用于防止对生理流体流动造成限制的多电极导管的制作方法

相关申请的交叉引用

本申请要求于2016年11月9日提交的美国临时申请62/419,930的优先权益，该申请以引用方式并入，如同在本申请中完整阐述。

技术实现要素：

本申请提供了用于获得患者解剖结构电活动的医疗装置。该装置包括细长主体和联接到细长主体的末端部分。末端部分包括一个或多个充气式节段，每个充气式节段具有多个电极，该多个电极设置在以下中的一者上：(i)一个或多个充气式节段的外表面；和(ii)一个或多个充气式节段的内表面和外表面。一个或多个充气式节段在充气时致使多个电极中的一部分电极接触器官表面并为生理流体提供流经末端部分的通路。

本申请提供了用于获得患者解剖结构电活动的医疗装置，该装置包括细长主体和联接到细长主体的郁金香型气囊末端部分。郁金香型气囊末端部分包括多个充气式节段，这些充气式节段被构造成为生理流体提供流经末端部分的通路。充气式节段具有多个电极，该多个电极设置在以下中的至少一者上：(i)多个充气式节段的外表面；和(ii)多个充气式节段的内表面和外表面。充气式节段包括第一充气式节段和第二充气式节段。第二充气式节段被构造成与处于第一状态下的第一充气式节段重叠。

本申请提供了用于获得患者解剖结构电活动的医疗装置，该装置包括细长主体和联接到细长主体的充气式末端部分。充气式末端部分包括一个或多个同心缠绕的充气式节段，每个充气式节段具有多个电极，该多个电极设置在以下中的至少一者上：(i)一个或多个同心缠绕的充气式节段的外表面；和(ii)一个或多个同心缠绕的充气式节段的内表面和外表面。一个或多个同心缠绕的充气式节段在充气时被构造成形成间隙以为生理流体提供流动通路并且致使多个电极接触器官的内表面。

附图说明

为更好地理解本发明，以举例的方式提供本发明的详细说明。结合以下附图来阅读详细说明，附图中类似的元件用类似的附图标号来表示。

图1是根据本文所公开实施方案的用于在三维(3-d)空间中导航工具的示例性医疗系统的图示；

图2是与本文所公开实施方案一起使用的示例性医疗系统部件的图示；

图3是根据实施方案的处于第一状态下的示例性郁金香型气囊部分的图示；

图4是根据实施方案的图3示出的处于第二状态下的示例性郁金香型气囊部分的图示；

图5是根据实施方案的处于第一状态下、具有同心缠绕的充气式节段的示例性充气式末端部分的图示；

图6是根据实施方案的图5示出的处于第二状态下的示例性充气式末端部分的图示；

图7是根据实施方案的示例性电极阵列的顶视图；

图8是图7所示的示例性电极阵列的侧视图；

图9是根据实施方案的电极阵列的图示，该电极阵列具有经过分组以形成更大消融电极的电极；并且

图10是根据实施方案的电极阵列的图示，该电极阵列具有经过分组以形成更大消融电极的等距电极。

具体实施方式

导管消融技术（例如，射频(rf)消融术）包括消融非正常组织诸如心脏、胃部、肺部、耳朵、鼻子、喉咙以及其它器官的组织的部分。一些导管消融技术用于治疗心率失常，诸如心房纤颤(afib)，其中消融心脏组织以终止电通路并阻断可能引起心律紊乱的错误电脉冲。例如，导管可通过皮肤中的切口插入，并引导至心脏，在此处导管用于在心脏组织上形成消融灶。

对心脏组织进行消融之前，也可用导管来检测心脏的电活动以用于生成心脏标测图（例如，高分辨率标测图）。例如，通过多个放置在不同心脏区域处的导管电极获得心脏的心内(ic)心电图(ecg)信号（即，记录一段时间，诸如20到30秒）。监测所获得的信号并且将其与指示三维(3d)空间中电极的位置的位置信息一起用于创建心脏的动态标测图。根据对标测图的视觉评估，可确定心脏的关注区域(roi)，该关注区域可包括致使心率不规则将成为消融靶区的心脏区域。

