CN111343916B - 导管远端中的集成电阻滤波器 - Google Patents

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Abstract

一种医疗设备的远端组件，该远端组件包括柔性基板和电导体。柔性基板被配置为耦合到插入管的远端。电导体被设置在柔性基板上并且被成形为形成：(i)一个或多个电极，该电极被配置为与医疗设备的近端交换电信号，以及(ii)一个或多个印刷滤波器，该印刷滤波器被成形为形成至少一个电阻器，该电阻器与电极中的至少一个相邻地设置，并且被配置为从在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。

Description

导管远端中的集成电阻滤波器
相关申请的交叉引用
本申请涉及2017年10月25日提交的序列号15/793,126，名称为“Integrated LCFilters In Catheter Distal End”的美国专利申请，其公开内容以引用方式并入本文。
技术领域
本发明整体涉及医疗设备，并且尤其涉及集成在导管远端中以用于消除干扰的滤波器。
背景技术
在各种医疗手术中，将医疗工具插入患者体内，同时使用诸如磁共振成像(MRI)系统的解剖成像系统来对其进行扫描。医疗工具可以包括用于执行手术的电极。用于生产在MRI环境中可操作的导管电极的各种技术在本领域中是已知的。
例如，美国专利申请公布2015/0366508描述了被配置为插入到体腔中的柔性PCB导管设备。柔性PCB导管包括细长轴、可膨胀组件、柔性印刷电路板(柔性PCB)基板、多个电子部件和多个通信路径。
美国专利申请公布2014/0024909描述了MRI兼容的导管，该导管包括具有相对的远端和近端部分的轴。一个或多个RF跟踪线圈邻近远端部分定位，并且各自包括将RF跟踪线圈电连接到MRI扫描仪的导电引线。该导管在轴远端部分包括一个或多个感测电极，每个感测电极电连接到具有高阻抗的电阻器。
发明内容
本文描述的本发明的实施方案提供了一种医疗设备的远端组件，该远端组件包括柔性基板和电导体。柔性基板被配置为耦合到插入管的远端。电导体被设置在柔性基板上并且被成形为形成：(i)一个或多个电极，该电极被配置为与医疗设备的近端交换电信号，以及(ii)一个或多个印刷滤波器，该印刷滤波器被成形为形成至少一个电阻器，该电阻器与电极中的至少一个相邻地设置，并且被配置为从在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。
在一些实施方案中，预定频率范围包括射频(RF)频率范围的至少一部分。在其他实施方案中，在预定频率范围内滤波的信号是由磁共振成像(MRI)系统引起的。在其他实施方案中，柔性基板包括柔性印刷电路板(PCB)。
在实施方案中，柔性基板被配置为缠绕在插入管的远端周围。在另一实施方案中，印刷滤波器中的一个或多个耦合到电极中的至少一个。在又一实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被配置为传递通过电极中的至少一个从患者的组织感测到的电信号。
在一些实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被配置为传递要施加到患者组织的消融信号。在其他实施方案中，预定频率范围包括58MHz-70MHz。
在实施方案中，一个或多个印刷滤波器由选自包含镍和铬的合金、包含铜和镍的合金以及钛组成的列表中的一种或多种材料制成。在另一实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被配置为减少以下中的一项或多项：医疗设备中的加热、使用医疗设备获取的图像中的伪影，以及滤波后的信号与在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号的干扰。
根据本发明的实施方案，还提供了一种用于生产医疗设备的远端组件的方法，该方法包括将第一电导体设置在柔性基板上，该第一电导体成形为形成用于与医疗设备的近端交换电信号的一个或多个电极。一个或多个第二电导体与电极中的至少一个相邻地设置。第二电导体被成形为形成一个或多个印刷滤波器，该印刷滤波器包括至少一个电阻器，该电阻器被设计用于从在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。柔性基板耦合到插入管的远端。
