双节点多伞幅电极导管的制作方法

本申请为2015年9月14日提交的共同转让的共同未决的美国专利申请14/853,653的部分继续申请，其全部公开内容以引用方式并入本文。

技术领域

本发明涉及电生理(EP)导管，具体地，涉及用于心脏中标测和/或消融的EP导管。

背景技术：

电生理导管通常用于标测心脏中的电活动和/或用于传递消融能量。用于不同目的的各种电极设计是已知的。例如，具有篮形电极阵列的导管是已知的并且在例如美国专利5,772,590、6,748,255和6,973,340中有所描述，所述专利中的每个的全部公开内容以引用方式并入本文。

当心脏组织区域异常地向相邻组织传导电信号时，便会发生心律失常诸如心房纤颤，从而扰乱正常的心动周期并导致心律不齐。不期望信号的重要来源位于沿左心房的肺静脉的组织区域中。在这种情况下，在肺静脉中产生无用信号后或无用信号从其它源传导通过肺静脉后，这些无用信号被传导到左心房中并在其中引发或维持心律失常。

用于治疗心律失常的过程包括以外科手术方式扰乱造成心律失常的信号来源，以及扰乱用于此类信号的传导通路。最近，已发现通过标测心内膜的电学性质和心脏容量，并通过施加能量选择性地消融心脏组织，有时可终止或改变无用的电信号从心脏的一个部分传播到另一部分。消融过程通过形成非导电消融灶来破坏无用电通路。此类消融手术的示例被称为肺静脉隔离，并且涉及在邻近肺静脉和左心房的接合点的区域中的组织消融。所得一个或多个消融灶可隔离源于所述区域中的不规则电信号，以避免扩散通过心房的其余部分并且扰乱患者的心跳。

对于这些和其它应用，常规的实践可包括邻近目标区域定位消融导管以传递足够能量，从而在围绕血管诸如肺静脉的圆周路径中形成非导电消融灶。因此，希望提供一种用于有利于在此类血管内无用信号源的电隔离的导管和技术。同样，希望减少或避免在执行消融手术时对重新定位导管的需要。如将在下文描述的那样，本公开满足了这些和其它需要。

技术实现要素：

本公开涉及一种带有具有近侧端部和远侧端部的细长导管主体以及在导管主体的远侧端部处的双节点多伞幅电极组件的导管，其中双节点多伞幅电极组件包括近侧节点和远侧节点，所述近侧节点包括具有连接在一个端部处的多个脊的多伞幅阵列，每个脊具有至少一个消融电极，所述远侧节点包括具有连接在一个端部处的多个脊的多伞幅阵列，每个脊具有至少一个诊断电极，并且其中双节点多伞幅电极组件具有膨胀构型和塌缩构型，其中在塌缩构型中近侧多伞幅阵列的脊布置成大体沿导管主体的纵向轴线并且远侧节点适形于导管主体。

在一个方面，远侧节点可配置成以膨胀构型部署在血管内，并且其中在膨胀构型中近侧多伞幅阵列可配置成使血管孔口的组织与消融电极中的至少一个接合。

在一个方面，细长导管主体可具有以能够滑动的方式设置在外管状构件的管腔内的内管状构件，并且其中近侧多伞幅阵列可固定到外管状构件的远侧端部，并且固定的远侧节点可是内管状构件的远侧端部。内管状构件和外管状构件的相对纵向运动可调节近侧多伞幅阵列和远侧节点之间的距离。

