心脏起搏器、可植入除颤器以及其他类型的主动可植入式医疗装 置与磁共振成像(magnetic resonance imaging，MRI)以及其他类型的 医院诊断设备的兼容性已经成为一个重要问题。如果人们进入包括St. Jude Medical，Medtronic and Boston Scientific CRM(原来的Guidant) 的美国主要的心脏起搏器制造商的网站，将看到一般禁止MRI与起搏 器以及可植入除颤器一起使用。在Siemens、GE和Philips等MRI设备 制造商的说明手册中可以发现相似的禁忌。另见由Roger Christoph Lüchinger提出的、提交给苏黎士的Swiss Federal Institute of Technology(瑞士联邦技术研究院)的论文“Safety Aspects of Cardiac Pacemakers in Magnetic Resonance Imaging”，C.Gabriel，S.Gabriel 和E.Cortout提出的“Dielectric Properties of Biological Tissues：I. Literature Survey”；S.Gabriel，R.W.lau和C.Gabriel提出的 “Dielectric Properties of Biological Tissues：II.Measurements and the trequency Range 0Hz to 20 GHz”；S.Gabriel，R.W.lau和C. Gabriel提出的“Dielectric Properties of Biological Tissues：III. Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues”；以及 “Advanced Engineering Electomagnetics”，C.A.Balanis，Wiley， 1989，这里将所有这些引用为参考。
但是，通过广泛查阅文献发现，事实上经常不顾禁忌地将MRI 用于起搏器患者。对于使用心脏起搏器的患者，MRI的安全性和可行 性逐渐成为重要问题。在某些病例报告中仅回顾性地分析了MRI对患 者的起搏器系统的影响。许多论文指出，MRI对新一代起搏器的影响 可达到0.5特斯拉(T)。另一些论文指出，在严格控制的条件下，对非 起搏器依赖患者的影响达到1.5T。MRI是医生最有价值的诊断工具之 一。当然，MRI广泛用于成像，但是，MRI也越来越多地用于实时处 理，如介入医疗(外科)。此外，MRI被实时用于引导消融导管、神经 刺激器电极端头(tip)以及深脑探头(deep brain probe)等。对起搏器患 者的绝对禁忌指的是，起搏器和ICD穿戴者应该禁用MRI。尤其是不 能进行胸部和腹部区域扫描。但是，由于MRI作为对器官和其他人体 组织进行成像的诊断工具的巨大价值，因此许多医生冒险对起搏器患 者进行MRI。文献指出，在这种情况下医生应该采取许多防护措施， 包括根据特定吸收率(specific absorption rate，SAR)来限制MRI的施 加功率，将起搏器编程为固定模式或异步起搏模式，准备好急救人员 和复苏设备(称为“Level II”协议)，并且在过程完成之后仔细重新编 程并评价起搏器和患者。已经报告了在MRI过程之后许多天出现的、 关于心脏起搏器的潜在问题(例如起搏脉冲捕捉增加或丢失)。
在MRI单元中使用三种的电磁场。第一种为主静磁场，用B0表示， 用于使人体组织内的质子排列整齐。在目前可用的、用于临床的多数 MRI设备中，磁场强度在0.5到3.0特斯拉之间变化。某些更新型的MRI 系统的磁场达到了4到6特斯拉。在于2005年11月5日和6日举行的国际 磁共振医学会(International Society for Magnetic Resonance in Medicine，ISMRM)上，报告了某些研究系统达到了11.7特斯拉，并 且将在2007年的某个时间准备好使用。1.5T的MRI系统超过了地球的 磁场强度的100000倍。这种幅值的静磁场会在植入患者体内的、包括 心脏起搏器内的某些部件和/或引线系统本身的任何磁性材料上感应 出强大的磁力。静态的MRI磁场不太可能在起搏器的引线系统中感应 电流(dB/dt)，并因此不会在起搏器本身中感应电流。基本物理原理是， 磁场必须在穿过导体时随时间变化(dB/dt)，或者，导体本身必须在磁 场内移动以便感应电流(dB/dx)。
由磁共振成像设备产生的第二种磁场为脉冲RF磁场，它由体线 圈或头线圈产生，也称为B1。这种磁场用于改变质子以及来自组织的 非正常MRI信号的能态。RF磁场在中央区域是均匀的，并且有两个主 要方面：(1)磁场沿着实际平面被循环极化；以及(2)依据Maxwell方程， 电场与磁场相关。一般情况下，在测量期间，RF磁场被接通和关断， 并且，根据静磁场的强度，RF磁场通常具有21MHz到64MHz到128 MHz的频率。RF脉冲的频率随主静磁场的场强变化，如在Lamour方 程中表示的：RF脉冲频率(以MHz为单位)＝(42.56)(静磁场强度(T))； 式中，每特斯拉42.56MHz为H+质子的Lamour常数。
第三种电磁场为时变磁梯度场(magnetic gradient field)，用Gx，y，z 表示，用于空间定位。梯度场沿着不同方向改变其强度，并且为大约 1到2.2kHz的运行频率。由三套正交布置的线圈产生沿X、Y、Z方向 的磁场梯度矢量，并且，仅在测量期间接通。在某些情况下，梯度场 已经表现出使自然心律(心跳)提高。对此还不能完全理解，但是，这 是一种可重复现象。已经有些报告提到梯度场引起的、会危及生命的 室性心律不齐。然而相反，某些研究人员不认为梯度场会产生任何明 显的不利影响。
如上所述，第三种电磁场为时变磁梯度场，被表示为Gx、Gy、 Gz。梯度Gz用于使沿着z方向的B0场扭曲，由此建立特定厚度的人体 “切片”。场Gx和Gy用于给特定质子引入相位和频率“标记”以便生 成x-y图像。
该场大致在1到2.2kHz之间运行，由正交布置的三个不同线圈产 生。这些场只在图像生成协议期间起作用，并且已经表现出对人的生 理有不利影响。这些影响主要由作用在很大面积上的运动磁场产生的 感应电压引起。以下为法拉第感应定律，
$V=A\frac{\mathrm{dB}}{\mathrm{dt}}$
式中，A为回路面积，dB/dt为磁通对时间的变化率，已经显示出，如 果梯度场产生的感应电压足够高，则会引起末梢神经刺激(peripheral nerve stimulation，PNS)。文献中已经报告，当在相对高的MRI梯度 下运行时，会感到疼痛和其他不适。在更极端的动物试验中，已经检 测到心脏刺激，尽管这种刺激的能量约比实现PNS的能量多80倍。为 了防止出现PNS或心脏刺激，企业标准已经将dB/dt限制为约20T/sec。
有趣的是梯度场对通常具有植入式引线系统的AIMD的影响。在 具有单极引线系统的AIMD的情况下，在AIMD罐、引线系统、末端 端头(distal TIP)和(作为返回路径的)人体组织之间形成电路环。这个 环占据的平均面积约为225cm2，上限约为350cm2。当在最大值20T/sec 的情况下考虑这一点时，环中的最大感应电压为0.700V。当人们在起 搏端头(pacing tip)看到感应电压时，(由于相对高的引线系统阻抗和设 备阻抗)一般幅值低于环中的感应电压。这比AIMD刺激心脏组织所要 求的一般起搏阈值(pacing threshold)低得多。
注意电压和EMI被如何引入植入式引线系统或外部引线系统是 有益的。在甚低频(verylow frequency，VLF)时，由于电流贯穿患者身 体循环并建立不同的电压降，因此在心脏起搏器的输入端感应出电 压。在单极系统中，例如，由于起搏器外壳与TIP电极之间的矢量位 移，可以感测到由欧姆定律和循环RF信号引起的、跨过人体组织的电 压降。在较高频率的情况下，植入式引线系统实际起天线的作用，沿 着天线的长度感应电流。人体组织的阻尼作用导致这些天线不很有 效，但是，极高功率的场和/或人体谐振可以使其经常偏置。在甚高频 的情况下(如蜂窝电话的频率)，EMI信号仅被感应到引线系统的第一 区域中(例如，在心脏起搏器的头部模块)。这必须利用所涉及的信号 的波长进行，并且，它们有效地耦合到系统中。
耦合到植入式引线系统中的磁场基于回路面积。例如，在心脏起 搏器中，有一个由来自心脏起搏器外壳的引线到其位于右心室中的末 端TIP形成的环。返回路径是通过体液和组织，基本上直接从右心室 内的TIP电极返回起搏器箱体或外壳。这形成了一个封闭的区域，可 以根据患者的X光照片，以平方厘米为单位测量这个封闭区域。平均 回路面积为200到225平方厘米。这是个平均值，并且很大程度上受统 计变化影响。例如，在具有腹部植入的成年患者中，植入的回路面积 很大(大于450平方厘米)。
现在考虑MRI的具体情况，通过封闭回路区域会感应磁梯度场。 但是，由体线圈产生的脉冲RF磁场主要通过天线作用感应到引线系统 中。
有许多关于MRI的潜在问题，包括：
(1)起搏器簧片开关的闭合。起搏器的簧片开关也可以是霍尔效 应装置，它被设计为对靠近患者的胸膛固定的永久磁铁进行检测。这 个磁铁的布置使得医生甚至患者能够使可植入医疗装置进入通常所 说的“磁铁模式响应(magnet mode response)”。不同的制造商的“磁 铁模式响应”不同，但是，一般情况下，这使得起搏器进入固定速率 或异步起搏模式。正常情况下，短时间将可以完成这项操作，并且这 项操作对于诊断非常有用。但是，当起搏器靠近MRI扫描器时，MRI 静磁场可以使起搏器的内部簧片开关闭合，这使得起搏器进入固定速 率或异步起搏模式。更糟糕的是，簧片开关可能弹回或振荡。异步起 搏可能与患者的基础心率冲突。这就是为什么一般劝告起搏器/ICD患 者不要接受MRI的一个原因。固定速率或异步起搏模式对多数患者不 是问题。但是，对于情况不稳定如心肌缺血(myocardial ischemia)的 患者，在异步起搏期间，存在可能造成心室纤颤(ventricular fibrillation)的很大风险。在多数现代起搏器中，磁性簧片开关(或霍 尔效应装置)的功能是可编程的。如果磁性簧片开关响应被断开，则即 使在强磁场中，仍然可以进行同步起搏。在主磁场中，不能排除梯度 场使簧片开关打开和重新闭合的可能性。但是，一般认为，强大的静 磁场将使簧片开关保持闭合。理论上，某些簧片开关沿着能够使簧片 开关反复闭合和重新打开的梯度场取向是可能的。