根据本发明的实施方案，还提供了一种医疗设备的远端组件，该远端组件包括柔性基板和电导体。柔性基板被配置为耦合到插入管的远端。电导体被设置在柔性基板上并且被成形为形成：(i)一个或多个电极，该电极被配置为与医疗设备的近端交换电信号；以及(ii)一个或多个印刷滤波器，该印刷滤波器与电极中的至少一个相邻地设置，并且被配置为从在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。
在一些实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被形成为形成电感器和电容器中的至少一者。在其他实施方案中，电感器和电容器并联连接。在其他实施方案中，预定频率范围包括射频(RF)频率范围的至少一部分。
在实施方案中，在预定频率范围内滤波的信号是由磁共振成像(MRI)系统引起的。在另一个实施方案中，柔性基板包括柔性印刷电路板(PCB)。在又一个实施方案中，柔性基板被配置为缠绕在插入管的远端周围。
在一些实施方案中，印刷滤波器中的一个或多个耦合到电极中的至少一个。在其他实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被配置为传递要施加到患者组织的消融信号。
在实施方案中，预定频率范围包括58MHz-70MHz。在另一实施方案中，印刷滤波器中的至少一个被配置为减少以下中的一项或多项：医疗设备中的加热、使用医疗设备获取的图像中的伪影，以及滤波后的信号与在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号的干扰。
根据本发明的实施方案，还提供了一种用于生产医疗设备的远端组件的方法，该方法包括将第一电导体设置在柔性基板上，该第一电导体成形为形成用于与医疗设备的近端交换电信号的一个或多个电极。一个或多个第二电导体与电极中的至少一个相邻地设置。第二电导体被形成为形成一个或多个印刷滤波器，该印刷滤波器被设计用于从在电极中的至少一个与近端之间交换的电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。柔性基板耦合到插入管的远端。
结合附图，通过以下对本发明的实施方案的详细描述，将更全面地理解本发明，其中：
附图说明
图1为根据本发明的实施方案的导管插入系统的示意性图解；
图2为根据本发明的实施方案的具有在其上印刷的电极和滤波器的柔性基板的示意性图解；
图3和图4为根据本发明的实施方案的形成在相应柔性基板中的滤波器的示意性图解；
图5为根据本发明的实施方案的导管的远端组件的示意性分解图解；并且
图6为流程图，其示意性地示出了根据本发明实施方案的用于生产包括集成在柔性基板上的电极和滤波器的导管的方法。
具体实施方式
概述
一些医疗手术涉及例如使用磁共振成像(MRI)系统执行的实时解剖成像。可以与成像同时使用的医疗设备可以包括具有电极的导管，该电极例如用于向患者组织或从患者组织传导电信号。
MRI系统施加脉冲射频(RF)场以改变组织中磁场的方向，从而在天线(接收线圈)中以特定频率感应信号。从组织磁化引起响应所需的频率取决于外部施加磁场的场强。例如，在1.5特斯拉的磁场下，RF频率约为64MHz。除非考虑，否则MRI系统的RF场可能在导管布线和/或电极中引起不期望的RF信号，从而使导管的期望信号失真，在MRI扫描上产生图像伪影，并且沿着导管产生不期望的加热。
下文描述的本发明的实施方案提供了适于在MRI环境中操作的导管。具体地，导管包括用于消除由MRI系统引起的RF干扰的滤波器，该干扰可以干扰电极的电信号。下面还介绍了用于生产带有集成滤波器的导管的方法。
在一些实施方案中，导管可包括由柔性基板制成的远端组件，该柔性基板诸如是耦合到插入管的远端的柔性印刷电路板(PCB)片。
在一些实施方案中，将电迹线以合适的图案设置在PCB片上以形成电极，以及设计成消除由于MRI系统的活动而对电极造成的干扰的滤波器。
电极被配置为与导管的近端交换电信号，并且滤波器被形成为与电极相邻，并且被配置为滤除干扰所交换电信号的RF信号。
