 상세히 설명될 PIM 회로(502), 카테터(120)에 연결될 수 있는 ICT 커넥터(503), 및 인터페이스 모듈 커넥터(501)와 PIM 회로(502) 사이에 연장되는 PIM 케이블(504)를 포함한다. PIM(121)은 바람직하게, 그러나 필수적이지는 않게, 절제 시술하는 동안 무균 영역 밖에서 유지되도록 설계되며, 선택적으로 복수의 ICT에 재사용될 수 있다.

도 5b는 PIM 회로(502)의 내부 컴포넌트를 개략적으로 나타내며, 예를 들어 ICT 커넥터(503)를 통해, 카테터(120)에 결합되는 제1 I/O 포트(505) 및 예를 들어, PIM 케이블(504)과 인터페이스 모듈 커넥터(501)를 통해 인터페이스 모듈(110)에 결합되는 제 2 I/O 포트(506)를 포함한다.

PIM 회로(502)는 제1 I/O 포트(505)로 카테터(120)로부터 아날로그 열전대(TC) 신호, 원시 아날로그 라디오미터 신호, 및 아날로그 ECG 신호를 수신한다. PIM 회로(502)는 아날로그 TC 신호를 디지털 TC 신호로 변환하며 디지털 TC 신호를 제2 I/O 포트(506)를 통해 인터페이스 모듈(110)에 제공하는 TC 신호 아날로그-디지털 변환기(540)를 포함한다. PIM 회로(502)는 원시 아날로그 라디오미터 신호를 이용 가능한 디지털 형식으로 변환하는 일련의 컴포넌트를 포함한다. 예를 들어, PIM 회로는 원시 아날로그 라디오미터 신호로부터 잔존하는 RF 에너지를 필터링하는 복사분석 신호 필터(510), 필터링된 신호를 도 3b를 참조하여 상술한 아날로그 버전의 Vref와 Vrad신호로 디코딩하는 복사분석 신호 디코더(520), 및 아날로그 Vref와 Vrad신호를 디지털 Vref와 Vrad신호로 변환하고 이 디지털 신호를 인터페이스 모듈(110)로 전송하기 위해 제2 I/O 포트로 제공하는 복사분석 신호 A/D 변환기(530)를 포함할 수 있다. 또한, PIM 회로(502)는 ECG 신호를 인터페이스 모듈(110)로 전송하기 위해 제2 I/O 포트로 통과시킨다.

제2 I/O 포트(506)로, PIM 회로(502)는 RF 절제 에너지를 인터페이스 모듈(110)을 통해 발생기(130)(예를 들어, Stockert EP-Shuttle 또는 70 RF Generator)로부터 수신한다. PIM 회로(502)는 RF 절제 에너지를 제1 I/O 포트(505)를 통해 카테터(120)로 통과시킨다. 또한, PIM 회로(502)는 제2 I/O 포트(506)로 도 2b를 참조하여 설명된 클럭 신호를 수신하고 이하에서 설명될 ICT(122)내 마이크로파 회로를 제어하는데 사용하기 위해 클럭 신호를 제1 I/O 포트(505)로 통과시킨다.

도 6a-6b를 참조하여, 도 1a-2d의 인터페이스 모듈(110), 온도 제어 서브시스템(119) 및 전력 제어 인터페이스(290)와 함께 사용하는 예시적인 집적 카테터팁(ICT)(122)과 도 5a-5b의 PIM을 설명한다. ICT(122)의 컴포넌트에 대한 추가적인 상세한 설명은 여기에 전체 내용이 참조로 일체화된 Carr의 미국 특허공개번호 제2010/0076424호(이하 Carr 공개공보)뿐 아니라 여기에 전체 내용이 참조로 일체화된 Carr의 미국 등록특허 제7,769,469호에서 찾아볼 수 있다. 상술한 등록특허와 공개공보에 설명된 장치는, 인터페이스 모듈(110)과 함께 사용되는 ICT(122)에 포함되는 것이 바람직한, 열전대 또는 ECG 전극을 포함하지 않는다.