用于生成心脏标测图并消融器官组织的常规导管包括篮状导管和气囊导管。篮状导管通常将许多电极放置成接触心脏表面，使得心腔的电极覆盖率足以提供对心脏电活动的准确标测。然而，这些篮状导管的电极可能无法很好地贴合心腔壁。这种不贴合性在形状复杂的左心房中非常明显。因此，一些篮状电极与心腔接触不良（例如，部分接触或没有接触），使得无法通过这些电极获得电信号。

气囊导管放置在心腔内并且包括充气以扩大心脏的开孔或通道的部分。与篮状导管相比，这些气囊导管的电极通常提供与心腔更好的接触。然而，气囊导管的尺寸通常比所标测的心腔的尺寸小得多，以防止对生理流体（例如，血液）的流动造成限制（即，阻塞血液流动）。因此，气囊导管提供的心腔电极覆盖率低于篮状导管，这可能导致心脏电活动图示的精确度更低。

本申请公开了具有充气式部件的导管，这些充气式部件被构造成防止对生理流体的流动造成限制，同时维持足以对心脏电活动提供准确标测的心腔电极覆盖率。实施方案包括用于标测心脏以及用于标测心脏并消融组织二者的导管。

本文所述的实施方案获得准确的电活动测量值，以在单次心跳以及一段时间内对心腔进行标测。实施方案实现了与腔体标测能力相符的高密度标测，使得不需要将导管移到心脏腔室内的不同位置以获得电活动数据来对心脏腔室进行标测。

本文也公开了有利于消融边界线控制的系统、装置和方法。例如，实施方案包括具有构造在导管表面上的多个单独电极的电极阵列，以提供高分辨率标测并且可组合成一个或多个电极组，每个电极组作为一个较大的电极，从而有利于创建用于消融的消融轮廓图。

现在参考图1，其示出了示例性医疗系统20的图示，该系统可用于生成并显示信息52（例如，患者一部分的解剖模型和信号信息）。工具诸如工具22，可以是任何用于诊断或治疗处理的工具诸如具有用于标测患者28的心脏26的电势的多个电极的导管。另选地，这些工具（如作适当变动）可用于对解剖结构诸如心脏、胃部、或其它身体器官的不同部分进行其它治疗和/或诊断。

操作员30可以将工具22插入患者解剖结构的一部分诸如患者28的脉管系统，使得工具22的末端56进入心脏26的腔室内。控制台24可以用磁位置感测来确定工具在心脏26内的3-d位置坐标（例如，末端56的坐标）。为了确定位置坐标，控制台24中的驱动电路34可通过连接器44驱动场发生器36，以在患者28的解剖结构内产生磁场。

场发生器36包括一个或多个放置在患者28体外的已知位置处的发射器线圈（未在图1中示出），所述发射器线圈被构造成在预定工作体积内产生磁场，该预定工作体积包括患者解剖结构的关注部分。可用不同频率来驱动每个发射线圈以发射恒定的磁场。例如，在示于图1中的示例性医疗系统20中，一个或多个发射器线圈可放置在患者28的躯体之下，并且每根线圈被构造成在预定工作体积内产生磁场，该预定工作体积包括患者的心脏26。

如图1所示，磁场位置传感器38可设置在工具22的末端56处。根据磁场的振幅与相位，磁场位置传感器38生成指示工具的3-d位置坐标（例如，顶端56的位置坐标）的电信号。这些电信号可传送至控制台24以确定工具的位置坐标。电信号可通过线45传送至控制台24。

另选地，或者除了有线传送之外，电信号可（例如）通过工具22处的无线通信接口（未示出）以无线方式传送至控制台24，无线通信接口可以与控制台24中的输入/输出(i/o)接口42通信。例如，美国专利6,266,551，其公开内容以引用方式并入本文，尤其描述了无线导管，该导管并未以物理方式连接到信号处理和/或计算装置，并且通过引用方式并入本文。相反，发射器/接收器附接到导管的近侧端部。发射器/接收器使用无线通信方法诸如ir、rf、蓝牙、或声波传输来与信号处理和/或计算装置通信。无线数字接口和i/o接口42可根据本领域已知的任何合适的无线通信标准运行，诸如ir、rf、蓝牙、ieee802.11系列标准中的一项标准（例如，wi-fi）、或hiperlan标准。

