本申請為2015年9月14日提交的共同轉讓的共同未決的美國專利申請14/853,653的部分繼續申請，其全部公開內容以引用方式并入本文。

技術領域

本發明涉及電生理(EP)導管，具體地，涉及用于心臟中標測和/或消融的EP導管。

背景技術：

電生理導管通常用于標測心臟中的電活動和/或用于傳遞消融能量。用于不同目的的各種電極設計是已知的。例如，具有籃形電極陣列的導管是已知的并且在例如美國專利5,772,590、6,748,255和6,973,340中有所描述，所述專利中的每個的全部公開內容以引用方式并入本文。

當心臟組織區域異常地向相鄰組織傳導電信號時，便會發生心律失常諸如心房纖顫，從而擾亂正常的心動周期并導致心律不齊。不期望信號的重要來源位于沿左心房的肺靜脈的組織區域中。在這種情況下，在肺靜脈中產生無用信號后或無用信號從其它源傳導通過肺靜脈后，這些無用信號被傳導到左心房中并在其中引發或維持心律失常。

用于治療心律失常的過程包括以外科手術方式擾亂造成心律失常的信號來源，以及擾亂用于此類信號的傳導通路。最近，已發現通過標測心內膜的電學性質和心臟容量，并通過施加能量選擇性地消融心臟組織，有時可終止或改變無用的電信號從心臟的一個部分傳播到另一部分。消融過程通過形成非導電消融灶來破壞無用電通路。此類消融手術的示例被稱為肺靜脈隔離，并且涉及在鄰近肺靜脈和左心房的接合點的區域中的組織消融。所得一個或多個消融灶可隔離源于所述區域中的不規則電信號，以避免擴散通過心房的其余部分并且擾亂患者的心跳。

對于這些和其它應用，常規的實踐可包括鄰近目標區域定位消融導管以傳遞足夠能量，從而在圍繞血管諸如肺靜脈的圓周路徑中形成非導電消融灶。因此，希望提供一種用于有利于在此類血管內無用信號源的電隔離的導管和技術。同樣，希望減少或避免在執行消融手術時對重新定位導管的需要。如將在下文描述的那樣，本公開滿足了這些和其它需要。

技術實現要素：

本公開涉及一種帶有具有近側端部和遠側端部的細長導管主體以及在導管主體的遠側端部處的雙節點多傘幅電極組件的導管，其中雙節點多傘幅電極組件包括近側節點和遠側節點，所述近側節點包括具有連接在一個端部處的多個脊的多傘幅陣列，每個脊具有至少一個消融電極，所述遠側節點包括支架，并且其中雙節點多傘幅電極組件具有膨脹構型和塌縮構型，其中在塌縮構型中近側多傘幅陣列的脊布置成大體沿導管主體的縱向軸線并且遠側節點適形于導管主體。

在一個方面，遠側節點可配置成以膨脹構型部署在血管內，并且其中在膨脹構型中近側多傘幅陣列可配置成使血管孔口的組織與消融電極中的至少一個接合。

在一個方面，細長導管主體可具有以能夠滑動的方式設置在外管狀構件的管腔內的內管狀構件，并且其中近側多傘幅陣列可固定到外管狀構件的遠側端部，并且固定的遠側節點可是內管狀構件的遠側端部。內管狀構件和外管狀構件的相對縱向運動可調節近側多傘幅陣列和遠側節點之間的距離。

在一個方面，近側多傘幅陣列的每個脊可具有多個獨立受控的消融電極。

在一個方面，近側多傘幅陣列的脊可在膨脹構型中徑向向外彎曲。脊可朝近側或朝遠側彎曲。

本公開也包括治療的方法。在一個方面，方法可涉及提供帶有具有近側端部和遠側端部的細長導管主體以及在導管主體的遠側端部處的雙節點多傘幅電極組件的導管，其中雙節點多傘幅電極組件包括近側節點和遠側節點，所述近側節點包括具有連接在一個端部處的多個脊的多傘幅陣列，每個脊具有至少一個消融電極，所述遠側節點包括支架，并且其中雙節點多傘幅電極組件具有膨脹構型和塌縮構型，其中在塌縮構型中近側多傘幅陣列的脊布置成大體沿導管主體的縱向軸線并且遠側節點適形于導管主體；將導管的遠側端部定位在心臟的期望區域處；將支架以膨脹構型部署在血管內以接合血管的內徑；以及定位近側多傘幅陣列以使至少一個消融電極與形成血管孔口的組織接觸。