Carr 공개공보에 설명되고 도 6a-6b에 도시된 바와 같이, ICT(122)는 전도성 캐리어 또는 인서트(104)에 의해 지지되는 내부 또는 중심 컨덕터(103)를 포함한다. 캐리어(104)는 컨덕터(103)를 수용하는 축 통로(106)를 가진 원통형 금속 바디로 형성될 수 있다. 단부로부터 안쪽으로 연장되는 바디의 상부와 하부 섹터는 밀링되어 거기에 있는 축 통로(106)와 컨덕터(103)를 노출시키며 상부와 하부의 실질적으로 평행한 평면(108a, 108b)을 형성한다. 평면(108a)은 컨덕터(103) 상부 근처의 반대면들 상에 이격된 동일 평면상의 직사각형 영역들(108aa)을 포함할 수 있다. 유사하게, 평면(108b)은 컨덕터(103) 하부 근처의 반대면들 상에 이격된 두 개의 동일 평면상의 직사각형 영역(108bb)을 포함할 수 있다. 따라서, 캐리어(104)는 평면을 포함하는 중심 세그먼트(104a) 및 원단부(104b) 세그먼트와 근단부(104c) 세그먼트를 각각 포함할 수 있으며, 원단부(104b) 세그먼트와 근단부(104c) 세그먼트는 원통형으로 유지되지만 수직 그루브(107)가 근단부 세그먼트(104c) 상에 형성될 수 있다.

중심 컨덕터(103)는 캐리어의 원단부 세그먼트(104b)에서 예를 들어, PTFE와 같은, 전기 절연 칼라 또는 부싱(109)에 의해 압입(press fit)되고 캐리어의 근단부 세그먼트(104c)에서 통로 벽에 용접되거나 전기 절연 칼라 또는 부싱(미도시)에 의해 축 통로(106) 내에 축상으로 고정될 수 있다. 이것은 캐리어의 근단부에서 컨덕터(103)와 캐리어(104) 사이에 단락 회로가 되도록 하는 반면, 캐리어의 원단부에서는 컨덕터(103)와 캐리어(104) 사이에 개방 회로가 존재할 수 있다. 캐리어 중심 세그먼트(104a)에서, 축 통로(106)의 벽(106a)은 중심 컨덕터(103)로부터 이격될 수 있다. 이것은 미국 등록특허 제7,769,469호와 미국 특허공개번호 제2010/0076424호에 상세히 설명되어 있는 쿼터 웨이브 스터브(Quarter wave stub) S를 형성하며, 컨덕터(103)는 캐리어(104)의 원단부를 넘어 선택된 길이로 연장되는 원단부 세그먼트(103a)와 ICT(122)의 근단부로부터 연장되고 PIM(121)에 연결되는 케이블(105)의 중심 컨덕터에 연결되는 근단부 세그먼트(103b)를 포함한다.

도 6b에 도시된 바와 같이, 한 쌍의 대향하고 평행하고 경상(mirror-image)이며 대체로 직사각형인 판(115a, 115b)이 캐리어(104)의 상부와 하부 평면(108a, 108b)에 장착된다. 각 판(115a, 115b)은 높은 유전 상수를 가진 전기 절연 물질로 형성된, 예를 들어 0.005 in의, 얇은 기판(116)을 포함할 수 있다. 바람직하게 0.013-0.016 mm 폭으로, 기판(116)의 전체 길이로 연장되는 축상으로 중심에 위치한 길이 방향의 전도성 스트립(117)이 인쇄, 도금 또는 다른 형태로 마주보는 또는 대향하는 표면에 형성된 기판(116) 상에 있다. 또한, 기판(116)의 반대편 또는 서로 대향하지 않는 표면은 예를 들어, 금과 같은 전도층으로 도금된다. 층(118)의 측면 엣지는 기판의 측면 엣지를 둘러 싼다.

ICT가 조립될 때, 중심 컨덕터(103)가 상부와 하부 판의 전도성 스트립(117)에 위와 아래에서 접촉되고 이 판들의 층(118) 측면 엣지가 캐리어 세그먼트(104a)와 접촉하도록 판(115a)은 캐리어(104)의 상부 평면(108a) 상에 안착될 수 있으며, 하부 판(115b)도 유사하게 하부 평면(108b) 상에 안착된다. 적합한 전도성 에폭시 또는 세멘트가 접촉하는 면 사이에 적용되어 판을 제자리에 고정할 수 있다.