(2)簧片开关损坏。理论上，对簧片开关的直接损坏是可能的， 但是，在任何已知的文献中还没有报道。在苏黎士的Roger Christoph Lüchinger撰写的文章中，报告了将簧片开关暴露到MRI设备的静磁场 的测试。在长期暴露到这些静磁场之后，对于与测试前相同的场强， 簧片开关在闭合时功能正常。
(3)起搏器位移。起搏器的某些部分如电池和簧片开关包含铁磁 材料，因此，在MRI期间受机械力(针对ASTM标准进行了测试)。响 应于磁力或磁转矩，会出现起搏器位移(较新的起搏器和ICD具有较少 铁磁材料，并且不易受此影响)。
(4)射频场。在MRI中，在关心的脉冲RF频率，RF能量可以被 吸收并转换为热。在MRI期间，由RF脉冲储存的功率很复杂，并且取 决于功率、持续时间、RF脉冲的形状、脉冲的相对长的时间平均值、 发射的频率、单位时间施加RF脉冲的数量以及所使用的RF发射器线 圈的配置类型。特定吸收率(specific absorption rate，SAR)为有多少 能量被感应到人体组织中的度量。发热量还取决于被成像的各种组织 (即肌肉、脂肪等)的体积、组织的电阻率以及被成像的解剖区域的结 构。还有许多取决于AIMD在人体中的位置及其相关引线的其他变量。 例如，对于左胸植入还是右胸植入，感应到起搏器引线系统中的电流 的多少将不同。此外，对于感应电流的大小以及将产生的热的多少， 引线的路径以及引线长度也很关键。另外，由于末端TIP本身可以起 它自己的天线的作用，因此末端TIP的设计很重要。在MRI腔内的位 置也很重要，这是由于，当患者从MRI腔中心线(ISO中心)移出时，产 生RF需要的电场呈指数增加。在MRI环境中发热的原因有两个：(a) 可能出现耦合到引线的RF磁场，它导致明显的局部发热；(b)在RF 发射期间感应的电流可能流入人体组织，并且引起植入式引线的末端 TIP电极的附近的欧姆定律发热。MRI扫描器中的RF磁场可以产生很 大能量，这些能量足以感应出足以损坏某些附近心肌组织的引线电 流。也已经观察到组织消融。在MRI期间，这种发热的效果不易被监 控。发热已经发生的指示可以包括起搏阈值增加、静脉消融(venous ablation)、喉消融、心肌穿孔和引线穿透，甚至有伤疤组织引起的心 率不齐。还没有很好地研究MRI的长时间发热效果。
(5)施加射频场导致的起搏速率变化。已经发现，RF磁场会引起 不希望的快速心脏起搏(QRS复合波)速率。已经提出了解释快速起搏 的各种机理：直接组织刺激、起搏器电子装置受干扰或者起搏器重新 编程(或复位)。在所有这些情况下，希望引线系统阻抗增加(以减小RF 电流)，使穿心电容器(feedthrough capacitor)更有效，并且给AIMD的 电子电路提供高度保护。这将使得起搏器起搏速率的变化和/或起搏器 重新编程更不可能。
(6)时变磁梯度场。时变梯度对MRI磁场的总强度的贡献可以忽 略不计，但是，由于这些场被快速施加并移除，因而使起搏器系统可 能受影响。磁场变化的时间速率直接与产生多大的电磁力 (electromagnetic force，EMF)有关，因此可以在引线系统中感应电流。 Lüchinger报告，即使使用现今的、具有达到60特斯拉每秒的时变场的 梯度系统，感应电流也很可能低于心房颤动(cardiac fibrillation)的生 物阈值。时变磁梯度场的感应电压的理论上限为20伏。这个持续时间 大于0.1毫秒的电压为足以直接使心脏起搏的能量。
(7)发热。由时变磁梯度场感应的电流会使局部发热。研究人员 认为，与RF磁场引起的发热效果相比，梯度场的计算的发热效果要小 得多，因此可以忽略。
另外有一些可能与可植入心律转复除颤器(implantable cardioverter defibrillator，ICD)有关的问题。ICD使用不同的并且较 大的电池，它会引起更高的磁力。ICD中的可编程灵敏度通常比起搏 器高得多，因此，ICD会错误地检测到心室快速性心律失常并且不适 当地提供治疗。在这种情况下，治疗可以包括抗心动过速起搏、心脏 电复律(cardioversion)或除颤(高压电击)治疗。MRI磁场会阻碍对危险 的室律不齐或心室纤维颤动(fibrillation)的检测。还会有ICD引线的发 热问题，预期这些问题可以与起搏器引线的发热问题相比。血管壁消 融是另一个关心的问题。也已经有旧型号的ICD受MRI的脉冲RF磁场 严重影响的报告。在这些情况下，有多重微处理器复位，甚至有在MRI 之后出现ICD不能工作的永久性损坏的情况。此外，当暴露到MRI场 时，ICD已经表现出不同类型的问题。即，在暴露到MRI期间，ICD 可能不适当地将MRI RF-磁场或梯度场检测为危险的室性心律失常。 在这种情况下，ICD将试图对其高能存储电容器进行充电，并且对心 脏进行高压电击。但是，在这个充电电路内，为了给高能存储电容器 充满电，需要一个变压器起作用。在存在主静磁场(B0)的情况下，这 个变压器的铁心趋于饱和，因而使其效率降低。这意味着高能存储电 容器不能充满电。在文献中报告了重复低压电击。这些重复电击以及 这种对电池充电的无效尝试可能使ICD的电池过早耗尽。这当然会缩 短电池寿命，这是一种特别不希望的情况。
总起来说，许多研究已经显示出佩带主动可植入式医疗装置如心 脏起搏器的MRI患者会冒潜在的危险。但是，有许多MRI对于对起搏 器患者进行特殊成像(即，AIMD在腔之外)是安全的趣闻报告。如前面 所述，这些趣闻报告的有趣的；但是，认为所有MRI是安全的在科学 上肯定是不令人信服的。如前面所述，仅起搏器引线长度方面的变化 就可以明显影响产生多少热。根据外行的观点，与老汽车上更常见的 垂直杆天线相比，通过观察蜂窝式移动电话上的天线的典型长度，可 以很容易解释这一点。蜂窝式移动电话上的相对短的天线被设计为与 蜂窝式移动电话的甚高频波长(约950MHz)有效耦合。在典型的汽车 AM和FM收音机中，这些波长的信号不会有效地耦合到蜂窝式移动电 话的相对短的天线。这就是汽车上的天线相对长的原因。MRI系统存 在类似情况。例如，如果假设具有128MHz的RF脉冲频率的、3.0特斯 拉的MRI系统，则一定有与128MHz波长的一部分有效耦合的特定的 精确植入式引线长度。作为例子，忽略人体组织的作用，以米为单位 的基本波长等式为300除以以MHz为单位的频率。因此，对于3.0特斯 拉的MRI系统，波长为2.34米或234厘米。那么，准确的1/4波长天线 应该是它的1/4，即58.59厘米。这正好在特定起搏器引线植入的长度 范围内。典型的情况是，医院将保持各种引线的库存，而进行植入的 医生将根据患者的尺寸、植入位置以及其他因素进行选择。因此，植 入的或有效的引线长度可能有很大差别。另一必须考虑的变数是过量 引线。典型的情况是，在进行了起搏器引线插入之后，医生将把任何 过量引线隐藏在胸腔内。这可以形成一、二或三匝过量引线。然而， 这形成了这个特定区域中的环，所导致的进入右心室的导线的过量长 度会与MRI RF脉冲频率有效耦合。如人们可以见到的，未卷绕的引 线长度的量是随患者尺寸不同而具有很大差异的。有些植入式引线长 度正好不与MRI频率有效耦合，而另一些植入式引线的长度很有效地 耦合，因此产生了最糟糕的发热情况。植入式引线的实际情况要复杂 得多，这是由于人体组织的变化的介电常数和电介质性能以及伴随的 波长变化。
MRI系统对起搏器、ICD和神经刺激器的功能的影响取决于各种 因素，包括静磁场的强度、脉冲序列(使用的梯度场和RF场)、成像的 解剖区域以及许多其他因素。使之进一步复杂的是这样的事实，即， 每个制造商的起搏器和ICD设计表现不同。多数专家仍然得出结论 MRI对起搏器患者不应该被认为是安全的。自相矛盾的是，这也不意 味着患者不应该接受MRI。医生必须根据起搏器患者的情况做出评 估，并且在MRI的潜在风险与这种有利的诊断工具的益处之间进行权 衡。随着MRI技术的进步，包括在更快速地成像时随时间变化更高的 场梯度作用于更薄的组织切片，情况将继续发展并变得更复杂。这种 自相矛盾的一个例子是被怀疑患肺癌的起搏器患者。对这样的肿瘤的 RF消融治疗可能需要只有通过实时的精细聚焦的MRI才能完成的立 体定向成像。在患者有生命危险并且得到知情患者同意的情况下，医 生可以不顾所有前面描述的、对起搏器系统的风险，决定进行MRI。
胰岛素药物泵系统似乎不是目前主要考虑的，这是由于这样的事 实，即，它们没有明显的天线部件(如植入式引线)。但是，可植入泵 目前在磁蠕动(magneto-peristaltic)系统上工作，并且必须在MRI之前 停用。有基于螺线管系统的更新的(未发布的)系统，它们将有相似的 问题。
很清楚，MRI将继续用于佩戴主动可植入式医疗装置的患者。有 许多其他医院疗程，包括电烙术外科、碎石术等，起搏器患者也必须 对其暴露。因此，需要电路保护装置，它将提高主动可植入式医疗装 置系统对诊断过程如MRI的抵抗力。
如人们看到的，许多在来自MRI和其他医疗诊断过程的植入式引 线系统方面的不希望的效果，与引线系统中的不希望的感应电流有 关。这可能导致引线中或在末端TIP的组织界面过热。在2006 SMIT 会议上，FDA对一个神经刺激器患者进行了报告，这个患者的植入式 引线被充分加热，出现严重烧伤，导致需要多重截肢术。在起搏器患 者中，这些电流还可以直接刺激心脏，有时导致危险的心律不齐。在 MRI期间或相似的医疗诊断过程期间，起搏器、ICD或神经刺激器患 者会遇到的上述问题只是基本需求的例子。佩带诸如外部药物泵、外 部神经刺激器、EKG引线、(皮肤贴片(skin patch))或心室辅助装置等 外部装置的患者也会在MRI过程期间遇到问题。所有以上描述的关于 引线过热、末端TIP过热或电磁干扰都是所关注的。本发明的新颖的 谐振TANK滤波器可同样应用于所有这些其他装置。它还可应用于在 某些实时医疗成像过程如MRI期间使用的探头和导管。本发明可广泛 应用于植入式和外部医疗装置系统。一般而言，本发明是一个电路保 护装置，用于保护经历高RF功率医疗诊断过程的患者。
