发明领域
[0001] 本发明涉及用于组织(包括心脏组织)消融的医疗系统和方法。
[0002] 发明背景
[0003] 医
疗程序用来
治疗多种心血管
缺陷,例如
心律失常、
心房纤颤以及通过心脏传输电脉冲时的其它不规律性。这些
医疗程序可涉及造成或传输不规律电脉冲的特定组织的消融，例如形成打断或阻断通过目标组织的电气路径的损伤或其它解剖效果，以使其它组织正常发挥作用。例如在治疗心律失常时，可首先标识心脏组织中具有异常电活动(例如局灶触发、缓慢传导、过快复极化、分级电描记图等)的特定区域然后对其进行治疗。
[0004] 一种类型的消融系统的一个示例涉及将射频(RF)
能量传递至为治疗选择的组织。RF消融系统可包括：电源或RF发生器；以及具有耦合至电源的至少一个消融元件或
电极的一个或多个医疗装置。该医疗装置可以是在近端具有
手柄而在远端附近具有消融电极的柔性
导管，或者可以具有可被配置在一个或多个承载臂上的电极阵列。RF发生器和具有各种配置的医疗消融导管的示例示出于图1-7中。也可提供一个或多个
传感器，例如
温度传感器、热偶或另一参数(例如
接触评估、压
力等)的传感器，这些传感器可配置在消融电极处或其附近。传感器可布置在每个电极的消融表面中的一个或多个附近，或布置在电极和拟被治疗的组织之间的界面。这一系统也可包括与患者
皮肤接触的一个或多个外部电极，这些电极被叫作“无关紧要”电极，它们同样耦合至电源。在映射和诊断电气不规则性后，医师可决定通过消融心脏组织来治疗患者。图8示出在患者心脏的医疗治疗期间使用的消融系统的样式图。
[0005] 希望在消融程序期间允许和确保每个消融元件或电极和对应选择的组织之间的连续接触。也希望在消融期间将恒定的电极温度维持在一充分高的值以确保形成损伤，但不能高到形成烧焦和
凝块的
风险的程度。可利用对在电极处或附近测得的温度作出响应的反馈
控制器来
维持电极温度。有时，为治疗选择的组织可以是运动的，例如对于跳动中的心脏的心脏组织或在与呼吸相关联的运动期间。
[0006] 在这种运动期间，一个或多个消融元件可能丧失接触或仅与组织形成间歇接触。当组织接触丧失时，消融元件的温度一般会降低。作为响应，消融系统的反馈控制器有可能暂时增加从电源输出的功率。这种响应可能是对温度反馈
信号的不合需要的反应，因为降低的温度是由牢固和连续的组织接触的丧失而造成的而不是因为需要将额外功率提供给消融元件的消融条件的改变。
[0007] 为了提供更有效、更安全和更高效的医疗治疗，要求优化使用的消融系统和方法以避免可能造成凝块形成的过多局部热量。也要求监视和识别消融元件与拟被治疗的相应组织接触的程度和特征，并相应地作出响应。
发明内容
[0008] 本发明有利地提供一种通过传递能量以消融组织来治疗患者的医疗装置、系统和方法。在消融元件与组织不接触或间歇接触的期间，可减少能量。具体地说，提供一种医疗方法，包括：推进医疗装置的消融元件使其与拟被治疗的组织接触；选择消融组织的能量的功率电平；将
选定功率电平下的能量传递至消融元件；确定该消融元件是否与组织连续接触；以及当消融元件停止与组织连续接触时减小或维持选定的功率电平。在特定示例中，可将功率提供给一个或多个消融元件或电极，直到电极达到目标温度为为止。接下来的功率传递则仅限于导致达到目标温度的功率传递特征(例如占空比)。换句话说，导致所达到的目标温度的传递功率特征被设定为在治疗期间后续功率传递的
阈值。如果电极温度稍后在相同或基本相似的功率传递条件下降至之前达到的目标温度以下，则可产生警报，该警报指示电极已丧失与目标组织的充分接触。
[0009] 还提供一种医疗系统，其包括一医疗装置，该医疗装置具有消融电极以及耦合至消融元件的RF能量源，该能量源具有一占空比并具有可变的功率输出，其中RF能量源具有含大约5ms和大约20ms之间的基本周期的占空比。
[0010] 也可提供一种医疗系统，其包括一医疗装置，该医疗装置具有：消融电极和温度传感器；与消融元件电连通的RF能量源，该RF能量源具有含在基本
频率内可选择持续时间的占空比的可变功率输出；以及耦合至温度传感器和RF能量源的比例积分导数控制器，其中控制器的积分部分具有至少与心跳持续时间相等的周期。