在一個方面，射頻能量可傳遞到消融電極以形成消融灶。消融灶可形成于圍繞血管孔口的圓周路徑中。

在一個方面，可調節近側多傘幅陣列和遠側節點之間的相對距離。調節近側多傘幅陣列和遠側節點之間的相對距離可包括將遠側節點錨固在血管內，以及將近側多傘幅陣列朝向遠側節點推進以使至少一個消融電極與孔口的組織接觸。

附圖說明

其它特征和優點將由本公開的優選實施方案的如下的和更具體的說明而變得顯而易見，如在附圖中所示，并且其中類似的引用字符在整個視圖中通常是指相同部件或元件，并且其中：

圖1為根據一個實施方案的本發明的導管的頂部平面圖，其中處于膨脹構型的雙節點多傘幅電極組件具有朝近側彎曲的脊。

圖2為根據一個實施方案的具有膨脹構型的雙節點多傘幅電極組件的示意圖，所述膨脹構型具有朝遠側彎曲的脊。

圖3為根據一個實施方案的具有充氣式球囊遠側節點的雙節點多傘幅電極的示意圖。

圖4為根據一個實施方案的具有支架遠側節點的雙節點多傘幅電極的示意圖。

圖5為根據一個實施方案的具有籃形電極組件遠側節點的雙節點多傘幅電極的示意圖。

圖6為根據一個實施方案的定位在左心房內的雙節點多傘幅電極的示意圖。

圖7為根據一個實施方案的使用雙節點多傘幅電極組件的侵入式醫療過程的示意圖。

具體實施方式

首先，應當理解本公開不受具體舉例說明的材料、構造、常規、方法或結構的限制，因為這些均可變化。因此，盡管與本文所述那些類似或等價的許多此類選項可用于本公開的實踐或實施方案中，但本文描述了優選材料和方法。

還應當理解，本文使用的術語只是為了描述本公開的具體實施方案的目的，并非旨在進行限制。

下文結合附圖列出的具體實施方式旨在作為本公開的示例性實施方案的描述，并非旨在表示可實踐本公開的唯一示例性實施方案。本說明書通篇使用的術語“示例性”意指“用作示例、實例或例證”，并且不一定要理解為優選的或優于其它示例性實施方案。具體實施方式包括特定細節，其目的在于提供對本說明書的示例性實施方案的透徹理解。對于本領域的技術人員將顯而易見的是，可在不具有這些特定細節的情況下實踐本說明書的示例性實施方案。在一些情況下，熟知的結構和裝置以框圖形式示出，以避免模糊本文所呈現的示例性實施方案的新穎性。

僅為簡潔和清楚起見，可相對于附圖使用定向術語，諸如頂部、底部、左、右、上、下、之上、之下、上方、下方、下面、后面、后部和前部。這些術語及類似的定向術語不應被理解為以任何方式限制本公開的范圍。

除非另有定義，否則本文使用的所有技術和科學術語均具有與本公開所屬領域的普通技術人員通常理解相同的含義。

最終，如本說明書和所附權利要求中所用，除非上下文另有明確指示，否則單數形式“一個”、“一種”和“所述”包括復數參考物。

心臟腔室內的某些類型的電活動不是周期性的。示例包括心房纖顫和可由源于肺靜脈中的不期望信號引起的其它異步病癥。如所述，借助通過阻斷電傳導來隔離不規則電信號源的目標，可將RF能量傳遞到所選擇治療區域。用于肺靜脈隔離的重要臨床治療包括經由聚焦或多電極導管的RF消融。

使用單極性裝置的聚焦消融得益于RF能量的靶向傳遞以及導管放置的局部反饋，兩者在空間上且相對于組織接合。然而，聚焦消融手術通常涉及相對長的手術時間，因為醫生需要將一系列“量子化”RF消融縫合成圍繞靶向靜脈孔口的連續圓周塊。此外，聚焦單極性電極的使用需要利用周邊導航系統明顯增加的相當的醫生技能水平，以便順序地沿期望圓周路徑準確且可靠地定位電極。