또한, 적어도 하나의 판, 예를 들어 판(115a)은 하나 이상의 모놀리식 집적 회로 칩(MMIC), 예를 들어 칩(122, 124)을 위한 지지면의 역할을 한다. 칩은 리드(미도시)에 의해 중심 컨덕터(103)에 연결된 커플링 커패시터와 Dicke 스위치, 레퍼런스 온도를 제공하는 노이즈 소스, 증폭단, 라디오미터 대역을 설정하는 대역통과필터, 추가 이득단(필요한 경우), 검출기 및 버퍼 앰프와 같은 라디오미터의 일반적인 컴포넌트를 포함할 수 있다. 현재 ICT(122)의 상대적으로 작은 프로파일로 인해, 상술한 회로 컴포넌트들은 한 줄의 네 개 칩에 배치될 수 있다. 상술한 바와 같이 인서트(104)에 접지된 층이 그 칩에 대해 접지면으로 작용하도록 칩은 적합한 전도성 접착제에 의해 판(115a)의 금속층(118)에 고정될 수 있다. 또한 판은 칩에서 컨덕터(103)와 캐리어(104)로 열을 전도한다. 다양한 리드(미도시)는 칩을 서로 연결하고 다른 리드(125b)는 캐리어 슬롯(107)을 통해 연장되어 그 줄의 마지막 칩(124), 즉, 라디오미터 출력을 PIM(121)으로 이어지는 케이블(105)의 대응하는 컨덕터에 연결한다.

관상의 외부 컨덕터(126)는 캐리어의 대응하는 단부(미도시)에 일치하는 근단부 및 원단부와 캐리어 주위에서 꼭 맞게 체결되도록 캐리어(104)의 일단에서부터 캐리어(104)로 슬라이딩될 수 있다. 컨덕터(126)는 캐리어 세그먼트(104b, 104c) 주위에 적용된 전도성 에폭시 또는 세멘트에 의해 제자리에 고정될 수 있다.

또한 ICT(122)는 캐리어(104)의 원단부에서 중심에 위치하고 컨덕터 세그먼트(103a)를 둘러싸는, 예를 들어 PTFE의, 환형의 유전체 스페이서(137)를 포함할 수 있다. 스페이서는 그것의 측면으로부터 그 컨덕터 세그먼트 주위로 체결되도록 할 수 있는 슬릿(137a)을 가질 수 있다. 스페이서(137)는 스페이서를 둘러싸며 외부 컨덕터(126)의 원단부 세그먼트 위에서 슬라이딩 가능하게 체결할 정도로 긴 전도성 칼라(136)에 의해 제자리에서 유지될 수 있다. 칼라(136)는 컨덕터와 캐리어 세그먼트(104b) 주위로 압입되어 제자리에 유지하며 모든 요소들을 전기적으로 연결한다.

ICT(122)의 원단부는 축 부분에서 T 형상일 수 있는 전도성 팁(142)에 의해 폐쇄될 수 있다. 즉, 팁(142)은 ICT의 원단부를 형성하는 원반 형상의 헤드(142a)와 축상으로 연장된 관형 넥(142b)을 가질 수 있다. 컨덕터 세그먼트(103a)는 충분히 길어서 스페이서(137)의 원단부 이상으로 연장되어 넥(104b)의 축 통로로 들어간다. 팁은 컨덕터 세그먼트(103a)의 원단부 주위와 칼라의 원단부 또는 엣지에 적용된 전도성 접착제에 의해 제자리에 고정될 수 있다. 팁이 제자리에 위치하면, 컨덕터 세그먼트(103a)와 팁(104)은 미국 등록특허 제7,769,469호와 미국 특허공개번호 제2010/0076424호에 상세히 설명되어 있는 복사분석 수신 안테나를 형성한다.

ICT(122)는 외부 컨덕터(126)의 후단면 위에 체결되며 원단부(144a)가 팁(142)의 원단부 뒤로 선택된 거리만큼 이격될 때까지 앞쪽으로 슬라이딩되는 유전체 시쓰(144)를 더 포함할 수 있다. ICT(122)의 컨덕터(102, 126)는 팁(104)에 의해 종단되는 RF 전송선을 형성한다. ICT(122)가 작동될 때, 전송선은 팁(104)과 시쓰(144)의 원단부(144a) 사이 프로브의 절연되지 않은 세그먼트부터로만 조직을 가열하는 에너지를 방사할 수 있다. 따라서 그 세그먼트는 RF 절연 안테나를 구성한다.