[0011] 还提供一种医疗方法，其包括：推进医疗装置的电极使其与拟被治疗的组织接触；监视电极的温度；选择要求的温度和阈值变化；将能量传递至电极；计算电极的平均温度；
计算该温度和平均温度之间的差；通过从要求的温度减去该差来计算一连续值；并当连续值超出阈值变化时降低要求的温度。
[0012] 还提供一种医疗方法，其包括：推进医疗装置的电极使其与拟被治疗的组织接触；监视电极的温度；选择要求的温度和一阈值；将处于与该温度阈值关联的占空比值下的能量传递至电极；将占空比限值设定为等于一最初占空比值；当温度值超出阈值时将能量限定至该占空比限值的最大值。
[0013] 还提供一种医疗方法，其包括：推进医疗装置的电极使其与拟被治疗的组织接触；选择一要求的最大功率；以一占空比值将能量从电源传递至电极；监视由电源产生的功率；计算由电源产生的
平均功率；将平均功率限制在要求的最大功率；当功率至少等于要求的最大功率时，将最大占空比设定为等于当前占空比值；并之后将该占空比值限制在最大占空比。
[0015] 在结合附图考虑时，参考以下详细描述，将更容易地了解本发明的更完整的理解以及其所附的优点和特征，其中：
[0016] 图1是根据本发明原理构造的示例性医疗
射频信号发生器的示图；
[0017] 图2是根据本发明原理构造的示例性医疗装置的示图；
[0018] 图3是根据本发明原理构造的另一示例性医疗装置的示图；
[0019] 图4是图3的医疗装置的一部分的示图；
[0020] 图5是图3的医疗装置的一部分的示图；
[0021] 图6是根据本发明原理构造的另一示例性医疗装置的示图；
[0022] 图7是根据本发明原理构造的又一示例性医疗装置的示图；
[0023] 图8是在医疗程序期间的示例性医疗装置的示图；
[0024] 图9是根据本发明原理的使用图1-8的医疗装置的医疗方法的
流程图；
[0025] 图9A是电源的示例性占空比的示图；
[0026] 图10是根据本发明原理的使用图1-8的医疗系统的医疗方法的另一流程图；
[0027] 图11是示出在图10的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；
[0028] 图12是示出在图10的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；
[0029] 图13是示出在图10的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；
[0030] 图14是根据本发明原理的使用图1-8的医疗系统的医疗方法的另一流程图；
[0031] 图15是示出在图14的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；
[0032] 图16是示出在图14的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；
[0033] 图17是示出在图14的医疗方法期间的示例性参数的曲线图；以及[0034] 图18是示出在图14的医疗方法期间的示例性参数的曲线图。
具体实施方式
[0035] 本发明提供用于治疗患者的医疗装置、系统及其使用方法，其可包括：消融一个或多个选定的组织区域并提供反馈或监视机制以确定消融装置或元件是否与选定的组织处于连续接触；并相应地修正装置的操作。现在参见附图，其中相同附图标记表示相同部件，图1中示出电源的一示例性
实施例，例如根据本发明的原理构造的RF发生器，在图中总地用10表示。众所周知，装置的组件通过附图中的常规符号来表示，仅示出那些与理解本发明的实施例有关的特定细节，以免那些对得益于本文描述的本领域普通技术人员而言显见的细节混淆本公开。此外，尽管本文中描述的某些实施例或附图可示出在其它附图或实施例中未明确指示的特征，然而要理解，本文公开的系统和装置的特征和组件可包含在多种不同的组合或配置中而不脱离本发明的范围和精神。
[0036] 如图1所示，电源10大体可包括显示器或监视器、控制台、操作控件以及用于连接至一个或多个医疗装置的接头、一个或多个患者返回或“无关紧要”电极、ECG、功率线和/或其它工作装置。电源10可具有