對應地，多電極裝置的使用視圖利用肺靜脈的一定程度上可預測的解剖結構，以便將單極性電極的陣列放入圍繞靶向靜脈的內徑的固定圓周路徑中。RF能量然后可同時傳遞到電極陣列，從而通過平行地形成必需的消融，在理論上減少治療傳遞的時間。在實踐中，已觀察到還難以相對于肺靜脈的孔口正確地定向電極陣列，并在消融電極和組織之間難以維持足夠的接合。次優組織接合在一些電極位點處導致無效的能量傳遞，并且使另外的裝置放置成為必需，或者在一些情況下，經由來自聚焦類型裝置的單極性消融的消融灶閉合。

如本文將要描述，本公開涉及具有雙節點多傘幅電極組件的導管。電極組件以具有多個脊的近側節點為特征，所述多個脊具有有利于相對于血管諸如肺靜脈以期望取向部署的預成形膨脹構型。每個脊可帶有一個或多個消融電極。預成形膨脹構型還可有助于確保消融電極和目標組織之間的足夠接觸以允許正確的消融灶形成。

遠側節點配置成在消融手術期間部署在血管內，諸如肺靜脈。遠側節點還可具有帶有預成形膨脹構型的多個脊，所述預成形膨脹構型接合血管的內徑以穩定并定向包括近側節點的電極組件。在一些實施方案中，遠側節點的每個脊可帶有沿脊間隔開的一個或多個診斷電極以在手術期間記錄信號。

在遠側節點的脊上的診斷電極的使用是有利的，因為在消融后，這些診斷電極可幫助使用者(醫生)確定是否形成有效的消融灶。使用者可看到到達近側節點電極的內心臟信號是否與遠側節點電極上的信號脫耦合。同樣，使用者可看到到達遠側節點電極的信號是否與近側節點電極上的信號脫耦合。使用者也可從近側節點電極起步并且驗證在遠側節點電極上沒有捕獲，或者另選地，從遠側節點電極起步并且驗證在近側節點電極上沒有捕獲。這將幫助使用者確認已經形成有效的消融灶，因為其從兩個方向上阻斷信號。此外，由于肺靜脈的解剖變型，在遠側節點的脊上的多個電極將幫助確保沿每個脊的至少一個電極與肺靜脈接觸。通過看到近側節點電極和遠側節點電極之間的脫耦合信號，這也改善了形成有效消融灶的確認。

在其它實施方案中，遠側節點可采用不同類型的膨脹結構，諸如球囊、支架、籃形電極組件等，同樣使得膨脹構型接合部署該膨脹構型的血管內徑以幫助穩定電極組件。

為幫助示出本公開的這些方面和其它方面，如圖1示出的實施方案以導管10為特征，所述導管10具有帶有控制手柄12的近側端部和帶有雙節點多傘幅電極組件14的遠側端部。雙節點多傘幅電極組件14可包括近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18，每個多傘幅陣列均具有多個脊20。近側多傘幅陣列16的每個脊20可具有一個或多個消融電極22，所述消融電極可根據沿脊的電極位置被構造為杯電極或環形電極。類似地，遠側多傘幅陣列18的至少一個脊20可具有一個或多個診斷電極24，所述診斷電極也可根據批準被構造為杯電極或環形電極。在所描繪的實施方案中，遠側多傘幅陣列18的每個脊20可具有一個或多個診斷電極24。為促使近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18之間的相對距離的調節，近側多傘幅陣列16可固定到以能夠滑動的方式設置在內管狀構件26上的外管狀構件24的遠側端部。控制手柄12可固定到內管狀構件26并且致動器30可固定到外管狀構件26的近側端部，使得通過操縱控制手柄12和致動器30以相對于彼此縱向地滑動，電生理學家可控制在導管10的遠側端部處近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18之間的距離。在一些實施方案中，雙節點多傘幅電極組件14可包括一個或多個單線圈位置傳感器或多線圈位置傳感器，諸如位于遠側多傘幅陣列18中的傳感器32。如下所述，此類位置傳感器可用于幫助確定患者體內雙節點多傘幅電極組件14的位置和/或取向。近側多傘幅陣列16的相對位置可由致動器30和控制手柄12之間的關系確定或者近側多傘幅陣列16也可根據需要配備有一個或多個位置傳感器。

內管狀構件28和外管狀構件26可構成導管主體，并且每個管狀構件可以具有單個、軸向或中心管腔的細長構造為特征，但是如果需要可任選地具有多個管腔。具體地，外管狀構件26可具有內管狀構件同軸地設置于其內的中心管腔。出于任何合適的目的，諸如傳遞沖洗流體和路由布線和/或與電極22和/或電極24、位置傳感器32、其它傳感器或相關聯的引線的目的或任何其它合適的目的，內管狀構件28也可以一個或多個管腔為特征。