중심 컨덕터 세그먼트(103b)의 근단부, 외부 컨덕터(126) 및 시쓰(144)는 각각 내부와 외부 컨덕터 및 PIM(121)으로 이어지는 케이블(105)의 외부 시쓰에 각각 연결될 수 있다. 한편, 이 요소들은 케이블(105)의 대응하는 컴포넌트의 확장일 수 있다. 어떠한 경우에도, 케이블(105)는 중심 컨덕터(103)를 선택된 가열 주파수, 예를 들어, 500GHz로 RF 가열 신호를 RF 절제 안테나로 전송하는 트랜스미터의 출력에 연결한다.

도 6a에 도시된 바와 같이, ICT(122)는 ICT(122)와 접촉하는 혈액 또는 조직의 온도를 감지하도록 배치된 열전대(191)뿐 아니라 시쓰(144)의 외부에 배치된 제1, 제2, 제3 ECG 전극(190)을 더 포함할 수 있다. 전극(190)과 열전대(191)에 의해 생성된 신호는 케이블(105)을 따라 연결된 PIM(121)에 제공될 수 있다.

필요하면, 케이블(105)은 그것의 선두 단부(145a)가 캐리어 세그먼트(104c) 내 통로(146)의 벽에 고정될 수 있는 프로브 조정 와이어(145)를 더 포함할 수 있다.

바람직하게, 도 6a-6b에 도시된 바와 같이, 나성형 관통 슬롯(147)이 칼라(136)에 구비된다. 슬롯 턴 사이에 남은 칼라 소재는 스페이서(137)를 브릿지하는 나선형 와이어(148)를 실질적으로 형성한다. 와이어(148)는 RF 절제 안테나의 RF 가열 패턴을 실질적으로 저하시키지 않으면서 복사분석 수신 안테나의 마이크로파 안테나 패턴을 개선하는 것으로 알려졌다.

내부 또는 중심 컨덕터(103)는 고형 와이어일 수 있거나, 바람직하게는 컨덕터(103)가 팁 넥(142b) 내 축 통로의 원단부와 연통하는 팁 헤드(142a) 내 방사상 통로(155)를 통해 그것으로부터 분배하기 위해서 관개수 또는 냉각수를 프로브팁(142)의 내부로 운반할 수 있도록 하는 튜브로 형성된다.

판(115a, 115b)이 캐리어(104)의 상부와 하부 평면(108a, 108b)에 각각 안착되어 고정되면, 컨덕터(103)가 접지 평면이 층(118, 118)을 포함하는 슬랩 타입 전송선을 위한 중심 컨덕터를 형성하도록 그 부재들의 전도성 스트립(117, 117)은 그 상부와 하부에서 중심 컨덕터(103)에 전기적으로 연결될 수 있다.

절제 에너지가 ICT(122)에 제공되면, 마이크로파 필드가 기판(116) 내에 존재하며 중심 컨덕터와 층들(118, 118) 사이에 집중된다. 바람직하게는, 여기에 언급되었듯이, 가장 높은 필드 부분이 컨덕터(103)에 가장 가까우므로 공기 갭은 전송선의 임피던스에 큰 영향을 미치기 때문에 전도성 에폭시가 컨덕터(103)와 스트립(117) 사이에 적용되어 공기 갭이 존재하지 않도록 한다.

캐리어(104)와 함께 판(115a, 115b)과 컨덕터(103) 세그먼트는 라디오미터의 주파수, 예를 들어, 4GHz에 동조될 수 있는 쿼터 웨이브(IR/4) 스터브 S를 형성한다. 쿼터 웨이브 스터브 S는 칩(122, 124) 내 컴포넌트와 함께 라디오미터 회로의 중심 주파수에 동조되어 RF 절제 안테나로의 신호 전송 경로에 저역 통과 필터를 형성할 수 있는 반면, 칩의 다른 컴포넌트는 고역 통과 또는 대역 통과 필터를 안테나로부터 라디오미터로의 신호 수신 경로에 형성한다. 그 조합은, 트랜스미터로의 경로를 안테나로부터의 신호 수신 경로상의 고주파 신호로부터 고립시키면서, 안테나 T로부터의 신호 전송 경로상의 저주파수 트랜스미터 신호가 라디오미터에 도달하는 것을 방지하는 수동 다이플렉서 D를 형성한다.

