CN107440790A - 具有预应变框架的篮形导管 - Google Patents

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Abstract

本发明题为“具有预应变框架的篮形导管”。本发明公开了一种导管，所述导管在所述导管主体的远侧端部处具有篮形电极组件，所述篮形电极组件由具有电极的多个脊形成。所述多个脊可由框架形成，所述框架被预应变成具有比所述篮形电极组件的膨胀布置的直径大的直径和比所述篮形电极组件的膨胀布置的长度小的长度。

Description

具有预应变框架的篮形导管
技术领域
本发明涉及用于在心脏中进行标测和/或消融的电生理(EP)导管。
背景技术
现在，常常使用包括用于标测心脏电活动的电生理传感器的心脏导管来执行对心脏中电势的标测。通常，根据心脏内的位置感测并记录心内膜中的时变电势，然后将其用于标测局部电描记图或局部激活时间。由于通过心肌传导电脉冲所需的时间，心内膜中各点的激活时间不同。在心脏中任何点处的该电传导的方向常规地由激活矢量表示，该激活矢量垂直于等电激活波前，这两者都可来自激活时间的标测图。该激活波前通过心内膜中任意点的传播速率可表示为速度矢量。对该激活波前和传导场进行标测有助于医师识别和诊断异常现象，诸如心室和心房心动过速以及室性和房性纤颤，这些异常现象可由心脏组织中受损的电传播区域导致。
心脏激活信号传导中的局部缺陷可通过观察以下现象来识别：诸如多个激活波前、激活矢量的异常集中、或者速度矢量的变化或该矢量与正常值的偏差。此类缺陷的实施例包括折返性区域，该折返性区域可与已知为复杂碎裂电图的信号模式相关联。一旦缺陷通过此类标测定位，就可对其进行消融(如果其功能反常)或以其他方式处理，以便尽可能恢复心脏的正常功能。作为举例说明，当心脏组织区向相邻组织异常地传导电信号时，可发生包括心房纤颤的心律失常，从而破坏正常的心动周期并造成心律不齐。用于处理心律失常的程序包括破坏导致心律失常的信号的起源，以及破坏此类信号的传导途径，例如通过形成消融灶以隔离异常部分。因此，通过导管施加能量来选择性地消融心脏组织，有时可能的是停止或修改从心脏的一部分至另一部分的不需要的电信号的传播。该消融处理通过形成非传导性消融灶来破坏不需要的电通路。
通过提供具有多个电极的导管可获得若干优点，以允许同时地或者在不需要重新定位导管的前提下标测更大区域和/或产生多个消融灶。一个合适的构型为篮形电极组件，诸如共同转让的美国专利5,772,590、6,748,255和6,973,340中所述，所述专利申请中每一个的整体内容均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，并且包括多个脊，该多个脊在其近侧端部和远侧端部处连接。每个脊至少包括一个电极。该篮形组件具有膨胀布置，在该膨胀布置中脊径向向外弯曲；和塌缩布置，在该塌缩布置中脊大体沿导管主体的轴线布置。
出于诊断目的，期望的是篮形电极组件能够在尽可能少的心跳情况下(包括单个心跳)检测出已部署电极组件的区域(例如左右心房)中尽可能多的电功能。为了可靠地实现这个目的，应当将篮形件部署到特定构型内，该构型定位脊以利用该脊承载的电极获得感兴趣区域中组织的均匀覆盖。相似地，当采用篮形导管来递送用于治疗程序(诸如组织消融)的能量时，在部署篮形组件时实现特定脊构型有助于确保该脊承载的电极中的一个或多个被定位在预期的处理位点。对于许多篮形导管，期望的是篮形电极组件在呈现膨胀布置时具有球形构型以实现这些目的。
篮形电极组件的构型在膨胀时可由弹性材料的内部框架来赋形，该弹性材料的内部框架在无约束时(诸如当篮形电极组件被推出引导导管时)呈现为膨胀布置。然而，传统导管设计在实现期望的球形构型方面存在困难，原因在于覆盖框架的脊的其他部件所产生的阻力。例如，非导电管材可被设置在部署了电极的框架的脊之上。另外，根据每个脊所承载的电极的数目，显著量的布线可为必需的以提供必要的电连接。这些和其他可产生显著的阻力，该阻力趋于使脊保持为伸直构型而不是径向向外弯曲成期望的球形构型。相应地，尽管传统篮形导管目的可为在部署成膨胀布置时呈现球形构型，但是脊的阻力可导致篮形电极组件呈现为比球形更椭圆的构型，使得篮形电极组件的纵向轴线(即从近侧极点到远侧极点的距离)大于直径。因此，此类传统篮形电极组件在部署时可不是球形的并且可没有实现期望的覆盖率。
