CN110234290B - 用于能量管理的导管电极 - Google Patents

Abstract

用于增强能量递送和组织标测的效率和功效的方法、系统和设备。一种系统包括具有多个电极的治疗元件、和能量发生器，所述能量发生器被配置为以各种模式将电能脉冲递送至所述电极。例如，电极可以被布置成紧密间隔的对。所述能量发生器可以将标测能量单独地递送至每对中的每个电极以标测组织并且可以将消融能量一起递送至每对中的电极，使得每对像单个电极那样被处理，以递送消融能量，比如相邻对之间的双极消融能量。一种系统包括至少一个凹形电极，所述凹形电极的构型将能量集中并驱使所述能量更深地进入组织中。一种系统包括有源电极之间的中性电极，所述能量发生器选择性地耦合所述中性电极以改变消融模式。

Description

用于能量管理的导管电极

技术领域

本发明涉及用于增强消融能量递送和组织标测的效率和功效的方法、系统和设备。具体地，本发明涉及改进的电极、电极构型和能量递送模式。

背景技术

心律失常是心脏的正常节律被打断的情况。某些类型的心律失常(包括室性心动过速和心房纤颤)可以通过消融(例如，射频(RF)消融、脉冲RF消融、脉冲电场消融、冷冻消融等)来治疗。消融手术的成功主要取决于在所述手术过程中产生的(多处)损伤的质量和充分性。例如，损伤必须足够深以破坏致心律失常组织或充分干扰或隔离心肌组织内的异常电传导。进一步地，可能期望的是，(多处)损伤是连续的，因此在更大的面积上产生均匀的消融模式，而不是单独的较小损伤。多电极阵列有助于在基本上连续的组织部分上进行能量递送。在一些情况下，可以在这种阵列中的两个或更多个电极之间递送能量以产生连续损伤(通常称为双极消融或双极方式)。

通常，可以通过消融设备的电极从与心脏组织的接触中记录心内电描记图标测信号，这可能使设备的治疗区域的设计复杂化。例如，所述电极必须彼此足够靠近，以便从组织记录高质量的标测信号，并且可以区分局部激活和远场去极化。然而，所需的标测间隔太小对于双极消融技术而言是不理想的。

发明内容

本发明有利地提供了用于增强消融能量递送和组织去极化以及电压标测的效率和功效的方法、系统和设备。在一个实施例中，一种用于递送消融能量的系统可以包括：医疗设备，所述医疗设备被配置为消融和标测组织，所述医疗设备包括具有多个电极的治疗元件，所述电极被布置成多个第一电极和第二电极对，每个电极对中的所述第一电极与所述第二电极分开第一距离，每个电极对分开的第二距离大于所述第一距离；以及能量发生器，所述能量发生器与所述治疗元件通信，所述能量发生器被配置为：将所述多个电极中的每一个电极电连接至所述能量发生器；将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电连接，使得每隔一个电极对具有相同的极性；以及将消融能量传输至所述多个电极，使得能量在电极对之间递送。

在这个实施例的一个方面，所述第一距离可以在约1.0mm与约2.0mm之间。在这个实施例的一个方面，所述第二距离可以在约2.0mm与6.0mm之间。

在这个实施例的一个方面，所述系统可以进一步包括标测心内电描记图(EGM)信号记录系统和导航系统，当所述能量发生器不传输消融能量时，所述能量发生器进一步被配置为：将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；将所述多个电极中的每一个电极连接至所述EGM信号记录系统和所述导航系统；以及在允许所述信号记录系统记录来自所述电极对中的每一个电极对的心内电描记图信号时将导航能量传输至所述多个电极中的每一个电极和从所述多个电极中的每一个电极接收导航能量中的至少一种操作；以及当使用基于电势的导航系统时，通过所述多个电极中的每一个电极传输和接收导航能量中的至少一种操作，同时允许所述标测信号记录系统记录来自所述多个电极中的每一个电极的心内电描记图信号。

在这个实施例的一个方面，所述系统可以进一步包括心脏信号记录系统以及定位和导航系统，当所述能量发生器不传输消融能量时，所述能量发生器进一步被配置为：将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；将所述多个电极中的每一个电极连接至所述心脏信号记录系统以及所述定位和导航系统；将心脏电活动测量结果传输至所述心脏信号记录系统；并且向或从所述多个电极中的每一个电极传输定位和导航信号。

在这个实施例的一个方面，所述多个电极可以是第一多个电极，所述治疗元件进一步具有第二多个电极，所述第二多个电极中的每个电极位于所述第一多个电极的相邻电极对之间。在这个实施例的一个方面，当所述能量发生器传输消融能量时，所述第二多个电极可以与所述能量发生器和所述标测信号记录系统电断开。

在这个实施例的一个方面，所述治疗元件可以进一步具有载体元件，所述多个电极中的每一个电极都位于所述载体元件上。在这个实施例的一个方面，治疗元件可以具有扩张构型，在所述扩张构型中，所述载体元件具有基本上呈圆形的形状，或者所述载体可以具有基本上线性形状。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的系统可以包括：医疗设备，所述医疗设备包括具有多个电极的治疗元件，所述电极被布置成多组第一电极、第二电极和第三电极；以及能量发生器，所述能量发生器与所述治疗元件通信，所述能量发生器被配置为：将每个电极组中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；将每隔一个电极组的所述第一电极和所述第二电极电连接至所述能量发生器的第一极性；将多个剩余电极组中的每一个组中的所述第一电极和所述第二电极电连接至所述能量发生器的第二极性；将每个电极组的所述第三电极与所述能量发生器电断开；以及将消融能量传输至所述多个电极，使得相邻电极组在其间递送双极能量，从而在递送能量时允许电极间隔有效地更宽且电极面积有效地更大。

在这个实施例的一个方面，所述能量发生器可以进一步被配置为：将每个电极组中的所述第二电极和所述第三电极彼此电连接；将每隔一个电极组的所述第二电极和所述第三电极电连接至所述能量发生器的第一极性；将多个剩余电极组中的每一个组中的所述第二电极和所述第三电极电连接至所述能量发生器的第二极性；将每个电极组的所述第一电极与所述能量发生器电断开；以及将消融能量传输至所述多个电极，使得相邻电极组在其之间递送双极能量。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的设备可以包括：细长本体，所述细长本体包括远端部分和近端部分；以及位于所述细长本体的所述远端部分处的治疗元件，所述治疗元件包括至少一个凹形电极，所述至少一个凹形电极具有凹圆柱形构型和半球形构型中的至少一种。

在这个实施例的一个方面，所述治疗元件可以具有线性构型，所述至少一个凹形电极是多个凹形电极，所述多个凹形电极中的每一个具有凹圆柱形构型。

在这个实施例的一个方面，所述至少一个凹形电极可以包括具有半球形构型的凹形远端尖端电极，所述细长本体进一步包括最远端尖端，并且所述治疗元件具有线性构型。在这个实施例的一个方面，所述凹形远端尖端电极可以凹陷在细长本体内距细长本体的最远端尖端一段距离。

在这个实施例的一个方面，所述至少一个凹形电极可以包括多个凹形电极，每个凹形电极具有凹圆柱形构型，所述治疗元件包括承载所述多个凹形电极的柔性载体元件。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的设备可以包括细长本体，所述细长本体包括远端部分和近端部分以及在细长本体的远端部分处的治疗元件，所述治疗元件包括至少一个电极和至少一个绝缘的周向突起区段，所述至少一个绝缘的周向突起区段处于紧邻所述至少一个电极之间，所述至少一个绝缘的周向突起区段具有直径大于所述至少一个电极的最大直径的至少一个周向突起。

在这个实施例的一个方面，治疗元件可以进一步包括载体元件，所述至少一个电极和所述至少一个绝缘突起区段中的每一个位于载体元件上，所述至少一个电极的最大直径大于载体元件的直径。

在这个实施例的一个方面，所述至少一个绝缘的周向突起区段可以具有第一端部和第二端部，所述至少一个绝缘的周向突起区段具有在具有第一直径的第一端部处的第一突起、和在具有第一直径的第二端部处的第二突起以及在所述第一突起与所述第二突起之间具有第二直径的长度，所述第一直径大于所述第二直径。

在这个实施例的一个方面，治疗元件可以包括绝缘的载体元件，所述绝缘的载体元件限定所述至少一个绝缘的周向突起区段。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的系统可以包括：治疗元件，所述治疗元件包括至少两个有源电极和至少两个中性电极，所述至少两个中性电极中的两个位于所述至少两个有源电极中的两个之间；以及能量发生器，所述能量发生器与所述治疗元件通信，所述能量发生器被配置为：将消融能量递送至至少两个有源电极；以及在将消融能量递送至所述至少两个有源电极期间，选择性地将所述至少两个中性电极彼此电耦合和解耦。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的系统可以包括：具有第一极性和第二极性的能量发生器；以及治疗元件，所述治疗元件包括：与第一极性和第二极性中的一个电通信的至少一个有源电极；以及与第一极性和第二极性中的另一个电通信的多个有源电极。