因此，需要新颖的谐振EMI TANK滤波器组件，它可以沿着医疗 装置的引线系统放在各种位置，并且，它还防止电流在医用治疗装置 的选择的频率流动。最好，这种新颖的TANK滤波器应该被设计为， 对于在按照1.5特斯拉运行的MRI系统中使用，在64MHz或附近谐振 (或者，对3特斯拉的系统，在128MHz谐振)，并且，这种新颖的TANK 滤波器具有广泛的其他应用领域，包括电信、军事和空间技术等。本 发明达到了这些要求并提供了其他相关优点。

本发明包括将被放在末端(distal)TIP和/或沿着医疗装置的引线 或电路的各种位置的、新颖的谐振TANK滤波器。这些TANK滤波器阻 止或防止电流在医用治疗装置的选择的频率流动。例如，如Lamour等 式所述，对于在1.5特斯拉运行的MRI系统，脉冲RF频率为64MHz。 本发明的新颖的TANK滤波器可以被设计为，在64MHz或在64MHz 附近谐振，由此，在选择的频率，在引线系统中形成高阻抗(理想情况为 开路)。例如，当本发明的新颖的TANK滤波器被放在起搏器引线的末端 TIP时，它将使流过末端TIP并进入身体组织的RF电流显著减小。新 颖的TANK滤波器还使在例如起搏器的引线中流动的EMI减小，由此 给敏感的电子电路提供额外保护。对本领域技术人员来说显而易见，这 里所描述的所有实施例可以等效地广泛应用于其他可植入的或外部医疗 装置，包括深脑刺激器、脊髓刺激器、药物泵、探头和导管等。本发明 满足了关于减少或消除医疗装置中的和/或它们的相关引线系统中的不 希望的电流以及相关发热的所有要求。如这里所述的新颖的TANK滤波 器结构还广泛应用于其他学科，包括电信、军事和空间技术等。
在电气工程中，电容器与电感器并联称为TANK滤波器。众所周知， 当接近理想的TANK滤波器在其谐振频率时，将表现出很高的阻抗。由 于MRI设备运行在离散频率时产生很强的RF脉冲磁场，因此对特定的 谐振TANK滤波器来说，这是一种理想情况。对于消除单个频率，TANK 滤波器比宽带滤波器更有效。由于TANK滤波器的目标是一个频率，因 此，它小得多并且空间利用率高。此外，产生了MRI与引线系统、各种 环路以及相关电流耦合的途径。例如，在心脏起搏器的末端TIP，会产 生直流电磁力(EMF)，它会产生通过末端TIP进入相关的心肌组织的电 流回路。这个电流系统很大程度上与靠近主动可植入式医疗装置，例如 靠近心脏起搏器感应的电流解耦。在那里MRI和与其相关的电流可以建 立单独的回路。因此，可能需要一个或多个TANK滤波器，以对各种感 应的EMI以及引线系统中的相关电流都进行全面控制。
设计用于人体植入装置的TANK滤波器的主要挑战是它必须尺寸 很小，生物相容并且高度可靠。优先选择同轴的几何形状。优先选择同 轴形状的原因是，基本上通过两种主要方法中的一种方法将引线放入人 体内的不同位置。这些方法包括引导引线插入。例如，在心脏起搏器应 用中，建立一个胸袋。然后，医生在肋骨之间形成一个小切口，进入锁 骨下静脉。起搏器引线由管心针引导/带领，通过静脉系统、主动脉弓、 右心房、三尖瓣，并进入例如右心室。在人体内安装引线(特别是神经刺 激器)的另一种基本方法是通过隧道。在隧道中，外科医生使用特殊工具 在皮下形成隧道，并且，通过肌肉，例如向上通过颈部到达迷走神经或 深脑。在这两种技术中，引线及其在末端TIP的相关电极很小是非常重 要的。本发明通过使用非常新颖的、用电感元件修改过的微型同轴或直 线电容器来提供并联TANK电路解决了这些问题。现有技术的电容器是 众所周知的，并且，包括陶瓷盘状穿心电容器、单层和多层管状电容器、 多层矩形电容器以及厚膜沉积电容器。本发明示出了修改所有这些以前 的管状、穿心或矩形电容器技术，从而以新颖方式并入并联电感器的设 计方法。对本领域技术人员来说显而易见，可以使许多其他电容器技术 适应本发明。这包括薄膜电容器、玻璃电容器、钽电容器、电解电容器、 叠层电容器等。
如上所述，可以对电容值和相关的并联电感器进行调节，以实现特 定的谐振频率(specific resonant frequency，SRF)。这里描述的新颖的 TANK滤波器可以适合于整个可植入医疗装置系统内的许多位置。即， 可以在医疗装置的引线系统的任何部分或附近或末端TIP并入新颖的 TANK滤波器。此外，新颖的TANK滤波器可以沿着引线系统放在任何 位置。在另一个实施例中，实际上可以将TANK滤波器放在主动可植入 式医疗装置里面。
体现为新颖的同轴或矩形TANK滤波器的本发明还被设计为与一 般用在主动可植入式医疗装置的引线入口和出口点的EMI滤波器配合工 作。例如参见：于2004年4月15日提交的、标题为INDUCTOR CAPACITOR EMI FILTER FOR HUMAN IMPLANT APPLICATIONS 的美国专利6999818；于2005年3月31日提交的、标题为APPARATUS AND PROCESS FOR REDUCING THE SUSCEPTIBILITY OF ACTIVE IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES TO MEDICAL PROCEDURES SUCH AS MAGNETIC RESONANCE IMAGING的美 国专利申请No.11/097999；于2005年11月3日提交的、标题为PROCESS FOR TUNNING AN EMI FILTER TO REDUCE THE AMOUNT OF HEAT GENERATED IN IMPLANTED LEAD WIRES DURING MEDICAL PROCEDURES SUCH AS MAGNEITIC RESONANCE IMAGING的美国专利申请No.11/163915；以及于2006年4月3日提交 的、标题为LOW LOSS BAND PASS FILTER FOR RF DISTANCE TELEMETRY PIN ANTENNAS OF ACTIVE IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES的美国专利申请No.60/767484；这里将这些专利 的内容都引用为参考。这四个文献都描述了用于低通EMI滤波器电路的 新颖的电感器电容器组合。特别感兴趣的是，通过增加在AIMD密封通 孔的无源低通滤波器的电路元件的数量，可以减小主要限定AIMD输入 阻抗的所述滤波器的总的电容值。重要的是减小电容值以增加AIMD的 输入阻抗。增加AIMD的输入阻抗将减小在引线系统中流动的高频电流， 如与MRI设备的RF脉冲频率相关的高频。因此，本发明的一个特点是， 新颖的TANK滤波器被设计为与现有技术的低通滤波器配合使用。
本发明还可应用于探头和导管。例如，消融探头被用于有选择地烧 灼或烧毁心脏外或内的组织，以控制来自窦房结或A-V结外的无规则脉 冲。最好在实时的MRI成像期间进行这些过程。但是，由于来自MRI 系统的感应电流，因此主要关心末端TIP的不适时的过热。对本领域技 术人员来说显而易见，本发明的新颖的TANK滤波器可以适应于在人体 内或人体上使用的任何探头、TIP或导管。
根据以下结合通过例子示出了本发明的原理的附图进行的更详细 的描述，本发明的其他特征和优点将变得更加清楚。

附图示出了本发明。在这些附图中：
图1为普通人体的导线构成图，示出了许多主动式医疗装置 (AMD)以及相关的内部和外部引线；
图2为现有技术的主动可植入式医疗装置(AIMD)的透视图和示 意图，包括指向患者心脏的引线；
图3为沿着图2的线3-3截取的放大截面图；
图4为沿着图3的线4-4截取的截面图；
图5为图3和图4所示类型的、现有技术的矩形四极穿心电容器 (quadpolar feedthrough capacitor)的透视/正等轴测图；
图6为沿着图5的线6-6截取的截面图；
图7为沿着图5的线7-7截取的截面图；
图8示出了单极主动可植入式医疗装置；
图9与图8相似，示出了双极AIMD系统；
图10与图8和图9相似，示出了具有末端端头(TIP)和环(RING) 的、通常用在心脏起搏器中的双极引线系统；
图11为示出了电感器L和电容器C的并联组合的示意图，所述 电感器L和电容器C构成了本发明的、置于图8-图10的引线系统中 的TANK滤波器；
图12示出了计算图11的并联TANK的谐振频率的图表；
图13示出了图11的、理想的并联TANK电路的阻抗与频率的 关系；
图14为用于与电容器并联的电感器的阻抗Zab的等式；
图15示出了用于图11的并联TANK电路的感抗(XL)和容抗(XC) 的阻抗等式；
图16为示出了图11的并联TANK电路的示意图，在这种情况 下，电感器和电容器具有寄生或隐含的电阻损耗并且为非理想情况；
图17与图8相似，示出了在AIMD的末端电极附近添加了TANK 滤波器电路；
图18为本发明的理想的TANK滤波器的示意图，其中利用开关 表示其功能；
图19为与图18相似的示意图，示出了TANK滤波器的低频模 型；
图20为与图18和图19相似的示意图，示出了本发明的理想 TANK滤波器在其谐振频率的模型；
图21为为与图18-图20相似的示意图，示出了TANK滤波器在 高频时的模型(远高于谐振频率)；
图22为重画的、与图9相似的图，示出了在多个电极中的多个 TANK滤波器；
图23为示出了设计本发明的TANK滤波器的过程的决策树框 图；
图24示出了插入损耗与用于具有不同品质因数“Q”的TANK 滤波器的频率的关系；