在一些实施方案中，电极被配置为感测来自患者心脏的电信号，在这种情况下，滤波器包括电阻器。在其他实施方案中，电极被配置为向患者心脏的组织施加消融信号，并且滤波器包括以LC电路配置并联互连的电感器L和电容器C。
在一些实施方案中，使用超大规模集成(VLSI)工艺来制造电极和滤波器。在实施方案中，通过在PCB片的外表面上沉积一个或多个导电层，例如通过使用一种或多种物理气相沉积(PVD)工艺来形成电迹线。
在实施方案中，使用诸如光刻和蚀刻的合适的图案化工艺来对沉积的导电层进行成形以形成电极和滤波器。随后，通过将PCB片缠绕在插入管周围来生产远端组件。
所公开的技术有助于改善医用导管的功能，以执行复杂的救生手术，诸如电生理学(EP)映射和组织消融，同时执行先进的成像手术，诸如MRI。
所公开的技术使得能够通过例如使用VLSI工艺在PCB片上形成合适的电路来定制集成到导管的远端中的滤波器的特性。例如，为了滤除第一频率范围，滤波器可以包括单个电阻器，而为了滤除第二频率范围，滤波器可以包括并联LC电路。
系统描述
图1为根据本发明的实施方案的导管插入系统20的示意性图解。系统20包括医疗设备诸如探针(在本示例中为心脏导管22)和控制台24。在本文所述的实施方案中，导管22可以用于任何合适的治疗和/或诊断目的，诸如消融组织或感测来自患者28的心脏(未示出)的电生理(EP)信号。
在一些实施方案中，系统20包括磁共振成像(MRI)系统38，该MRI系统被配置为产生患者组织的解剖图像。在一些实施方案中，MRI系统38包括磁场线圈(未示出)，该磁场线圈包括场梯度线圈，它们一起生成空间移变的磁场。
空间移变的磁场为系统中生成的射频(RF)信号提供了空间定位。在一些实施方案中，MRI系统38以大约64兆赫兹(MHz)的频率或任何其他合适的RF频率范围产生RF信号。
另外，MRI系统38包括发射和接收线圈(未示出)。在传输模式中，传输线圈辐射RF脉冲能量至患者28，能量的RF脉冲与患者组织的核自旋进行相互作用并从而重新调整远离其平衡位置的核的磁矩。在接收模式中，随着组织核弛豫至其平衡状态，接收线圈检测从患者的组织接收的RF信号。
在一些实施方案中，控制台24包括处理器34(通常为通用计算机)，该处理器具有合适的前端和接口电路，以用于从MRI系统38并从导管22接收信号并且用于控制系统20的其他部件。
在一些实施方案中，控制台24还包括存储器50和显示器46，该显示器被配置为显示数据，诸如患者28的心脏的至少一部分的图像44。在一些实施方案中，可以使用MRI系统38或使用任何其他合适的解剖成像系统来获取图像44。
医生30(诸如介入性心脏病专家)将导管22插入穿过躺在手术台29上的患者28的血管系统。导管22包括远端组件40，其以插图26示出并在下面的图2和图5中详细描绘。医师30通过利用靠近导管22的近端的操纵器32操纵导管22而在心脏中的目标位置附近移动组件40。导管22的近端连接到处理器34中的接口电路。
在一些实施方案中，通常使用位置感测技术来测量远端组件40在心腔中的位置。此位置感测方法例如在由Biosense Webster Inc.(Irvine,Calif.)生产的CARTOTM系统中实施，并且在美国专利5,391,199、6,690,963、6,484,118、6,239,724、6,618,612和6,332,089中、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中详细描述，这些专利的公开内容都以引用方式并入本文。
在一些实施方案中，控制台24包括驱动电路42，该驱动电路驱动被放置在躺在手术台29上的患者28体外的已知位置处(例如，患者的躯干下方)的磁场发生器36。
现在参见插图26。在一些实施方案中，远端组件40包括包裹在内部构件69周围的柔性印刷电路板(PCB)片60，在下面的图5中详细描绘。内部构件在本文中也称为插入管。
在一些实施方案中，组件40还包括圆顶盖66，该圆顶盖由柔性PCB制成，并且被配置为使用任何合适的耦合技术缠绕在环形圆顶支撑件(在下面的图5中示出)周围。
在一些实施方案中，PCB片60和/或圆顶盖66可以被穿孔以便形成一个或多个冲洗孔64，该冲洗孔被配置为当冲洗心脏的组织时允许冲洗流体从插入管流出，例如在消融手术期间。