因此，希望提供用于改善这些组织的篮形电极组件的框架。值得注意的是，希望提供补偿由脊部件引入的阻力的框架。相似地，希望提供在将篮形电极组件部署为其膨胀布置时呈现预期构型的框架。以下材料中所述的本公开的技术满足这些和其他需要。
发明内容
本公开涉及一种导管，所述导管具有带近侧端部和远侧端部的细长导管主体和位于导管主体的远侧端部处的篮形电极组件。篮形电极组件可包括多个脊，所述多个脊在其近侧端部和远侧端部处连接，每个脊包括多个电极。篮形电极组件可具有膨胀布置，该膨胀布置具有长度和直径，在膨胀布置中脊径向向外弯曲，和塌缩布置，在该塌缩布置中脊大体上沿导管主体的纵向轴线布置。脊可由框架形成，该框架被预应变成具有比篮形电极组件的膨胀布置的直径大的直径和比篮形电极组件的膨胀布置的长度小的长度。
在一个方面，框架可由形状记忆材料形成。框架可为整体的并且由材料的截断管形成。
在一个方面，脊可包括非导电覆盖件。至少部分地由于该非导电覆盖件，膨胀布置的长度可大于预应变框架的长度并且膨胀布置的直径可小于预应变框架的直径。
在一个方面，篮形电极组件的膨胀布置可具有大约球形构型。因此，预应变框架的直径可大于预应变框架的长度。在另一个实施方案中，篮形电极组件的膨胀布置可具有大约椭圆形构型。因此，预应变框架的直径可等于或小于预应变框架的长度。根据该实施方案，预应变框架的直径与预应变框架的长度的比率可在大约2:1至8:10的范围内。
本公开还包括用于篮形电极组件的框架。该框架可具有用于篮形电极组件的脊的多个柔性芯，其中所述框架具有比篮形电极组件的膨胀布置的直径大的预应变直径和比篮形电极组件的膨胀布置的长度小的预应变长度。框架的预应变直径可小于框架的预应变长度。根据该实施方案，预应变框架的直径与预应变框架的长度的比率可在大约2:1至8:10的范围内。
本公开还包括用于处理的方法，该方法可涉及提供导管，该导管包括具有近侧端部和远侧端部的细长导管主体和位于导管主体的远侧端部处的篮形电极组件，该篮形电极组件包括多个脊，该多个脊在其近侧端部和远侧端部处连接，每个脊包括多个电极，其中脊由框架形成，该框架被预应变成具有直径和长度，利用处于塌缩布置的互连框架将具有篮形电极组件的导管的远侧端部推进至患者体内的期望区域，在所述塌缩布置中脊大体上沿导管主体的纵向轴线布置，并使篮形电极组件呈现膨胀布置，在膨胀布置中脊从导管主体的纵向轴线径向向外弯曲使得至少一个电极与组织接触，其中该膨胀布置具有比预应变框架的长度大的长度并且该膨胀布置具有比预应变框架的直径小的直径。
在一个方面，可接收来自与组织接触的至少一个电极的电信号。另选地或附加地，可将射频能量递送到与组织接触的至少一个电极以形成消融灶。
本公开还包括用于制造篮形电极的方法，该篮形电极在处于膨胀布置时具有长度和直径，并且具有多个脊，该多个脊在其近侧端部和远侧端部处连接。该方法可包括：将框架预应变成具有比篮形电极组件的膨胀布置的直径大的直径和比篮形电极组件的膨胀布置的长度小的长度，其中框架形成篮形电极组件的脊。
在一个方面，可将部件施加到脊，该部件使膨胀布置的长度大于预应变框架的长度并且使膨胀布置的直径小于预应变框架的直径。该部件可包括用于脊的非导电覆盖件。
在一个方面，使框架预应变可包括使框架预应变成具有比框架的长度大的框架的直径，使得篮形电极组件在呈现膨胀布置时具有大约球形构型。
附图说明
其他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篮形电极组件导管的顶部平面图。
图2为根据一个实施方案的篮形电极组件的脊的细节。
图3为根据一个实施方案的用于球形篮形电极组件的预应变框架的示意图。
图4为根据一个实施方案的用于椭圆形篮形电极组件的预应变框架的示意图。
图5为根据一个实施方案的在左心房内的具有预应变框架的篮形电极组件的示意图。
图6为根据一个实施方案的利用具有预应变框架的篮形电极组件的侵入式医疗规程的示意图。
具体实施方式
首先，应当理解本公开不受特定示例性材料、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的实践中。