尽管图1示出了设置在工具22的末端56处的单个磁场位置传感器38，但是工具可包括一个或多个磁场位置传感器，每个传感器设置在任何工具部分处。本文所述的工具（例如，导管）也可在没有3-d标测系统的情况下使用。磁场位置传感器38可包括一个或多个微型线圈（未示出）。例如，磁场位置传感器可包括沿着不同轴线取向的多个微型线圈。另选地，磁场位置传感器可包括另一类型的磁传感器或其它类型的位置转换器，诸如基于阻抗的位置传感器或超声位置传感器。

信号处理器40被构造成处理信号以确定工具22的位置坐标，包括位置坐标和取向坐标两者。在上文中描述的位置感测方法在由biosensewebsterinc.(diamondbar,calif)生产的carto标测系统中得以实现，并且在本文引用的专利和专利申请中有详细描述。

工具22也可包括末端56内所包含的力传感器54。力传感器54可测量工具22（例如，工具的末端56）对心脏26的心内膜组织施加的力，并生成发送给控制台24的信号。力传感器54可包括通过末端56中的弹簧连接的磁场发射器和接收器，并且可根据对弹簧挠度的测量生成力的指示信息。此类探头和力传感器的其它细节在美国专利申请公布2009/0093806和2009/0138007中有所描述，这些专利申请公布的公开内容以引用方式并入本文。另选地，末端56可包括另一类型的可使用（例如）光纤或阻抗测量的力传感器。

工具22也可包括电极48，该电极联接到末端56并且被构造成用作基于阻抗的位置转换器。除此之外或另选地，电极48可被构造成测量一个或多个位置处的某种生理特性，例如，（例如，心脏组织的）局部表面电势。电极48可被构造成施加rf能以消融心脏26中的心内膜组织。

尽管示例性医疗系统20可被构造成使用基于磁的传感器来测量工具22的位置，但是可使用其它位置跟踪技术（例如，基于阻抗的传感器）。磁位置跟踪技术（例如）在美国专利5,391,199、5,443,489、6,788,967、6,690,963、5,558,091、6,172,499、6,177,792中有所描述，这些专利的公开内容以引用方式并入本文。基于阻抗的位置跟踪技术（例如）在美国专利5,983,126、6,456,828和5,944,022中有所描述，这些专利的公开内容以引用方式并入本文。

i/o接口42可使控制台24能够与工具22、身体表面电极46和任何其它传感器（未示出）交互。根据通过i/o接口42和医疗系统20的其它部件从身体表面电极46接收的电脉冲以及从工具22接收的电信号，信号处理器40可确定工具在3-d空间中的位置并生成显示信息52，该显示信息可以在显示屏50上显示。

信号处理器40可包含在通用计算机中，其具有合适的前端和接口电路以用于从工具22接收信号并控制控制台24的其它部件。信号处理器40可使用软件编程，以执行本文所述的功能。例如，可通过网络以电子形式将软件下载到控制台24，或者可在非临时性有形介质诸如光学、磁学、或电子存储器介质上提供软件。另选地，可通过专用或可编程的数字硬件部件来执行信号处理器40的一些或全部功能。