在一些实施方案中，组件40还包括一个或多个微电极62和环形电极80，其被配置为与导管22的近端交换电信号并且将电信号传导至心脏组织或从心脏组织传导电信号。在诸如心脏EP映射或组织消融的医疗手术期间，使微电极62和环形电极80与心脏的组织接触，以便感测由此产生的电信号，或施加消融信号以用于消融组织，如下所述。
在本公开的上下文和权利要求中，术语“电极”和“微电极”可互换使用，并且是指感测电极或消融电极，其分别被配置为感测来自心脏的电信号或消融心脏的组织。
在一些实施方案中，环形电极80可以用于感测心电图(ECG)信号或来自患者28的心脏的任何其他类型的信号。注意，以下描述主要涉及微电极62，但是也适用于环形电极80。
在一些实施方案中，微电极62涂覆有导电层(由例如金或任何其他合适的材料制成)，被配置为以预定频率范围将电信号传递到心脏组织/从心脏组织传递电信号。
在一些实施方案中，组件40可以用于消融心脏的组织。在一些实施方案中，在消融期间，微电极62被配置为以给定的频率范围将电信号传递到组织。
在一些实施方案中，微电极62的导电层通常沉积在PCB片60的外表面上。在其他实施方案中，除了PCB片60之外，或者代替PCB片60，导电层可以沉积在圆顶盖66上。
如上所述，MRI系统38产生RF信号，例如以64MHz的预定频率，该RF信号可能会干扰在微电极62和导管22的近端之间交换的电信号，导致图像伪影(例如，图像44中)，以及沿导管的不期望的加热。
在一些实施方案中，一个或多个滤波器(在下面的图2至图4中示出)与微电极62中的至少一个相邻地设置(例如，印刷)在PCB片60上。通常，每个电极与一个或多个相应的滤波器关联。
在实施方案中，滤波器被配置为对预定频率范围进行滤波，以免干扰在相应微电极和近端之间交换的电信号。在一些实施方案中，该频率范围可以包括由MRI系统38产生的约64MHz的频率，该MRI系统具有1.5特斯拉的磁场强度。在下面的图2至图6中详细描绘了用于生产远端组件40的示例方法以及关于滤波器的进一步细节。
在一些实施方案中，导管的滤波器和其他部件，诸如一个或多个热电偶(未示出)，可以在PCB片60的导电层之间产生或安装在PCB片60的外表面上。热电偶可用于在消融期间监测组织温度。
在一些实施方案中，处理器34通常包括通用处理器，其以软件进行编程以执行本文所述的功能。该软件可通过网络以电子形式被下载到计算机，例如或者其可另选地或另外地设置和/或存储在非临时性有形介质(诸如磁存储器、光存储器或电子存储器)上。
图1中所示的远端组件40的配置仅是为了概念清楚而选择的示例配置。在另选的实施方案中，也可使用任何其他合适的配置。例如，远端组件40的尺寸和形状以及微电极62和相应滤波器的数量和位置可以使用适于在患者28的任何器官的组织上进行合适的医疗手术的任何合适的部件和布局来实现。此外，用于实现远端设备的柔性基板可以包括除PCB之外的任何其他合适的基板。
将滤波器集成到导管远端中
图2为根据本发明的实施方案的柔性基板48的示意性图解。在一些实施方案中，基板48包括单个区段，该单个部分可用于生产远端组件40的单个单元。在其他实施方案中，基板48可包括一个或多个基本类似的区段(未示出)，用于产生远端组件40的多个相应单元。
在一些实施方案中，基板48的每个区段包括PCB片60、盖66和上面图1中描绘的组件40的所有其他元件。这些实施方案通过在基板48上施加参考上面的图1描述的用于同时生产多个区段的一组超大规模集成(VLSI)工艺来实现组件40的大批量制造(HVM)。
在一些实施方案中，VLSI工艺可以包括使用诸如物理气相沉积(PVD)的任何合适的工艺在PCB片60的外表面上的选定位置处沉积一个或多个导电层。例如，使用诸如光刻和蚀刻的图案化工艺，将沉积的导电层成形为形成集成在PCB片60和圆顶盖66上的各种部件。
在完成区段的生产之后，切割基板48，使得每个区段与其相邻区段分开。在图2的示例中，基板48包括单个切单区段。
在一些实施方案中，PCB片60通常包括电互连，例如导电迹线52，其被配置为将耦合到基板48的电子设备电连接至横穿导管的合适的导线，并且电连接在导管22和电极62的近端之间。