在这个实施例的一个方面，所述至少一个有源电极可以包括一个有源电极。在这个实施例的一个方面，所述多个有源电极可以包括至少八个电极。

在一个实施例中，一种用于递送消融能量的系统可以包括：第一医疗设备，所述第一医疗设备包括具有多个电极的治疗元件，所述多个电极具有第一至少一个电极和第二至少一个电极，所述第一至少一个电极和所述第二至少一个电极是不同的，所述第二至少一个电极包括比所述第一至少一个电极更多数量的多个电极；第二医疗设备，所述第二医疗设备包括接地电极；以及与治疗元件通信的能量发生器，所述能量发生器被配置为选择性地：通过所述多个电极递送双极能量；以及通过所述多个电极和接地电极递送单极能量。能量发生器进一步被配置为通过第一至少一个电极递送具有第一极性的能量并且通过第二至少一个电极递送具有第二极性的能量，使得与第二至少一个电极相比，通过第一至少一个电极递送更大量的能量。

在这个实施例的一个方面，所述多个电极可以包括与能量发生器电断开的第三至少一个电极。

在这个实施例的一个方面，所述多个电极可以包括九个电极，所述第一多个电极包括两个电极，并且所述第二多个电极包括五个电极。

在这个实施例的一个方面，治疗元件可以包括具有至少基本上呈圆形形状的载体元件，所述多个电极径向地分布在所述载体元件上，第一至少一个电极位于载体元件上的第一位置处，并且第二至少一个电极位于载体元件上与第一位置成约180°的第二位置处。在这个实施例的一个方面，第一至少一个电极和第二至少一个电极包括相同数量的电极。

附图说明

通过结合附图进行考虑时参考以下详细说明，将更容易更全面理解本发明及其伴随优点和特征，在附图中：

图1示出了第一示例性系统，所述第一示例性系统包括用于记录高保真EGM记录以及递送脉冲电场消融能量的医疗设备；

图2示出了第二示例性系统，所述第二示例性系统包括用于记录高保真EGM记录以及递送脉冲电场消融能量的第一医疗设备、以及用于提供替代性电递送路径的第二医疗设备；

图3示出了具有第一电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第一递送模式递送消融能量；

图4示出了具有第一电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第二递送模式递送消融能量；

图5示出了具有第一电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第三递送模式递送消融能量；

图6示出了具有第二电极构型的医疗设备的远端部分；

图7示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第一消融方式的第一递送模式递送消融能量；

图8示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第一消融方式的第二递送模式递送消融能量；

图9示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第二消融方式的第一递送模式递送消融能量；

图10示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第二消融方式的第二递送模式递送消融能量；

图11示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第二消融方式的第三递送模式递送消融能量；

图12示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第三消融方式的第一递送模式递送消融能量；

图13示出了具有第三电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第三消融方式的第二递送模式递送消融能量；

图14示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第一递送模式递送消融能量；

图15示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第二递送模式递送消融能量；

图16示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第三递送模式递送消融能量；

图17示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第四递送模式递送消融能量；

图18示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第五递送模式递送消融能量；

图19示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第六递送模式递送消融能量；

图20示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第七递送模式递送消融能量；

图21示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第八递送模式递送消融能量；

图22示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第九递送模式递送消融能量；

图23示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第十递送模式递送消融能量；

图24示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第十一递送模式递送消融能量；

图25示出了具有第四电极构型的医疗设备的远端部分，所述电极以第十二递送模式递送消融能量；

图26示出了通过以梯度分布形式递送能量而产生的示例性消融模式；

图27示出了目前已知的环形电极与凹形电极的第一实施例之间的比较；

图28示出了治疗元件的包括两个或更多个凹形电极的一部分；

图29示出了展示电极间隔与损伤深度之间的示例性关系的曲线图；

图30示出了凹形电极的第二实施例；

图31示出了来自具有平坦远端面的当前已知尖端电极的电场分布；

图32示出了来自具有凹形远端面的尖端电极的电场分布；

图33示出了具有凹形尖端电极的医疗设备的远端部分的侧视图；

图34示出了具有图32的凹形尖端电极的医疗设备的远端部分的透视图；

图35示出了治疗元件的一部分，所述部分包括与多个第一实施例的绝缘突起区段交替的多个电极；

图36示出了绝缘突起区段的多个轮廓的比较；

图37示出了治疗元件的一部分，所述部分包括多个第一实施例的电极以及至少一个第二实施例的绝缘突起区段；

图38示出了治疗元件的一部分，所述部分包括多个第二实施例的电极和至少一个第二实施例的绝缘突起区段；

图39示出了治疗元件的一部分，所述部分包括多个电极和至少一个第三实施例的绝缘突起区段；

图40示出了包括多个电极和多个第四实施例的绝缘突起区段的治疗元件；

图41示出了具有多个有源电极和多个中性电极的医疗设备的远端部分，所述有源电极递送消融能量并且所述中性电极彼此电断开；

图42示出了图41的医疗设备的远端部分，所述有源电极递送消融能量并且所述中性电极彼此电连接；

图43示出了通过如图41中示出的将消融能量递送至组织而在组织中形成的示例性损伤；以及

图44示出了通过如图42中示出的将消融能量递送至组织而在组织中产生的示例性消融模式。

具体实施方式

本文披露的设备和系统通过增强损伤形成和深度并提高标测信号质量来提高治疗手术的功效。

在详细描述根据本披露的示例性实施例之前，应注意的是，部件在附图中已通过常规符号在适当的情况下被呈现，仅示出了与理解本披露内容的实施例相关的这些具体细节以便不会以细节模糊本披露内容，这些细节对于因本文中的描述受益的本领域普通技术人员而言将是非常明显的。为简单起见，可以不将电场示出为实际比例或取向，以便简单地描绘单相或双相脉冲电压或电流的相对极性。

如本文所使用的，比如“第一”、“第二”、“顶部”和“底部”等关系术语可以仅用于将一个实体或元件与另一个实体或元件区分开，而不必要或暗示这些实体或元件之间的任何物理或逻辑关系或顺序。本文所使用的术语仅用于描述特定实施例的目的，并且不旨在对本文所描述的概念做出限制。如本文中所使用的，除非上下文另外明确指示，否则单数形式“一个(a)”、“一个(an)”和“所述(the)”旨在同样包括复数形式。将进一步理解的是，当在本文中使用时，术语“包括(comprises)”、“包括(comprising)”、“包括(includes)”和/或“包括(including)”指定所述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件的存在，但不排除一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或其组的存在或添加。

除非另有限定，否则本文中所使用的所有术语(包括技术术语和科学术语)具有与本披露内容所属领域的技术人员通常理解的相同的含义。将进一步理解的是，本文所使用的术语应该被解释为具有与其在本说明书和相关技术的上下文中相一致的含义，并且将不会在理想化或过分正式的意义下被解释，除非在此明确地这样限定。

在本文所描述的实施例中，连结术语“与……通信”等可以用于指示电或数据通信，这可以例如通过物理接触、感应、电磁辐射、无线电信令、红外信令或光信令来实现。术语“有源”或“供电”可以用于指示连接至电能源的正极性或负极性的电极，从而在这种供电但相反极性电极之间产生电流。以类似的方式，被称为“中性”、“无源”、“断开”、“解耦”或“未被供电”的电极是在这种能量递送期间未连接至电能源的任一极性的那些电极。以类似的方式，在从有源电极递送能量期间，有源电极以及无源标测电极可以在能量递送期间与标测系统断开，并且在能量递送停止时重新连接至电描记图标测系统。另外，在有源电极对之间的一组能量递送之后，可以反转有源电极和中性电极的角色，使得有源对变为中性，并且先前的中性电极变为有源电极，因此基本上改变了第一组能量递送与第二组能量递送之间的电场向量。本领域普通技术人员将理解，多个部件可以互操作，并且可以实现电气和数据通信的修改和变化。

现在参考附图，其中相同的附图标记是指相同的元件，图1中示出了根据本发明的原理构成的一种医疗系统的第一示例性实施例，并且所述医疗系统通常被标记为“10”。系统10通常可以包括比如导管等医疗设备12，所述医疗设备可以直接耦合至能量供应(比如包括能量控制、递送和监测系统的脉冲电场或射频(RF)发生器14)，或者通过设备电极分配系统16(其在本文中也可以称为导管电极分配系统或CEDS)间接地耦合至所述能量供应。系统10还可以包括远程控制器20，所述远程控制器与发生器14通信，以用于操作和控制发生器14的各种功能。进一步地，医疗设备12可以包括用于在医疗设备12与治疗部位之间进行能量、治疗、和/或研究性交互的一个或多个诊断或治疗区域。作为非限制性示例，(多个)治疗区域可以将脉冲电场电穿孔能量和/或射频能量递送至所述(多个)治疗区域附近的组织区。

医疗设备12既可以用作治疗设备也可以用作标测设备。医疗设备12可以包括可穿过患者的脉管系统和/或可传送至用于诊断或治疗的组织区域附近的细长本体22。例如，设备12可以是可经由鞘管或血管内导引器(未示出)递送至组织区域的导管。细长本体22可以限定近端部分26、远端部分28和纵向轴线30，并且可以进一步包括一个或多个管腔，所述一个或多个管腔被布置在细长本体22内，从而在细长本体近端部分26与细长远端部分28之间提供机械连通、电通信和/或流体连通。

医疗设备12可以进一步包括一个或多个治疗元件32，所述一个或多个治疗元件处于细长本体远端部分28处、耦合至所述细长本体远端部分或在所述细长本体远端部分上，以用于在医疗设备12与治疗部位或区域之间的能量、治疗和/或研究性交互。作为非限制性示例，设备12可以包括治疗元件32，比如图1至图12中所示的治疗元件，所述治疗元件包括承载多个电极38的载体元件36。载体元件36可以在线性构型与扩张构型之间转换，在所述扩张构型中载体元件36具有弓形或基本上呈圆形的构型。例如，载体元件36可以在扩张构型中形成环，所述环可以位于与细长本体纵向轴线30基本正交的平面中。扩张载体元件36的平面取向可以有助于将多个电极38放置成与治疗部位处的组织接触。替代性地，医疗设备12可以具有基本上线性的构型，其中多个电极38位于沿着细长本体远端部分28(例如，局灶导管)的至少一部分的长度的公共纵向轴线上。

