本发明涉及电生理(ep)导管，具体地讲，涉及用于心脏中的标测和/或消融的ep导管。
背景技术：
电生理学导管通常用于标测心脏中的电活动。用于不同目的的各种电极设计是已知的。具体地讲，具有篮形电极阵列的导管是已知的并且在例如美国专利no.5,772,590、6,748,255和6,973,340中有所描述，这些专利中每个的全部公开内容以引用方式并入本文。篮形导管通常具有细长导管主体和安装在导管主体的远侧端部处的篮形电极组件。该篮形组件具有近侧端部和远侧端部，并且包括在其近侧端部和远侧端部处连接的多个脊。每个脊至少包括一个电极。该篮形组件具有扩展布置方式，其中脊径向向外弓曲；以及塌缩布置方式，其中脊大致沿着导管主体的轴线定位。可采用还以具有多个电极的一个或多个脊为特征的其他电极组件构型。例如，共同转让的美国专利no.6,961,602(该专利据此以引用方式并入)公开了具有两个或更多个脊的多线电极组件，这些脊附接在其近侧端部处，但具有自由的远侧端部以允许脊呈现期望的形状或构造，从而更容易接触或以其他方式邻近形成所调查或治疗的解剖结构的患者组织定位。
希望电极组件能够通过尽可能少的心跳(包括单次心跳)检测到部署有电极组件的区域(诸如左心房或右心房)的尽可能多的电功能。因此，无论采用篮形还是其他构型，设计合适的电极组件的目标在于组件可靠地呈现预期部署形状以有效且准确地记录来自尽可能多的电极的电信号。还应理解，可通过增大阵列中电极的密度来获得心脏中电活动的更加完整的图像。但是，由于每个电极需要其自己的引线，相对较高数目的电极所必需的布线可能对脊的柔韧性产生显著的影响，导致电极组件呈现次优的部署构造。该效应由于需要加入可包括在电极组件中的其他部件的接线而被加重，所述其他部件包括温度传感器、位置传感器等。因此，如在以下材料中所述的本公开的技术有助于补偿电极组件的脊刚度变化，以控制脊的柔韧性。
技术实现要素：
本公开涉及用于电生理学导管的电极组件中的脊。脊可包括柔性芯，该柔性芯延伸穿过脊的长度；同轴设置在柔性芯上方的聚合物盖；以及沿着脊在聚合物盖上方纵向分布的多个电极，其中每个电极具有至少一根相关的引线，该引线延伸至脊的近侧端部。可沿着脊纵向调节包括脊的材料的量，以补偿由于沿着脊存在于不同相对纵向位置处的不同电极引线数目所导致的脊的柔韧性变化。
在一个方面，调节量的材料可被构造成沿着长度为脊提供更均匀的柔韧性。
在一个方面，沿着脊的长度与近侧位置相比，脊可在远侧位置具有相对更多的材料。
在一个方面，脊可具有共轴布置在聚合物盖与柔性芯之间的填充材料，以允许调节材料的量。例如，调节量的材料可以是可变层数的填充材料，取决于沿着脊的相对纵向位置。沿着脊的长度与近侧位置相比，在远侧位置可存在更多层的填充材料。在一个实施方案中，远侧位置可具有两层填充材料，中间位置可具有一层填充材料，并且近侧位置可不具有填充材料层。
在一个方面，每层填充材料可以是收缩配合聚合物。
在一个方面，调节量的材料可以是渐缩结构部件。
本公开还涉及具有细长导管主体的导管，该细长导管主体具有近侧端部和远侧端部、和穿过该导管主体的至少一个管腔以及位于导管主体远侧端部的电极组件，该电极组件包括具有连接至导管主体的近侧端部的至少一个脊，其中脊具有延伸穿过脊的长度的柔性芯、同轴设置在柔性芯上方的聚合物盖以及在聚合物盖上方沿着脊纵向分布的多个电极，其中每个电极具有至少一根相关联的引线，该引线延伸至脊的近侧端部，并且其中可沿着脊纵向调节包括脊的材料的量，以补偿由于沿着脊存在于不同相对纵向位置处的不同电极引线数目所导致的脊的柔韧性变化。
在一个方面，导管可具有被构造为篮形电极组件的多个脊，这些脊在其近侧端部和远侧端部处连接，其中篮形电极组件具有扩展布置方式，其中脊径向向外弓曲；以及塌缩布置方式，其中脊大致沿着导管主体的纵向轴线布置。所述多个脊可以是由激光切割的材料管形成的框架。