在一个方面，远侧多伞幅阵列的每个脊可具有多个独立受控的诊断电极。

在一个方面，近侧多伞幅阵列的每个脊可具有多个独立受控的消融电极。

在一个方面，近侧多伞幅阵列的脊可在膨胀构型中径向向外弯曲。脊可朝近侧或朝远侧弯曲。

在一个方面，在膨胀构型中远侧多伞幅阵列的脊可径向向外弯曲。脊可朝近侧或朝远侧弯曲。

在一个方面，近侧多伞幅阵列和远侧节点的脊可沿相同方向或相反方向弯曲。

在一个方面，远侧节点可被构造成充气式球囊、支架或篮形电极组件。

本公开也包括治疗的方法。在一个方面，方法可涉及提供带有具有近侧端部和远侧端部的细长导管主体以及在导管主体的远侧端部处的双节点多伞幅电极组件的导管，其中双节点多伞幅电极组件包括近侧节点和远侧节点，所述近侧节点包括具有连接在一个端部处的多个脊的多伞幅阵列，每个脊具有至少一个消融电极，所述远侧节点包括具有连接在一个端部处的多个脊的多伞幅阵列，每个脊具有至少一个诊断电极，并且其中双节点多伞幅电极组件具有膨胀构型和塌缩构型，其中在塌缩构型中近侧多伞幅阵列的脊布置成大体沿导管主体的纵向轴线并且远侧节点适形于导管主体；将导管的远侧端部定位在心脏的期望区域处；将远侧多伞幅阵列以膨胀构型部署在血管内以接合血管的内径；以及定位近侧多伞幅阵列以使至少一个消融电极与形成血管孔口的组织接触。

在一个方面，远侧节点可具有当部署在血管内时接合组织的至少一个诊断电极，使得可记录从与组织接触的电极接收的电数据。

在一个方面，射频能量可传递到消融电极以形成消融灶。消融灶可形成于围绕血管孔口的圆周路径中。

在一个方面，可调节近侧多伞幅阵列和远侧节点之间的相对距离。调节近侧多伞幅阵列和远侧节点之间的相对距离可包括将远侧节点锚固在血管内，以及将近侧多伞幅阵列朝向远侧节点推进以使至少一个消融电极与孔口的组织接触。

附图说明

其它特征和优点将由本公开的优选实施方案的如下的和更具体的说明而变得显而易见，如在附图中所示，并且其中类似的引用字符在整个视图中通常是指相同部件或元件，并且其中：

图1为根据一个实施方案的本发明的导管的顶部平面图，其中处于膨胀构型的双节点多伞幅电极组件具有朝近侧弯曲的脊。

图2为根据一个实施方案的具有膨胀构型的双节点多伞幅电极组件的示意图，所述膨胀构型具有朝远侧弯曲的脊。

图3为根据一个实施方案的具有充气式球囊远侧节点的双节点多伞幅电极的示意图。

图4为根据一个实施方案的具有支架远侧节点的双节点多伞幅电极的示意图。

图5为根据一个实施方案的具有篮形电极组件远侧节点的双节点多伞幅电极的示意图。

图6为根据一个实施方案的定位在左心房内的双节点多伞幅电极的示意图。

图7为根据一个实施方案的使用双节点多伞幅电极组件的侵入式医疗过程的示意图。

具体实施方式

首先，应当理解本公开不受具体举例说明的材料、构造、常规、方法或结构的限制，因为这些均可变化。因此，尽管与本文所述那些类似或等价的许多此类选项可用于本公开的实践或实施方案中，但本文描述了优选材料和方法。

还应当理解，本文使用的术语只是为了描述本公开的具体实施方案的目的，并非旨在进行限制。

下文结合附图列出的具体实施方式旨在作为本公开的示例性实施方案的描述，并非旨在表示可实践本公开的唯一示例性实施方案。本说明书通篇使用的术语“示例性”意指“用作示例、实例或例证”，并且不一定要理解为优选的或优于其它示例性实施方案。具体实施方式包括特定细节，其目的在于提供对本说明书的示例性实施方案的透彻理解。对于本领域的技术人员将显而易见的是，可在不具有这些特定细节的情况下实践本说明书的示例性实施方案。在一些情况下，熟知的结构和装置以框图形式示出，以避免模糊本文所呈现的示例性实施方案的新颖性。

仅为简洁和清楚起见，可相对于附图使用定向术语，诸如顶部、底部、左、右、上、下、之上、之下、上方、下方、下面、后面、后部和前部。这些术语及类似的定向术语不应被理解为以任何方式限制本公开的范围。

除非另有定义，否则本文使用的所有技术和科学术语均具有与本公开所属领域的普通技术人员通常理解相同的含义。

最终，如本说明书和所附权利要求中所用，除非上下文另有明确指示，否则单数形式“一个”、“一种”和“所述”包括复数参考物。

心脏腔室内的某些类型的电活动不是周期性的。示例包括心房纤颤和可由源于肺静脉中的不期望信号引起的其它异步病症。如所述，借助通过阻断电传导来隔离不规则电信号源的目标，可将RF能量传递到所选择治疗区域。用于肺静脉隔离的重要临床治疗包括经由聚焦或多电极导管的RF消融。