쿼터 웨이브 스터브 S의 임피던스는 두 판(115a, 115b)의 기판(116)의 K 값과 두께 그리고 캐리어 중심 세그먼트(104a) 내 통로(106)의 벽(106a, 106b)로부터의 간격에 달려있다. 중심 컨덕터(103)가 세라믹 슬리브에 의해 둘러싸여있지 않으므로, 그 벽은 중심 컨덕터에 가깝게 이동될 수 있어서 ICT(122)의 전체 직경을 최소화하면서 기판 전송선 임피던스의 정확한 동조를 가능하게 한다. 위에서 언급한 바와 같이, 스터브 S의 길이는 상대적으로 높은 AT 값을 갖는 유전체 물질로 기판(116)을 제조함으로써 또한 감소될 수 있다.

단지 길이가 약 0.43 in이고 직경이 약 0.08in인 ICT(122)의 하나의 동작하는 실시예에서, ICT의 컴포넌트는 다음 치수를 가진다.

컴포넌트	치수(인치)
컨덕터(103)	0.020 외경 0.016 내경(빈 경우)
기판(116)(K=9.8)	0.065 폭; 두께 t=0.005
스트립(117)	0.015 폭
103과 각 106a 사이의 공기 갭	0.015

따라서, ICT(122)의 전체 길이 및 직경은 상대적으로 작은데, 이는 경피 사용을 위해 구성된 장치에 대해 유용한 특징이다.

본 발명의 다양한 예시적인 실시예들이 이상에서 설명되었으나, 본 발명에서 벗어나지 않고도 다양한 변경과 수정을 할 수 있음은 본 기술 분야의 당업자에게는 자명하다. 예를 들어, 인터페이스 모듈은 도 5a-6b에 도시된 RF 전기수술 발생기와 PIM과 ICT와 함께 사용하기 위해 참조되어 설명되었지만, 인터페이스 모듈은 다른 절제 에너지 소스와 다른 종류의 라디오미터와 함께 사용되기 위해 적합하게 채택될 수 있음을 이해하여야 한다. 더욱이, 라디오미터는 ICT 및/또는 PIM 내에 컴포넌트를 가질 수 있으며, ICT 내에 반드시 모두 위치해야 할 필요는 없다. 또한, 라디오미터, ICT 및/또는 PIM의 기능성은 선택적으로 인터페이스 모듈에 포함될 수 있다. 첨부된 특허청구범위는 본 발명의 사상과 범위에 속하는 그러한 모든 변경과 수정을 모두 포함하도록 의도되었다.