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”是指“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他示例性实施方案。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。
最终，如本说明书和所附权利要求中所用，除非内容另有明确说明，否则单数形式“一个”、“一种”和“所述”包括复数含义。
如上文所述，心脏腔室内的某些类型的电活动不是周期性的。实施例包括动脉颤振或心房纤颤，以及起源于由梗塞引起的心室壁中的疤痕的室性心动过速。每次心跳，此类电活动均是无规的。为了分析或“标测”这种类型的电活动，希望尽可能快地获得“图像”，诸如在一个心跳内。换句话讲，可在十分之一秒内同时获得标测图或图像的所有点根据本公开的技术，具有多个脊的组件可部署一系列电极以精确地标测这种电活动。
另外，可将射频能量递送至所选的处理区域以进行基于消融的处理，包括例如通过阻断电传导来隔离不规则电信号的源。利用单极性装置的聚焦消融得益于在空间和相对于组织接合两方面上的定向递送的射频能量以及导管放置的局部反馈。然而，聚焦消融规程通常涉及相对较长的规程时间，因此医师需要整合一系列“量化的”射频消融以形成具有期望特性的消融灶，诸如产生连续圆周阻隔，该连续圆周阻隔围绕目标静脉口。另外，使用聚焦单极电极需要相当的医师技能水平来增强外周导航系统以便精确地和可靠地定位电极。相应地，具有多个脊的组件可部署一系列电极以在多个位置处同时递送消融能量。
根据本公开的技术，篮形电极组件可呈现期望的膨胀布置，诸如球形构型，以更紧密地符合患者心脏的解剖结构，以便精确地标测这种电活动或者将能量递送至目标处理区域。通过采用预应变框架，由脊部件引入的阻力可被克服以允许篮形电极组件部署成预期构型以更紧密地符合患者的解剖结构。
为了有助于示出本公开的方面，图1描述了导管10，其中细长导管主体12具有近侧端部和远侧端部以及在导管主体的近侧端部的控制柄部14，其中篮形电极组件16具有多个脊18，每个脊均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。可采用任何数目的脊18。例如，具有相对较高密度的电极阵列的篮形电极组件可具有八、十、十二或更多脊。根据应用，可使用更少脊，诸如两个或更多个。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，诸如在每个脊十至十二个电极的范围内。在其他应用中，可根据需要采用更少数目的电极。另外，可沿每个脊均匀地分配电极或者朝近侧、朝中心或朝远侧偏斜以有利于分析测得的电信号或者访问患者解剖结构的期望区域。在一些实施方案中，电极20中的一个或多个可被配置为递送射频能量以消融邻近电极的组织。
导管主体12为柔性的，即能够弯曲的，但是沿其长度基本上不能压缩。导管主体12可为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。外壁包括不锈钢等的嵌入式编织网，以增大导管主体12的扭转刚度，使得当旋转控制手柄14时导管主体的远侧端部将以对应的方式旋转。导管主体12的外径不是至关重要的，但大体应该尽可能小并且可根据期望的应用不大于约10弗伦奇(french)。同样，外壁的厚度不是至关重要的，但是可为足够薄的以使得中心管腔可容纳牵拉构件线、引导线、传感器缆线和任何其他线、缆线或管。如果需要，外壁的内表面可衬有加强管(未示出)，从而提供改善的扭转稳定性。美国专利号6,064,905描述并示出了适于与本发明结合使用的导管主体构造的示例，该专利申请的全部公开内容以引用方式并入本文。另外，可将一个或多个位置传感器22提供在邻近篮形电极组件16的导管10的远侧端部附近，如图1示意性所示。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。传感器可响应于来自外线圈的磁场从而产生电位置信号，以能够确定导管10的远侧端部在心脏腔体内的位置(例如，位置和取向)。