使用单极性装置的聚焦消融得益于RF能量的靶向传递以及导管放置的局部反馈，两者在空间上且相对于组织接合。然而，聚焦消融手术通常涉及相对长的手术时间，因为医生需要将一系列“量子化”RF消融缝合成围绕靶向静脉孔口的连续圆周块。此外，聚焦单极性电极的使用需要利用周边导航系统明显增加的相当的医生技能水平，以便顺序地沿期望圆周路径准确且可靠地定位电极。

对应地，多电极装置的使用视图利用肺静脉的一定程度上可预测的解剖结构，以便将单极性电极的阵列放入围绕靶向静脉的内径的固定圆周路径中。RF能量然后可同时传递到电极阵列，从而通过平行地形成必需的消融，在理论上减少治疗传递的时间。在实践中，已观察到还难以相对于肺静脉的孔口正确地定向电极阵列，并在消融电极和组织之间难以维持足够的接合。次优组织接合在一些电极位点处导致无效的能量传递，并且使另外的装置放置成为必需，或者在一些情况下，经由来自聚焦类型装置的单极性消融的消融灶闭合。

如本文将要描述，本公开涉及具有双节点多伞幅电极组件的导管。电极组件以具有多个脊的近侧节点为特征，所述多个脊具有有利于相对于血管诸如肺静脉以期望取向部署的预成形膨胀构型。每个脊可带有一个或多个消融电极。预成形膨胀构型还可有助于确保消融电极和目标组织之间的足够接触以允许正确的消融灶形成。

远侧节点配置成在消融手术期间部署在血管内，诸如肺静脉。远侧节点还可具有带有预成形膨胀构型的多个脊，所述预成形膨胀构型接合血管的内径以稳定并定向包括近侧节点的电极组件。在一些实施方案中，远侧节点的每个脊可带有沿脊间隔开的一个或多个诊断电极以在手术期间记录信号。

在远侧节点的脊上的诊断电极的使用是有利的，因为在消融后，这些诊断电极可帮助使用者(医生)确定是否形成有效的消融灶。使用者可看到到达近侧节点电极的内心脏信号是否与远侧节点电极上的信号脱耦合。同样，使用者可看到到达远侧节点电极的信号是否与近侧节点电极上的信号脱耦合。使用者也可从近侧节点电极起步并且验证在远侧节点电极上没有捕获，或者另选地，从远侧节点电极起步并且验证在近侧节点电极上没有捕获。这将帮助使用者确认已经形成有效的消融灶，因为其从两个方向上阻断信号。此外，由于肺静脉的解剖变型，在远侧节点的脊上的多个电极将帮助确保沿每个脊的至少一个电极与肺静脉接触。通过看到近侧节点电极和远侧节点电极之间的脱耦合信号，这也改善了形成有效消融灶的确认。

在其它实施方案中，远侧节点可采用不同类型的膨胀结构，诸如球囊、支架、篮形电极组件等，同样使得膨胀构型接合部署该膨胀构型的血管内径以帮助稳定电极组件。

为帮助示出本公开的这些方面和其它方面，如图1示出的实施方案以导管10为特征，所述导管10具有带有控制手柄12的近侧端部和带有双节点多伞幅电极组件14的远侧端部。双节点多伞幅电极组件14可包括近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18，每个多伞幅阵列均具有多个脊20。近侧多伞幅阵列16的每个脊20可具有一个或多个消融电极22，所述消融电极可根据沿脊的电极位置被构造为杯电极或环形电极。类似地，远侧多伞幅阵列18的至少一个脊20可具有一个或多个诊断电极24，所述诊断电极也可根据批准被构造为杯电极或环形电极。在所描绘的实施方案中，远侧多伞幅阵列18的每个脊20可具有一个或多个诊断电极24。为促使近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18之间的相对距离的调节，近侧多伞幅阵列16可固定到以能够滑动的方式设置在内管状构件26上的外管状构件24的远侧端部。控制手柄12可固定到内管状构件26并且致动器30可固定到外管状构件26的近侧端部，使得通过操纵控制手柄12和致动器30以相对于彼此纵向地滑动，电生理学家可控制在导管10的远侧端部处近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18之间的距离。在一些实施方案中，双节点多伞幅电极组件14可包括一个或多个单线圈位置传感器或多线圈位置传感器，诸如位于远侧多伞幅阵列18中的传感器32。如下所述，此类位置传感器可用于帮助确定患者体内双节点多伞幅电极组件14的位置和/或取向。近侧多伞幅阵列16的相对位置可由致动器30和控制手柄12之间的关系确定或者近侧多伞幅阵列16也可根据需要配备有一个或多个位置传感器。