另外，本公开包括一种用于控制脊柔韧性的方法。该方法可涉及提供脊，该脊具有延伸穿过脊的长度的柔性芯、同轴设置在柔性芯上方的聚合物盖以及在聚合物盖上方沿着脊纵向分布的多个电极，其中每个电极具有至少一根相关联的引线，该引线延伸至脊的近侧端部，并且沿着脊纵向调节包括脊的材料的量，以补偿由于沿着脊存在于不同相对纵向位置处的不同电极引线数目所导致的脊的柔韧性变化。
在一个方面，材料的量可被调节成沿着长度为脊提供更均匀的柔韧性。
在一个方面，调节材料的量可包括改变填充材料的层数，取决于沿着脊的相对纵向位置。调节材料的量可包括沿着脊的长度与近侧位置相比，在远侧位置提供更多层的填充材料。
本公开还包括用于处理的方法。该方法可涉及提供具有细长导管主体的导管，该细长导管主体具有近侧端部和远侧端部、和穿过该导管主体的至少一个管腔以及位于导管主体远侧端部的电极组件，该电极组件包括具有连接至导管主体的近侧端部的至少一个脊，其中脊具有延伸穿过脊的长度的柔性芯、同轴设置在柔性芯上方的聚合物盖以及在聚合物盖上方沿着脊纵向分布的多个电极，其中每个电极具有至少一根相关联的引线，该引线延伸至脊的近侧端部，并且其中可沿着脊纵向调节包括脊的材料的量，以补偿由于沿着脊存在于不同相对纵向位置处的不同电极引线数目所导致的脊的柔韧性变化；在至少一个脊处于沿着导管主体的纵向轴线大致对齐的塌缩布置方式的情况下，将具有电极组件的导管远侧端部推进至患者体内的期望区域；以及使得电极组件呈现扩展布置方式，其中至少一个脊呈现扩展布置方式，其中扩展布置方式至少部分地基于由调节量的材料得到的脊的柔韧性。可从与组织接触的至少一个电极接收电信号。
附图说明
其它特征和优点将由于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指相同部分或元件，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。
图2为根据一个实施方案的具有受控柔韧性的脊的示意图。
图3为根据一个实施方案的用于脊的渐缩柔性芯的示意图。
图4为根据一个实施方案的用于脊的渐缩管状构件的示意图。
图5为根据一个实施方案示意性地示出篮形电极组件框架以及具有受控柔韧性的脊的端视图。
图6为根据一个实施方案的处于远侧位置的图5所示脊的剖视图。
图7为根据一个实施方案的处于中间位置的图5所示脊的剖视图。
图8为根据一个实施方案的处于近侧位置的图5所示脊的剖视图。
图9为根据一个实施方案的篮形电极组件的示意图，该电极组件包括部署在左心房内的具有受控柔韧性的脊。
图10为根据一个实施方案的使用电极组件的侵入式医疗过程的示意图，该电极组件包括具有受控柔韧性的脊。
具体实施方式
首先，应当理解本公开不受具体示例性材料、构造、惯例、方法或结构的限制，因为这些均可变化。因此，尽管本文描述了优选材料和方法，但与本文所述那些相似或等价的许多此类选项可用于本公开的实施方案或实践中。
另外应当理解，本文使用的术语只是出于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”，并且不一定被理解为优选的或优于其它示例性实施方案。详细描述包括特定细节，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，熟知的结构和装置在框图中示出，以避免模糊本文所提出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、左侧、右侧、上、下、之上、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。
最后，如在本说明书和所附权利要求中使用，除非内容另有明确说明，否则单数形式“一个”、“一种”和“所述”包括复数指代物。