多个电极38还可以执行诊断功能，比如收集心内电描记图(EGM)和/或单相动作电势(MAP)以及执行心内部位的选择性起搏以用于诊断目的。可以将测得的信号从设备电极能量分配系统16传送至记录系统输入盒40，所述记录系统输入盒可以包括在发生器14中或与所述发生器集成。多个电极38还可以使用基于阻抗的测量以及到设备电极能量分配系统16的连接来监测到目标组织的接近度以及与这些组织的接触质量。设备电极能量分配系统16可以包括高速继电器，以在能量递送手术期间将特定电极38与发生器14断开/重新连接。紧随着脉冲能量递送之后，继电器可以重新连接(多个)电极38，因此它们可以用于诊断目的。

虽然未示出，但系统10可以包括一个或多个传感器，以监测整个系统的操作参数，此外还监测、记录或以其他方式传送医疗设备12内的测量结果或状况、或者医疗设备12的远端部分所处的周围环境。(多个)传感器可以与发生器14和/或电极分配系统16通信，以用于在医疗设备12的操作期间启动或触发一个或多个警报或治疗递送修改。

医疗设备12可以包括耦合至细长本体近端部分26的手柄42。手柄42可以包括用于标识和/或用于控制医疗设备12或系统的另一部件的电路系统。另外，手柄42还可以包括可与发生器14和/或电极分配系统16配合以在医疗设备12与发生器14和/或电极分配系统16之间建立通信的连接器。手柄42还可以包括一个或多个致动或控制特征，所述一个或多个致动或控制特征允许用户从医疗设备12的近端部分控制、偏转、转向或以其他方式操纵医疗设备12的远端部分。

电穿孔是导致细胞膜变为“渗漏”的现象(即，可渗透分子，细胞膜可以以其他方式对所述分子不可渗透或可半渗透)。也可被称为电渗透、脉冲电场处理、非热不可逆电穿孔、不可逆电穿孔、高频不可逆电穿孔、纳秒电穿孔或纳米电穿孔的电穿孔涉及施加高振幅脉冲以引起施加能量的组织细胞的生理改性(即，透化)。这些脉冲优选地可以是短的(例如，纳秒、微秒或毫秒脉冲宽度)以便允许施加高电压、高电流(例如，20安培或更多安培)，而没有可能会导致显著组织加热和肌肉刺激的(多个)长持续时间的电流流动。脉冲电能可以诱导微观缺陷的形成，所述微观缺陷导致细胞膜的过度透化。取决于电脉冲的特性，电穿孔细胞可以在电穿孔后存活，称为“可逆电穿孔”或在电穿孔后死亡，称为“不可逆电穿孔”(IEP)。可逆电穿孔可以用于将包括遗传物质和其他大分子或小分子的试剂传送至靶细胞中以用于各种目的，包括改变心肌细胞的动作电势。

这样，发生器14可以包括处理电路系统，所述处理电路系统包括与一个或多个控制器和/或包含软件模块的存储器通信的处理器46，所述软件模块包含指令或算法以提供本文所描述的和/或给定医疗手术所需的特征、序列、计算或程序的自动操作和执行。系统10可以进一步包括通过设备电极分配系统16与发生器14通信的多个表面ECG电极48。所述多个表面ECG电极48可以是定位和导航系统49的一部分，所述定位和导航系统允许通过向和从发生器14传输和接收定位和导航信号来允许在患者体内的三维空间内定位电极。当表面电极48施加于患者的皮肤时，其可以用于例如监测患者的心脏活动以确定在心动周期的期望部分处的脉冲串递送时序(即，记录和传输对发生器14的电活动测量结果)和/或用于导航和定位患者体内的设备12。除了监测、记录或以其他方式传送医疗设备12内的测量结果或状况、或医疗设备12的远端部分28所处的周围环境之外，可以通过到多电极设备的连接进行附加测量，比如发生器14和/或设备12中的温度、电极-组织界面阻抗、递送的电荷、电流、功率、电压、功等。表面ECG电极48可以与发生器14通信，以用于确定在医疗设备12的操作期间启动或触发一个或多个警报或治疗递送的心动周期期间的时序。附加的中性电极患者接地贴片(未示出)可以用于估计所期望的双极电路径阻抗，以及在检测到不期望和/或不安全状况时监测并警告操作者。如本文所使用的，术语“双极消融”或“双极能量”可以指在两个设备电极之间而不是在单个设备电极与接地电极之间递送电脉冲(例如，如在单极消融中的情况那样)。发生器14可以被配置为在递送脉冲电场消融治疗脉冲的全系列或“脉冲串”之前递送采样脉冲。这样的初步采样脉冲可以提供电极之间的相对电阻抗的测量和对不适当的电极构型(比如可能导致例如短路情况的重叠电极)的警告。另外，这样的初步脉冲可以用于将这种情况评估为各个电极的相对接近度，以确保在随后的能量递送期间将适当的电压施加至电极。还可以施加这些初步脉冲来评估电极是否相对于靶组织正确地定位。可以在有或没有自动、立即、随后递送一个或多个治疗脉冲串的情况下递送初步脉冲。

发生器14可以向医疗设备12提供电脉冲，以对患者体内的心脏组织或其他组织(比如肾组织、气道组织和心脏空间内的器官或组织)执行电穿孔手术。具体地，发生器14可以被配置和编程为递送适于实现期望的脉冲高压消融(称为“脉冲场消融”或“脉冲电场消融”)和/或脉冲射频消融的脉冲高压电场。作为参考，本披露的非射频脉冲高压消融效果可区别于DC电流消融，以及伴随常规RF技术的热诱导消融。例如，由发生器14递送的脉冲串可以以小于30kHz的频率递送，并且在示例性构型中，可以以小于1kHz的频率递送，所述1kHz是比射频治疗更低的频率。根据本披露的脉冲场能量可以足以诱导细胞死亡，以用于完全阻断沿着或穿过心脏组织的异常导电路径、破坏如此消融的心脏组织传播或传导心脏去极化波形和相关联电信号的能力的目的。另外或替代性地，发生器14可以被配置和编程为递送适于实现组织消融的RF能量。

参考图2，示出了医疗系统的第二示例性实施例。图2中所示的系统10’的部件可以与图1的系统10中示出和描述的部件相同或至少基本相同(如通过使用引用的相应附图标记所指示的)。然而，图2中所示的系统可以另外包括与设备电极分配系统16’和发生器14’通信的第二医疗设备50。除了在同一阵列上的特定电极对之间使用的纯双极向量之外，第二医疗设备50还可以用于提供替代性的电向量(即，递送)路径。第二医疗设备50可以是具有附加电极34’的导丝，所述附加电极可以从可扩张元件30’的远端38’缩回和延伸。可扩张元件30’可以与组织壁接触并且具有如基于阻抗测量和电描记图记录所讨论的感测能力。第二医疗设备50上的电极34’可以是设备10上的最远端电极。另外，当可扩张元件30’被放置在血管内或某个组织附近时，第二医疗设备50可以用于引导和稳定。此外，可以从第二医疗设备50部署附加设备(未示出)以用作附加电极构型。附加设备可以是可扩张元件，并且可以用于增强不同电极的消融效果。

第二医疗设备50可以包括用作返回电极的元件51。因此，元件51可以具有适合于用作留置回流路径的相对较大的表面面积(例如，比第一医疗设备12’的治疗元件32’的治疗电极38’的表面面积大的表面面积)。元件51可以被定位在治疗元件32’附近，例如在肺动脉、腔静脉、主动脉、心包空间、食道或其他留置位置内。在脉冲电场能量的递送期间，可以在治疗元件32’的所选电极38’之间使用一系列不同的双极能量向量，之后或之前是在第二医疗设备50的多个电极38’与留置元件51之间进行的能量递送。多个电极38’与元件51之间的能量递送被认为是单极能量递送，因为第二医疗设备50(元件51)的电极面积大于第一医疗设备12’的电极面积(电极38’)。可以通过定位第二医疗设备和元件51来控制消融效果。例如，第二医疗设备50的留置元件51可以被定位在右心室或左心室流出道内，比如在肺动脉系统内或主动脉内。另外或替代性地，元件51可以被定位在心脏的冠状窦或大冠状静脉内。来自这些位置的场向量可以通过这些区中的左心房壁来促进透壁损伤的产生。进一步地，以这种单极方式进行的能量递送可以与以双极方式(即，在第一医疗设备12’的电极38’之间)进行的能量递送相结合。这种系统可以用于本文所讨论的任何递送模式，从而增加了使用返回电极元件51同样以单极方式递送能量的选项。

参考图3至图25，示出了包括治疗元件32和能量递送模式的医疗设备的远端部分28的实施例。如以下所讨论的，一些递送模式在治疗期间按顺序递送，并且不一定是独立的递送模式。在图3至图25中示出的能量场(即，围绕电极38的同心圆)仅用于说明，并不一定准确地表示由电极38递送的实际能量场的大小和构型。进一步地，本文讨论的递送模式不一定是相互排斥的，并且可以在消融手术期间组合。