内管状构件28和外管状构件26可构成导管主体，并且每个管状构件可以具有单个、轴向或中心管腔的细长构造为特征，但是如果需要可任选地具有多个管腔。具体地，外管状构件26可具有内管状构件同轴地设置于其内的中心管腔。出于任何合适的目的，诸如传递冲洗流体和路由布线和/或与电极22和/或电极24、位置传感器32、其它传感器或相关联的引线的目的或任何其它合适的目的，内管状构件28也可以一个或多个管腔为特征。

形成近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18的脊20的数目可相同或不同的，并且可在约5至12的范围内或任何其它合适的数目。脊20可均匀地或不均匀地径向分布。另外，每个脊20可包括多个电极22或电极24。对于消融电极22，每个脊的每个电极可根据需要独立受控。根据采用的电极数，它们可沿脊均匀地分布或者可朝近侧、中心地或朝远侧歪斜以有利于分析所测量电信号和/或消融组织。

内管状构件28和外管状构件26是柔性的，即，能够弯曲的，但是沿其长度基本上不可压缩。管状构件可具有任何合适的构造，并且可由任何合适的材料制成。一种构造包括由聚氨酯或(聚醚嵌段酰胺)制成的外壁。外壁包括嵌入交织的不锈钢网等以增加扭转刚度，使得近侧端部的旋转转换为远侧端部的对应旋转，从而有利于双节点多伞幅电极组件14的引导和定位。外管状构件26的外径不是决定性的，但是大体应尽可能小并且可根据期望的应用不大于约10弗伦奇。同样，管状构件的外壁厚度也不是决定性的，但是可足够薄，使得内官腔可容纳牵拉线、引线、传感器电缆和任何其它线、电缆或管。如果需要，一个或两个外壁的内表面可衬有补强管(未示出)，以提供改善的扭转稳定性。美国专利6,064,905中描述并描绘了适于与本发明结合使用的导管主体构造的示例，该专利的全部公开内容以引用方式并入本文。

在一个方面，脊20可包括如下所述的材料，诸如形状记忆材料，所述材料有利于呈现膨胀布置使近侧多伞幅阵列16的电极22接触或更靠近形成血管孔口的组织并使远侧多伞幅阵列18接合血管的内径以稳定双节点多伞幅电极组件14。值得注意的是，如图1所示，在一个实施方案中，近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18的脊20可具有预成形构型，其中脊形成沿近侧方向弯曲的弧。如将要清楚的是，与预成形构型相关联的回弹力可有利于使电极22和/或电极24与周围组织接触。

脊20的示例性构造可包括柔性线或具有电极22和/或电极24中的一个或多个安装在其上的非导电覆盖物的其它结构支撑支柱。在实施方案中，柔性线可由形状记忆材料形成以有利于在膨胀布置和塌缩布置之间转变，并且非导电覆盖物可各自包括生物相容性塑料管材，诸如聚氨酯或聚酰亚胺管材。例如，可使用称为镍钛诺的镍-钛合金。在体温下，镍钛诺线为柔性和弹性的，并且当经受最小力时，像大多数的金属一样，镍钛诺线变形，并且在不存在该力时恢复到它们的形状。

镍钛诺属于称为形状记忆合金(SMA)的一类材料，所述形状记忆合金具有超越柔性和弹性的有趣的机械性能，包括形状记忆和超弹性，这允许镍钛诺具有取决于其温度相的“记忆形状”。奥氏体相为镍钛诺的具有简单立方晶体结构的较强、较高温度相。超弹性行为发生在此相(超过50℃-60℃的温差)中。对应地，马氏体相为具有孪晶生成的晶体结构的相对较弱、较低温度相。当镍钛诺材料处于马氏体中时，其相对容易变形且将保持变形。然而，当受热高于其奥氏体转变温度时，镍钛诺材料将恢复到其变形前形状，产生“形状记忆”效应。将加热时镍钛诺开始转化成奥氏体的温度称之为“As”温度。将加热时镍钛诺已完成转化成奥氏体的温度称之为“Af”温度。