在一些实施方案中，一个或多个滤波器70被印刷在PCB片60上，与相应微电极62相邻。在一些实施方案中，滤波器70被配置为滤除预定频率范围(例如58MHz-70MHz)内的干扰信号。在实施方案中，在下面的图3中详细示出的LC电路配置中，滤波器70可以包括并联互连的电感器L和电容器C。在该实施方案中，LC电路可以用作以64MHz为中心的高阻抗信号的带阻滤波器。
在其他实施方案中，滤波器70基本上在整个有用频率范围内均匀地衰减干扰信号。在实施方案中，滤波器70可以包括耦合到电极62和迹线52的电阻器R。在该实施方案中，电阻器R被配置为衰减在迹线52上传导的所有频率的电流，但是衰减低电流，诸如皮安(pA)电流。高电流的减小使MRI扫描时(例如图像44上)的图像伪影减少，并减少了沿导管22的不良加热。
干扰信号由MRI系统38产生并被滤除，以便减少或甚至消除它们可能对微电极62和导管22的近端之间交换的电信号造成的干扰。
注意，来自MRI系统38或来自任何其他来源的干扰信号可能会干扰系统20的各部件的预期操作，并且通常通过迹线52从血液或组织传导至微电极62并进入导管中。
在一些实施方案中，每个滤波器70物理地耦合到微电极62，使得滤波器70被配置为在预定频率范围(例如58MHz-70MHz)内阻塞或充分衰减任何干扰信号，否则该干扰信号将在微电极62和导管22的近端之间经由迹线52传导。
在一些实施方案中，将滤波器82印刷在PCB片60上，与环形电极80相邻。滤波器82被配置为滤除预定频率范围(例如58MHz-70MHz)内的干扰信号，以便降低环形电极80感测到的ECG信号的噪声水平。在一些实施方案中，滤波器82可具有类似于微电极62的滤波器70的结构。在替代实施方案中，滤波器82可具有任何其他合适的结构。
原则上，可以通过在导管22的近端处(例如在操纵器32处)实现预定频率范围的滤波器来阻塞干扰信号。然而，这种配置不能消除在跨越导管长度的线上引起的加热，也不能解决相关联的图像伪影。因此，用于设置滤波器以便阻塞干扰信号的期望位置尽可能地靠近远端组件40的相应电极(例如，电极62和80)。
在一些实施方案中，微电极62可以用于感测来自患者28的心脏的低压电信号，例如，大约0.01mV-1mV。在这些实施方案中，第一类型的滤波器70适合于对来自MRI系统38的干扰信号进行滤波。在其他实施方案中，电极被配置为使用诸如50mA-5A的高电流电信号向例如心脏组织施加消融。
在这些实施方案中，不同于第一类型的第二类型的滤波器70适合于对干扰信号进行滤波。在下面的图3至图4中详细示出了采用第一类型和第二类型的滤波器的实施方案。
在替代实施方案中，在存在任何频率范围的干扰信号的情况下，电极62可以向/从患者28的任何器官传导任何其他类型的电信号。
在这些实施方案中，对于每种类型的电信号，系统20可能需要适合于阻塞具有相应频率范围的干扰信号的不同类型的滤波器。
在实施方案中，当片材60和盖66处于平面位置时，缠绕在构件69和环形圆顶支撑件周围之前，在片材60中和/或圆顶盖66上形成冲洗孔64，如下面图5所示。
在一些实施方案中，片材60包括区段54，该区段被配置为当片材60缠绕在构件69周围时将片材60的边缘彼此连接，并且在PCB片60和盖66之间连接，如下面将在图5中描述的。
在一些实施方案中，盖66包括多个突出部51，每个突出部从盖66的相应区段53延伸，并且被配置为耦合在圆顶盖66和片材60的区段54之间。
在一些实施方案中，区段54和突出部51中的一些包括禁区元件57，其形成在突出部51中的一些中，以便当片材60和盖66处于构件69周围的包裹位置时不与冲洗孔64重叠。
在替代实施方案中，在包裹之后，片材60的左边缘和右边缘可以通过焊接、粘合剂或使用任何其他合适的技术彼此耦合，以将片材60和盖66耦合到构件69，并且彼此耦合。
在一些实施方案中，在完成VLSI工艺之后，并且在分别将片材60和盖66包裹在构件69周围和组件40的顶点上之前，将区段48的片材60和盖66以平面形式示出，如将在下面图5中详细描绘。
图3是根据本发明的实施方案的形成在PCB片60上的滤波器72和消融电极63的示意性图解。滤波器72和消融电极63可以分别代替例如上面图2的滤波器70和电极62。
在其他实施方案中，除了或代替在PCB片60上形成电极63和滤波器72，可以在盖66中形成电极63和滤波器72。
下文描绘的过程适于在片材60和/或盖66中生产电极63和滤波器72。