图25为对典型患者的X光照片的跟踪，示出了植入式心脏起搏 器和心律转复除颤器以及对应的导线系统；
图26为双心室引线系统的典型患者的心脏的X光照片中的线路 图；
图27示出了双极心脏起搏器引线，其中示出了末端TIP和末端 RING电极；
图28为由图27中的线28-28表示的区域的、具有被示出为与末 端TIP和RING电极串联的本发明的L-C TANK的局部放大示意图；
图29为现有技术的管状穿心电容器的透视图；
图30为沿着图29的线30-30截取的截面图；
图31为与图30相似的截面图，示出了现有技术的多层管状电容 器；
图32为与图29相似的透视图，示出了包括按照本发明的箱式滤 波器的管状穿心电容器的末端TIP电极的修改；
图33为图32中示出的上表面区域的末端TIP的颠倒的透视图；
图34示出了与图33中示出的颠倒的末端TIP不同的主动固定螺 旋TIP；
图35为沿着图32的线35-35截取的截面图；
图36为用于图32和图35的理想TANK滤波器的电气示意图；
图37为与图35相似的剖面图，示出了应用于图31中示出的多 层电容器的本发明；
图38为与图36相似的电气示意图；
图39为现有技术的单极盘状穿心电容器的局部透视图；
图40为安装到AIMD的套圈和密封端接的、图39的穿心电容器 的局部截面图；
图41为图39和图40的穿心电容器的电气示意图；
图42为按照本发明修改的，对图39和图40中示出的现有技术 的穿心电容器的新颖修改的截面图和简图；
图43为示出了图42中示出的结构的电气特性的电气示意图；
图44为与图42相似的截面图，示出了置于末端TIP的端接的新 颖结构；
图45为图44所示结构的电气示意图；
图46示出了另一种方案，其中，这里描述的新颖TANK电路可 以放在AIMD的密封外壳内；
图47为可以有或没有称为Bion的引线的、新颖的主动可植入式 医疗装置的外形图；
图48为与图47相似的截面图，其中，本发明的TANK滤波器 被置于端盖电极内；
图49为与图47和图48相似的截面图，示出了另一种管内Bion， 其中，在每端布置本发明的TANK滤波器；
图50为电气示意图，示出了在多重谐振频率串联配置中利用本 发明的TANK滤波器电路；
图51为现有技术的空心绕制电感器的正等轴测图；
图52为沿着图51中的区域52-52截取的局部放大透视图；
图53为现有技术的、具有高磁导率的中空铁氧体铁心的透视图；
图54与图53相似，示出了可选的、现有技术的实心铁氧体或粉 末铁心；
图55为示出了现有技术的、缠绕在图53所示的高磁导率铁氧体 铁心上的导线；
图56为图53的铁氧体铁心的透视图，具有布置在该铁心上的多 匝导线；
图57为沿着图56的线57-57截取的剖面图；
图58为新颖的无铁氧体贴片电感器的透视图，可以代替以上示 出的螺绕电感器来构成TANK；
图59为截取由图58中的59-59表示的区域的局部放大图，示出 了一种替换的结构；
图60为图59的电感器回纹基板(meander substrate)，其中增 加了小间隙，以利于通过其本身对箱的电容器元件进行电气测试；
图61为取自图60的示意图；
图62示出了用少量导电材料使图60的间隙电气闭合；
图63为示出了本发明的新颖的末端TIP TANK滤波器的密封组 件的分解透视图；
图64为示出了图63中示出的、由三个底部零件组成的组件的截 面图；
图65为示出了由图63的全部零件组成的组件的截面图；
图66为与图65的组件有关的电气示意图；
图67为按照图65中的线67-67表示的区域截取的局部放大截面 图；
图68为完全隐藏在新颖的管状陶瓷电容器结构中的电感元件的 透视示意图；
图69为沿着图68的线69-69截取的示意剖面图，示出了将电感 器嵌入在电容器的电介质材料内的方式；
图70为沿着图68的线69-69截取的、具有嵌入的电感器元件的 多层管状电容器的放大截面图；
图71为示出了图68-图70的TANK滤波器的电气示意图；
图72为与图70相似的截面图，示出了电容元件和电感元件的另 一种布置；
图73为与图70和图72相似的另一个截面图；示出了本发明的 TANK滤波器的另一种结构；
图74为沿着图73的线74-74截取的截面图；
图75为沿着图72的线75-75截取的截面图；
图76为与图74和图75相似的截面图，示出了管状电容器内的 若干并联螺旋电感器的另一种可能布置；
图77为用于并联电感器的等式；
图78为现有技术的矩形贴片陶瓷电容器(monolithic ceramic capacitor，MLCC)的透视图；
图79为沿着图78的线79-79截取的截面图；
图80为形成按照本发明的TANK滤波器的、新颖的复合贴片陶 瓷电容器-并联谐振TANK(MLCC-T)的透视图/正等轴测图；
图81为图80的MLCC-T TANK滤波器的各层的分解图；
图82为图80和图81的MLCC-T TANK滤波器的电气示意图；
图83为可以嵌入图80和图81的MLCC-T中的各种电感器回 纹形状；
图84示出了用于三个并联电感器的总电感的等式；
图85为图78的现有技术的MLCC的透视图，示出了应用于其 上表面的典型的电感器电路轨迹；
图86为图85的MLCC-T的示意图；
图87为与图85所示相似的新颖的MLCC-T的分解透视图，示 出了沉积图83所示的任何一种电感器轨迹形状的另一种方法；
图88为图80、图85和图87的结构的实际(非理想)电气示意图(模 型)；
图89为沿着图87的线89-89截取的截面图；
图90为与图89相似的截面图，示出了在基板的相对两侧上沉积 两个电感器层的另一种结构；
图91为与图89和图90相似的截面图，示出了具有嵌入的电感 器层和表面电感器层的多层基板；
图92为与图89-图91相似的截面图，示出了表面上没有电感器 的全嵌入式多层基板；
图93为与图28相似的示意图，示出了双极起搏器的引线系统；
图94为沿着图93中的线94-94截取的区域的放大图；
图95为围绕图93和图94所示的现有技术的MLCC卷绕的电感 器的电气示意图；
图96为本发明的并联TANK电路的更详细的电气示意图；
图97为示出了图96的TANK滤波器电路的甚低频(生物)模型的 电气示意图；
图98为图96的TANK滤波器电路在远高于谐振频率的甚高频 的等效电路模型；
图99为用于现有技术的MLCC电容器的一种几何形状的透视 图，其中，长宽比构成了固有地具有很低等效串联电阻(equivalent series resisitance，ESR)的电容器；
图100为图99的MLCC的第一电极板组的透视图；
图101为图99的MLCC的另一个电极板组的透视图；
图102为现有技术的MLCC电容器的另一个几何尺寸的实施例 的透视图，其中，与图99所示的实施例相比，长宽比已经颠倒，并且， ESR将相对增大；
图103为嵌入图102的MLCC电容器中的第一电极板组的透视 图；
图104为嵌入图102的MLCC电容器中的第二电极板组的透视 图；
图105为沿着图103的线105截取的区域的局部放大图，示出了 一种新颖方法，通过这种方法，利用包括在沉积的电极内的孔或小孔， 可以增加电容器电极的等效串联电阻；
图106与图105相似，其中，电极板中的孔具有变化的直径；
图107为利用常规的或市场上可买到的电感器贴片的MLCC-T TANK滤波器的透视图；
图108为嵌入图107所示结构的电容器中的第一组电极板的透视 图；
图109为嵌入图107所示的MLCC-T结构的电容器中的第二组 电极板的透视图；
图110为图107的MLCC-T结构的电气示意图；
图111为MLCC-T的另一个实施例的透视图，其中，跨过特殊 形成的MLCC贴片电容器，布置单个电感器贴片；
图112为形成图111中的结构的电容器的第一组电极板的透视 图；
图113为并入了图111所示的MLCC-T结构的电容器中的第二 组电极板的透视图；
图114为图111的MLCC-T结构的电气示意图；
图115为现有技术的单极同轴电容器的透视图，具有沉积在该电 容器的上表面的并联螺旋电感器；
图116为图115所示TANK滤波器的电气示意图；
图117为沿着图115中的线117-117截取的截面图；
图118为与图115相似的透视图，其中，穿心电容器和电感器是 方形的而不是圆形的；
图119示出了用研磨式微型喷砂机(abrasive microblaster)或激光 修整器(laser trimmer)侵蚀电极板以调节箱的谐振频率的方法；
图120示出了沿着图119的线120-120截取的，将图119的电容 器的一个电极组侵蚀掉一部分的情况；
图121为示出了沿着图119的线121-121截取的，侵蚀相对的电 极板组的情况；
图122为用于通过添加导电材料使相邻匝短路来修整本发明的箱 的电感器中的任何一个的方法；
图123为通过利用激光修整等去除匝间短路以增加电感器值来实 际调整电感器的另一种方法；
图124为从图123的区域124-124截取的特写图，示出了用于使 电感器的匝断开的激光消融；
图125为体现本发明的新颖的密封单极穿心电容器-电感器 TANK滤波器的截面图；
图126为与图125相似的截面图，示出了密封TANK滤波器组 件的另一个实施例；
图127为图125和图126的TANK滤波器的电气示意图；
图128为包含体现本发明的新颖的电感器-电容器MLCC-T的另 一种密封封装的局部截面分解图；
图129为可广泛应用于各种神经刺激器应用的末端电极盘的透视 图；
图130为沿着图129的线130-130截取的截面图；
图131为实现与图129和图130所示的结构相同的滤波效果的另 一种结构的分解透视图；
图132为图131中示出的零件在装配好的情况下的垂直截面图；
图133为与图132相似的截面图，示出了构成用于神经刺激器应 用的、新颖的并联电感器TANK滤波器的另一种结构；
图134为图133所示结构的零件的分解透视图；
图135为示出了制造厚膜TANK电路的各种加工方法的表格；
图136为体现本发明的厚膜沉积TANK滤波器的另一种直线结 构的透视图；