心脏腔室内的某些类型的电活动并非周期性的。示例包括由梗塞所引起的心室壁中的伤疤造成的动脉颤振或动脉纤颤以及室性心动过速。每次心跳，此类电活动均是无规的。为了分析或“标测”此类电活动，希望尽可能快地获得“图片”，诸如在一次心跳内获得。因此，在一个实施方案中，可以在十分之一秒内同时获得标测图或图片的所有点。为便于进行此类操作，可采用紧密贴合患者心脏解剖结构的电极组件，以准确地标测该电活动。此外，电活动标测图的分辨率可通过采用具有更高密度的电极阵列得到改善。
为了帮助说明本公开的各个方面，图1示意性地示出电生理导管10，该电生理导管包括具有近侧端部和远侧端部的细长导管主体12以及位于导管主体的近侧端部处的控制手柄14，其中篮形电极组件16具有多个脊18，每个脊承载安装在导管主体12的远侧端部处的多个电极20。导管主体12包括细长管状构造，该细长管状构造具有单个轴向或中心管腔(未示出)，但如果需要可任选地具有多个管腔。为能够实现电信号的准确标测，例如为在尽可能少的单次心跳中检测右心房或左心房的大部分或基本上整个电功能，期望提供具有相对高密度的电极阵列。由此，所采用的脊18的数目可为八个、十个、十二个或任何其它合适数目。脊18可均匀或非均匀地径向分布。另外，每个脊18可包括多个电极20，诸如每个脊至少十个并且多至约16个电极。还可采用更多电极。类似地，电极可沿脊均匀地分布或者可朝近侧、中心或朝远侧偏斜以有利于所测量电信号的分析。
当处于塌缩布置方式时，脊可受诸如引导鞘约束，并且可通过抽出引导鞘从塌缩布置方式挠曲成扩展部署的布置方式。应当理解，在塌缩布置方式中，脊18呈现与导管主体12大致线性对齐，以最小化用于插入患者体内并从患者体内抽出的外径。在扩展布置方式中，篮形电极组件16的脊18向外弓曲。当定位在患者体内的期望位置时，呈现扩展布置可使得电极16与腔室的壁或定位了篮形电极组件10的其他区域缩近或者更靠近。篮形电极组件10的总体尺寸可基于患者解剖结构来选择以提供与患者待研究或待处理的区域诸如右心房或左心房的紧密配合。
在篮形电极组件16中，脊18的远侧端部被固定在一起并且可选地附接到牵拉构件22，该牵拉构件通常与导管主体12同轴并且从导管主体12的近侧端部延伸穿过中心管腔。牵拉构件能够相对于导管主体纵向移动，使得它可相对于导管主体12朝近侧移动脊18的远侧端部以径向地扩展电极组件。由于脊18的近侧端部可固定在导管主体12处，脊14的远侧端部与近侧端部之间的距离可通过牵拉构件22在近侧方向上的相对移动而缩短，使得脊18向外弓曲并呈现扩展布置方式。在一些实施方案中，脊18可具有无约束时所呈现的预成形的扩展构型，诸如通过利用下文所述的形状记忆材料，并且不需要牵拉构件。
尽管在篮形电极组件16的上下文中描述了本公开的各个方面，但这些技术也可适用于任何具有脊的电极组件，这些脊适于提供电极阵列以占据患者的解剖结构所限定的三维空间，诸如例如心脏的室或血管口。因此，电极组件的扩展布置方式可具有图1所示的大致球形形状，但也可根据需要采用诸如椭圆、卵圆、半球状或其他形状的构型。相似地，其他电极组件也可具有承载阵列的电极的一个或多个脊，这些脊可具有预成形的扩展布置方式，有利于以适合适形于患者解剖结构的期望形状部署，包括上文所述的具有自由的脊远侧端部的多线电极组件。扩展布置方式可帮助确保电极与目标组织之间的充分接触。无论采用篮形还是其他设计，电极组件呈现其预期扩展布置方式并适形于患者的解剖结构的能力基于脊的柔韧性进行判断。如本文所用，术语“柔韧性”和“刚度”可互换使用以指示脊的相对顺应性。