篮形电极组件16可具有在脊18不受约束时呈现的预成形的膨胀布置。在膨胀布置中，脊18径向向外弯曲，以使得篮形电极组件具有纵向长度L和直径D。脊18还可呈现塌缩布置，诸如当受引导鞘约束时，与导管主体12大体上线性对齐以使外径最小化以用于插入患者体内并且从患者体内抽出。如上文所述，例如通过具有L大约等于D的球形构型，膨胀布置可使电极20压缩或者更靠近腔壁或被定位的篮形电极组件16的其他区域。可基于患者的解剖结构选择篮形电极组件16的总体尺寸以提供与待调查或处理的患者区域(诸如右心房或左心房)的紧密配合。
可通过采用合适基底材料的框架来构建篮形电极组件16。在一个方面，形状记忆材料可用于辅助呈现膨胀布置和塌缩布置。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，这允许镍钛诺具有根据其温度相的“记住形状”。奥氏体相是镍钛诺的具有简单立方晶体结构的较强、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，篮形电极组件16在由此类材料形成时可具有三维形状，该三维形状可容易塌缩以送入引导鞘并且然后在递送到患者的期望区域时在移除引导鞘时容易地返回至其膨胀的形状记忆构型。在一个示例性实施方案中，框架可由镍钛诺海波管通过激光切割或者其他类似技术形成，以提供整体的框架。例如，可使用大约8mil至9mil壁厚的3mm管。另选的实施方案可由单个线材或其他构件形成。
图2示出了合适构造的一个实施例，其中细化了脊18的部分。篮形电极组件16的框架形成由非导电覆盖件26环绕的柔性芯24，环形电极20中的一个或多个安装在该覆盖件上。非导电覆盖件26可包括生物相容性塑料管材，诸如聚氨酯或聚亚胺管材，但是可采用其他构型。另外，布线28可包括电极20的引线，该引线嵌入或者以其他方式结合到非导电覆盖件26内。在一些实施方案中，该技术在2013年4月11日提交的名称为“HIGH DENSITYELECTRODE STRUCTURE”的美国专利申请序列号No.13/860,921和2013年10月25日提交的名称为“CONNECTION OF ELECTRODES TO WIRES COILED ON A CORE”的美国专利申请序列号No.14/063,477中有所描述，上述专利申请的整体内容以引用方式并入本文。对于脊18承载的其他部件(包括温度传感器、位置传感器)而言，布线28必要时还可包括引线或导体。在其它实施方案中，脊18可包括其他部件，诸如冲洗内腔、光导纤维等。
如上所述，篮形电极组件16的框架可被预成形以使得在部署时被呈现为膨胀布置。然而，由脊18承载的部件，诸如上述的非导电覆盖件26、电极20和布线28，可抵抗呈现预期的预成形构型。例如，非导电覆盖件26可趋于使得脊18保持处于塌缩布置，其中脊与导管10的纵向轴线大体上对齐。一般而言，脊18承载的任何部件在处于膨胀布置时可阻碍呈现预期的构型。作为举例说明，框架可被预成形为具有球形构型，但是由于脊18承载的部件(除了柔性芯24)产生的阻力，脊18可没有径向向外弯曲至足以实现球形构型的量，导致长度大于直径的更椭圆的膨胀布置。
因此，本公开的技术设计利用预应变框架，该预应变框架具有被调制为克服脊18的部件的阻力的构型。在一个实施方案中，如图3所示，期望呈现球形膨胀布置的用于篮形电极组件16的框架30可被预应变成具有大于长度L的直径D。膨胀布置的其他预期几何结构可通过适当调整预应变框架的尺寸来实现。一般而言，预应变框架30可具有比预期膨胀布置的直径大的直径D并且可具有比预期膨胀布置的长度小的长度L。预应变框架偏离预期膨胀布置的相对量可根据需要调整，并且可至少部分地依赖于脊18承载的部件的特性。返回至具有预期的球形膨胀布置的篮形电极组件16的上下文，框架30可具有大约2:1至6:5的范围内的D对L的比率。例如，为了实现具有48.2mm直径的球形篮形电极组件，框架28可具有60.9mm的D和38.6mm的L。