因此，双节点多伞幅电极组件14可具有三维形状，所述三维形状可易于塌缩以待馈送到引导鞘中并且在移除引导鞘时在传递到患者的期望区域时，然后易于恢复到其膨胀形状记忆构型。另选地，在一些实施方案中，如果足够刚性的非导电材料用于非导电覆盖物以允许双节点多伞幅电极组件14的径向膨胀，那么脊20可被设计成没有内部柔性线，只要脊具有在用于安装电极的其表面的至少一部分上为非导电的外表面。

可采用脊20的其它构型，诸如图2所示，其中脊沿远侧方向弯曲。在该实施方案中，近侧多伞幅阵列16采用具有多个消融电极22的脊20。另选地，近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18的脊20可沿相反方向的任一组合弯曲。不论脊20弯曲的取向，其可根据患者解剖结构适当地设定尺寸。例如，近侧多伞幅阵列16的脊20可具有配置成接合形成血管孔口的组织的长度和/或曲率，而远侧多伞幅阵列18的脊20可具有适于形成接合血管内径的膨胀构型的长度和/或曲率。在一些实施方案中，由远侧多伞幅阵列18的膨胀构型呈现的外径可相对地小于由近侧多伞幅阵列16呈现的外径。

如上所指示，本公开也包括其中双节点多伞幅电极组件14采用类似于以上所述的近侧多伞幅阵列16，但是远侧多伞幅阵列18可由不同的可膨胀远侧节点替换的实施方案。

例如，图3示意性地示出其中使用充气式球囊34实现远侧节点的实施方案。球囊34可采用任何合适的构造，诸如与血管形成术过程或支架部署相关联的那些构造。处于其未膨胀、塌缩构型，球囊34可紧密适形于内管状构件28的外径。一旦定位在患者血管内的期望位置处，球囊34诸如可通过使用合适的膨胀流体而充气，直至其呈现膨胀构型，所述膨胀构型接合血管的内径以帮助稳定双节点多伞幅电极组件14。

又如，图4示意性地示出其中使用支架36或其它类似的可膨胀官腔内装置实现双节点多伞幅电极组件14的远侧节点的实施方案。支架36可具有紧密适形于内管状构件28的外径的未膨胀、塌缩构型。同样，一旦支架36定位在患者血管内的期望位置处，其可使用本领域技术人员已知的任何技术膨胀。处于其膨胀构型，支架36可接合血管的内径，从而稳定双节点多伞幅电极组件14。

又一示例示意性地示出在图5中。在该实施方案中，双节点多伞幅电极组件14的远侧节点被构造为篮形电极组件38。篮组件38具有连接在其近侧端部和远侧端部处的多个脊40。篮形电极组件38具有膨胀布置，其中脊40径向向外弓形弯曲；和塌缩布置，其中脊40布置成大体沿导管主体的轴线。在一些实施方案中，诸如通过朝近侧移动牵拉线42可缩短篮形电极组件38的近侧端部和远侧端部之间的距离，使脊40向外弓形弯曲成膨胀构型。

另选地，脊40的构造可类似于例如相对于使用形状记忆材料的脊20的构造，这使篮形电极组件38在不受约束时，诸如通过推出内管状构件28，呈现其膨胀构型。根据需要，脊40还可带有一个或多个诊断电极44以当部署篮形电极组件38时测量来自血管内的电信号。当篮形电极组件38呈现其膨胀构型时，脊40可接合血管的内径，从而稳定双节点多伞幅电极组件14。

在一个方面，电生理学家可将引导鞘、导丝以及扩张器引入患者中，如在本领域是公知的。用于结合本发明导管使用的合适的引导鞘的示例为PREFACE^TM交织引导鞘(可从Biosense Webster,Inc.,Diamond Bar,CA商购获得)和DiRex^TM引导鞘(可从BARD,Murray Hill,NJ商购获得)。插入导丝、移除扩张器并通过引导鞘引入导管，由此膨胀器中的导丝管腔允许导管穿过导丝。在一个示例性手术中，如图3所示，首先将设置在引导鞘46内的导管10经由下腔静脉(IVC)引入右心房(RA)中，其中导管通过隔膜(S)以便达到左心房(LA)。

如将清楚的是，引导鞘46覆盖处于塌缩位置的双节点多伞幅电极组件14的脊20，使得整个导管可通过患者的脉管系统到期望的位置。一旦导管的远侧端部达到期望的位置(例如，邻近肺静脉的左心房)，则抽出引导鞘以暴露双节点多伞幅电极组件14。一旦抽出引导鞘，则脊20向外挠曲且呈现其膨胀构型，使得远侧多伞幅阵列18可接合血管的内径(以虚线示出)并且近侧多伞幅阵列16使一个或多个消融电极22与期望位置处的组织接触。