电子电路，用以产生要求的消融能量，用以将消融能量传递至医疗装置的消融元件，用以从其它传感器获得反馈信息或参数，并用以在患者医疗治疗期间操作、调整、调制或停止提供消融能量，还用以显示或以其它方式通知医师。
[0037] 总地来说，电源10可以多种模式运作，这些模式可由医师选择。例如，可以双极模式、单极模式或双极模式与单极模式的组合将消融能量提供给一个或多个消融元件。单极工作模式涉及在医疗装置上的一个或多个消融元件和与患者皮肤接触的一个或多个患者返回元件之间传递能量。双极工作模式涉及在医疗装置上的至少两个消融元件之间传递能量。另外，组合工作模式涉及同时地和/或间歇地在双极和单极这两种模式下传递能量。当处于组合工作模式时，有可能选择单极和双极模式间活动或消融能量的各种比率，包括例如诸如1：1、2：1或4：1(双极：单极)之类的比率。
[0038] 耦合至电源10的医疗装置可以是导管或手术探针，包括例如具有可放置在目标组织区域或其附近的诊断和/或治疗组件的电生理学导管。例如，图2所示的医疗装置12可具有到达各治疗点位的形状和尺寸，例如对维管解剖构造的管腔内通达，这包括例如对患者心脏的左心房的经中隔通达以供之后的治疗或消融。医疗装置12可大体界定一细长、柔性的导管本体14，该导管本体14具有远端治疗组件16以及在导管本体近端处或附近的手柄组件18。远端治疗组件16可例如包括诸如电极20之类的一个或多个消融元件，每个消融元件可电耦合至电源10。医疗装置12的远端治疗组件16具有线性形状，具有多个消融元件或电极20。杆可以是柔性的且弹性的，其具有足够的断裂强度以利于与组织稳定接触。这提高了诊断接触的组织时的信号保真性，同时改善装置和所接触组织之间的治疗性热交换。近端手柄组件18具有旋转
致动器22，用于将远端治疗组件操纵、弯曲、转向和/或再成形为多种要求的形状、弯曲等。
[0039] 图3-5示出具有导管杆和远端治疗组件26的医疗装置或消融导管24，远端治疗组件26具有可有弹性的复合承载臂，由此在部署的结构中，电极28具有大体平坦的配置。与图2的医疗装置相似，远端治疗组件26可用于双极消融、单极消融或两者的组合。近端手柄30具有用于操纵消融导管的远端部的旋转致动器32以及线性致动器34。线性致动器32可推进远端治疗组件26而远端地超出导管杆，并使远端治疗组件26近端地收缩到导管杆之内。当远端治疗组件26被远端地推进时，它可从导管杆内的压缩配置弹性地扩展成如图4和图5所示的部署配置。
[0040] 图6所示的医疗装置或导管36的远端治疗组件部分具有承载臂38的弹性架构，其中电极40具有指向近端的配置，这种配置例如可用于患者心脏的经中隔治疗。医疗装置或导管42的另一远端治疗组件部分示出于图7，它具有远端治疗组件，该远端治疗组件具有一部署配置，在该部署配置中电极44具有可调节的线性、平面或螺旋配置。
[0041] 在对患者心脏的示例性治疗期间，如图8所示，还可提供一种无关紧要或患者返回电极46。患者返回电极46可包括具有比电极更大表面积的导电垫。患者返回电极可位于患者体外，例如通过至患者背部的粘合性附件与患者的皮肤接触，并可操作地耦合至ECG
接口单元和/或直接耦合至电源或RF发生器。
[0042] 因此，医疗系统和装置可用于调查和治疗选定组织区域内的异常电脉冲或信号，例如在患者心脏的心脏组织内。医疗装置的远端治疗组件可经由股动脉或其它通达路径并沿着之前插入的引
导线被推进通过患者的脉管系统。远端治疗组件随后可被推进到例如右心房中并进入
肺静脉附近。
[0043] 诸如RF发生器之类的电源可根据占空比产生功率，其一个示例示出于图9A。占空比是周期性的，并可作为系统(例如电源)处于活动状态相对于不活动状态的时间分数来计算出。例如，占空比可等于电源活动的时间除以电源发挥作用或运作的周期。占空比在单个程序的过程期间中可基于来自消融元件或阵列的点位或局部区域的温度和阻抗反馈多次地变化或调节。其它控制功率输出的手段也是可能的，包括改变RF发生器的
电压输出。