另一个实施方案示于图4中，其中框架32被预应变为具有等于或大于直径D的长度L，以提供具有椭圆形构型的篮形电极组件。将框架32结合到篮形电极组件内再次导致长度大于预应变长度并且直径小于预应变直径的膨胀布置，原因在于脊18上的部件引入的阻力。例如，框架32可具有在大约1:1至8:10的范围内的D对L的比率。应当理解，选择预应变框架的合适的D:L比率可克服脊上部件的阻力以产生具有膨胀布置(该膨胀布置具有期望构型)的篮形电极组件。作为举例说明，对于球形和椭圆形构型而言预应变框架的合适的D:L比率可在大约2:1至8:10的范围内并且可导致与膨胀布置装配的篮形电极具有大约3:2至7:10的范围内的D:L比率。
应当理解，通过采用预应变框架，所得的篮形电极组件将呈现膨胀布置，该膨胀布置更紧密地符合预期构型。继而，篮形电极组件可部署电极阵列，该电极阵列更完全地覆盖所定位的区域。另外，在获得这些益处的同时保持相同程度的柔韧性。相比而言，通过使得框架更硬来尝试克服由脊承载的部件的阻力，诸如通过增加柔性芯的宽度和/或厚度，将牺牲柔韧性，这可增加对与篮形电极组件接触的组织造成创伤的风险，以及增加将脊压缩成用于递送的塌缩布置的难度，和/或降低篮形电极组件在患者脉管系统的曲折的解剖结构中导航的能力。
在一个方面，电生理学者可将引导鞘、导丝以及扩张器引入患者体内，如在本领域中所公知的。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Biosense Webster,Inc.(Diamond Bar,CA))和DiRexTM引导鞘(可商购自(BARD(MurrayHill,NJ))。插入导丝、移除扩张器、并且通过引导鞘引入导管，由此牵拉构件的导丝内腔允许导管经由导丝穿过。在如图4所描绘的示例性规程中，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)。
应当理解，引导鞘40在塌缩位置覆盖篮形电极组件16的脊18，使得整个导管可穿过患者的脉管系统抵达期望位置。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。当不受约束时，篮形电极组件16的脊18径向向外弯曲以呈现膨胀布置。通过部署预应变框架30，膨胀布置更紧密地符合预期构型，使得电极20被部署成具有更完全覆盖率的阵列。具体地，随着篮形电极组件16径向膨胀，电极20接触心房组织，允许电生理学家利用电极20标测局部激活时间和/或进行消融。
为帮助示出篮形电极组件16的使用，图5为根据本发明实施方案的侵入式医疗规程的示意图。在远侧端部具有篮形电极组件16(在该图中未示出)的导管10可在近侧端部具有连接器50以用于从它们相应的电极20(在该图中未示出)连线至控制台52，用于记录和分析它们检测的信号和/或用于递送能量以消融组织。电生理学家54可将导管10插入到患者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，其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还可接收来自一个或多个位置传感器的信号，该位置传感器设置在邻近篮形电极组件16的导管10的远侧端部，诸如位置传感器22。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位置(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。以举例的方式，位置感测的这种方法可利用CARTOTM系统实施，该系统由Biosense Webster Inc.(Diamond Bar,Calif.)生产并且在美国专利Nos.5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612和6,332,089，在PCT专利公布WO 96/05768，以及在美国专利申请公布2002/0065455 A1、2003/0120150 A1和2004/0068178 A1中有详细描述，上述公开的内容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，可相对于电极阵列组件16朝近侧和朝远侧定位至少两个位置传感器。远侧传感器相对于近侧传感器的坐标可被确定，并且联合与篮形电极组件16的构型相关的其他已知信息，用于寻找电极20中的每一个的位置。