现在参考图3，示出了具有第一电极构型38的治疗元件32。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。尽管术语“多个”用于指代多个电极38中的不同电极组，但将理解的是，单个电极38可以具有针对特定电极组描述的特性。也就是说，为简单起见，单个电极可以称为“多个电极”以用于与不同的多个电极进行比较的目的。因此，本文提到的多个电极可以包括至少一个电极。例如，包括多个电极38的治疗元件32可以包括第一至少一个电极38a和第二至少一个电极38b。

作为非限制性示例，图3中示出了十八个电极，其中，在每个电极上示出了连续电极编号(用数字1至18标记，本文称为电极E1至E18)。每个电极38可以由比如金属等导电材料构成。每个电极38可以相对较小，长度在约1.0mm与约2.0mm之间，并且可以具有比载体元件36的直径大的直径，使得电极38从载体元件36突起。这个尺寸差异可以使(多个)电极38推入与其接触的组织中，这可以增强标测信号(例如，EGM和/或MAP)质量。进一步地，电极38可以在载体元件36上被布置成紧密间隔的对。在图3中，有九对电极，并且每对包括电极38a和38b。例如，每对电极38a、38b之间的空间52可以在约1.0mm与约2.0mm之间。相邻电极对38a、38b之间的空间54可以更大，例如，在约2.0mm与约6.0mm之间。电极构型可以提供来自紧密间隔的对38a、38b的高保真EGM记录。将理解的是，治疗元件32可以包括第一电极(例如，图3中的E1)和最后一个电极(例如，图3中的E18)，并且本文所讨论的间隔可以应用于从第一电极到最后一个电极的电极。换言之，第一电极可以与最后一个电极间隔的距离不同于本文所提供的示例性距离。

尽管可以使用其他能量形式，但是将参考图3至图13讨论对脉冲电场能量的递送。当递送脉冲电场消融能量时，可以以将每个紧密间隔的电极对38a、38b视为单个电极的方式递送。换言之，每对中的两个电极38a、38b可以彼此电连接。使用这种构型进行的能量递送可以近似从具有当前已知电极构型(比如包括具有较大间隔(例如，3.75mm)的较大电极(例如，3.0mm电极)的构型)的设备进行的能量递送。然而，图3中所示的构型可以提供比当前使用的具有更大电极以及大于3.0mm的更大间隔的电极构型更高质量的EGM记录。

在没有递送消融能量时，设备电极分配系统16可以通过独立地将每个电极38连接至记录系统40来允许来自紧密间隔的电极对的双极EGM记录。为了递送消融能量，设备电极能量分配系统16电连接电极对38a、38b以将所述对作为单个电极处理。因此，电极38可以用于递送消融能量和记录标测信号两者。这种构型允许将相对较高的施加电压施加至与相邻对分开足够距离的电极对，以产生所期望的电场强度分布和均匀的消融。例如，当相邻或邻近对以相反的极性通电时(如在双极消融中的情况那样)，电极对38a、38b之间的较大间隔54可以提供足够的间隔。

如图4和图5所示的，通过每隔一个电极对38a、38b递送消融能量可以实现更大的消融效果。例如，如图4中所示的，可以仅通过第一电极对38a、38b(电极1和2)、第三电极对38a、38b(电极5和6)、第五电极对38a、38b(电极9和10)、第七电极对38a、38b(电极13和14)、以及第九电极对38a，38b(电极17和18)来递送消融能量。替代性地，如图5中所示的，可以仅通过第二电极对38a、38b(电极3和4)、第四电极对38a、38b(电极7和8)、第六电极对38a、38b(电极11和12)以及第八电极对38a、38b(电极15和16)来递送消融能量。

现在参考图6，示出了具有第二电极构型38的治疗元件32。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。作为非限制性示例，图6中示出了第一组十八个电极(用数字18标记，本文称为电极E1至E18)，所述电极具有与图3至图5中所示的电极相同的构型和特性。然而，图6中所示的构型还包括第二组电极58(标记为SE1至SE8)。第二组中的每个电极58可以与第一组中的电极38尺寸相同(例如，长度在约1.0mm与约2.0mm之间)，其直径大于载体元件36的直径，使得电极38从载体元件36突起。进一步地，第二组中的每个电极58可以位于相邻电极对38a、38b之间的空间54中。

如以上针对图5的构型所描述的，在没有递送消融能量时，设备电极分配系统16可以通过独立地将每个电极38连接至记录系统40而允许来自紧密间隔的电极对的双极EGM记录。脉冲电场消融能量可以以将每个紧密间隔的电极对38a、38b视为单个电极(即，每对中的两个电极38a、38b可以彼此电连接)的方式递送。进一步地，第二组电极58可以用于标测目的和/或记录递送的电脉冲，这样，所述第二组电极可以在脉冲电场消融能量递送期间保持与发生器14和记录系统40断开。

现在参考图7和图8，示出了具有第三电极构型38的治疗元件32，其中图7中示出了第一消融方式的第一能量递送模式，并且图8中示出了第一消融方式的第二能量递送模式。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。作为非限制性示例，可以使用十七个电极38(在图7和图8中用数字1至17标记，本文称为电极E1至E17)。每个电极38可以相对较小，长度在约1.5mm与约2.5mm之间，并且可以具有比载体元件36的直径大的直径，使得电极38从载体元件36突起。相邻电极38之间的空间54也可以相对较小，例如，在约1.0mm与约2.0mm之间。作为非限制性示例，包括承载十七个电极38的载体元件36、每个电极宽约2mm并且相邻电极38之间的空间54约为1.5mm的构型可以允许高分辨率心内电描记图记录，同时允许通过每隔一个电极递送用于消融的高压脉冲电场递送。使每隔一个电极38通电可以允许有源电极之间更大间隔距离为约5mm，从而驱使电场更深地进入下面的组织中并且产生更深的消融损伤。在以下讨论的任一递送模式中，在消融之前、在消融能量递送之间和/或消融之后将允许来自所有电极的EGM记录以提供高分辨率EGM信号。

图7中示出了第一递送模式，其中仅将消融能量递送至奇数电极(即，电极E1、E3、E5、E7、E9、E11、E13、E15和E17)。进一步地，电极E1、E5、E9、E13和E17连接至发生器14的第一极性(例如，负极性)，而电极E3、E7、E11和E15连接至发生器14的第二极性(例如，正极性)。在仅使用奇数电极递送双相脉冲串之后，设备电极分配系统16然后可以切换至仅使用偶数编号的电极(即，电极E2、E4、E6、E8、E10、E12、E14和E16)用于类似的脉冲串。在图8中示出了这个第二递送模式。具体地，电极E2、E6、E10和E14连接至发生器14的负极性，而电极E4、E8、E12和E16连接至发生器14的正极性。两个脉冲串递送(即，仅通过奇数电极递送然后仅通过偶数电极递送)可以通过发生器14和设备电极分配系统16自动化，使得两个模式将快速连续地递送。进一步地，尽管已经描述了在偶数电极之前使用奇数电极的递送，但是将理解的是，在替代性递送方法中，可以在奇数电极之前使用偶数电极。还将理解的是，通过特定电极组递送的极性可以与以上所描述的极性相反(例如，第一极性是正极性而第二极性是负极性)，只要每隔一个有源电极的极性相同并且相邻有源电极的极性不同即可。还将理解的是，当提及正电极极性或负电极极性时，这可能意味着在双相交替脉冲能量递送中施加的交替正电压或负电压中的每一个期间，具有相反标记的这些电极以相反的极性通电。

治疗元件可以在每个电极38的周长的一部分处与心肌或其他靶组织接触，而每个电极38的周长的剩余部分仅与血液接触。为了在标测期间最大化EGM记录的质量并且在能量递送期间最小化向血液递送过量电流，每个电极38的非面向组织的表面(即，与血液接触的周长部分)可以是不导电的。例如，每个电极38的非面向组织的表面可以由非导电材料构成和/或可以涂覆有电绝缘体或氧化物，以最小化或防止电信号或电流进入或离开电极38的所述表面。这种定向导电性可以为治疗元件32提供远场心内电描记图信号的经改善抑制，同时在递送消融能量时减小电流和总递送能量。

现在参考图9至图11，示出了具有第三电极构型38的治疗元件32，其中图9中示出了第二消融方式的第一能量递送模式，图10中示出了第二消融方式的第二能量递送模式，以及图11中示出了第二消融方式的第三能量递送模式。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。作为非限制性示例，可以使用十七个电极38(在图9至图11中用数字1至17标记，本文称为电极E1至E17)，所述电极具有与图7和图8中所示的电极相同的构型和特性。

图9中示出了第一递送模式，其中消融能量通过一组有源电极来递送，所述有源电极仅包括每个第三电极(即E1、E4、E7、E10、E13和E16)。进一步地，电极E1、E7和E13连接至发生器14的第一极性(例如，负极性)，而电极E4、E10和E16连接至发生器14的第二极性(例如，正极性)。

在已经以第一递送模式递送双相脉冲串之后，设备电极分配系统16然后可以切换至以第二递送模式进行递送(图10中所示的)。在第二递送模式中，所述一组有源电极被移位一个电极，使得电极E2、E5、E8、E11、E14和E17被激活。类似于图9中所示的第一递送模式，电极E2、E8和E14连接至发生器14的第一极性(例如，正极性)，而电极E5、E11和E17连接至第二极性(例如，负极性)。在已经以第二递送模式递送双相脉冲串之后，设备电极分配系统16然后可以切换至以第三递送模式进行递送(图11中所示的)。在第三递送模式中，所述一组有源电极再次被移位一个电极，使得电极E3、E6、E9、E12和E15被激活。类似于图9中所示的第一递送模式，电极E3、E9和E15连接至发生器14的第一极性(例如，正极性)，并且电极E6和E12连接至第二极性(例如，负极性)。在治疗元件32在组织表面上的相同定位处使用多种递送模式可以使下面的组织经历多个电场向量方向，从而导致更大百分比的细胞暴露于电穿孔并且被有效地电穿孔。这种自动递送可以通过使用高压真空继电器等将哪些电极切换连接至发生器14的每个极性来完成。