图137为图130、图132、图133和图136所示的神经刺激器电 极的电气示意图；
图138为图136的神经刺激器电极的分解图，示出了如何设置新 颖的末端TIP TANK电路的各层；
图139为图136所示的、已经被玻璃密封件或生物相容聚合物覆 盖物密封的新颖的电感器TANK滤波器的透视图；
图140为示出了可以如何用与图139所示相似的玻璃密封件或生 物相容聚合物密封本发明的其他类型的TANK滤波器的透视图；
图141为现有技术的穿心电容器以及附着到电容器上的共接电感 器(co-bonded inductor)螺旋衬底的分解透视图；
图142为按照本发明的复合单极MLCC-T穿心电容器的透视图；
图143为包括图142的各层的分解透视图；
图144为沿着图142的线144-144截取的截面图；
图145为现有技术的主动固定末端TIP的截面图；
图146为沿着图145的线146-146截取的截面图，并入了本发明 的箱式滤波器电路；
图147为除了内部已经添加了本发明的箱式滤波器之外与图145 相似的主动固定TIP的剖面图；
图148为从图147的线148-148截取的剖面图，示出了在主动固 定末端TIP内的本发明的箱式滤波器；
图149截取自图148的部分149-149，并且示出了高空间利用率 的新颖的串联电感器；
图150为图149的电感器的示意图；
图151为示出了前面在图148中示出的电感器电容器箱式滤波器 的另一个实施例的分解零件图；
图151A为图151中示出的完整结构的正等轴测图；
图152为前面在图151和图151A中示出的新颖的箱式滤波器芯 片的示意图；
图153示出了用于前面在图151和图151A中示出的新颖的箱式 滤波器的阻抗频率曲线；
图154为本发明的新颖的复合箱式滤波器的正等轴测图，它也可 以置于前面在图147和图148中示出的主动固定TIP中；
图155为前面在图154中示出的新颖的箱式滤波器的示意图；
图156为图154所示的新颖的箱式滤波器的内部各层的分解图；
图157为前面在图154和图156中示出的新颖的MLCC箱式滤 波器的另一个实施例的分解图；
图157A为示出了根据图157的完整的箱式滤波器的正等轴测图；
图158为体现前面在图154和图157A中示出的新颖的箱式滤波 器的主动固定末端TIP的截面图；
图159为使用本发明的管状电容器箱式滤波器的主动固定TIP的 截面图；
图160为现有技术的神经刺激电极探头的局部截面图；
图161为图160中的区域161的放大截面图，示出了对现有技术 的结构的修改，以并入本发明的新颖的MLCC-T TANK滤波器；
图162与图2相似，但是，示出了可以如何在引线入口点的位置 以及在主动可植入式医疗装置的电路内的其他关键位置并入本发明的 TANK滤波器；
图163为图3的现有技术的宽带低通穿心电容器的局部截面图， 示出了如何将按照本发明的MLCC-T并入其中；
图164为示出了用于安装与现有技术的宽带穿心电容器串联的 MLCC-T TANK滤波器的另一种方法的截面图；
图165示出了可以如何结合现有技术的穿心电容器使用所有前面 已经在图35、图37、图42以及图68-图76中描述过的箱式滤波器； 并且
图166为图163、图164和图165所示的MLCC-T TANK滤波 器的电气示意图。
图167为典型的心电图(EKG/ECG)皮肤贴片A和引线W的正等 轴测图。通常，EKG/ECG引线可以放在患者的胸部、腿部或者能够 对心脏进行监控的身体其他部分。图167也表示了应该放在头部的 EEG导线。
图168示出了可以在或靠近图167的皮肤电极贴片放置的本发明 的TANK滤波器的示意图。
图169示出了可植入医疗装置如心脏起搏器的整体系统。示出了 现有技术的穿心电容器技术结合在末端TIP示出的TANK的作用。

如附图所示，为了进行说明，本发明致力于将TANK滤波器与主动 医疗装置的引线或电路串联布置，以保护患者和/或医疗装置免受不希望 的电磁干扰信号、例如在MRI或其他医疗过程期间生成的信号的影响。 本发明还致力于要在引线或主动医疗装置中使用的这种TANK滤波器的 设计、制造和调节。如这里将更充分描述的，本发明可广泛应用于在医 疗诊断如MRI过程中，可以临时插到患者上的或者患者可以佩带的或者 连接到的外部医疗装置、探头、导管、监控引线等，。
在以下描述中，将经常利用相同的标号表示在不同实施例中示出的 功能等效的要素。
图1示出了目前使用的各种类型的主动可植入式医疗装置和外部医 疗装置100。图1为普通人体的导线构成图，示出了许多植入式医疗装置。 100A代表听力装置家族，可以包括耳蜗植入、压电式声桥转换器 (piezoelectric sound bridge transducer)等。100B代表各种神经刺激器和 脑刺激器。例如，神经刺激器用于刺激迷走神经，用于治疗癫痫症、肥 胖和抑郁症。脑刺激器为类似起搏器的装置，并且包括深度植入人脑的、 用于感测疾病发作并且对脑组织提供电刺激，以防止疾病实际发生的电 极。使用实时MRI成像时经常放置与深脑刺激器有关的引线。多数情况 下在进行实时MRI期间放置这种引线。100C示出了本领域众所周知的 心脏起搏器。100D包括左心室辅助装置(left ventricular assist device， LVAD)家族和人工心脏，包括近来介绍的称为Abiocor的人工心脏。100E 包括整个药物泵家族，可以用于对胰岛素、化学药物和镇痛药等进行分 配。胰岛素泵从被动装置发展到具有传感器和闭环系统的装置。即，将 实现对血糖水平的实时监控。这些装置趋向于对EMI比没有感测电路或 外部植入引线的被动泵更敏感。100F包括用于使骨骼快速愈合的各种骨 生长刺激器。100G包括小便失禁装置。100H包括疼痛缓解脊髓刺激器 和抗震颤刺激器家族。100H还包括用于阻止疼痛的其他类型的神经刺激 器的整个家族。100I包括可植入心律转复除颤器(ICD)装置家族，还包括 充血性心力衰竭(congestive heart failure，CHF)装置家族。这种装置作为 心脏重新同步治疗装置而在本领域众所周知，也称为CRT装置。100J 示出了外部佩带包。这个包可以是体外胰岛素泵、体外药物泵、体外神 经刺激器，甚至是心室辅助装置。100K示出了插入外部探头或导管。例 如，这些探头被插入股动脉或者人体的任何其他位置。100L示出了可以 放在各种位置的各种类型的EKG/ECG外部皮肤电极中的一个。100M为 置于头部的外部EEG电极。
参照图2，示出了现有技术的主动可植入式医疗装置(AIMD)100。 如图所示，一般而言，AIMD 100可以是例如被钛外壳102密封的心脏 起搏器100C。钛外壳被密封，但是，必须有一个引线104进出密封的点。 这是通过提供密封端接组件106实现的。密封端接组件是众所周知的， 并且，一般包括被激光焊接到AIMD 100的钛外壳102上的套圈108。 图3更好地示出了密封端接组件106及其相关的EMI滤波器。再次参照 图2，示出了包括引线对104a和104b以及引线对104c和104d的四条 引线。这是一种典型情况，被称为双腔双极心脏起搏器。
被设计为插入头部模块112的IS1连接器110为符合ANSI/AAMI 标准IS-1的低压(起搏器)连接器。高压装置如可植入心律转复除颤器 (ICD)符合称为ANSI/AAMI DF-1的标准。随着发展，一种新标准将把 高压和低压连接器都集中到称为IS-4系列的微型连接器系列中。通常这 些连接器将起搏器连接到心脏114的右心室和右心房。还有已经引入市 场的新一代装置，用于将引线耦合到左心室外。这些装置被称为双心室 装置，并且在心脏重新同步以及治疗充血性心力衰竭方面非常有效。
再次参照图2，例如，可见双极引线104a和104b被连接到例如右 心室。双极引线104c和104d可以被连接到右心房。还有未被连接到IS-1 或DS-1连接器模块的RF遥测针式天线116。它起短柱天线的作用，用 于拾取从装置100外部发送的遥测(编程)信号。
对于本领域的技术人员来说显而易见，这里的所有描述都可以等同 地应用于其他类型的AIMD。其他类型的AIMD包括可植入心律转复除 颤器(使用上述的DF-1连接器)、神经刺激器(包括深脑刺激器、脊髓刺激 器、耳蜗植入、失禁刺激器等)以及药物泵。本发明还可广泛应用于各种 微创AIMD。例如，在某些医院的导管实验过程中，可以插入AIMD， 以便临时使用(例如ICD)。心室辅助装置也可归于这种类型。这个列表 不意味着进行限制，而只是目前这里描述的新颖技术的应用例子。
图3为沿着图2的线3-3截取的局部放大剖面图。在剖面图中可见 RF遥测针116以及双极引线104a和104c，通过将这些引线连接到IS-1 头部模块112的内部连接器118，使这些引线与心室腔连接(图2)。这 些连接器被设计为接受插头110，这使得医生能够将引线穿过静脉系统进 入心脏114的适当腔。对于本领域的技术人员来说显而易见，同样可以 将深脑电极或神经刺激器通过隧道插入。
回到图3，可见已经粘结到密封端接组件106的现有技术的穿心电 容器120。这些穿心电容器在本领域中是众所周知的，并且在美国专利 No.5333095、No.5751539、No.5905627、No.5959829、No.5973906、 No.5978204、No.6008980、No.6159560、No.6275369、No.6424234、 No.6456481、No.6473291、No.6529103、No.6566978、No.6567259、 No.6643903、No.6675779、No.6765780和No.6882248中被描述和示出， 这里将所有这些专利引用为参考。在这种情况下，示出了矩形四极穿心 电容器120，它具有金属化的外部端接面122，并且包括嵌入式电极板组 124和126。电极板组124称为接地电极板组，并且在端接面122终止于 电容器120之外。利用热固性的导电的聚酰亚胺或等效材料128(等效材 料包括锡焊、钎焊以及导电环氧树脂等)，将这些接地电极板124在电气 和机械上连接到密封端接组件106的套圈108。进而，密封端组件106 被设计为使其钛套圈108激光焊接130到AIMD 100的整个外壳102。这 就形成了一个连续密封，由此防止体液渗入并损坏AIMD的电子电路。