在图1所示的示例中，控制台24通过缆线44连接到身体表面电极46，每个电极使用粘贴到患者皮肤的贴片（例如，图1中围绕电极46的圆圈所示）附接到患者28。身体表面电极46可包括一个或多个集成在柔性基底上的无线传感器节点。一个或多个无线传感器节点可包括无线发射/接收单元(wtru)，所述单元实现本地数字信号处理、无线链路以及微型化可充电电池。除了或替代贴片，身体表面电极46也可使用由患者28穿戴的制品定位到患者身上，这些制品包括身体表面电极46并且也可包括一个或多个指示穿戴制品的位置的位置传感器（未示出）。例如，身体表面电极46可嵌入到背心中，该背心被构造成由患者28穿戴。手术期间，身体表面电极46通过如下方式协助提供工具（例如，导管）在3-d空间中的位置：检测通过心脏组织极化和去极化所生成的电脉冲，以及通过缆线44将信息传输到控制台24。身体表面电极46可配有磁位置跟踪，并且可有助于识别与跟踪患者28的呼吸周期。除了或替代有线通信，身体表面电极46可通过无线接口（未示出）与控制台24或彼此进行通信。

在诊断处理期间，信号处理器40可呈现显示信息52，并且可将表示该信息52的数据存储到存储器58中。存储器58可以包括任何合适的易失性和/或非易失性存储器，诸如随机存取存储器或硬盘驱动器。操作员30能够使用一个或多个输入设备59来操控显示信息52。另选地，医疗系统20可包括第二操作员，第二操作员在操作员30操控工具22时操控控制台24。应当注意，图1所示的构造为示例性构造。可使用并实施医疗系统20的任何合适构造。

图2是示出医疗系统200的示例性部件的框图，在该系统中可实现本文所述的特征结构。如图2所示，系统200包括导管202、处理设备204、显示设备206和存储器212。如图2所示，处理设备204、显示设备206和存储器212是计算设备214的一部分。在一些实施方案中，显示设备206可与计算设备214分开。计算设备214也可包括i/o接口，诸如图1所示的i/o接口42。

如图2所示，导管202包括多个导管电极208，所述电极用于检测心脏在一段时间内的电活动。导管202也可包括一个或多个传感器216，该一个或多个传感器包括（例如）：用于提供位置信号以指示导管202在3-d空间中的位置的传感器（例如，磁场位置传感器）；以及用于在心脏组织消融期间提供消融参数信号的传感器（例如，位置传感器、压力或力传感器、温度传感器、阻抗传感器）。示例性系统200也包括一个或多个与导管202分开的其它传感器210，所述传感器用于提供指示导管202在3d空间中的位置的位置信号。

示例性系统200中所示的系统202也包括rf发生器218，其通过导管202供应高频电能以用于消融导管202所处位置处的组织。因此，导管202可用于采集电活动以用于生成心脏标测图以及消融心脏组织。然而，如上所述，实施方案可包括导管，该导管用于采集生成心脏标测图的电活动，但不用于消融心脏组织。

处理设备204可包括一个或多个处理器，每个处理器被构造成处理ecg信号，记录一段时间内的ecg信号，过滤ecg信号，将ecg信号分离成信号分量（例如，斜率、波形、复合体），以及生成与合并ecg信号信息以用于在显示屏206上显示多种电信号。处理设备204也可生成并插入标测信息以用于在显示设备206上显示心脏标测图。处理设备204可包括一个或多个处理器（例如，信号处理器40），所述处理器被构造成处理从传感器（例如，另外的一个或多个传感器210和导管传感器216）获得的位置信息以确定位置坐标与取向坐标。

处理设备204也被构造成驱动显示设备206使用标测信息和ecg数据来显示心脏的动态标测图（即，时空标测图）和心脏的电活动。显示设备206可包括一个或多个显示屏，每个显示屏被构造成显示代表一段时间内心脏电活动的时空表现的心脏标测图，以及显示一段时间内从心脏获得的ecg信号。

导管电极208、一个或多个导管传感器216以及另外的一个或多个传感器210可与处理设备204进行有线或无线通信。显示设备206也可与处理设备204进行有线或无线通信。

处理设备204可在操作员30的指导下将导管202的一个或多个电极208连接到rf发生器218以用于在心脏26的内表面上形成具有引导形状（例如，曲线）的病灶。

图3和图4示出工具诸如，导管202的示例性郁金香型气囊部分300的不同状态。郁金香气囊部分300位于，例如为细长轴形式的导管主体部分302的末端处。如图3所示，郁金香型气囊部分300包括四个充气式节段304，每个充气式节段的形状与郁金香花瓣的形状类似。图3和图4所示的充气式节段的数目仅为示例性的。郁金香型气囊部分可包括不同数目的充气式节段（例如，少于或多于四个节段）。另外，图3和图4所示的充气式节段304的形状为示例性的。郁金香型充气式节段可具有不同于图3和图4所示的充气式节段304的形状。充气式节段304可以用聚氨酯来构造。