形成近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18的脊20的數目可相同或不同的，并且可在約5至12的范圍內或任何其它合適的數目。脊20可均勻地或不均勻地徑向分布。另外，每個脊20可包括多個電極22或電極24。對于消融電極22，每個脊的每個電極可根據需要獨立受控。根據采用的電極數，它們可沿脊均勻地分布或者可朝近側、中心地或朝遠側歪斜以有利于分析所測量電信號和/或消融組織。

內管狀構件28和外管狀構件26是柔性的，即，能夠彎曲的，但是沿其長度基本上不可壓縮。管狀構件可具有任何合適的構造，并且可由任何合適的材料制成。一種構造包括由聚氨酯或(聚醚嵌段酰胺)制成的外壁。外壁包括嵌入交織的不銹鋼網等以增加扭轉剛度，使得近側端部的旋轉轉換為遠側端部的對應旋轉，從而有利于雙節點多傘幅電極組件14的引導和定位。外管狀構件26的外徑不是決定性的，但是大體應盡可能小并且可根據期望的應用不大于約10弗倫奇。同樣，管狀構件的外壁厚度也不是決定性的，但是可足夠薄，使得內官腔可容納牽拉線、引線、傳感器電纜和任何其它線、電纜或管。如果需要，一個或兩個外壁的內表面可襯有補強管(未示出)，以提供改善的扭轉穩定性。美國專利6,064,905中描述并描繪了適于與本發明結合使用的導管主體構造的示例，該專利的全部公開內容以引用方式并入本文。

在一個方面，脊20可包括如下所述的材料，諸如形狀記憶材料，所述材料有利于呈現膨脹布置使近側多傘幅陣列16的電極22接觸或更靠近形成血管孔口的組織并使遠側多傘幅陣列18接合血管的內徑以穩定雙節點多傘幅電極組件14。值得注意的是，如圖1所示，在一個實施方案中，近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18的脊20可具有預成形構型，其中脊形成沿近側方向彎曲的弧。如將要清楚的是，與預成形構型相關聯的回彈力可有利于使電極22和/或電極24與周圍組織接觸。

脊20的示例性構造可包括柔性線或具有電極22和/或電極24中的一個或多個安裝在其上的非導電覆蓋物的其它結構支撐支柱。在實施方案中，柔性線可由形狀記憶材料形成以有利于在膨脹布置和塌縮布置之間轉變，并且非導電覆蓋物可各自包括生物相容性塑料管材，諸如聚氨酯或聚酰亞胺管材。例如，可使用稱為鎳鈦諾的鎳-鈦合金。在體溫下，鎳鈦諾線為柔性和彈性的，并且當經受最小力時，像大多數的金屬一樣，鎳鈦諾線變形，并且在不存在該力時恢復到它們的形狀。

鎳鈦諾屬于稱為形狀記憶合金(SMA)的一類材料，所述形狀記憶合金具有超越柔性和彈性的有趣的機械性能，包括形狀記憶和超彈性，這允許鎳鈦諾具有取決于其溫度相的“記憶形狀”。奧氏體相為鎳鈦諾的具有簡單立方晶體結構的較強、較高溫度相。超彈性行為發生在此相(超過50℃-60℃的溫差)中。對應地，馬氏體相為具有孿晶生成的晶體結構的相對較弱、較低溫度相。當鎳鈦諾材料處于馬氏體中時，其相對容易變形且將保持變形。然而，當受熱高于其奧氏體轉變溫度時，鎳鈦諾材料將恢復到其變形前形狀，產生“形狀記憶”效應。將加熱時鎳鈦諾開始轉化成奧氏體的溫度稱之為“As”溫度。將加熱時鎳鈦諾已完成轉化成奧氏體的溫度稱之為“Af”溫度。

因此，雙節點多傘幅電極組件14可具有三維形狀，所述三維形狀可易于塌縮以待饋送到引導鞘中并且在移除引導鞘時在傳遞到患者的期望區域時，然后易于恢復到其膨脹形狀記憶構型。另選地，在一些實施方案中，如果足夠剛性的非導電材料用于非導電覆蓋物以允許雙節點多傘幅電極組件14的徑向膨脹，那么脊20可被設計成沒有內部柔性線，只要脊具有在用于安裝電極的其表面的至少一部分上為非導電的外表面。