已结合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。如本领域中的普通技术人员应了解，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。

Claims (19)

1.一种导管，所述导管包括具有近侧端部和远侧端部的细长导管主体和位于所述导管主体的所述远侧端部处的篮形电极组件，所述篮形电极组件包括多个脊，所述多个脊在它们的近侧端部和远侧端部处连接，每个脊包括多个电极，其中所述篮形电极组件具有膨胀布置和塌缩布置，所述膨胀布置具有长度和直径，在所述膨胀布置中所述脊径向向外弯曲，在所述塌缩布置中所述脊大体上沿所述导管主体的纵向轴线布置，并且其中所述脊由框架形成，所述框架被预应变成具有比所述篮形电极组件的所述膨胀布置的直径大的直径和比所述篮形电极组件的所述膨胀布置的长度小的长度。
2.根据权利要求1所述的导管，其中所述框架包括形状记忆材料。
3.根据权利要求2所述的导管，其中所述框架为整体的并由材料的截断管形成。
4.根据权利要求1所述的导管，其中所述脊还包括非导电覆盖件。
5.根据权利要求4所述的导管，其中至少部分地由于所述非导电覆盖件，所述膨胀布置的长度大于所述预应变框架的长度并且所述膨胀布置的直径小于所述预应变框架的直径。
6.根据权利要求1所述的导管，其中所述篮形电极组件的所述膨胀布置具有大约球形构型。
7.根据权利要求6所述的导管，其中所述预应变框架的直径小于所述预应变框架的长度。
8.根据权利要求1所述的导管，其中所述篮形电极组件的所述膨胀布置具有大约椭圆形构型。
9.根据权利要求1所述的导管，其中所述预应变框架的直径与所述预应变框架的长度的比率在大约2:1至8:10的范围内。
10.一种用于篮形电极组件的框架，所述框架包括用于所述篮形电极组件的脊的多个柔性芯，其中所述框架具有比所述篮形电极组件的膨胀布置的直径大的预应变直径和比所述篮形电极组件的膨胀布置的长度小的预应变长度。
11.根据权利要求10所述的框架，其中所述框架的预应变直径小于所述框架的预应变长度。
12.根据权利要求10所述的框架，其中所述预应变框架的直径与所述预应变框架的长度的比率在大约2:1至8:10的范围内。
13.一种用于处理的方法，包括：
提供导管，所述导管具有带近侧端部和远侧端部的细长导管主体和位于所述导管主体的所述远侧端部处的篮形电极组件，所述篮形电极组件包括多个脊，所述多个脊在它们的近侧端部和远侧端部处连接，每个脊包括多个电极，其中所述脊由被预应变成具有直径和长度的框架形成；
利用处于塌缩布置的互连框架将具有所述篮形电极组件的所述导管的远侧端部推进至患者体内的期望区域，在所述塌缩布置中所述脊大体上沿所述导管主体的纵向轴线布置；以及
使所述篮形电极组件呈现膨胀布置，在所述膨胀布置中所述脊从所述导管主体的纵向轴线径向向外弯曲使得至少一个电极与组织接触，其中所述膨胀布置具有比所述预应变框架的长度大的长度并且所述膨胀布置具有比所述预应变框架的直径小的直径。
14.根据权利要求13所述的方法，还包括接收来自与组织接触的所述至少一个电极的电信号。
15.根据权利要求13所述的方法，还包括将射频能量递送至与组织接触的所述至少一个电极以形成消融灶。
16.一种制造篮形电极的方法，所述篮形电极在处于膨胀布置时具有长度和直径，并具有多个脊，所述多个脊在它们的近侧端部和远侧端部处连接，所述方法包括将框架预应变成具有比所述篮形电极组件的所述膨胀布置的直径大的直径和比所述篮形电极组件的所述膨胀布置的长度小的长度，其中所述框架形成所述篮形电极组件的所述脊。
17.根据权利要求16所述的方法，还包括将部件施加到所述脊，所述部件使得所述膨胀布置的所述长度大于所述预应变框架的长度并使得所述膨胀布置的直径小于所述预应变框架的直径。
18.根据权利要求17所述的方法，其中所述部件包括用于所述脊的非导电覆盖件。
19.根据权利要求16所述的方法，其中使所述框架预应变包括使所述框架预应变成所述框架的所述直径比所述框架的所述长度大，使得所述篮形电极组件在呈现所述膨胀布置时具有大约球形构型。
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