如图3所示，四个充气式节段304包括一对相对的第一充气式节段304（即，图3中的左节段和右节段）和一对相对的第二充气式节段304（即，图3中的上节段和下节段）。充气式节段304中的每个充气式节段均包括位于每个充气式节段304处的孔洞306，使得充气式节段306的中心处于相应的孔洞306之内。然而，图3和图4所示的孔洞306的形状、位置和数目仅为示例性的。例如，许多孔洞可设置在每个充气式节段304的不同位置处。

在一些实施方案中，一个或多个充气式节段可包括用于为生理流体提供流经孔洞306的通路的突起。例如，如图3所示，相对第二充气式节段304对中的每个第二充气式节段包括两个脊308形式的突起，该突起从气囊节段304的内表面突出并且延伸在充气式节段304的相对端部之间。图3和图4所示的脊308的形状、位置和数目也为示例性的。充气式节段304可包括任意数目的突起诸如脊，所述突起被构造成为生理流体提供流经孔洞306的通路。在一些实施方案中，郁金香型气囊部分不包括任何突起。

充气式节段304中的每充气式节段包括设置在其外表面上310上的多个电极（例如，200个电极），这些电极用于（例如）获得一段时间内器官（例如，心脏26）不同区域中的电信号。为了更好地说明郁金香型气囊部分300的其它特征结构（例如，充气式节段304的特征结构），图3和图4没有示出电极。然而，能够理解，电极可设置在郁金香型气囊部分300的不同位置处。例如，电极既可设置在充气式节段304的外表面310上，也可设置在充气式节段304的外表面与内表面上（例如，设置在内表面上的电极可用作外表面上电极的参考电极以用于测量单极icecg信号）。

充气式节段304被构造成使得设置在充气式节段304的外表面310上的电极208在充气时接触心室壁的内表面（例如，图4所示的内表面402），以检测心脏26的电活动。尽管图3和图4没有示出，但是电极208也可设置在充气式节段304的内表面上。这些电极可用作icecg参考电极。

郁金香型气囊部分300也可包括导管主体部分302的末端中的一个或多个位置传感器（例如，图1所示的磁场位置传感器38）。为了更好地说明郁金香型气囊部分300的特征结构（例如，充气式节段304的特征结构），图3和图4省略了位置传感器。然而，能够理解，一个或多个位置传感器可设置在郁金香型气囊部分300的不同位置处。例如，一个或多个充气后的节段304可包括位置传感器。位置传感器可嵌入充气后的节段304内或设置在其内表面或其外表面上。

郁金香型气囊部分的一个或多个充气式节段可以与一个或多个其它的充气式节段重叠。例如，图3示出了与相邻的第一充气式节段304重叠的郁金香型气囊部分300的相对第二充气式节段304对中的每一者。如图3所示，第二充气式节段304的第一端部部分312（图4中的充气式上节段）与第一充气式节段304（图4中的充气式左节段）重叠，并且第二充气式节段304的第二端部部分314与第一充气式节段304（图4中的充气式右节段）重叠。

在图3所示的第一打开状态下，第一充气式节段304与相邻的第二充气式节段304的脊308接触。例如，如图3所示，第一充气式节段304（图4中的充气式左节段）与第二充气式节段304（图4中的充气式上节段）的第一端部部分312的脊308接触，并且第一充气式节段304（图4中的充气式右节段）与第二充气式节段304的第二端部部分314的脊308接触。