在一些实施方案中，形状记忆材料可用于辅助呈现扩展布置方式和塌缩布置方式。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过柔韧性和弹性的感兴趣的机械性能，包括形状记忆和超弹性，这允许镍钛诺具有根据其温度相的“记忆形状”。奥氏体相是具有简单立方晶体结构的镍钛诺的较强、温度较高的相。超弹性行为发生在此相(超过50℃-60℃的温差)中。对应地，马氏体相是具有孪晶晶体结构的相对较弱、温度较低的相。当镍钛诺材料处于马氏体相时，其相对容易变形并将保持变形。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，电极组件(诸如，篮形电极组件16)在由此类材料形成时可具有三维形状，该三维形状可塌缩以馈送到引导鞘内，并且然后在递送至患者的期望区域时、在移除引导鞘和/或致动牵拉构件时，容易地返回至其扩展的形状记忆构型。在一个示例性实施方案中，包括一些或所有脊18的框架可通过激光切割或其他相似技术由镍钛诺海波管形成，以提供整体的框架。根据该实施方案，可利用具有大约8至9密耳(mil)壁厚的3毫米管。另选的实施方案可采用其他材料，不必具有形状记忆特性，但是具有足够的弹性以呈现扩展布置方式和塌缩布置方式，包括金属材料诸如不锈钢，或者聚合物材料诸如聚醚醚酮(peek)。
在本公开的实施方案中，每个脊(例如，篮形电极组件16的脊18)包括多个电极，通常是数个。相应地，每个电极需要其自己的引线传导在电极处通过导管接收的电信号以便由联接到导管的仪器进行记录和处理。脊可利用芯基底形成，诸如同轴设置在聚合物管内的形状记忆线。例如，如图2详细示出的单个脊18并且可通过采用所述的基底材料来构建，以形成柔性芯24，该柔性芯同轴设置在聚合物盖26内。电极20可被构造为环形电极并且可固定在聚合物盖26上方，诸如通过压接，结合熔接、焊接或其他方式，形成与一根或多根引线的电连接。相应地，每个环形电极20可沿着脊18纵向安装并连接至至少一根对应的引线。由于每个电极20具有至少一根引线，沿着脊18截取的剖面将包括与相对于剖面位于远侧位置的电极20对应的所有引线。相似地，可由导管主体12承载的需要接线的任何其他部件也将在所有近侧位置具有引线。例如，一个或多个位置传感器28(如图1所示)可位于相对于导管主体12的远侧端部的已知位置，以帮助将患者体内的导管可视化。包括温度传感器、接触传感器、消融电极等的各种其他部件可通过导管10部署。因此，考虑到电极和沿着脊18的长度分布的部件，给定位置的引线数与其相对纵向位置直接相关。
与远侧位置相比沿着脊在近侧位置处存在相对更多布线可导致脊18的柔韧性沿着其长度显著变化。因此，在远侧和近侧位置填充的剖面量的差异程度可足以显著影响脊18的刚度。相应地，本公开的技术涉及沿着脊18的纵向长度控制这些脊的柔韧性。在一个方面，这可包括形成更为均匀的顺应性特性，以减少近侧位置与远侧位置之间的刚度差异。一般来讲，可调节沿着脊18在给定纵向位置处提供的材料的量，以帮助补偿远侧电极和可能存在于该位置的部件的布线的量。例如，为了使所得的脊18刚度具有更高的均匀度，沿着其长度相对于近侧位置，在远侧位置可存在相对更多的材料。然而，根据实施方案，可能有利的是利用沿着其长度表现出可变顺应性特性的脊。例如，考虑到在其中部署电极组件的空间的预期尺寸，可调节柔韧性以帮助提供力来保持一个或多个电极20与组织接触。因此，可定制用于在不同相对纵向位置处形成脊18的材料的量以实现期望的刚度。
在一个方面，适当调节材料的量可通过使形成脊18的一个或多个结构部件渐缩来实现，这些结构部件诸如可包括柔性芯20的基底和/或任何覆盖物(包括聚合物管22)。渐缩的程度、方向和位置可取决于期望的顺应性特性。同样，在实现更均匀柔韧性的上下文中，渐缩可从远侧位置处相对较大的尺寸到近侧位置处相对较小的尺寸。沿着脊18的纵向方向调节材料的量可包括添加一层或多层材料，每层材料可根据需要渐缩。仅作为例示并且非限制地，图3示意性地示出纵向剖面中的渐缩柔性芯24的一部分，并且图4同样以剖面示意性地示出渐缩管状构件30的一部分，该渐缩管状构件可代替聚合物盖26使用或者可以是同轴设置在脊18上方的另外的结构部件，诸如设置在柔性芯24与聚合物盖26之间。在一些实施方案中，脊18的外部部件(诸如，聚合物盖26)可被构造成表现出相对恒定的外径，以允许电极20均匀，有利于附接并有助于确保电信号的一致测量结果。