另一个要点是如通过金钎焊132、134和138将引线104和绝缘体 136密封。金钎焊132将钛套圈108与氧化铝陶瓷绝缘体136连接。进而， 氧化铝陶瓷绝缘体136又在134被金钎焊到每条引线104。RF遥测针116 也在138被金钎焊到氧化铝陶瓷绝缘体136。对于本领域的技术人员来说 显而易见，有各种制造这样的密封端接的方式。这可以包括在不需要金 钎焊的情况下，用玻璃将引线直接密封到套圈中。
如图3所示，RF遥测针116还没有被包括在穿心电容器120的区 域中。其原因在于，穿心电容器120是一个甚宽带单元件低通EMI滤波 器，它消除希望的遥测频率，一般超过400MHz。
图4为沿着图3的线4-4截取的底视图。可见金钎焊132，它将密 封端接绝缘体136完全密封到整个钛套圈108中。可见重叠的电容器附 着材料，如所示的热固导电粘合剂128，它可以与形成密封端接106的金 钎焊132接触。
图5为穿心电容器120的正等轴测图。可见，端接表面122连接到 电容器的内部接地板组124。这一点在图6中看得最清楚，其中，一般被 丝网印刷到陶瓷层上的接地板组124伸出并且被暴露到端接面122。图7 中示出了电容器的有源电极板组126。在图6中可见，引线104不与接地 板组124进行电气连接。但是，在图7中可见，引线104中的每一条都 与有源电极板组126有电接触。电容量部分地由有源电极板126与接地 电极板重叠的面积决定。可以通过增加有源电极板组126的面积来增加 电容量。也可以通过添加附加层来增加电容量。在这个具体应用中，我 们仅示出可六个电极层；三个接地板124和三个有源电极板组126(图3)。 但是，可以平行地布置10个、60个甚至100个这样的组，从而大大增加 电容值。电容植还与电介质厚度或接地电极组124与有源电极组126之 间的间距有关。在减小其额定电压的同时减小电介质厚度使电容量显著 增加。以下等式理想化表示了这些关系：
$C=\frac{\mathrm{nKA}}{t}$
式中，n为电极板组的数量，K为材料的介电常数，A为有效电容面积， t为相对极板之间的厚度。这给设计者在选择电容值方面提供了很大的自 由度。
图8为单极主动可植入式医疗装置系统100。主动可植入式医疗装 置100的外壳102一般是钛或不锈钢等，并且起一个导电电极的作用。 装置的外壳的里面是AIMD的电子电路。通常，AIMD包括电池，但情 况不总是这样。例如，Bion可以从外部脉冲磁场接收其能量。在对AIMD 外壳保持绝缘关系的情况下，引线104连接到嵌入身体组织的点140。在 脊髓刺激器100H的情况下，末端TIP 140可以在脊髓中。在深脑刺激器 100B的情况下，末端电极140可以深入脑组织等。在心脏起搏器的100C 的情况下，单极末端电极140一般位于心脏的右心室。
除了图9为双极系统以外，图9与图8很相似。在这种情况下，返 回路径在两个末端电极140与140’之间。在心脏起搏器的100C的情况 下，称为双极引线系统，具有一个称为末端TIP 142的电极以及另一个 称为RING 144的电极，这个电极漂浮在血液池(blood pool)中(见图10)。 相反，图8中的返回路径为从末端电极140通过身体组织到达可植入医 疗装置100的导电外壳102。
图10进一步示出了双极引线系统，具有末端TIP 142和RING 144， 如一般用在心脏起搏器100C中的。在所有这些应用中，患者被暴露到 MRI扫描器或在医疗诊断过程使用的其他强功率发射器的磁场中。在引 线系统104中直接感应的RF电流可以引起由引线系统中的欧姆损耗(I2R) 导致的发热，或者由电流在身体组织中流过导致的发热。如果这些电流 变得过大，则相关的发热可能引起损坏，甚至对身体组织的破坏性消融。
末端TIP 142被设计为植入到心脏的实际心肌组织附近或者固定到 其中。RING 144被设计为漂浮在血液池中。在起搏器的心腔中，血液流 动(即，灌注)并且导热，因此，RING 144结构实际上被冷却。但是，末 端TIP 142被周围的身体组织隔热，并且容易由MRI磁场的RF脉冲电 流引起发热。因此，对于心脏起搏器应用，相对于RING 144电极，本发 明的新颖的TANK概念将更多地针对末端TIP 142(尽管本发明的概念可 以应用于二者)。对于缺少灌注的区域，如一般在神经刺激器中，则TIP 和RING电极都必须具有本发明的箱式电路。
图11为示出了置于前面描述的引线系统104中的电感器L与电容 器C的理想并联组合的示意图。这种组合形成了将在特定频率(fr)谐振的 理想并联TANK电路滤波器146。(理想指的是为了简化，忽略了模型中 的电阻损耗)。
图12给出了图11的并联L-C TANK电路146的谐振频率fr：式中， fr为以赫兹为单位的谐振频率，L为以亨为单位的电感量，C为以法拉为 单位的电容量。临床MRI系统的静磁场强度从0.5特斯拉一直变到3特 斯拉，而更新研究的机器达到11.4T。与静磁场有关的脉冲RF磁场频率 由Lamour等式给出，f＝γHT，其中，T为以特斯拉为单位的磁感应强 度，γ为氢的回磁比(gyromagnetic ratio)，为42.58MHz/T。因此，3特斯 拉的MRI系统具有约128MHz的脉冲RF磁场。
通过参照图12，可见，可以利用以下等式预测理想的TANK滤波 器的谐振频率fr：
$f_r=\frac{1}{2\pi \sqrt{\mathrm{LC}}}$
式中，fr为谐振频率，L为以亨为单位的、电感器元件的电感量，C为 以法拉为单位的、电容器元件的电容量。在这个等式中有三个变量：fr、 L和C。谐振频率fr为所关心的MRI系统的函数。如前面讨论的，1.5T 的MRI系统使用了在约64MHz运行的RF系统，3.0T的系统使用了 128MHz的RF，等等。通过确定所关心的MRI系统，剩下的只有L和 C。通过人为设定这些参数中的一个，滤波器设计者只需求出剩下的变量。 图12中示出了这种情况。
但是，这个等式只涉及理想的电感器元件和电容器元件。实际的电 感器元件和电容器元件表现出串联电阻成分，图16中的电路图表示出了 这些电阻成分。这些电阻成分为材料和设计因素所导致，并且不一定独 立于元件的相应的电感和电容值。
通过在电路仿真程序如P-Spice中对具有电抗成分的电阻元件进行 仿真，可见如图16所示的RL和RC起重要作用。随着电路中的总的实际 电阻值增加，TANK滤波器的带宽扩大了3dB。在本发明中，这是一个 希望的效果，这是由于增加3dB的带宽对应于更大范围的被滤波的频率。 例如，“理想的”TANK滤波器应该只在64MHz(对于1.5T的MRI)谐振， 并且对3.0T的MRI(128MHZ)没有衰减作用。但是，具有实际电阻成分 的TANK滤波器将显示出3dB带宽的显著增加，并且，如果设计者选择 适当的元件，TANK滤波器可以在64MHz和128MHz都提供滤波作用。
这种在滤波作用方面的增加不会没有性能缺陷。由于TANK消耗的 能量有限，因此扩大TANK的带宽也具有抑制电路在谐振时的最大衰减 的作用。如果衰减下降过低，则在MRI RF脉冲频率的滤波性能受负面 影响。
此外，还要考虑电感器元件的串联电阻。由于电感器元件起低频电 流通路的作用，因此，串联电阻应该尽可能低，以便不将希望的低频生 物信号、感测或治疗信号滤除。由于这个原因，最好首先选择电感成分， 然后计算所需的电容成分。在这种情况下，应该按照图12的左侧(求C 的谐振等式)确定电路需要的电容器。
在优选方法中，应该选择相对高的电感(＞100nH)。TANK滤波器的 选择性取决于比值L/C。因此，过低的电感值将不能在选择的MRI脉冲 频率提供适当的衰减量或适当的3dB带宽。利用图12中的等式，可见， 满足64MHz系统所需要的电容量为41pF。但是，对于本领域技术人员 来说显而易见，电感器要求的相对低的串联电阻保证了在较低频率时的 低衰减。由于电感器中的串联电阻为材料特性和设计几何尺寸的函数， 因此仔细的分量选择成为关键。
再次参照图12，可见，如果电感器和电容器的值选择适当，则可以 得到21.3MHz(0.05T)、64MHz(1.5T)、128MHZ(3.0T)等并联TANK 谐振频率。参照图12，可见，计算时首先假设电感器的值L等于150纳 亨。150纳亨来自于这样的事实，即在包含在人体内部的几何尺寸很小的 情况下，很大的电感器不实用。另外也来自不希望这种电感器使用铁氧 体材料或铁心的事实，这是由于两个原因：1)来自MRI扫描器的静磁场 将使这种铁氧体中的磁偶极子排列整齐，并且因此使电感器失效；2)存 在铁氧体材料将引起MRI图像伪影。这意味着，例如，如果对心脏的右 心室成像，则由于存在这些铁氧体材料以及它与MRI磁场相互作用的方 式，导致相当大面积的图像将被遮掩。在存在主静磁场时电感器不变化 也是非常重要的。
还应该注意，在谐振频率之下，特别是在很低的生物频率，引线系 统中的电流通过电感器元件。因此，电感器元件的串联电阻相当低很重 要。相反，在甚低频时，没有电流通过电容器元件。但是，在高频时， 电容器元件的阻抗降到很低的值，而实际上希望使高频通过TANK滤波 器的情况是没有的(除了AIMD的遥测针以外)。因此，对于几乎所有应 用，电容器的电阻损耗都不是特别重要。这也称为电容器的等效串联电 阻(equivalent series resistance，ESR)。电容器的ESR成分为电容器的耗 散因数(一种低频现象)。在远高于谐振频率的情况下，当作为这里描述的 并联TANK电路146的一个元件使用时，电容器的耗散因数或者总体 ESR有多高并不特别重要。
再次参照图12，可见，通过解所示的用于C的谐振频率fr的等式， 计算电容量。假设电感值为150纳亨，可以看到将需要41.3皮法的电容 量。合适的、提供高介电常数的陶瓷电介质为本领域众所周知，并且空 间利用率很高。它们也可以用生物相容材料制成，使得它们成为在本发 明中使用的理想选择。