充气式节段304用柔性材料构造。因此，当第一充气式节段304充气并接触第二充气式节段304的脊308时，第一充气式节段304弯曲，使得与第一充气式节段304的端部部分相比，中间部分（即，包括图3中的孔洞306的部分）从郁金香型气囊部分300的内部延伸出来更长。如果心室的尺寸类似于（例如，心房的轴线长度和气囊的长度类似）图3所示状态下的郁金香型气囊部分300的尺寸，第一充气式节段304的弯曲形状致使设置在部分314处的第一充气式节段304的外表面310上的电极208接触心室壁的内表面。第一充气式节段304的弯曲形状也致使外表面310的部分316与心室内表面隔开，并且为生理流体提供另外的流动通路。

左心房的尺寸在纵向轴线上例如是50mm至80mm（从隔膜到脊），并且在正交轴线上是30mm至50mm。右心房的尺寸更窄，并且长度类似。在一个实施方案中，左右心房中气囊的部署方向是相应心房的最长轴线。充气后气囊的尺寸可适应完整的心房尺寸。

图4示出了在心脏26的心室内，处于第二打开状态下的郁金香型气囊部分300。为了示出处于第二打开状态下的充气式节段304在心脏26的心室内的位置，图4中没有示出心脏26的心室部分。在第二打开状态下，因为心室的尺寸大于上文针对图3所述的心室的尺寸，所以郁金香型气囊部分300的充气式节段304进一步打开至其在图4中所示的位置。如图4所示，当郁金香型气囊部分300处于第二打开状态时，充气式节段304与心室的内表面402接触。充气式节段304与相邻的气囊节段304不重叠并且彼此隔开，从而形成相邻充气式节段304之间的间隙404。因此，在图4所示的第二打开状态下，设置在充气式节段304的外表面310上的电极208（图4未示出）接触心室的内表面402以获得心脏26的电信号，而充气式节段304之间的间隙404为生理流体提供另外的流动通路。

图5和图6示出了工具诸如导管202的示例性弹簧式末端部分500的不同状态。弹簧气囊部分500位于，例如导管主体部分302的末端处。如图5和图6所示，弹簧气囊部分500包括外壳502。外壳502是充气式带，该充气式带包括同心缠绕的充气式节段504（即，包括一系列的同心环带）。图5和图6所示的示例性弹簧气囊部分500示出了单个同心缠绕的充气式节段504（即，单个螺旋体）。然而，实施方案可包括任何数目的同心缠绕的充气式节段（例如，双螺旋体、三螺旋体等）。为了示出充气式节段504在心脏26的心室内的位置，图5和图6中没有示出心脏26的部分。

同心缠绕的充气式节段504包括设置在该充气式节段的外表面上的多个电极，以获得一段时间内心脏26的不同区域处的电信号。为了更好地说明弹簧气囊部分500的特征结构，图5和图6没有示出电极。然而，能够理解，电极可设置在弹簧气囊部分500的不同位置处。例如，电极可设置在同心缠绕的充气式节段504的外表面上，以及设置在同心缠绕的充气式节段504的外表面和内表面两者上。充气式节段504被构造成使得设置在充气式节段504的外表面上的电极在充气时接触心室的内表面402，以检测心脏26的电活动。当定位在节段504的外表面上时，电极208可用于将rf能输送至心脏26。

图5示出了处于第一状态的弹簧气囊部分500。如图所示，外壳502形成与心脏26的心室形状类似的椭球体（蛋状）形。同心缠绕的充气式节段504的外表面以及设置在同心缠绕的充气式节段504的外表面上的电极（图5未示出）接触器官（例如，心室）的内壁。同心缠绕的充气式节段504类似于弹簧展开那样分离以形成间隙506（例如，同心环带之间的连续间隙），该间隙为生理流体提供流动通路。因此，在不阻挡生理流体流动的情况下，弹簧气囊部分500提供足以对心脏电活动进行准确标测的电极覆盖率（例如，获得准确的电活动测量值以标测在一次心跳中的心腔）。