[0044] 医疗装置上的传感器可将反馈提供给系统，该系统可用来控制电源并提供安全和有效的消融。换句话说，消融系统可连续地监视电源和每个消融元件附近的局部状态，相应地调节电源的操作。控制系统的一个示例是比例积分导数(PID)控制器，它是使用反馈环的控制
算法，该反馈环用以计算过程变量(即当前状态、性质或反馈)与要求的目标值或设定点之间的差。该差可被称为间隙值或误差信号。控制器然后调节可包括占空比的电源操作，以最小化过程变量和设定点之间的误差信号值或间隙值。PID控制器可使用
软件程序或算法来估算下面三个不同的参数，比例值、积分值和导数值。比例值基于当前误差信号乘以比例增益，积分值基于最近误差信号之和乘以一积分增益，而导数值基于误差信号改变的速率乘以一导数增益。控制器输出是比例值、积分值和导数值之和。另外地，控制器的
积分项具有被称为积分周期的参数，该参数确定对过往的误差信号求和或积分的时间长度。充分持续时间的积分周期允许控制器充当低通
滤波器，它排斥高频信号，如若不然高频信号造成控制器输出中的不合需变化。如果积分增益值和导数增益值均为零，则控制器的输出仅依赖于比例增益乘以误差信号。这被称为比例控制或P控制。如果导数增益为零而比例增益和积分增益均为非零，那么控制器被称为P-I控制器。
[0045] 在电源是RF发生器并且医疗装置具有消融电极的医疗方法的情形下，可选择功率电平，包括选择所需的最大功率。电源可在通过使用如图9A所示的占空比控制的可变电平下传递能量。耦合至消融元件的能量源因此在基频内具有可选择持续时间的占空比。换句话说，占空比是当电源活动时的时间τ除以占空比周期T得到的分数。该可变占空比产生可选择或可变的功率输出。为了避免在消融程序期间产生凝块，通过减小
波长或基频来增加功率控制系统的保真性可能是适宜的。该较低基频可导致对电源的更好控制，并改善从消融元件的
散热。较短的占空比基频意味着其中RF消融系统产生能量及相关热量的每种情况具有较短的活动周期。该较短活动周期允许热量通过传导、
对流或包括诸如血流之类的
流体的流体流动更有效地散发。散热的相应增加减少了凝块形成的可能几率。在一特定示例中，RF发生器一般可具有大约15-20ms的
基础周期的占空比，其特定示例为17.6ms，它可被减小到该量的大约一半，即7.5-10ms，其特定示例为8.8ms。换句话说，占空比的周期可减小至例如最多10ms的时间。该较短的占空比周期导致较短的激活时间，它提供更高效的散热以及在RF发生器工作期间更好的控制保真性和响应性。
[0046] 医疗系统可包括具有消融元件和反馈传感器的医疗装置、具有可变功率输出的能量源以及比例-积分-导数(PID)控制器。能量源可操作地与消融元件和反馈传感器耦合。PID控制器耦合至反馈传感器和能量源，并可选择PID控制器的参数以降低凝块的可能性。
[0047] 医疗系统可具有：带消融元件和反馈传感器的医疗装置；具有可变功率输出的能量源，该能量源与消融元件和反馈传感器操作性通信；以及耦合至反馈传感器和能量源的比例-积分-导数(PID)控制器，可选择PID控制器的参数以减少凝块的可能性。可为消融元件的操作设定目标，该目标例如可以是选定的温度，并在医疗治疗过程中随时间对其进行调整。反馈传感器提供有关在消融元件处或其附近的当前或瞬时状态的信息。如果在目标状态或要求状态和反馈传感器观察到的实际状态之间存在差，则控制器尝试将这种差最小化。因此，可针对性能、准确性和响应性独立地调整或调节比例参数、积分参数和导数参数。例如，给出在要求状态和实际状态之间的当前差以及随时间的一系列差观察值，比例参数可对应于当前或瞬时差，积分参数可对应于随时间观察到的过往差的总和，而导数参数可对应于根据要求值和观察值之间的差的当前改变率对未来差的预测。这三个参数的加权组合可用来在消融医疗治疗过程期间调节电源。
[0048] 在用于治疗心脏组织的消融系统的一个特定示例中，可选择PID控制器的积分参数以使其具有较长的周期，例如至少等于心跳的持续时间。该PID控制器的积分参数的较长周期可减慢控制器对瞬时振荡的响应，并减少或避免电源对局部状态反馈观察中的
波动的
跟踪或追踪。因此，消融元件和拟被治疗的组织之间的界面处的局部状态可经历更少的猝然变化和更小的幅度。在温度传感器的情形下，较长的积分周期可避免由运动(例如心跳期间心脏组织的运动)引起的温度振荡。