在一些实施方案中，电极63正在输送电流并且被配置为将消融信号从导管22的近端传导至患者28的心脏组织。在一些实施方案中，滤波器72被配置为将消融信号例如从导管22的近端传递到电极63以用于消融患者组织。
在实施方案中，滤波器72包括并联LC电路，该并联LC电路包括并联连接的电感器L和电容器C。在图3的示例中，滤波器72的一个端子耦合到迹线52，而滤波器的另一端子耦合到电极63，类似于上面图2中的滤波器70的互连配置。
在一些实施方案中，电感器L和电容器C由一个或多个导电层的电迹线制成，该电迹线优选是使用PVD工艺或任何其他合适的工艺沉积在PCB片60上的金或铜的电迹线。导电层以合适的形状沉积，以形成包括滤波器72的部件，例如，使用光刻和蚀刻工艺。
在一些实施方案中，可以使用单个掩模来对滤波器72的电感器L和电容器C进行图案化，该单个掩模被配置为图案化PCB片60的其他部件，诸如迹线52和电极63。
在其他实施方案中，可以使用沉积和图案化工艺的任何其他合适的顺序来形成滤波器72，诸如使用单独的光刻掩模和图案化工艺。
在一些实施方案中，滤波器72被配置为对预定频率范围内的信号进行滤波以防止其耦合到迹线52上，从而引起导管加热和图像伪影。在这些实施方案中，干扰信号的频率包括由1.5T MRI系统38产生的64MHz频率。在不同的磁场强度的情况下，将使用对应的拉莫尔频率。
在一些实施方案中，滤波器72的配置适合于滤除来自与消融信号的干扰的信号，该消融信号具有典型的电流值为50mA至5A且频率范围为50kHz至25MHz的消融信号。
注意，电感(例如1nH至1000nH)和电容(例如5pF至5000pF)的小值足以使滤波器72的电感器L和电容器C衰减来自MRI系统38的干扰信号。
在其他实施方案中，一个或多个电感器L和/或电容器C和/或其他部件的任何其他合适的配置可以被布置为形成与形成在基板48上的任何类型的电极兼容的滤波器。此外，滤波器72的每个部件(例如，电容器C)可以具有任何合适的值。
图4是根据本发明的实施方案的形成在PCB片60中的滤波器74和微电极65的示意性图解。
滤波器74和微电极65可以分别代替例如上面图2的滤波器70和微电极62。在一些实施方案中，滤波器74包括耦合到电极65和迹线52的电阻器R。
在一些实施方案中，微电极65是非载流电极，其被配置为感测来自患者28的心脏的组织的电信号。在系统20的示例中，由微电极65感测的电信号的电流范围为1pA-1μA，并且频率范围为0.01Hz-1000Hz。
在一些实施方案中，滤波器74被配置为对预定频率范围进行滤波，以免干扰由微电极65感测到的心脏组织的电信号。在一些实施方案中，滤波器74还被配置为将由微电极65感测并经由迹线52传导的心脏组织的电信号传递到处理器34。
注意，每个滤波器74形成为与相应的微电极65非常接近(例如，几毫米或甚至物理上耦合)，以便对上述干扰信号进行滤波。干扰信号可以由MRI系统38或任何其他源产生。
在一些实施方案中，通过在迹线52和微电极65之间对合适的电阻层进行图案化来形成电阻器R。例如，可以通过对迹线52的区段的宽度进行成形以使其在微电极65附近变窄来形成电阻器R。在该配置中，与迹线52的其他区段相比，迹线52的具有较窄宽度的区段可以具有更高的电阻，从而可以衰减或完全阻止干扰信号干扰由微电极65感测到的心脏信号。
在其他实施方案中，电阻器R可以由与制造迹线52的材料不同的材料制成，与迹线52的材料相比，其具有更高的固有电阻，诸如镍铬合金(包含镍和铬的合金)、康铜(包含铜和镍的合金)、钛或任何其他合适的材料。
在其他实施方案中，可以通过沉积较少的导电材料以形成具有较低材料厚度的特征，或者通过选择性地去除材料，留下较薄层的材料，来制造电阻器R。
在其他实施方案中，可以应用上述技术的任何合适的组合，以便提供电阻器R的期望电阻。例如，可以由具有更高固有电阻的材料形成窄而薄的特征。
图3和图4所示的滤波器72和74的配置仅以示例的方式描绘。在替代实施方案中，远端组件40的基板48可包括适合于对干扰信号的任何预定频率范围进行滤波的任何其他类型和配置的滤波器。此类滤波器的特性由此类部件的类型和布置(例如，RLC或RC电路的组合)和滤波器的每个部件的特性来限定。
图5是根据本发明的实施方案的远端组件40的示意性分解图示。图5示出了片60和盖66的与上面图2所示相对的表面。