图13示出了图11的理想并联TANK电路146的阻抗与频率的关系。 可以看出，利用理想的(零电阻)的电路元件时，在接近谐振频率之前，在 图11的并联TANK电路146的A点与B点之间测量的阻抗为零。在谐 振频率时，这些理想元件组合在一起，接近无穷大阻抗。这得自于图14 所示的用于与电容器并联的电感器的阻抗的等式Zab。当感抗等于容抗 时，两个虚数矢量相互抵消，和为零。参照图14和图15中的等式可见， 在用于Zab的阻抗等式中，当XL＝XC时，分母将为零。当分母接近零时， 有使阻抗接近无穷大的作用。这意味着，在一个唯一的频率下，图11中 的点A与点B之间的阻抗将很大(类似于开路)。因此，例如，在心脏起 搏器的情况下，可以将心脏起搏器设计为与单一一种流行的MRI系统兼 容。例如，在患者资料、装置说明书以及可能包含在数字化存储的关于 植入式RFID芯片的信息中，可以注意到，起搏器的引线系统已经被设 计为与3特斯拉的MRI系统兼容。因此，利用这种特殊装置，将在已经 仔细选择了将在128MHz谐振的L和C值的情况下，引入末端TIP TANK滤波器146，在MRI脉冲频率呈现高或接近无穷大的阻抗。
图16为图11的并联TANK电路146的示意图，但是其中电感器L 与电容器C不是理想的。即，电容器C本身具有内部电阻RC，在工业 中它又称为耗散因数或等效串联电阻(ESR)。电感器L也具有电阻RL。 对于熟悉无源元件的人来说应该知道，电感器L也有一定的并联电容 (Cp)。这种寄生电容来自与相邻匝相关联的电容。但是，预期的电感值是 如此低，以致人们可以假设电感器的并联电容可以忽略。人们还认为电 容器C也有一定的将以串联形式出现的内部电感。但是，这里描述的新 颖的电容器很小或共轴，并且可以忽略串联电感。因此，图16所示的电 路是这里所描述的新颖的并联TANK电路146的近似性很好的模型。
通过在极端频率情况下观察图16的TANK电路146，可以更好地 理解这一点。在甚低频时，感抗公式为XL＝2πfL。当频率f接近于零时 (DC)，意味着电感器好象短路。一般情况下生物信号为低频信号，通常 在10Hz与1000Hz之间。例如，在心脏起搏器100C中，所关心的所有 生物频率出现在10Hz与1000Hz之间。处在这些低频时，感抗XL将接 近零欧姆。另一方面，这个范围中，公式为XC＝1/(2πfC)的容抗XC将 好象无穷大或者开路。因此，在低频时，图16中的点A与点B之间的 阻抗将实际上等于RL。因此，应该使电感器的电阻(RL)尽可能小，以使 生物信号的衰减最小，或者使对身体组织的电刺激脉冲的衰减最小。这 将允许生物信号和起搏脉冲自由通过TANK滤波器146。这还说明，电 容损耗RC的大小不是特别重要。事实上，希望损耗相当高以致甚高频信 号不能自由通过(如来自蜂窝式移动电话的不希望的EMI)。还希望仔细 权衡图16所示电路的Q，使得TANK频率的带宽可以稍宽一些。换句 话说，在优选实施例中，可以使TANK宽到足以阻止64MHz和128MHz， 从而使医疗装置对在1.5特斯拉和3特斯拉MRI系统中使用都兼容。
图17为前面在图8中示出的、在末端电极140附近添加了本发明 的TANK滤波器146的单极AIMD引线系统。如上所述，TANK电路 146的出现将在一个或多个特定的MRI RF脉冲频率下呈现很高的阻抗。 这将防止电流在选择的频率下通过末端电极140循环到身体组织。这将 给患者提供非常重要的保护，使得末端TIP发热不会引起组织损坏。
再次参照图17，可以看到在主动可植入式医疗装置附近的引线中布 置了可选RFID标签260。于2006年1月25日提交的美国专利申请No. 11/307145描述了如何布置RFID标签以及将它们密封在心脏起搏器等的 头部模块中，这里并入其内容。在可植入医疗装置与引线系统之间进行 “混合搭配(mix and match)”在本领域中很常见。对于心脏起搏器来说， 情况尤其是这样。例如，St.Jude起搏器可以与Medtronic引线一起使用 很常见，反之亦然。引线将植入人体，停留时间比实际的主动可植入式 医疗装置长得多也很常见。例如，起搏器患者将引线植入四十年或更长 时间，而起搏器本身则每五年或七年被重新放入胸腔并接上插头。本发 明的TANK滤波器被设计为与任何型号的起搏器一起工作，以在MRI 过程中防止引线及其相关的末端TIP过热。因此，随着时间的过去，医 院或者MRI实验室能够识别哪些患者有MRI兼容引线系统而哪些患者 没有很重要。本发明的一个特点是，可以将RFID标签260附着于或放 在可植入装置附近或电极导线系统中，使得它可以被适当识别。RFID标 签260还可以包括重要信息，如所设计的末端TIP TANK的谐振频率。 例如，RFID标签260可以发射表示它是在1.5T(64MHz)兼容的RFID 的脉冲。重要的是，主动可植入式医疗装置还引入了强EMI滤波器，使 得RFID发射器(读取器和扫描器)不会干扰AIMD本身的电子电路。用 于本发明的理想的RFID频率应该是13.56MHz，它很容易渗入身体组 织并被附着到引线的RFID标签260检测到。有各种可以用于将RFID 标签260附着到引线上的固定方法，包括在引线本身的封装材料内进行 焊接，或者利用带子或缝合线固定。甚至不必将RFID标签260直接附 着于引线本身。例如，本领域众所周知，可以将RFID标签注入人体的 任何位置，例如，手腕附近。在这种情况下，RFID标签260应该包括关 于引线系统和/或AIMD本身的存在以及MRI兼容性的重要信息。称为 Verichip的公司已经将可植入RFID标签用于动物和人识别。Verichip 以及其他现有技术的RFID标签的问题是，它们不是真正密封的。在2006 年1月25日提交的美国申请No.11/307145中披露了新颖的密封盒来放 置RFID芯片，这里其内容引用为参考。由于植入式AIMD的引线系统 的时间可能很长(例如，可以植入40年甚至更长时间的耳蜗或起搏器引 线系统)，因此植入的RFID标签长期可靠是非常重要的。这意味着必须 真正密封到泄漏率至少超过1×10-7cc每秒。因此，在美国申请No. 11/307145中描述的密封装置为优选实施例。
图18为利用开关的新颖的TANK滤波器146的理想表示以示出其 功能。用开关SL替换了电感器L。当电感器的阻抗相当低时，开关SL 将闭合。当电感器的阻抗或感抗很高时，开关SL将被显示为打开。电容 器元件C有对应的模拟。当容抗看起来是很低的阻抗时，电容器开关SC 将被示出为闭合。当容抗被表示为很高的阻抗时，开关SC将被示出为打 开。参照图19、图20和图21，可以得到对这种模拟的最佳理解。
图19为TANK滤波器146的低频模型。在低频时，电容器趋向于 开路，而电感器趋向于短路。因此，开关SL闭合而开关SC打开。这表 示在低于TANK滤波器146的谐振频率的频率，电流将流过电感器元件。 这是本发明的重要考虑，即，低频生物信号不被衰减。例如，在心脏起 搏器中，感兴趣的频率一般在10Hz与1000Hz之间。起搏器的起搏脉冲 在这个一般范围内。此外，可植入医疗装置还对相同频率范围中的生物 频率进行感测。因此，这样的信号必须能够很容易地流过TANK滤波器 的电感器元件。应该对电感器的设计足够注意，使得它具有很高的品质 因数(Q)和很低的寄生串联电阻。
图20为新颖的TANK滤波器146在其谐振频率的模型。依据定义， 当并联TANK电路谐振时，它对整个电路呈现出很高的阻抗。因此，开 关SL和SC都被示出为打开。例如，这就是TANK滤波器146如何在选 择的MRI RF脉冲频率防止MRI电流流过起搏器的引线和/或进入身体 组织。
图21为TANK滤波器146在高频时的模型。在高频时，电感器趋 向于开路。因此，开关SL被示出为打开。在高频时，理想电容器趋向于 短路，因此开关SC闭合。应该注意，实际电容器不是理想的，并且趋向 于在高频时性能劣化。这是由电容器的等效串联电感和等效串联电阻导 致的。幸运的是，对于本发明，电容器元件C在高频时的损耗变得如何 并不重要。它只起削弱例如来自蜂窝式电话的不希望的电磁干扰在引线 系统中流动的作用。因此，电容器元件C的品质因数不像电感器元件L 的品质因数那样重要。图15中给出了用于感抗(XL)的公式。图15中还 给出了用于容抗(XC)的公式。可见，当将频率代为零时，推导出电感器 在甚低频时趋向于短路，电容器趋向于开路。通过将甚高频代入同一个 公式，可见在甚高频时，理想电感器的阻抗好象无穷大或开路，而理想 电容器的阻抗好象很低或短路。
图22为重绘的图9的双极系统，示出了每条引线104、104’中的两 个新颖的TANK滤波器146。在这种情况下，在两个双极引线104、104’ 中均有L1和C1组成的TANK电路Fr1，它被设计为在第一选择频率谐振。 对于1.5特斯拉的MRI系统，谐振频率为64MHz。然后，与设计为在 Fr2谐振的第二套TANK滤波器146’串联。它们由并联电感器、电容器 L2、C2组成。可以将它们设计为在3特斯拉的MRI系统中运行，并且因 此在128MHz谐振。这样，将阻止来自两种型号的MRI系统的电流。 本例中需要折衷的是，由于需要附加元件，末端电极140、140’将被在物 理上延长。根据本发明，如图17中描述的RFID芯片与每条引线104、 104’相关联，以便在并入TANK滤波器146时标识每个电极或每条引线 104、104’。或者，可以使单个RFID芯片与任一引线104、104’或患者 中的任意位置相关联，以便在并入TANK滤波器146时标识这两条引线 104、104’。