现在参考图12和图13，示出了具有第三电极构型38的治疗元件32，其中图12中示出了第三消融方式的第一能量递送模式，并且图13中示出了第三消融方式的第二能量递送模式。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。作为非限制性示例，可以使用十七个电极38(在图9至图11中用数字1至17标记，本文称为电极E1至E17)，所述电极具有与图7和图8中所示的电极相同的构型和特性。

在图12中示出了第一递送模式，其中消融能量通过一组有源电极来递送，所述有源电极仅包括每三个电极38中的两个电极。特别地，每个电极三联体的第一电极38a和第二电极38b可以被视为单个电极并且连接至第一极性，而每个三联体的第三电极38c与发生器14断开(浮动电势)。进一步地，相邻的有源对38a、38b可以连接至相反的极性。例如，电极E1至E3可以形成第一电极三联体，其中电极E1和E2都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E3断开。在这种构型中，电极E1和E2作为单个电极来执行。电极E4至E6可以形成第二电极三联体，其中电极E4和E5都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E6断开。在这种构型中，电极E4和E5作为单个电极来执行并且操作用于与相邻电极三联体的有源电极对38a、38b(比如第一个电极三联体的电极E1和E2)一起递送双极能量(即，以双极方式递送的能量)。同样，电极E7至E9可以形成第三电极三联体，其中电极E7和E8都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E9断开。电极E10至E12可以形成第四电极三联体，其中电极E10和E11都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E12断开。电极E13至E15可以形成第五电极三联体，其中电极E13和E14都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E15断开。最后，电极E16和E17可以形成电极对，其中电极E16和E17都连接至第二极性(例如，正极性)。以这种方式，电极对E16和E17可以操作以与第一电极三联体的有源电极对38a、38b(即，电极E1和E2)一起递送双极能量。

在已经以第一递送模式递送双相脉冲串之后，设备电极分配系统16然后可以切换至以第二递送模式进行递送(图13中所示的)。在第二递送模式中，所述一组有源电极被逆时针移位一个电极。尽管仍然可以通过每个电极三联体的第一电极38a和第二电极38b递送能量，但是电极38a、38b可以被视为单个电极并且连接至第一极性，并且每个三联体的第一电极38a仍然可以与发生器14(浮动电势)断开，电极E1至E17上的模式分布前进一个电极。例如，电极E2至E4可以形成第一电极三联体，其中电极E2和E3都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E4断开。电极E5至E7可以形成第二电极三联体，其中电极E5和E6都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E7断开。在这种构型中，电极E5和E6作为单个电极来执行并且操作以与相邻电极三联体的有源电极对38a、38b(比如，第一电极三联体的电极E2和E3)一起递送双极能量。同样，电极E8至E10可以形成第三电极三联体，其中电极E8和E9都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E10断开。电极E11至E13可以形成第四电极三联体，其中电极E11和E12都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E13断开。电极E14至E16可以形成第五电极三联体，其中电极E14和E15都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E16断开。最后，电极E16、E17和E1可以各自断开。

虽然未示出，但是设备电极分配系统16然后可以切换至以第三递送模式进行递送，其中所述一组有源电极进一步被逆时针移位一个电极。例如，电极E3至E5可以形成第一电极三联体，其中电极E3和E4都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E5断开。电极E6至E8可以形成第二电极三联体，其中电极E6和E7都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E8断开。电极E9至E11可以形成第三电极三联体，其中电极E9和E10都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E11断开。电极E12至E14可以形成第四电极三联体，其中电极E12和E13都连接至第二极性(例如，正极性)并且电极E14断开。电极E15至E17可以形成第五电极三联体，其中电极E15和E16都连接至第一极性(例如，负极性)并且电极E17断开。最后，电极E1和E2可以各自断开。第一递送模式与第二递送模式、以及可选地与第三递送模式之间的这种移位可以提供更多的电场向量方向，从而导致更大百分比的细胞暴露于电穿孔并且有效地被电穿孔。

现在参考图14和图15，示出了具有第四电极构型38的治疗元件32，其中图14中示出了第一能量递送模式，并且图15中示出了第二能量递送模式。治疗元件32可以包括承载多个电极38的载体元件36。作为非限制性示例，可以使用九个电极38(在图14和图15中使用数字1至9标记，本文称为电极E1至E9)。每个电极38可以相对较小，长度在约1.5mm与约2.5mm之间，并且可以具有比载体元件36的直径大的直径，使得电极38从载体元件36突起。反之，相邻电极38之间的空间54可以相对较大，例如，约3mm或更大。由于这种间隔构型，因此可以以交替极性来激活所有电极E1至E9，以便以双极方式递送能量，所述递送模式在图中未示出。替代性地，如图14和图15所示的，可以仅通过奇数电极38或仅通过偶数电极38来递送能量。在图14和图15中所示的较宽的电极间隔可以提供在载体元件36内具有较少电极线的工程优势。

在图14中所示的第一递送模式中，消融能量仅被递送至奇数电极(即，电极E1、E3、E5、E7和E9)。进一步地，电极E1、E5和E9连接至发生器14的第一极性(例如，负极性)，而电极E3和E7连接至发生器14的第二极性(例如，正极性)。在仅使用奇数电极递送双相脉冲串之后，设备电极分配系统16然后可以切换至仅使用偶数编号的电极(即，电极E2、E4、E6和E8)用于类似的脉冲串。在图15中示出了这个第二递送模式。具体地，电极E2和E6连接至发生器14的负极性，而电极E4和E8连接至发生器14的正极性。两个脉冲串递送(即，仅通过奇数电极递送然后仅通过偶数电极递送)可以通过发生器14和设备电极分配系统16自动化，使得两个模式将快速连续地递送。进一步地，尽管已经描述了在偶数电极之前使用奇数电极的递送，但是将理解的是，在替代性递送方法中，可以在奇数电极之前使用偶数电极。还将理解的是，通过特定电极组递送的极性可以与以上所描述的极性相反(例如，第一极性是正极性而第二极性是负极性)，只要每隔一个有源电极的极性相同并且相邻有源电极的极性不同即可。

现在参考图16至图25，示出了具有第四电极构型38的治疗元件32(如图14和15中所示和所描述的)，其中图16中示出了第三能量递送模式，图17中示出了第四能量递送模式，图18中示出了第五能量递送模式，图19中示出了第六能量递送模式，图20中示出了第七能量递送模式，图21中示出了第八能量递送模式，图22中示出了第九递送模式，图23中示出了第十递送模式，图24中示出了第十一递送模式，以及图25示出了第十二递送模式。如图16至图25中所示的，可以以一个或多个电极产生比其他电极更大的消融效果的梯度分布的方式通过电极38来递送消融能量。

在图16至图25中所示的递送模式中，能量以双极方式递送。为了说明，产生用粗线示出的能量场(即，围绕电极的同心圆)的电极表示连接至能量发生器14的第一极性(比如，正极性)的电极，并且产生用较浅线示出的能量场的电极表示连接至能量发生器14的相反的第二极性(比如，负极性)的电极。电流在连接至第一极性的电极与连接至第二极性的电极之间来回流动。例如，治疗元件32可以包括连接至发生器14的第一极性的第一多个电极38以及连接至发生器14的第二极性的第二多个电极38，其中第一多个电极和第二多个电极包括不同数量的电极。如果较少电极38连接至一个极性，因为连接至相反极性的电极38数量增多(即，如果第一多个电极包括比第二多个电极少的电极)，则连接到一个极性的电极38可以比连接到相反极性的电极38传输相对更大量的能量，并且因此，在相邻组织中产生更深的损伤(例如，如图26所示的)。进一步地，设备电极分配系统16可以记录和/或监测由电极38中的每一个递送的能量的瞬时量和/或总量，并且例如如果通过电极38中的任一电极传输了过量的能量，则向用户发出警报。