Claims

절제 에너지 발생기 및 집적 카테터팁(ICT)과 사용하는 인터페이스 모듈에 있어서, ICT는 라디오미터, 절제 팁, 및 열전대를 포함하며,
프로세서;
디지털 라디오미터 신호와 디지털 열전대 신호를 ICT로부터 수신하는 제1 입/출력 (I/O) 포트;
절제 에너지를 절제 에너지 발생기로부터 수신하는 제1 입/출력 (I/O) 포트;
온도 디스플레이;
상기 제1 I/O 포트, 상기 제2 I/O 포트 및 상기 프로세서와 통신하는 환자 릴레이;
상기 라디오미터와 상기 열전대에 대한 작동 파라미터를 저장하며, 상기 프로세서가
(a) 상기 디지털 라디오미터 신호, 상기 디지털 열전대 신호 및 상기 작동 파라미터에 기초하여 ICT 인접 온도를 계산하고,
(b) 상기 온도 디스플레이가 계산된 온도를 디스플레이하도록 하고,
(c) 상기 환자 릴레이가 사기 제2 I/O 포트로 수신한 절제 에너지를 상기 제1 I/O 포트로 전달하도록 상기 환자 릴레이를 닫는 과정을 수행하도록 하는 명령을 더 저장하는 비일시적 컴퓨터 판독 가능 매체; 및
상기 계산된 온도에 기초하여 상기 절제 에너지의 전력을 규제하는 온도 제어 서브시스템을 포함하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 상기 절제 에너지 발생기는 전력 제어를 포함하며, 상기 온도 제어 서브시스템은
프로세서;
상기 절제 에너지 발생기의 상기 전력 제어에 동작 가능하게 결합된 전력 제어 인터페이스; 및
셋포인트와 명령을 저장하며, 상기 명령에 의해 상기 프로세서가
(a) 상기 계산된 온도를 상기 셋포인트와 비교하고,
(b) 상기 계산된 온도가 상기 셋포인트 이하이면, 상기 전력 제어 인터페이스로 상기 절제 에너지를 증가시키고
(c) 상기 계산된 온도가 상기 셋포인트 이상이면, 상기 전력 제어 인터페이스로 상기 절제 에너지를 감소시키는 과정을 수행하도록 하는 메모리를 포함하는 인터페이스 모듈.
제2항에 있어서, 상기 절제 에너지 발생기의 상기 전력 제어는 손잡이를 포함하며, 상기 전력 제어 인터페이스는 기계적으로 손잡이를 돌리는 스테퍼 모터를 포함하는 인터페이스 모듈.
제2항에 있어서, 상기 전력 제어 인터페이스는 임상의가 수동으로 상기 절제 에너지 전력을 조정하도록 하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 부하 릴레이 및 더미 부하를 더 포함하되 상기 컴퓨터 판독 가능 매체는 안전 차단 온도 및 상기 프로세서가
(d) 상기 환자 릴레이가 닫혔을 때 상기 계산된 온도와 상기 안전 차단 온도를 비교하고,
(e) 상기 계산된 온도가 상기 안전 차단 온도를 초과하면, 상기 부하 릴레이가 상기 제2 I/O 포트에서 수신한 절제 에너지를 상기 더미 부하로 전달하도록 상기 환자 릴레이를 개방하고 상기 부하 릴레이를 닫는 과정을 수행하도록 하는 명령을 더 저장하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 상기 명령은 상기 프로세서가 환자 릴레이를 정상적으로 닫힌 상태로 유지하고 안전하지 않은 상태 검출시 상기 환자 릴레이를 개방하도록 하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 상기 컴퓨터 판돈 가능 매체는 상기 프로세서가
(d) 상기 디지털 열전대와 상기 작동 파라미터 신호에 기초하지만 상기 라디오미터 신호에는 기초하지 않고 상기 ICT 인접 온도를 초기 계산하고,
(e) 상기 온도 디스플레이가 초기 계산된 온도를 디스플레이하며,
(f) 단계 (d)에서 계산된 온도가 35℃에서 39℃ 범위에 있고 상기 제2 I/O 포트가 절제 에너지를 상기 절제 에너지 발생기로부터 수신하고 있으면 단계 (a)-(c)를 실행하는 과정을 수행하도록 하는 명령을 더 저장하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 무작용 전극으로부터 신호를 수신하는 제3 I/O 포트 및 상기 무작용 전극으로부터의 신호를 상기 절제 에너지 발생기로 제공하는 제4 I/O 포트를 더 포함하는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 상기 절제 에너지는 RF 에너지, 마이크로파 에너지, 냉동 절제 에너지 및 고주파 초음파 에너지를 포함하는 그룹으로부터 선택되는 인터페이스 모듈.