在一个方面，多个电极22可在围绕血管(例如肺静脉)的孔口的圆周路径中接触。在另一方面，实施方案可例如通过使用以上所讨论的技术或其它技术调节近侧节点和远侧节点之间的相对距离。对应地，致动器30和控制手柄12的操纵提供对通过内管状构件28和外管状构件26的近侧多伞幅阵列16和远侧多伞幅阵列18的相对位置的控制。

如将要清楚的是，采用双节点多伞幅电极组件以及本公开技术的手术允许任何期望的待执行的操作顺序，包括但不限于：膨胀或允许膨胀近侧节点和远侧节点中任一者或两者；调节近侧节点和远侧节点之间的相对位置；记录电信号；以及传递能量用于消融。如例示，一个非限制方面可涉及将远侧节点部署在血管内以用作锚定件，调节近侧节点的相对纵向位置以有利于使一个或多个电极与在围绕血管孔口的圆周路径上的组织达到期望程度的接触。对应地，RF能量可传递至消融电极以消融在围绕内血管壁的圆周路径中的组织。根据脊20的数目和采用的电极数，在一些实施方案中可同时形成基本上完整的圆周消融灶。

在其它实施方案中，导管10可在形成第一组消融灶后旋转，使得电极20与沿圆周路径的新组织区域接触，并且然后可重复消融能量的传递。可根据批准重复旋转的顺序和能量的传递。形成围绕血管圆周的基本上完整的消融灶可电隔离如上所述的非正常信号源。

为帮助示出双节点多伞幅电极组件14的使用，图7为根据本发明实施方案的侵入式医疗过程的示意图。在远侧端部处具有双节点多伞幅电极组件14(该视图中未示出)的导管10可具有在近侧端部处的连接器60，所述连接器用于将电极和传感器(在该视图中未示出)的引线耦合到控制台62用于记录并分析它们检测的信号以及用于供应消融能量。电生理学家64可将导管10插入患者66中以便诸如经由远侧多伞幅阵列18的电极24获取来自患者心脏68的电极电位信号。电生理学家64使用附接到导管的控制手柄12以便执行插入。

控制台62可包括处理单元70，所述处理单元分析所接收的信号并可在附接到控制台的显示器72上呈现分析结果。结果通常为来源于信号的标测图、数字显示和/或图形的形式。处理单元70也可控制能量到近侧多伞幅阵列16的电极20的传递，用以形成一个或多个消融灶。电生理学家64可执行上述操作以形成基本上完整的圆周消融灶。

另外，处理单元70也可接收来自位置传感器诸如传感器32(在该视图中未示出)的信号。如所述，一个或多个传感器各自可包括磁场响应线圈或多个此类线圈。使用多个线圈能够确定六维位置和取向坐标。传感器响应于来自外部线圈的磁场因此可产生电位置信号，从而使处理器70能够确定导管10的远侧端部在心脏腔室内的位置(例如，位置和取向)。然后，电生理学家可在显示器72上观察双节点多伞幅电极组件14在患者心脏图像上的位置。以举例的方式，可使用由Biosense Webster Inc.(Diamond Bar,Calif.)生产的CARTO^TM系统实现这种位置感测的方法并详细描述在美国专利5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612和6,332,089、PCT专利公布WO 96/05768以及美国专利申请公布2002/0065455 A1、2003/0120150 A1和2004/0068178 A1中，这些专利的公开内容以引用方式全文并入本文。如将要清楚的是，也可采用其它位置感测技术。在一个方面，可确定远侧传感器相对于近侧传感器的坐标，并且其中关于双节点多伞幅电极组件14的构型的其它已知信息可用于发现电极22和/或电极24中每个电极的位置。

已参考本发明的当前所公开的实施方案进行了以上描述。本发明所属技术领域内的技术人员将清楚的是，在不有意背离本发明的原则、实质和范围的前提下，可对所述结构作出改变和修改。如本领域中的普通技术人员应理解，附图未必按比例绘制。因此，上述描述不应视为仅与附图中描述和示出的精确结构有关，而应视为符合以下具有最全面和合理范围的权利要求书并且作为权利要求书的支持。