在图16中所示的第三递送模式中，通过比所有电极38少的电极来递送消融能量。作为非限制性示例，第一多个电极38a(电极E1和E2)连接至发生器14的第一极性(比如正极性)，并且第二多个电极38b(电极E4至E8)连接至发生器14的相反的第二极性(比如负极性)，并且第一多个电极38a和第二多个电极38b包括不同数量的电极。在图16中所示的非限制性示例中，第一多个电极38a包括比第二多个电极38b少的电极。第三多个电极38c(电极E3和E9)可以与发生器14电断开。当在电极38a和38b之间施加例如1200V至1500V或更高范围内的高电压时，可能期望电极38c断开。根据电极间隔和几何形状，可以使用远低于或高于这个范围的其他脉冲范围。作为非限制性示例，可以使用300V至900V之间或1600V至2500V之间的电压。而且，例如，如果电极之间的距离较小，则可以使用较低的振幅。如果在低于这个范围的较低电压下施加能量，则可能期望将电极38c连接到与电极38b相同的极性。第二多个中的每个电极38b将电流传递至第一多个中的每个电极38a，在这个示例中，这意味着，两个电极(E1和E2)从五个电极(E4至E8)接收能量。反之，第一多个中的每个电极38a将电流传递至第二多个中的每个电极38b，这意味着五个电极(E4至E8)从仅两个电极(E1和E2)接收能量。因此，根据所递送的电压，可以预期第一多个电极38a中的电极E1和E2比第二多个电极38b中的电极E4至E8更容易过热。因此，电极E3和E9可以与发生器14电断开，以减小与电极E1和E2相邻的电流密度并防止电极E1和E2过热。另外或替代性地，所述设备可以包括冷却元件，例如珀耳帖(Peltier)冷却器，以降低电极和/或已治疗组织的温度。在图26所示的示例性能量递送模式中，仅一个电极38a(E9)连接至第一极性，而八个电极38b(E1至E8)连接至第二极性。结果，电极E9可以在相邻组织中产生增大的消融区。尽管图26仅示出了连接至第一多个的单个电极并且未示出与发生器14电断开的相邻电极，但将当理解的是，图26仅用于说明并不限制本文所示和所述的递送构型。另外，如果由电极38递送的电压低于阈值水平，则电极38可能不会过热，并且因此可能不需要将一个或多个电极38与发生器14电断开。

图17至图25示出了能量递送模式的进一步示例，其中连接至第一极性的第一多个电极38a包括比连接至第二极性的第二多个电极38b少的电极，这允许通过第一多个电极38a递送的能量更深地延伸进入相邻组织。在图17至图20示出的能量递送模式的非限制性实施例中，第一多个电极38a包括两个相邻电极，第二多个电极38b包括五个相邻电极，并且第三多个电极38c包括两个电极，其中这两个电极38c中的每一个位于第一多个电极38a与第二多个电极38b之间。换言之，第一多个电极38a包括比第二多个电极38b少的电极，并且在第一多个电极38a的任一侧上、在第一多个电极38a与第二多个电极38b之间的一个电极38c与发生器14电断开。如果需要，电断开电极38c可以防止第一多个电极38a过热，如以上所述的。

在图21至图24中所示的第八、第九、第十和第十一递送模式中，可以通过所有电极38或比所有电极38少的电极来递送消融能量。在任一情况下，单个第一电极38a连接至发生器14的第一极性(比如正极性)，并且多个电极38b连接至发生器14的相反的第二极性(比如负极性)。第二单个电极38c可以与发生器14电断开(例如，在图21中电极E9与发生器14电断开)。多个电极中的每个电极38b将电流传递至单个电连接电极38a，在这个示例中，这意味着，一个电极从七个或八个电极接收能量。反之，单个电极38a将电流传递至多个电极中的每个电极38b，这意味着七个或八个电极从仅一个电极接收能量。因此，单个电极38a可以在相邻组织中产生增大的消融区。

在图21所示的非限制性实施例中，电极E1是与发生器14的第一极性电连接的单个电极38a，而电极E2至E8是电连接至发生器14的第二极性的多个电极38b。在图22所示的非限制性实施例中，电极E2是电连接至发生器14的第一极性的单个电极38a，而电极E1和E3至E9是电连接至发生器14的第二极性的多个电极38b。可以顺序地递送在图21和图22中所示的这两种递送模式，使得聚焦能量首先通过电极E1递送并且然后通过电极E2递送，并且这个序列可以重复任何次数和/或与其他递送模式组合。例如，发生器14可以被编程和配置用于根据预定循环来递送消融能量，其中第一脉冲串(例如，100个脉冲)被递送(其重点在于通过电极E1进行递送)，紧跟着(例如，在20ms内)第二脉冲串(例如，100个脉冲)被递送(其重点在于通过电极E2进行递送)。可以重复这个循环，或者可以通过其他电极递送聚焦能量。

在图23所示的非限制性实施例中，电极E5是电连接至发生器14的第一极性的单个电极38a，而电极E1至E4和E6至E9是电连接至发生器14的第二极性的多个电极38b。在图24所示的非限制性实施例中，电极E6是电连接至发生器14的第一极性的单个电极38a，而电极E1至E5和E7至E9是电连接至发生器14的第二极性的多个电极38b。可以顺序地递送在图23和图24中所示的这两种递送模式，使得聚焦能量首先通过电极E5递送并且然后通过电极E6递送，并且这个序列可以重复任何次数和/或与其他递送模式组合。例如，发生器14可以被编程和配置用于根据预定循环来递送消融能量，其中第一脉冲串(例如，100个脉冲)被递送(其重点在于通过电极E5进行递送)，紧跟着(在20ms内)第二脉冲串(例如，100个脉冲)被递送(其重点在于通过电极E6进行递送)。可以重复这个循环，或者可以通过其他电极递送聚焦能量。

将理解的是，第一、第二和第三多个电极38a、38b、38c中的任何一个可以包括比图16至图25中所示的电极更多或更少的电极。例如，图21示出了进一步能量递送构型，其中治疗元件32可以包括连接至发生器14的第一极性(比如，正极性)的第一多个电极38a(例如，如图25中所示的电极E2至E4)，并且电极38b(例如，如图25中所示的电极E7至E9)的第二极性连接至发生器14的第二极性(比如负极性)。治疗元件32还可以包括与发生器14电断开的第三多个电极38c，其中至少一个电极38c位于第一多个电极38a与第二多个电极38b之间。作为非限制性示例，图25示出了第三多个电极的位于第一多个电极38a与第二多个电极38b之间(即在第一多个电极38a(电极E4)的第一端部与第二多个电极38b(电极E7)的第二端部之间)的一组两个相邻电极38c(电极E5和E6)，以及位于第一多个电极38a与第二多个电极38b之间(即，在第一多个(电极E2)的第二端部与第二多个电极38b(电极E9)的第一端部之间)的单个电极38c(电极E1)。电极E1与E9之间的单个电极38c(电极E1)可以与发生器14电断开并且又产生相同的抗电极过热效果，因为至少在图17至图25所示的示例性构型中，由于治疗元件32的结构，治疗元件32可以包括电极E1与E9之间的比任何其他电极之间更宽的间隙。进一步地，治疗元件32的载体元件36可以具有至少基本上呈圆形的扩展形状。第一多个电极38a可以位于载体元件36上的第一位置处，并且第二多个电极38b可以位于载体元件36上的与第一位置成约180°的第二位置处，其中第三多个电极38c在第一多个电极38a与第二多个电极38b之间的两个位置之间分开。换言之，第一多个电极38a的假想中心点可以至少基本上与第二多个电极38b的假想中心点相对。在图25所示的能量递送构型中，电流可以从治疗元件32的一侧流向治疗元件32的相对侧，从而产生至少基本上线性的消融模式。换言之，损伤可以是至少基本上线性的或矩形的，而不是如图26中所示的环形或至少基本上环形。

特定电极可以选择性地与发生器14的第一和第二极性中的一个连接或断开，以便实现期望的消融模式。例如，可以在手术中使用图16至25中所示的能量递送模式中的一个或多个以产生所期望的消融模式。另外或替代性地，可以顺序地使用图16至图20中所示的能量递送模式，以产生至少基本上为圆形的消融模式。能量递送模式之间的切换可以通过以上讨论的设备电极分配系统16来完成。另外或替代性地，可以通过电极38递送双相能量，由此每个电极38可以顺序地连接至发生器14的第一极性，并且然后连接至发生器14的第二极性。换言之，电极38不限于仅连接至发生器14的第一极性和第二极性中的一个。可能期望使用图16至图25中所示的各种电极极性组合中的多于一种组合来顺序地递送脉冲串。通过使用不同的向量模式顺序地递送场，可以增强电穿孔效果以影响靶组织区中更大百分比的细胞。可以通过控制能量递送的处理器46自动地顺序使用多个场向量模式。

现在参考图27至图39，示出了电极构型，所述电极构型可以集中递送的电场以用于更深且更精确的损伤形成，同时还允许记录EGM信号。类似于图1至图25中所示的治疗元件32，图27、图28和图30至图39的治疗元件32当与本文所描述的系统10一起使用时提供控制消融能量递送的能力，包括组织中损伤的深度和放置。图27、图28和图30至图39中所示的设备可以与图1中所示以及以上所描述的系统一起使用，以递送脉冲电场电穿孔能量和/或射频能量或其他类型的能量并且记录EGM和/或MAP信号。

医疗设备12可以是治疗和标测设备，并且通常可以被构型为如图1中所示和所描述的那样。然而，尽管设备12可以包括治疗元件32，所述治疗元件包括与脉冲电场发生器14通信的多个电极38/66，但治疗元件32可以具有与图1中所示的构型相同或不同的构型。例如，治疗元件32可以包括承载电极38/66的柔性载体元件36，并且载体元件36可以在线性构型与扩张构型之间转换，在所述扩张构型中，载体元件36具有弓形或基本弓形构型(如图1中所示)。另一方面，治疗元件32可以是包括电极38/66的线性阵列的局灶导管。图27和图28中所示的治疗元件32可以是沿着局灶导管的远端部分28的长度的电极38/66的线性阵列；然而，将理解的是，图27至图39中所示的治疗元件可以代替地是治疗元件(比如，图1中所示的治疗元件)的一部分或一段或者是具有多电极构型的各种治疗元件中的任何一个。图27、图28和图30中所示和所描述的凹形电极66可以被定位成沿着线性导管的长度或沿着具有线性、环状或其他构型的载体元件的长度。在图31至图34所示和所描述的凹形电极66’位于细长本体22或载体元件32的最远端尖端。