[0049] 在如图9流程图中示出的医疗系统的示例性使用中，该医疗系统首先预备以供消融，并且消融系统被设置。一个或多个消融元件被设置成与拟被治疗的组织接触。确定各消融参数，这些消融参数可包括例如预期的消融持续时间、要求的功率和/或要求的温度。选择用于消融组织的能量的功率电平，该能量以选定的功率电平被传递至消融元件。医疗系统连续地监视来自消融元件的反馈信息并使用下面描述的技术中的一种或多种评估消融元件是否与组织处于连续接触中。如果消融元件不与组织连续接触，则防止功率电平增加(例如要么减小要么保持)。如果消融完成，则医疗系统停止传递能量。
[0050] 在特定医疗方法期间，电源可耦合至具有诸如例如电极之类的至少一个消融元件的医疗装置。医疗装置的消融元件可被推进以致与拟被治疗的组织接触。医师则观察各种参数，包括例如心脏脉冲
波形、来自消融元件的个别或总和
电信号，确认远端治疗组件的
位置并设定关于电源的各个参数。可选择能量的功率电平以消融组织。一旦由医师激活，电源开始以选定的功率电平将能量传递至一个或多个消融元件。在激活期间，电源的
电子电路和/或处理器监视由医疗装置提供的反馈信息，该反馈信息可包括温度信息。基于反馈信息，系统可确定消融元件是处于连续接触中，还是已丧失接触，或者是与组织处于间歇接触。也就是说，当功率传递关联于目标温度时，由占空比设定的功率传递受算法限制。当消融元件停止与组织连续接触时，系统可正确地作出响应，这可包括减小或维持电源的功率电平。
[0051] 丧失接触或间歇接触的一种可能的指标是消融元件的温度相比最近温度的平均值下降。换句话说，当当前或瞬时温度与平均温度产生分歧时，它可指示消融元件不再与组织连续接触。医疗方法可包括：推进医疗装置的电极使其与拟被治疗的组织接触；通过测量瞬时温度来监测电极的温度；以及计算电极的平均温度。可选择要求的温度和阈值变化，并将能量传递至电极。该方法可进一步包括计算瞬时温度和平均温度之间的差，并可通过将该差从要求的温度中减去而计算出Δ值。减小选定的功率电平可通过降低要求的温度来实现。当连续值超出阈值变化时，可降低要求的温度。另外，一种医疗方法也可包括选择一增量(例如一预定温度或功率量或因数)，籍此可减小功率。可通过将连续值和增量相乘而计算出一减小值。然后可通过从要求的温度减去该减小值而特别地降低该要求的温度。
[0052] 在消融元件不与组织连续接触的指示以及来自电源的能量的功率电平相应减小之后，医疗系统可继续收集反馈信息并评估消融元件是否已重获与组织的连续接触。一旦确定消融元件已重获连续接触，则医疗装置可适当地作出响应，包括增加电源的选定功率电平。相应地，当连续值低于阈值变化时，这表示消融元件再次与组织形成连续接触，随后可增加要求的温度。
[0053] 图10示出关于心脏组织的RF消融的一个特定示例。可选择一足够小的阈值变化以提供对非连续接触的快速响应，同时避免不必要的频率调整。可选择一足够小的增量以提供对消融过程的响应性控制，但该增量仍然要大到如果消融元件已丧失连续接触则能够调节功率电平。可选择任何适当的阈值变化和增量。在图10的特定示例中，阈值变化已被选择为大约5度，并且增量大约为1度。图11示出一示例性曲线，其中瞬时温度振荡，平均温度上升以维持大约50度的相对稳定温度，并且初始温度目标已由操作者设定在60度。当瞬时温度超出平均温度的量大于该阈值变量时，系统推断该消融元件具有间歇接触并自动地降低该目标温度。因此，可将当前温度的峰值控制在阈值变化内的幅度。
[0054] 也可选择衰减或延迟间隔，以使功率电平接下来的增加仅在消融元件与组织连续接触长达与延迟间隔至少相等的时间后才得以进行。在一些情况下，如果瞬时温度经历大的或连续的波动，它可即刻下沉至低于阈值变化，但很快或迅速地再次上升至阈值变量以上。使用延迟间隔可具有在允许温度目标重置前等待
指定的时间周期的益处，这导致更稳定的功率控制系统。作为一个特定示例，可将延迟间隔选择在大约3秒。
[0055] 在具有多个消融元件的医疗装置中，可针对每个消融元件单独地执行将能量传递至消融元件、监控来自消融元件的反馈、确定消融元件是否停止与组织连续接触以及降低电源功率电平的过程。