考虑到渐缩组件可代表需要更多参与的制造过程，可能期望通过添加一层或多层合适材料，沿着脊18的纵向方向调节材料的量。尽管每个层可具有相对恒定的厚度，可通过根据纵向位置加入或去除层来调节材料的量。每个层可具有相同或不同的厚度。因此，也可同样根据沿着脊18的纵向位置通过堆叠多个层来调节材料的量。例如，图5示意性地示出用于创建篮形电极组件16的框架32的端视图，该框架可如上所述由诸如形状记忆合金的合适材料管激光切割而成。远侧毂部34可由管的组成部分形成，使得脊18的远侧端部固定在一起。为清楚起见，仅示出了该实施方案的十二个脊18的一个延伸部分，其中聚合物盖26同轴设置在柔性芯24上方。另外，这些图并非按比例绘制，而只是旨在展示各个部件之间的关系。如上所述，可沿着脊18的长度在各个位置处提供一层或多层填充材料36，以实现对脊的柔韧性的期望控制。例如，填充材料36层可由收缩配合管形成，但也可采用其他合适的材料。在该实施方案中，聚合物管22的远侧端部可被密封，并使用短长度的收缩配合材料38进一步固定至框架42，在此以虚线示出。
根据本公开的技术，可根据纵向位置，通过选择性添加填充材料36层来调节沿着脊的长度设置的材料的量。例如，图6示出了在最远侧的电极位置处沿着线a-a截取的脊18的剖面。相应地，示出了单根引线40，该引线与最远侧的电极20a关联。在该实施方案中，在该位置处将两层填充材料36设置在柔性芯24的上方。为进行比较，图7示出了在第三最远侧电极20b的位置处沿着线b-b截取的脊18的剖面。如图所示，引线40连接至该电极，同时存在耦接至另外两个远侧电极的两根附加引线。在该实施方案中，在该位置处将一层填充材料36设置在柔性芯24的上方。另外，图8示出了在邻近第十五个电极的位置处沿着线c-c截取的脊18的剖面，使得存在十五根引线40。在该实施方案中，省略了沿着柔性芯24的该部分的填充材料。应当理解，参考图5至图8描述的构型仅为一个实施方案，并且在不同的纵向位置处可使用任何期望数目的填充材料层(包括没有层)以在所得脊中实现期望的柔韧性特性。另外，尽管该实施方案整体涉及沿着脊18的长度提供更均匀的柔韧性，但在其他实施方案中可以这样一种方式调节材料的量，该方式根据需要提供变化的顺应性特性。
根据本公开的技术对电极组件的脊的刚度施加更多控制可允许组件更易于呈现预期的扩展布置方式。在一个方面，这可包括更密切贴合患者的解剖结构。这些技术还可通过降低由于脊柔韧性的不期望变化而导致的脊塌缩或以其他方式扭结的几率，改善电极组件的安全特性。
导管主体12是柔性的，即可弯曲的，但是沿其长度基本上不可压缩。导管主体12可以具有任何合适的构造并且可以由任何合适的材料制成。一种构造包括由聚氨酯或
在一个方面，电生理学家可将引导鞘、导丝和扩张器引入患者体内，如本领域通常已知。用于结合本发明导管使用的合适引导鞘的示例为prefacetm编织引导鞘(可商购自biosensewebster,inc.,diamondbar,ca)和dirextm引导鞘(可商购自bard,murrayhill,nj)。插入导丝、移除扩张器并将导管引入通过引导鞘，由此牵拉器中的导丝管腔允许导管穿过导丝。在如图9所示的示例性过程中，首先经由下腔静脉(ivc)将导管引入到右心房(ra)，其中导管穿过隔膜(s)以便达到左心房(la)。