现在参考图27，示出了当前已知的环形电极与第一实施例的凹形电极之间的比较。当前已知的电极38可以是任何常规电极，比如环形电极(例如，如图27中以虚线所示的)，所述常规电极由导电材料构成并且具有拥有至少基本上呈圆形的横截面和至少基本上笔直平行的边的圆柱形状。尽管凹形电极66可以被认为是“环形”电极，因为其可以始终围绕设备细长本体22或载体元件36的周长外切或延伸，电极66的至少一部分可以是凹形的(即，朝向细长本体22或载体元件36内的中点弯曲)，如图27、图28和图30中所示的。作为非限制性示例，电极66被成形为具有第一端部68和第二端部70、以及在第一端部68与第二端部70之间一点处小于在任一端部68、70处的第二直径的第一直径。第一直径可以是最小直径并且第二直径可以是最大直径，其中从第一直径到第一直径68或第二直径70中的任一个的直径逐渐增加。

从垂直于所述表面的导电表面投射电场。使用这个原理，与使用当前已知的电极38相比，通过使用凹形电极66可以集中电场以用于脉冲电场能量(和/或射频能量)递送。在图中使用箭头描绘了电场。如图27中所示的，与当前已知电极38的平坦或笔直表面73相比，凹形电极的弯曲表面72可以使电场集中在靠近电极的组织内并且可以驱使电场更深地进入组织。另外，当凹形电极66压靠组织时，组织可以延伸进入电极66的凹面，从而增加暴露于能量递送的组织量，这可以有助于更深的损伤形成。

参考图28，示出了治疗元件的包括两个或更多个凹形电极的一部分。作为非限制性示例，电极66可以如图27中所示和所描述的，在每对相邻电极66之间具有电绝缘区段74。另外，每个电极66可以位于两个相邻的绝缘区段74之间。电极端部68、70可以与细长本体22或载体元件26的外径大致齐平，或者一个或两个端部68、70可以延伸或突起超过细长本体22或载体元件26的外径。

图28中两个电极被示出为正极性或负极性(“+/-”)。相邻电极66可以具有相同或相反的极性(例如，如果递送双极能量)，并且图28中示出了双极递送。因此，如果一个电极连接至发生器14的负极性，则另一个电极将连接至发生器14的正极性。如上所讨论的，电极66的凹形形状可以集中电场并且可以驱使电场更深地进入组织。

所述电极可以分开任何距离；然而，已经发现电极之间的最优距离可以在约5mm与约6mm之间。也就是说，在这个间隔处，双极能量递送可以在组织内产生最大深度的损伤。在图29中的曲线图中示出了电极间隔、最大损伤深度与最小损伤深度之间的趋势。

现在参考图30，示出了凹形电极的第二实施例。图30中所示的凹形电极66可以总体上与图27和图28中所示的第一实施例的凹形电极类似，除了每个端部68、70可以具有电极的直径在其上是连续的宽度W之外。进一步地，电极66的凹面可以比第一实施例的凹面更加拱形，并且因此可以递送平行于或基本平行于电极的纵向轴线76指向的电场。沿着或接近纵向轴线76的方向流动的电场可以撞击与纵向轴线76成角度指向的电场，从而进一步集中能量递送并驱使能量更深地进入组织中。

现在参考图31至图34，示出了凹形尖端电极。每个凹形尖端电极66’可以位于细长本体22或载体元件32的最远端尖端或边缘80内、处或附近。进一步地，凹形尖端电极66’可以是治疗元件32中的唯一电极，或者除了被定位成沿着细长本体22或载体元件32的长度的一个或多个凹形电极38或其他电极之外，还可以包括所述凹形尖端电极。

图31示出了来自当前已知的具有平坦表面73的远端尖端电极38’的电场分布。如以上所讨论的，电场从垂直于所述表面的导电表面投射，并且能量将从当前已知的远端尖端电极38’传输，如图27所示和所描述的。图32示出了来自凹形远端尖端电极66’的电场分布。如以上所讨论的以及图32中所示的，与使用当前已知的远端尖端电极38’相比，通过使用凹形远端尖端电极66’，可以集中电场以用于脉冲电场能量(和/或射频能量)递送。

现在参考图33和34，示出了具有凹形尖端电极的医疗设备的远端部分的侧视图和透视图。如图33中所示的，设备12还可以包括沿细长本体22(或载体元件36)的长度的一个或多个其他电极，所述电极可选地为凹形电极。在图33所示的非限制性构型中，电极可以是当前已知的环形电极38。凹形远端尖端电极66’可以具有基本上呈圆形的横截面形状或与细长本体22(或载体元件36)远端的横截面形状相匹配的任何其他横截面形状。这样，凹形远端尖端电极66’可以具有半球形或碗形构型。进一步地，凹形远端尖端电极66’可以可选地在细长本体22或载体元件36内凹陷距细长本体22或载体元件36的最远端尖端或边缘80距离为d。除了暴露表面72之外，这个凹陷位置可以允许电极66’由绝缘细长本体22或载体元件36保护。然后，可以将设备12的远端尖端放置成与靶组织接触，以便以集中的方式递送能量。当凹形远端尖端电极66’压靠组织时，组织可以延伸到电极66’的凹面中，从而增加暴露于能量递送的组织量，这可以有助于更深的损伤形成。

现在参考图35至图40，示出了包括多个电极和至少一个绝缘突起区段的治疗元件的各种构型。电极可以是当前已知的电极38，比如环形电极(如图35和图37至图40所示的)，或者可以是如本文所示和所描述的凹形电极38。电极38可以与绝缘的细长本体22或载体元件36的一个或多个突起区段84交替。也就是说，突起区段可以比相邻电极38从例如细长本体22的纵向轴线向外延伸得更远。当突起区段84压靠组织时，它们可压缩组织并通过增大暴露于能量递送的组织面积而允许更深的损伤形成。

现在参考图35，治疗元件32可以包括多个电极38(比如环形电极)，以及与电极交替的多个突起区段84。如所示的，突起区段84至少在每个区段84的具有最宽直径的部分处的表面86可以比电极38的表面73从电极纵向轴线76延伸得更远。尽管图35中区段84的第一实施例被示出为具有圆形表面73，但将理解的是，与电极表面73相比，突起84可以具有突起的任何表面构型或轮廓。例如，为了进行比较，图36中示出了各种轮廓。作为非限制性示例，表面73可以是方形、圆形、三角形等。

现在参考图37和38，示出了包括与多个电极交替的多个第二实施例的突起区段的治疗元件。每个区段84可以具有第一部分和第二部分，所述第一部分具有与细长本体22和/或载体元件36的直径基本相同的直径，所述第二部分包括突起90。突起90可以是围绕细长本体22和/或载体元件36的周长的至少一部分延伸的环。在图33所示的实施例中，突起90可以是围绕细长本体22和/或载体元件36的至少基本上整个周长延伸的环。替代性地，突起90可包括至少部分地围绕圆柱形部分的圆周径向定位的一个或多个锥形突起。然而，这些构型仅仅是示例性的，并且如以上所讨论的，突起可以具有任何合适的构型。进一步地，每个电极38可以具有沿着电极纵向轴线的长度，所述长度与沿着相同轴线紧邻或靠近电极38的突起的宽度相同或者大于所述宽度。图37和图38中所示的电极构型可以在能量递送期间允许从电极38进行更大的散热。

具体参考图38，每个区段84可以包括一个或多个标测电极92，以用于记录来自组织的信号，比如单相动作电势(MAP)。另外或替代性地，每个区段84可以包括一个或多个传感器，比如温度传感器和/或压力传感器。在突起84上包括标测电极92可以在组织被突起压缩时增强标测信号质量。

现在参考图39，示出了治疗元件的包括多个电极以及至少一个第三实施例的绝缘周向突起区段的一部分。每个区段84可以包括区段的第一端部处的第一突起90a、区段的与第一端部相对的第二端处的第二突起90b、以及第一突起90a与第二突起90b之间的长度94。第一突起90a和第二突起90b中的每一个可以紧邻最近的电极38。作为非限制性示例，第一突起90a和第二突起90b中的每一个可以是盘形的并且可以环绕长度94的整个周长。如图39中所示，每个突起90a、90b可以具有比长度94的最大直径大的直径。区段84的长度可以提供相邻电极38之间的所期望间隔，而紧邻电极38的突起90a、90b可以使组织延伸到突起90a、90b之间的空间中，并且因此当治疗元件32压靠组织时，更靠近电极38。这可能增加暴露于能量递送的组织量，这可能有助于更深的损伤形成。

现在参考图40，示出了包括多个电极的示例性治疗元件，并且示出了周向突起区段的多个第四实施例。治疗元件32可以包括可在线性构型与扩张构型之间转换的载体元件36，在所述扩张构型中，载体元件36具有例如弓形或基本上弓形的构型，如图1至图25中所示的。载体元件36可以包括多个电极38和多个突起区段84。电极38可以是如图39中所示的当前已知的电极(即，不是凹形的)，或者是如本文所示和所述描述的凹形电极66。多个绝缘突起区段84可以安装在电极38之间的载体元件36上或者固定至所述载体元件，或者载体元件36可以限定多个突起区段84，每个突起区段84包括至少一个突起90。也就是说，载体元件36可以是绝缘的并且可以被制造为包括电极38之间的多个突起90。在图39的示例性构型中，每个突起区段84可以包括围绕载体元件36的至少基本上整个周长延伸的环形突起90。替代性地，每个突起区段84可以包括围绕载体元件36的圆周的至少一部分延伸的环形或脊形突起90。例如，当载体元件36处于扩张构型时，每个区段84可以包括仅在区段84的暴露于组织的所述部分上突起。