在一些实施方案中，远端组件40的内部构件69可以由塑料或任何其他合适的材料制成。构件69可具有如图5所示的骨架支撑结构或任何其他合适的结构。
基座58位于构件69的近端，环形圆顶支撑件68位于构件69的顶点，并且多个肋56将基座和圆顶支撑件连接。在该实施方案中，构件69具有内部腔，用于将冲洗引导到由柔性PCB片60形成的腔的内部中。
在一些实施方案中，圆顶盖66可以胶合到圆顶支撑件68，或使用上面图2中所描绘的配置耦合到该圆顶支撑件。在替代实施方案中，盖66可以由液晶聚合物(LCP)PCB制成，其可以形成(例如，热成型)为杯形并粘结到片材60。可以使用本领域中已知的任何合适的粘结技术将杯形粘结到圆顶支撑件68并且将片材60粘结到基座58。
在一些实施方案中，片材60和盖66由单件连续的PCB或任何其他合适的柔性基板制成。在替代实施方案中，片材60和盖66可以由分开的多件材料形成，并使用焊接或任何其他合适的耦合技术彼此耦合。
图6为根据本发明的实施方案的示意性地示出用于生产远端组件40的方法的流程图。该方法开始于在第一沉积步骤100处在柔性基板48的第一选择位置上沉积第一导电层。
在第二沉积步骤102处，第二导电层在与第一选择位置相邻的第二选择位置处沉积在柔性基板48上。在一些实施方案中，第一导电层和第二导电层由相同的材料制成，诸如金或任何其他合适的材料。
在这些实施方案中，可以同时沉积第一导电层和第二导电层，使得步骤100和102作为单个沉积步骤被执行。在其他实施方案中，第一导电层和第二导电层由不同的相应材料制成，并且通常在不同的工艺步骤中沉积。
在一些实施方案中，第一导电层沉积在基板48的整个表面上，并随后被图案化以便仅将第一导电层的部分保留在柔性基板48的第一选择位置上。同样，第二导电层可以沉积在基板48的整个表面上，并随后被图案化以便仅将第二导电层的部分保留在柔性基板48的第二选择位置上。
在完成步骤102之后，通常彼此物理接触地将第一导电层和第二导电层彼此相邻地沉积。
在图案化步骤104处，将第一导电层成形以便形成电极，诸如微电极62，并且将第二导电层成形以便形成滤波器，诸如滤波器70。在实施方案中，使用单个图案化工艺来执行第一导电层和第二导电层的成形。
在该实施方案中，图案化工艺可以包括使用限定微电极62和滤波器70的形状的单个掩模，随后是被配置为转移由掩模限定的形状的一个或多个蚀刻步骤。
在替代实施方案中，步骤100、102和104中描述的工艺顺序可以包括：沉积第一导电层并使用第一掩模对微电极62的形状进行图案化，以及随后沉积第二导电层并使用第二掩模对滤波器70的形状进行图案化。
为了清楚起见，上面的步骤100、102和104中的工艺的描述被简化，并且这些示例步骤仅通过示例的方式进行了描绘。在替代实施方案中，可以使用任何其他合适的工艺来生产彼此相邻或耦合的微电极62和滤波器70。
在一些实施方案中，第一导电层和第二导电层中的至少一个可以包括多层结构，每个导电层由至少两种类型的子层制成。
在尖端形成步骤106处，使用上面图2和图5中描绘的技术中的一种将基板48耦合到构件69。在远端组件40的示例中，柔性PCB片60缠绕在基座58和肋56周围，并且圆顶盖66缠绕在圆顶支撑件68周围。在一些实施方案中，步骤106结束了该方法并且使得能够形成远端组件40。
尽管本文所述的实施方案主要针对心律失常的绘图和治疗，但是本文所述的方法和系统也可用于其他应用(诸如在耳鼻喉科或神经病学手术)中。
因此应当理解，上面描述的实施方案以举例的方式被引用，并且本发明不限于上文特定示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上文描述的各种特征的组合和子组合以及它们的变型和修改，本领域的技术人员在阅读上述描述时将会想到该变型和修改，并且该变型和修改并未在现有技术中公开。以引用方式并入本专利申请的文献被视为本申请的整体部分，不同的是如果这些并入的文献中限定的任何术语与本说明书中明确或隐含地给出的定义相冲突，则应仅考虑本说明书中的定义。

Claims (20)

1. 一种医疗设备的远端组件，所述远端组件包括：
柔性基板，所述柔性基板被配置为耦合到插入管的远端；和
电导体，所述电导体设置在所述柔性基板上并且被成形为形成：