可采用脊20的其它構型，諸如圖2所示，其中脊沿遠側方向彎曲。在該實施方案中，近側多傘幅陣列16采用具有多個消融電極22的脊20。另選地，近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18的脊20可沿相反方向的任一組合彎曲。不論脊20彎曲的取向，其可根據患者解剖結構適當地設定尺寸。例如，近側多傘幅陣列16的脊20可具有配置成接合形成血管孔口的組織的長度和/或曲率，而遠側多傘幅陣列18的脊20可具有適于形成接合血管內徑的膨脹構型的長度和/或曲率。在一些實施方案中，由遠側多傘幅陣列18的膨脹構型呈現的外徑可相對地小于由近側多傘幅陣列16呈現的外徑。

如上所指示，本公開也包括其中雙節點多傘幅電極組件14采用類似于以上所述的近側多傘幅陣列16，但是遠側多傘幅陣列18可由不同的可膨脹遠側節點替換的實施方案。

例如，圖3示意性地示出其中使用充氣式球囊34實現遠側節點的實施方案。球囊34可采用任何合適的構造，諸如與血管形成術過程或支架部署相關聯的那些構造。處于其未膨脹、塌縮構型，球囊34可緊密適形于內管狀構件28的外徑。一旦定位在患者血管內的期望位置處，球囊34諸如可通過使用合適的膨脹流體而充氣，直至其呈現膨脹構型，所述膨脹構型接合血管的內徑以幫助穩定雙節點多傘幅電極組件14。

又如，圖4示意性地示出其中使用支架36或其它類似的可膨脹官腔內裝置實現雙節點多傘幅電極組件14的遠側節點的實施方案。支架36可具有緊密適形于內管狀構件28的外徑的未膨脹塌縮構型。同樣，一旦支架36定位在患者血管內的期望位置處，其可使用本領域技術人員已知的任何技術膨脹。處于其膨脹構型，支架36可接合血管的內徑，從而穩定雙節點多傘幅電極組件14。

又一示例示意性地示出在圖5中。在該實施方案中，雙節點多傘幅電極組件14的遠側節點被構造為籃形電極組件38。籃組件38具有連接在其近側端部和遠側端部處的多個脊40。籃形電極組件38具有膨脹布置，其中脊40徑向向外弓形彎曲；和塌縮布置，其中脊40布置成大體沿導管主體的軸線。在一些實施方案中，諸如通過朝近側移動牽拉線42可縮短籃形電極組件38的近側端部和遠側端部之間的距離，使脊40向外弓形彎曲成膨脹構型。

另選地，脊40的構造可類似于例如相對于使用形狀記憶材料的脊20的構造，這使籃形電極組件38在不受約束時，諸如通過推出內管狀構件28，呈現其膨脹構型。根據需要，脊40還可帶有一個或多個診斷電極44以當部署籃形電極組件38時測量來自血管內的電信號。當籃形電極組件38呈現其膨脹構型時，脊40可接合血管的內徑，從而穩定雙節點多傘幅電極組件14。

在一個方面，電生理學家可將引導鞘、導絲以及擴張器引入患者中，如在本領域是公知的。用于結合本發明導管使用的合適的引導鞘的示例為PREFACE^TM交織引導鞘(可從Biosense Webster,Inc.,Diamond Bar,CA商購獲得)和DiRex^TM引導鞘(可從BARD,Murray Hill,NJ商購獲得)。插入導絲、移除擴張器并通過引導鞘引入導管，由此膨脹器中的導絲管腔允許導管穿過導絲。在一個示例性手術中，如圖3所示，首先將設置在引導鞘46內的導管10經由下腔靜脈(IVC)引入右心房(RA)中，其中導管通過隔膜(S)以便達到左心房(LA)。

如將清楚的是，引導鞘46覆蓋處于塌縮位置的雙節點多傘幅電極組件14的脊20，使得整個導管可通過患者的脈管系統到期望的位置。一旦導管的遠側端部達到期望的位置(例如，鄰近肺靜脈的左心房)，則抽出引導鞘以暴露雙節點多傘幅電極組件14。一旦抽出引導鞘，則脊20向外撓曲且呈現其膨脹構型，使得遠側多傘幅陣列18可接合血管的內徑(以虛線示出)并且近側多傘幅陣列16使一個或多個消融電極22與期望位置處的組織接觸。