现在参考图41至图44，示出了具有多个有源电极和多个中性电极的医疗设备的远端部分，以及取决于中性电极是否彼此电连接的示例性消融模式。类似于图1至图25中所示的治疗元件32，图41和图42的治疗元件32当与本文所描述的系统10一起使用时，提供了控制消融能量递送的能力，包括组织中损伤的深度和放置。图41和图42中所示的设备可以与图1中所示以及以上所描述的系统一起使用以递送脉冲电场电穿孔能量和/或射频能量。

医疗设备12可以是治疗和标测设备，并且通常可以被构型为如图1中所示和所描述的那样。然而，尽管设备12可以包括治疗元件32，所述治疗元件包括与脉冲电场发生器14通信的多个电极38，但治疗元件32可以具有与图1中所示的构型相同或不同的构型。例如，治疗元件32可以包括承载电极38的柔性载体元件36，并且载体元件36可以在线性构型与扩张构型之间转换，在所述扩张构型中，载体元件36具有弓形或基本弓形构型(如图1中所示)。另一方面，治疗元件32可以是包括电极38的线性阵列的局灶导管。图27和图28中所示的治疗元件32可以是局灶导管的远端部分28上的电极38的线性阵列；然而，将理解的是，图41至图42中所示的治疗元件可以代替地是治疗元件(比如，图1中所示的治疗元件)的一部分或者是具有多电极构型的各种治疗元件中的任何一个。

现在参考图41，示出了包括第一有源电极38a、第二有源电极38b、第一中性电极38c和第二中性电极38d的治疗元件32(或治疗元件的一部分)。尽管未示出，但所述设备可以包括附加有源电极和/或中性电极。第一有源电极38a和第二有源电极38b可以具有相反的极性，其中第一有源电极38a连接至第一极性而第二有源电极38b连接至第二极性。例如，第一有源电极38a可以连接至发生器14的正极性，第二有源电极38b可以连接至发生器14的负极性。第一中性电极38c和第二中性电极38d可以位于第一有源电极38a与第二有源电极38b之间。

中性电极38c、38d可以与接地参考绝缘或隔离，因此用作电流的路径而不是源或宿。当从有源电极38a、38b递送能量时，由于有源电极38a、38b的极性，可以以双极方式来递送能量。因此，电流通过与电极接触的组织在有源电极38a、38b之间流动。电流流动的确切路径是电阻最小的路径。由于中性电极38c、38d是导电的(即使不向组织递送能量)并且具有比组织低的电阻，因此有源电极38a、38b之间的至少一些电流可以在有源电极38a、38b与中性电极38c、38d之间以及在中性电极38c、38d本身之间流动(如图41所示的)。损伤96最可能在电流最集中的组织中形成。如图40所示的，半电势可以在有源电极38a、38b之间的约中间处，这意味着电流靠近有源电极38a、38b最集中。这种递送模式可以产生图43中所示的两个组织损伤96，其中一个损伤在第一有源电极38a下方或附近产生，而另一个损伤在第二有源电极38b下方或附近产生。当少量电流流过作为电阻最小路径的中性电极38c、38d时，可以在每个中性电极38c、38d的下方或附近形成一个或多个小损伤。

然而，当中性电极38c、38d彼此电连接时(如图42所示)，与当中性电极38c、38d彼此电断开时相比，通过中性电极38c、38d的低电阻路径跨越有源电极38a、38b之间的更大距离，因为电流比组织、血液等更可能流过低电阻金属。因此，这种递送模式可以集中更多的电流并在最大集中的区中产生更大的组织损伤。中性电极38c、38d之间的连接可以在细长本体22和/或载体元件36内进行，或者可以由设备电极分配系统16或其他继电器或开关进行。如图42中所示的，半电势可以在第一有源电极38a与第一中性电极38c之间、在更靠近第一中性电极38c的位置处，并且另一半电势可以在第二有源电极38b与第二中性电极38d之间、在更靠近第二中性电极38d的位置处。这种递送模式可以产生图44中所示的两个组织损伤，其中，一个组织损伤在第一有源电极38a与第一中性电极38c之间产生，而另一损伤在第二有源电极38b与第二中性电极38d之间产生。进一步地，损伤可以在有源电极38a、38b附近稍微更深。

通过选择性地将中性电极38c、38d彼此连接或断开，用户可以通过集中和/或重新定向能量来改变能量递送。更精确地控制能量递送的能力可以通过允许用户避免向敏感区递送能量来增强患者安全性。例如，如果神经或其他敏感的解剖学特征位于中性电极之间，则中性电极可以彼此电连接以最小化在中性电极之间递送的能量的量，并且还可以将能量递送集中到有源电极附近的组织。进一步地，所述系统可以允许产生更深和更具体的消融区域。将理解的是，图中所示的损伤仅用于说明，并且如本文所述的能量递送可能不会产生具有相同尺寸或构型的损伤。实际产生的损伤可能取决于各种因素，比如施加的电压、总电流和/或其他波形参数。

如本领域技术人员将理解的，本文所描述的某些概念可以被具体化为方法、数据处理系统和/或计算机程序产品。因此，本文所描述的这些概念可以采用完全硬件实施例、完全软件实施例、或结合软件和硬件方面的实施例的形式。此外，本披露可以采用有形计算机可用存储介质上的计算机程序产品的形式，所述计算机程序产品具有可以在由计算机执行的介质中实施的计算机程序代码。可以利用任何适当有形计算机可读介质，包括硬盘、CD-ROM、电子存储设备、光学存储设备、或磁性存储设备。

本领域技术人员将理解的是，本发明不限制上文中已经具体示出和描述的内容。另外，除非上文相反地陈述，否则应当注意所有附图是不按比例的。鉴于以上传授内容，在不背离仅由以下权利要求书限制的本发明的范围和精神的情况下，多种修改和变化是可能的。

Claims (12)

1.一种用于递送消融能量的系统，所述系统包括：

医疗设备，所述医疗设备被配置为消融组织，所述医疗设备包括具有多个电极的治疗元件，所述电极被布置成多组电极，其中每组电极包括第一电极、第二电极和第三电极；以及

能量发生器，所述能量发生器与所述治疗元件通信，所述能量发生器被配置为：

将每隔一个电极组的所述第一电极和所述第二电极电连接到所述能量发生器的第一极性；

将多个剩余电极组中的每一个剩余电极组的所述第一电极和所述第二电极电连接到所述能量发生器的第二极性；

将每个电极组的所述第三电极与所述能量发生器电断开；并且

将双极消融能量传输至所述多个电极，使得相邻电极组在其间递送双极能量。

2.如权利要求1所述的系统，其中，所述消融能量是脉冲电场消融能量。

3.如权利要求1所述的系统，其中，所述能量发生器被进一步配置为：

将每个电极组的所述第二电极与所述第三电极彼此电连接；

将每隔一个电极组的所述第二电极和所述第三电极电连接到所述能量发生器的第一极性；

将多个剩余电极组中的每一个剩余电极组的所述第二电极和所述第三电极电连接到所述能量发生器的第二极性；

将每个电极组的所述第一电极与所述能量发生器电断开；并且

将消融能量传送到所述多个电极，使得相邻电极组在其间递送双极能量。

4.如权利要求1所述的系统，其中，所述多个电极包括九个电极，使得所述多组电极中存在三组电极。

5.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统进一步包括标测信号记录系统，当所述能量发生器不传输消融能量时，所述能量发生器进一步被配置为：

将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；

将所述多个电极中的每一个电极连接至所述标测信号记录系统；以及

使用所述标测信号记录系统记录来自所述多个电极中的每个电极的心内电描记图信号。

6.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统进一步包括导航系统，当所述能量发生器不传输消融能量时，所述能量发生器进一步被配置为：

将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；

将所述多个电极中的每一个电极连接到所述导航系统；以及

将导航能量传输至所述多个电极中的每一个电极和从所述多个电极中的每一个电极接收导航能量中的至少一者。

7.如权利要求1所述的系统，其中，所述系统进一步包括心脏信号记录系统以及定位和导航系统，当所述能量发生器不传输消融能量时，所述能量发生器进一步被配置为：

将所述多个电极对中的每个电极对中的所述第一电极和所述第二电极彼此电断开；

将所述多个电极中的每一个电极连接至所述心脏信号记录系统以及所述定位和导航系统；

将心脏电活动测量结果传输至所述心脏信号记录系统；以及

向或从所述多个电极中的每一个电极传输定位和导航信号。

8.如权利要求1所述的系统，其中，所述多个电极是第一多个电极，所述治疗元件进一步具有第二多个电极，所述第二多个电极中的每个电极位于所述第一多个电极的相邻电极对之间。

9.如权利要求8所述的系统，其中，当所述能量发生器传输消融能量时，所述第二多个电极与所述能量发生器电断开并且与标测信号记录系统电断开。

10.如权利要求9所述的系统，其中，所述治疗元件进一步具有载体元件，所述多个电极中的每一个电极都位于所述载体元件上。

11.如权利要求10所述的系统，其中，所述治疗元件具有扩张构型，在所述扩张构型中，所述载体元件具有基本上圆形的形状。

12.如权利要求1所述的系统，进一步包括：电极分配系统，所述电极分配系统被配置为监测由所述多个电极中的每一个电极递送的能量的总量。

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