제1항에 있어서, 상기 절제 에너지는 RF 에너지인 인터페이스 모듈.
절제 에너지 발생기 및 집적 카테터팁(ICT)과 인터페이스 모듈을 사용하는 방법에 있어서, ICT는 라디오미터, 절제 팁, 및 열전대를 포함하며,
(a) 상기 인터페이스 모듈의 제1 I/O 포트에서 디지털 라디오미터 신호와 디지털 열전대 신호를 상기 ICT로부터 수신하는 단계;
(b) 상기 인터페이스 모듈의 제2 I/O 포트에서 절제 에너지를 상기 절제 에너지 발생기로부터 수신하는 단계;
(c) 상기 디지털 라디오미터 신호, 상기 디지털 열전대 신호 및 동작 파라미터에 기초하여 상기 인터페이스 모듈에서 상기 ICT 인접 온도를 계산하는 단계;
(d) 상기 인터페이스 모듈의 온도 디스플레이에 계산된 온도를 디스플레이하는 단계;
(e) 상기 제2 I/O 포트로 수신한 절제 에너지를 절제 모듈의 환자 릴레이를 닫아서 상기 제1 I/O 포트로 전달하는 단계; 및
(f) 상기 계산된 온도에 기초하여 상기 절제 에너지의 전력을 자동적으로 규제하는 단계를 포함하는 방법.
제11항에 있어서, 상기 절제 에너지 발생기는 전력 제어를 포함하며, 상기 방법은,
(g) 전력 제어 인터페이스를 상기 절제 에너지 발생기의 상기 전력 제어에 동작 가능하게 결합하는 단계;
(h) 셋포인트를 저장하는 단계;
(i) 상기 계산된 온도를 상기 셋포인트와 비교하는 단계;
(j) 상기 계산된 온도가 상기 셋포인트 이하이면, 상기 전력 제어 인터페이스로 상기 절제 에너지를 증가시키는 단계;
(k) 상기 계산된 온도가 상기 셋포인트 이상이면, 상기 전력 제어 인터페이스로 상기 절제 에너지를 감소시키는 단계를 더 포함하는 방법.
제12항에 있어서, 상기 절제 에너지 발생기의 상기 전력 제어는 손잡이를 포함하고, 상기 전력 제어 인터페이스는 기계적으로 손잡이를 돌리는 스테퍼 모터를 포함하며, 단계 (j)와 (k)는 상기 스테퍼 모터로 상기 손잡이를 기계적으로 돌리는 단계를 포함하는 방법.
제12항에 있어서, 상기 전력 제어 인터페이스는 임상의가 수동으로 상기 절제 에너지 전력을 조정하도록 하는 방법.
제11항에 있어서,
(g) 상기 인터페이스 모듈에 안전 차단 온도를 저장하는 단계;
(h) 상기 인터페이스 모듈에서, 상기 환자 릴레이가 닫혔을 때 상기 계산된 온도를 상기 안전 차단 온도와 비교하는 단계; 및
(i) 상기 계산된 온도가 상기 안전 차단 온도를 초과하면, 상기 부하 릴레이가 상기 제2 I/O 포트에서 수신한 절제 에너지를 절제 모듈의 상기 더미 부하로 전달하도록 상기 환자 릴레이를 개방하고 상기 절제 모듈의 상기 부하 릴레이를 개방하는 단계를 더 포함하는 방법.
제11항에 있어서, 상기 환자 릴레이는 정상적으로 닫힌 상태를 유지하고 안전하지 않은 상태 검출시 개방되는 방법.
제11항에 있어서,
(g) 상기 인터페이스 모듈에서 상기 디지털 열전대와 상기 작동 파라미터 신호에 기초하지만 상기 라디오미터 신호에는 기초하지 않고 상기 ICT 인접 온도를 초기 계산하는 단계;
(h) 상기 온도 디스플레이에 초기 계산된 온도를 디스플레이하는 단계; 및
(i) 단계 (f)에서 계산된 온도가 35℃에서 39℃ 범위에 있고 상기 제2 I/O 포트가 절제 에너지를 상기 절제 에너지 발생기로부터 수신하고 있으면 단계 (c)-(e)를 수행하는 단계를 더 포함하는 방법.
제11항에 있어서,
(f) 상기 절제 에너지 발생기의 제3 I/O 포트에서 무작용 전극으로부터 신호를 수신하는 단계; 및
(g) 제4 I/O 포트에서 상기 무작용 전극으로부터의 상기 신호를 상기 절제 에너지 발생기에 제공하는 단계를 더 포함하는 방법.
제11항에 있어서, 상기 절제 에너지는 RF 에너지, 마이크로파 에너지, 냉동 절제 에너지 및 고주파 초음파 에너지를 포함하는 그룹으로부터 선택되는 방법.
제11항에 있어서, 상기 절제 에너지는 RF 에너지인 방법.