在一個方面，多個電極22可在圍繞血管(例如肺靜脈)的孔口的圓周路徑中接觸。在另一方面，實施方案可例如通過使用以上所討論的技術或其它技術調節近側節點和遠側節點之間的相對距離。對應地，致動器30和控制手柄12的操縱提供對通過內管狀構件28和外管狀構件26的近側多傘幅陣列16和遠側多傘幅陣列18的相對位置的控制。

如將要清楚的是，采用雙節點多傘幅電極組件以及本公開技術的手術允許任何期望的待執行的操作順序，包括但不限于：膨脹或允許膨脹近側節點和遠側節點中任一者或兩者；調節近側節點和遠側節點之間的相對位置；記錄電信號；以及傳遞能量用于消融。如例示，一個非限制方面可涉及將遠側節點部署在血管內以用作錨定件，調節近側節點的相對縱向位置以有利于使一個或多個電極與在圍繞血管孔口的圓周路徑上的組織達到期望程度的接觸。對應地，RF能量可傳遞至消融電極以消融在圍繞內血管壁的圓周路徑中的組織。根據脊20的數目和采用的電極數，在一些實施方案中可同時形成基本上完整的圓周消融灶。

在其它實施方案中，導管10可在形成第一組消融灶后旋轉，使得電極20與沿圓周路徑的新組織區域接觸，并且然后可重復消融能量的傳遞。可根據批準重復旋轉的順序和能量的傳遞。形成圍繞血管圓周的基本上完整的消融灶可電隔離如上所述的非正常信號源。

為幫助示出雙節點多傘幅電極組件14的使用，圖7為根據本發明實施方案的侵入式醫療過程的示意圖。在遠側端部處具有雙節點多傘幅電極組件14(該視圖中未示出)的導管10可具有在近側端部處的連接器60，所述連接器用于將電極和傳感器(在該視圖中未示出)的引線耦合到控制臺62用于記錄并分析它們檢測的信號以及用于供應消融能量。電生理學家64可將導管10插入患者66中以便諸如經由遠側多傘幅陣列18的電極24獲取來自患者心臟68的電極電位信號。電生理學家64使用附接到導管的控制手柄12以便執行插入。

控制臺62可包括處理單元70，所述處理單元分析所接收的信號并可在附接到控制臺的顯示器72上呈現分析結果。結果通常為來源于信號的標測圖、數字顯示和/或圖形的形式。處理單元70也可控制能量到近側多傘幅陣列16的電極20的傳遞，用以形成一個或多個消融灶。電生理學家64可執行上述操作以形成基本上完整的圓周消融灶。

另外，處理單元70也可接收來自位置傳感器諸如傳感器32(在該視圖中未示出)的信號。如所述，一個或多個傳感器各自可包括磁場響應線圈或多個此類線圈。使用多個線圈能夠確定六維位置和取向坐標。傳感器響應于來自外部線圈的磁場因此可產生電位置信號，從而使處理器70能夠確定導管10的遠側端部在心臟腔室內的位置(例如，位置和取向)。然后，電生理學家可在顯示器72上觀察雙節點多傘幅電極組件14在患者心臟圖像上的位置。以舉例的方式，可使用由Biosense Webster Inc.(Diamond Bar,Calif.)生產的CARTO^TM系統實現這種位置感測的方法并詳細描述在美國專利5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612和6,332,089、PCT專利公布WO 96/05768以及美國專利申請公布2002/0065455 A1、2003/0120150 A1和2004/0068178 A1中，這些專利的公開內容以引用方式全文并入本文。如將要清楚的是，也可采用其它位置感測技術。在一個方面，可確定遠側傳感器相對于近側傳感器的坐標，并且其中關于雙節點多傘幅電極組件14的構型的其它已知信息可用于發現電極22和/或電極24中每個電極的位置。

已參考本發明的當前所公開的實施方案進行了以上描述。本發明所屬技術領域內的技術人員將清楚的是，在不有意背離本發明的原則、實質和范圍的前提下，可對所述結構作出改變和修改。如本領域中的普通技術人員應理解，附圖未必按比例繪制。因此，上述描述不應視為僅與附圖中描述和示出的精確結構有關，而應視為符合以下具有最全面和合理范圍的權利要求書并且作為權利要求書的支持。