图6示出处于第二状态的充气式节段500的部分。在第二状态中，因为心室的尺寸大于上文针对图5所述的心室的尺寸，所以同心缠绕的充气式节段504打开至其在图6中所示的位置。在第二状态中，同心缠绕的充气式节段504的外表面接触心室的内表面402，从而致使设置在外表面上的电极接触心室的内表面402并获得电信号。另外，与第一打开状态相比，同心缠绕的充气式节段504的同心环带彼此间隔得更远，从而致使间隙506变得更大并为生理流体提供更大的流动通路。

图7-图10示出了电极阵列构造的不同示例，其中电极合并成一个或多个电极组，每个电极组作为用于消融规程的更大电极。图7示出了电极阵列700的消融边界线的顶视图，其中用于提供高分辨率标测的各个电极集702被合并以模拟用于消融的消融宏电极。可以（例如，通过处理器）选择一个或多个电极并与一个或多个电极合并，以提供更大的消融电极。

图7所示的电极阵列700包括电极集702的矩阵，每个电极集包括六个单独的电极。如图7所示，将来自电极集702的不同电极进行分组（例如，通过处理器选择）以形成图7所示的椭圆所表示的消融宏电极704。如图所示，消融宏电极704包括两个电极集702a（每个电极集具有六个电极）和两个电极集702b（每个电极集具有四个电极）。宏电极704中（即，椭圆中）的每个电极可进行合并以作为单个大消融电极或者作为一系列消融电极。

图8示出了图7所示的电极阵列700的消融边界线的侧面透视图。图8也示出了用电极阵列700（例如，在60摄氏度下）对组织进行消融所形成的预测病灶802。

图9是电极阵列900另一构造的图示，该电极阵列包括七个电极902，这七个电极分在一个圈内以形成宏电极904。宏电极904模拟消融电极，其中小电极902合并并且获得将会在消融期间使用的组合能量。图9所示的电极数目以及电极组的圈的形状仅为示例性的。电极阵列可包括任意数目的电极以提供宏电极，所述电极经过分组而成的构造不同于图9所示的构造，所述宏电极具有将会在消融期间使用的能量。

图7-图9中所示的电极阵列构造（例如，电极的数目、电极组的形状）仅为示例性的。实施方案可包括具有任意数目电极的电极阵列以提供宏电极，所述电极经过分组而成的构造不同于图7-图9所示的构造，所述宏电极具有将会在消融期间使用的能量。在消融规程期间，可以对形成任意形状的任意数目的电极进行分组（例如，通过处理器选择）以形成用于消融的宏电极。

图10是电极阵列1000另一构造的图示。如图10所示，电极阵列1000包括彼此等距的电极1002的矩阵。如图10所示，一部分电极1002分成一组以形成宏电极1004或作为用于形成视情况而定的消融曲线的一组宏电极。

本文所述的任何功能和方法可以在通用计算机、处理器或处理器内核中实现。合适的处理器包括例如：通用处理器、专用处理器、常规处理器、数字信号处理器(dsp)、多个微处理器、与dsp核相关联的一个或多个微处理器、控制器、微控制器、专用集成电路(asic)、现场可编程门阵列(fpga)电路、任何其它类型的集成电路(ic)和/或状态机。可通过使用经处理的硬件描述语言(hdl)指令和包括网络表的其它中间数据的结果（此类指令能够被存储在计算机可读介质上）来设置制造流程，从而制造出此类处理器。此类处理的结果可以是掩码作品(maskwork)，其随后在半导体制造过程中用于制造实现本公开的特征结构的处理器。

本文所述的任何功能和方法可在并入非暂时性计算机可读存储介质中的计算机程序、软件或固件中实现，以用于由通用计算机或处理器执行。非暂时性计算机可读存储介质的示例包括只读存储器(rom)、随机存取存储器(ram)、寄存器、高速缓冲存储器、半导体存储器设备、磁介质诸如内部硬盘和可移动磁盘、磁光介质和光学介质诸如cd-rom盘，以及数字通用光盘(dvd)。

应当理解，基于本文的公开内容，许多变型都是可能的。虽然在上文以特定组合描述了特征和元件，但是每个特征或元件可单独使用而无需其它特征和元件，或者在具有或不具有其它特征和元件的情况下以各种组合一起使用。