[0056] 图12和图13示出另一具体示例系统的比较曲线图，其中图12示出具有相对大和连续振荡的温度反馈，它使用功率控制算法以相应地作出响应。该响应由相应振荡功率曲线指示，以将最大温度维持在温度目标的阈值变化之内。在该特定示例中，已将阈值变化选择在5度，并将温度目标选择在60度。在如图13所示的具有相对小的振荡的温度反馈的对照例中，相同的功率控制算法施加更微秒的控制以维持要求的温度并优化消融性能。
[0057] 参照图14-18，医疗方法也可包括推进医疗装置的电极使其与拟治疗的组织接触。可选择要求的温度和阈值温度值。能量从处于一占空比值下的电源被传递至电极。可监测由电源产生的功率，以及电极的温度。可将占空比限值设定为等于初始占空比值，并当测得的温度超出阈值温度时将能量限制在最大占空比限值。
[0058] 参照图14和具有由占空比调制的功率输出的RF消融发生器的一个特定示例，可提供诸如温度传感器之类的传感器，该传感器位于消融元件或消融元件和组织之间的界面附近或与之接触。可选择要求的温度，消融可开始，并可监测消融元件的温度。如果该温度不是至少等于要求的温度，则可将当前占空比作为占空比的最大限值存储在
存储器中。如果温度超出该温度阈值，则可推断出消融元件已与拟被治疗的组织接触，并且控制系统可允许占空比调节至当前占空比限值以上。然而，如果温度低于该温度阈值，则可推断出消融元件未与拟被治疗的组织接触，并且控制系统可继续最多将占空比限制至当前占空比限值。根据该特定示例的操作示出于图15，图15示出被限制在占空比曲线图的
水平部分的一个占空比。
[0059] 在示例系统的操作期间记录的数据的特定示例示出于图16-18。具体地说，图16示出其中消融元件已与选定组织连续接触长达大约20秒然后不与组织接触的情景。温度起初上升至高于之前选择的阈值温度50度并大致保持在要求温度60度。当然，可选择阈值温度和要求的温度以使其具有任何合适或优选的幅度。在20秒之后，温度下降至低于40度，而算法了解电极或消融元件已丧失与组织的连续接触。算法此后相应地限制电源的占空比。
[0060] 图17示出另一具体示例，其描绘了消融元件已与选定组织连续接触一段时间的场景，在20秒后具有接触的临时调整。温度起初上升至高于之前选择的阈值温度50度并大致保持在要求温度60度。在20秒后，温度略为下降但保持高于之前选择的阈值温度50度。算法了解消融元件不与组织连续接触。算法因此允许占空比增加并优化消融。
[0061] 图18示出与图17相似的一个具体示例，其中消融元件已与选定组织连续接触一段时间，在20秒后具有接触的临时调整。然而，在20秒后，温度降至低于50度的选定阈值温度。算法因此限制占空比，直到温度再次上升至高于选定的阈值温度为止，此后允许占空比增加。
[0062] 替代地，也提供一种医疗方法，其中使用最大功率量来限制平均功率以及瞬时功率。可推进电极使其与拟被治疗的组织接触，并选择一要求的最大功率。能量从处于一占空比值下的电源被传递至电极。监测由电源产生的功率，并计算由电源产生的平均功率。平均功率被限制至要求的最大功率。当瞬时功率达到要求的最大功率时，将相应的占空比作为最大占空比存储。此后，占空比值被限制至该最大占空比。
[0063] 众所周知，尽管本文描述的方法涉及用以提供要求的治疗和功率传递特征的目标温度和占空比修正和控制逻辑，但要知道电压控制形态可通过连续波射频消融装置来实现。例如，在射频功率传递基本恒定的装置(例如不包括占空比的断开周期)中，可根据测得的温度和要求的温度设置和调整所传递的功率或信号的电压，这与本文针对占空比修正描述的内容相似。
[0064] 本领域技术人员应当理解，本发明不限于在上文中已具体示出并描述的内容。众所周知，尽管某些组件，例如本文公开的各种电极或其它物品，被指示为映射电极、基准电极和/或记录电极，但要理解这些只是示例性功能，它们不对所指定的电极或组件对于替代功能的额外用途构成限制。另外，除非作出相反提及，应该注意所有附图都不是按比例的。在不背离本发明范围和精神的情况下根据以上示教可能有各种
修改和变型，本发明只受所附
权利要求书限制。