(i) 一个或多个电极，所述电极被配置为与所述医疗设备的近端交换电信号，以及(ii)一个或多个印刷滤波器，所述印刷滤波器被成形为形成至少一个电阻器，所述电阻器与所述电极中的至少一个相邻地设置，并且被配置为从在所述电极中的至少一个与所述近端之间交换的所述电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波。
2.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述预定频率范围包括射频(RF)频率范围的至少一部分。
3.根据权利要求1所述的远端组件，其中在所述预定频率范围内滤波的所述信号是由磁共振成像(MRI)系统引起的。
4.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述柔性基板包括柔性印刷电路板(PCB)。
5.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述柔性基板被配置为缠绕在所述插入管的所述远端周围。
6.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述印刷滤波器中的一个或多个耦合到所述电极中的至少一个。
7.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述印刷滤波器中的至少一个被配置为传递通过所述电极中的至少一个从患者的组织感测到的电信号。
8.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述印刷滤波器中的至少一个被配置为传递要施加到患者组织的消融信号。
9.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述预定频率范围包括58MHz-70MHz。
10.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述一个或多个印刷滤波器由选自包含镍和铬的合金、包含铜和镍的合金以及钛组成的列表中的一种或多种材料制成。
11.根据权利要求1所述的远端组件，其中所述印刷滤波器中的至少一个被配置为减少以下中的一项或多项：所述医疗设备中的加热、使用所述医疗设备获取的图像中的伪影，以及所述滤波后的信号与在所述电极中的至少一个与所述近端之间交换的所述电信号的干扰。
12.一种用于生产医疗设备的远端组件的方法，所述方法包括：
在柔性基板上设置第一电导体，所述第一电导体被成形为形成用于与所述医疗设备的近端交换电信号的一个或多个电极；
与所述电极中的至少一个相邻地设置一个或多个第二电导体，所述第二电导体被成形为形成一个或多个印刷滤波器，所述印刷滤波器包括至少一个电阻器，所述电阻器被设计用于从在所述电极中的至少一个与所述近端之间交换的所述电信号中对预定频率范围内的信号进行滤波；以及
将所述柔性基板耦合到插入管的远端。
13.根据权利要求12所述的方法，其中所述预定频率范围包括射频(RF)频率范围的至少一部分。
14.根据权利要求12所述的方法，其中在所述预定频率范围内滤波的所述信号是由磁共振成像(MRI)系统引起的。
15.根据权利要求12所述的方法，其中设置在所述柔性基板上包括设置在柔性印刷电路板(PCB)上。
16.根据权利要求12所述的方法，其中耦合所述柔性基板包括将所述柔性基板缠绕在所述插入管的所述远端周围。
17.根据权利要求12所述的方法，其中设置一个或多个第二电迹线包括将所述印刷滤波器中的一个或多个耦合到所述电极中的至少一个。
18.根据权利要求12所述的方法，其中所述印刷滤波器中的至少一个具有响应，所述响应传递通过所述电极中的至少一个从患者的组织感测到的电信号。
19.根据权利要求12所述的方法，其中所述预定频率范围包括58MHz-70MHz。
20.根据权利要求12所述的方法，其中设置所述第二电导体包括减少以下中的一项或多项：所述医疗设备中的加热、使用所述医疗设备获取的图像中的伪影，以及所述滤波后的信号与在所述电极中的至少一个与所述近端之间交换的所述电信号的干扰。
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