如将知道，在塌缩布置方式中，引导鞘42覆盖篮形电极组件16的脊18，使得整个导管可穿过患者的脉管系统到达期望的位置。牵拉构件(如果提供)可定位在导管主体的远侧以允许组件的脊变平，同时组件穿过引导鞘。一旦导管的远侧端部到达期望的位置，例如，左心房，则抽出引导鞘以暴露篮形电极组件16。牵拉构件(如果存在)可朝近侧被牵拉穿过一定行程范围或以其它方式调控，使得脊18在远侧接合部与近侧接合部之间向外弯曲。另选地或除此之外，在抽出引导鞘42之后，由于脊18的预成形的特性，篮形电极组件16可呈现扩展布置方式。对于任一构型，由于通过上述技术赋予的对于脊柔韧性的控制，篮形电极组件16可更加可靠地呈现其预期的扩展布置方式。在篮形电极组件16径向地扩展的情况下，环形电极20接触心房组织。当篮形电极组件16处于其扩展布置方式时，电生理学家可标测局部激动时间和/或使用电极20进行消融，这能够引导电生理学家对患者进行诊断并提供治疗。导管可包括安装在导管主体上的一个或多个参考环电极，并且/或者可将一个或多个参考电极放置在患者身体外部。通过使用在篮形电极组件上具有多个电极的本发明导管，电生理学家可在比使用传统导管时测量更少点的情况下获得心脏海绵窦区域包括心房的真实解剖结构，从而更快地标测该区域。
为帮助示出篮形电极组件16的使用，图10为根据本发明实施方案的侵入式医疗过程的示意图。在远侧端部处具有篮形电极组件16(在该视图中未示出)的导管10可在近侧端部处具有连接器50，该篮形电极组件包括具有受控柔韧性的脊，该连接器用于将来自其相应电极20(在该视图中未示出)的线耦接到用于记录并分析它们检测到的信号的控制台52。电生理学家54可将导管10插入患者56体内，以便从患者的心脏58采集电极电位信号。专业人员使用附接到导管的控制手柄14以便执行插入。控制台52可包括处理单元60，该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62上呈现分析结果。该结果通常为来源于信号的标测图、数字显示和/或图的形式。
在另外的方面，处理单元60也可接收来自一个或多个位置传感器28的信号，所述位置传感器设置在导管10的远侧端部附近，邻近篮形电极组件16，如图1示意性示出。一个或多个传感器可各自包括磁场响应线圈或多个此类线圈。使用多个线圈使得能够确定六维位置和取向坐标。响应于来自外线圈的磁场，传感器可因此产生电位置信号，从而使得处理器60能够确定导管10的远侧端部在心脏腔体内的方位(例如，位置和取向)。电生理学家然后可在显示器62上观察篮形电极组件16在患者心脏图像上的位置。举例来讲，该位置感测方法可使用cartotm系统来实现，该系统由biosensewebsterinc.(diamondbar,calif.)生产并在美国专利nos.5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612和6,332,089、pct专利公布wo96/005768a1、以及美国专利申请公布2002/0065455a1、2003/0120150a1和2004/0068178a1中详细描述，这些专利的公开内容全部以引用方式并入本文。如将知道，也可采用其它位置感测技术。如果需要，至少两个位置传感器可定位在篮形电极组件16的近侧和远侧。可确定远侧传感器相对于近侧传感器的坐标，并且其中与篮形电极组件16的脊18的曲率有关的其它已知信息用于寻找电极20中的每一个的位置。
已经参考本发明的当前所公开的实施方案呈现以上描述。本发明所属技术领域内的技术人员将会知道，在不有意背离本发明的原则、实质和范围的前提下，可对所述结构作出更改和修改。如本领域的普通技术人员所理解的，附图未必按比例绘制。因此，上述的具体实施方式不应当解读为仅适合附图所述和所示的精密结构，而是应当解读为符合下述的权利要求并且支持下述的权利要求，下述的权利要求具有本发明的充分和公平的范围。