图23为更好地说明这里的设计过程的决策树框图。框148为设计 者必须进行的初始决策步骤。为了说明，我们将从方便描述的电容值开 始。这个电容值一般与AIMD引线系统中的可用空间的大小以及其他因 素有关。出于实际目的，这些值一般是在几十到10000皮法的范围内的 电容值。这就确定了在本发明的范围内可以有效封装的电容量的实际界 限。但是，这不是要对本发明的一般性原理进行限制，而只是为了描述 优选实施例。因此，在优选实施例中，将在10皮法到约4000皮法的范 围内选择电容值，然后求解在选择的遥测频率自谐振所需要的对应电感 值。回到图23，进行首先设计C还是L的决策。如果决定首先假设电容 值C，则进行到左边的框150。在框150中，评估末端TIP 142TANK滤 波器146的整体封装要求，然后假设可实现的电容值。因此，在决策框 150中，我们假设电容值。然后在框152，根据图12，为要求的电感值(L) 求解谐振TANK公式(fr)。然后，我们考察若干种电感器设计以确定是否 可以在设计的空间约束以及其他约束内实现电感值。如果可以实现电感 值，则进行到框154并最终完成设计。如果在物理和实际约束的范围内 不能实现电感值，则必须返回到框150并假设新的电容值。可能多次进 行这样的循环，直到最后得到相容的电容器和电感器设计为止。在某些 情况下，只利用这个过程可能不能得到最终设计。换句话说，为了得到 满足所有设计准则的结果，可能必须使用常规的电容器值或设计。即， 电容器设计得具有足够高的内部损耗RC，并且电感器设计得具有低内部 损耗RL，使得TANK滤波器146具有要求的品质因数(Q)，具有足够的 带宽(但不是过宽)，使得它具有足够小的尺寸，具有足够的电流和高压处 置能力等。换句话说，必须通过这个决策树考虑所有设计准则。
在数次经历包括框150、152和154的左侧决策树并且总是出现“否” 的情况下，必须假设可实现的电感值并且经历在框156开始的右侧决策 树。然后，假设具有足够低的电感器等效串联电阻RL的可实现的电感值 (L)，使得它将适合于设计空间和原则。在假设了电感值之后，进行到决 策框158并且解图12的公式C，得到需要的电容量。在找到理想的电容 量之后，确定常规电容值是否满足设计参数。如果在步骤160中确定的 电容值可以实现，则继续进行设计并完成设计。但是，如果不能实现， 则返回到步骤156，假设不同的L值并再次经历决策树。这个工作反复 进行，直到找到符合整体设计的L和C组合为止。出于本发明的目的， 可以使用串联分立电感器或者并联分立电感器，以实现相同的整体结果。 例如，在电感器元件L的情况下，可以使用两个、三个或多个(n个)串联 的单独电感器元件。这对于出现在并联TANK滤波器146中的电容器元 件同样适用。通过增加或减少并联电容器，我们能够调节最后与电感并 联谐振的总电容。
也可以使用相邻匝之间具有足够寄生电容的单个电感元件。使用多 匝的仔细的设计者可以建立足够的寄生电容，使得线圈变成在预定频率 自谐振。在这种情况下，预定频率应该是MRI的脉冲频率。
还根据品质因数Q测量整体TANK电路146的效率，尽管对于分 立电容器和电感器来说，这个因数的定义与前面提到的不同。一般用以 下公式表示电路的Q：
$Q=\frac{f_r}{\Delta f_{3\mathrm{dB}}}$
式中，fr为谐振频率，图24中点a和b所示的Af3dB为TANK滤波器146 的带宽。带宽一般取为两个测量频率f1与f2之间的差值，并且，谐振频 率为f1与f2之间的平均值，其中，f1与f2为在插入损失图上测量的3dB 损失点。在这个关系式中可见，较高的Q值导致较窄的3dB带宽。
在设计TANK滤波器时必须考虑材料和应用参数。多数电容器的电 介质材料使电容值每十年减少1％-5％，导致谐振频率变大2.5％。在高 Q值滤波器中，这会导致TANK的性能出现明显并且有害的下降。低Q 值滤波器使谐振位移的效果最小并且允许较宽的频带通过滤波器。但是， 低Q值滤波器在希望的TANK频率也表现出比所希望的衰减性能低(见 图24曲线162)。为此，本发明的TANK滤波器的最佳Q值将具体体现 为Q值高的电感器L和Q值低的电容器C，这将导致如图24的曲线164 所示的中间Q值的TANK滤波器。
因此，TANK电路的“Q”或品质因数是非常重要的。如上所述， 希望电路在低频时损耗很低，使得生物信号不被不希望地衰减。品质因 数不仅决定了滤波器的损耗，而且影响其3dB的带宽。如果绘出滤波器 的响应曲线(Bode图)，3dB的带宽决定了滤波器将如何急剧地上升和下 降。参照图24的曲线166，对于在128MHz谐振的TANK，理想的响应 是在128MHz具有无限大衰减，但是在低于1KHz的低频具有零衰减。 显然，在空间限制和元件内的实际寄生损耗的情况下，这是不可能的。 换句话说，不可能(除非在低温时)制成内电阻为零的电感器。另一方面， 也不可能制成完美的(理想的)电容器。电容器具有称为等效串联电阻的内 电阻，还具有少量电感。因此，为了实现本发明的目的，电路的实际实 现是富有挑战性的。当考虑到箱电路还必须是微型的、高可靠性的和完 全生物兼容的时，情况尤其如此。
电路的性能直接与电感器和电容器的效率有关；每个元件的效率越 低，则产生的热损耗越大，并且，这个问题可以通过在理想电路图中添 加电阻元件来表示。TANK电路的Q值较低的效果是，使关于谐振频率 的谐振峰变宽。通过有意地使用Q值低的电容器，可以使谐振变宽，从 而在多个MRI RF频率例如64MHz和128MHz表现出相对高的阻抗(高 衰减)。
再次参照图24，可见曲线164，其中将高Q值的电感器与低Q值 的电容器结合起来使用。这具有非常好的效果，在甚低频时，TANK电 路146的阻抗基本为零(低于1欧姆)欧姆(或零dB损失)。这意味着生物 频率不被不希望地衰减。但是，可见3dB的带宽要大得多。由于这将阻 挡多个RF频率，因此是期望的。当频率更高时，曲线164将令人满意 地使其他高频EMI信号如来自蜂窝式移动电话、微波炉等的EMI信号 衰减。因此，经常希望将损耗很低的电感器与损耗相对高的电容器结合 起来使用，以实现中间或较低Q值的TANK滤波器。再次参照图24， 可见，如果电路整体的Q值或者各个元件的Q值变得过低，则在TANK 滤波器的整体衰减方面出现严重劣化。因此，必须在元件设计与TANK 电路的Q值之间进行仔细权衡。
图25为对来自医疗仪器促进协会(Association for Advancement of Medical Instrumentation，AAMI)PC 69 Pacemaker EMC Task Force的 实际患者的X光照片的跟踪。这个特殊患者需要心脏起搏器100C以及 可植入心律转复除颤器100I。如图可见，对应的引线系统104形成了非 常复杂的天线和回路耦合的情况。读者参考由AAMI Pacemaker EMC Task Force提供的标题为“Estimation of Effective Lead Loop Area for Implantable Pulse Generator and Implantable Cardioverter Defibrillators”的文章。
参照图25可见，自起搏器100C起，有位于右心房和右心室的电极。 这些电极都包含TIP和RING电极。这种情况业内称为双室双极引线系 统。因此，本发明的TANK滤波器146起码应该放在来自心脏起搏器的、 在右心房中的末端TIP和在右心室中的末端TIP。另外可见，可植入心 律转复除颤器(ICD)100I被直接植入右心室。它的电击TIP和感测电极 也需要TANK滤波器，使得MRI暴露不能在这个引线系统中感应过多 电流。现代的可植入心律转复除颤器(ICD)将起搏与心律转复(电击)特征 合并。因此，图25所示的一个患者有两个分离的AIMD系统的情况变 得相当罕见。但是，电极数仍然不变。还有更新的、组合的起搏器/ICD 系统，它包括双心室起搏(对左心室进行起搏)。这些系统可以有九甚至十 二条引线。
图26为更新的双心室引线系统中的一个的实际患者的心脏X光 照片的线路图。新型双心室系统被用于治疗充血性心力衰竭，并且可 以在左心室外植入引线。这使得起搏系统非常有效；但是，引线系统 104相当复杂。当如图8、9、10和11所示的引线系统104暴露到RF 磁场时，会在这样的引线系统中感应电流。对于双心室系统，在三个 末端TIP的每一个都需要TANK滤波器146。
图27示出了单室双极心脏起搏器的引线，该引线示出了末端TIP 142电极和末端RING 144电极。这是一个螺旋式缠绕(同轴)的系统， 其中，RING线圈104包在TIP线圈104’外面。还有其他类型的起搏 器引线系统，其中，这两种引线相互平行布置(称为双线引线系统 (bifilar lead system))。
图28为图27中的区域28-28的示意图。在末端TIP 142和RING 144电极区域中，将TANK滤波器146和146’与相应的RING电路和 TIP电路串联。为了简洁，RING电路引线104被绘成直线，而不是 卷绕的。因此，在MRI脉冲频率，将呈现高阻抗，由此减小或阻止不 希望的、MRI感应的RF电流。
TIP 142被设计为插入心肌组织，与之密切接触。随着时间的过去， 它被这些组织包裹，并且完全嵌入或埋入到这些组织内。但是，RING 144 被设计为漂浮在血液池中，例如在心室或心房中。在血液灌流恒定的情 况下，在医疗诊断过程如MRI期间，RING 144被某种程度冷却。然而， 比较而言，嵌入心肌组织的TIP 142被热隔离。不能总假设漂浮在血液 池中的RING电极将被血流适当冷却。某些类型的患者的疾病会导致血 液流速很低或血液灌流很低的问题。因此，在优选实施例中，应该用本 发明的TANK对末端TIP和RING进行滤波。因此，为了防止末端TIP 发热以及相关的组织损坏，新颖的TANK滤波器146在TIP 142中的运 行比在RING 144中的运行更重要。在多数心脏应用中，只有TIP TANK 滤波器要求MRI兼容性。
图29和30示出了现有技术的管状穿心电容器168。在本领域中， 已知单壁(single wall)或挤压管状电容器，并且在商业电子应用中很常 用。这种电容器168利用拉一挤工艺(drawing-extrusion process)制造。 管被按照希望的长度切断并且被烧制(烧结)。这种情况下的材料为高K 值陶瓷电介质170。然后，管170的外侧172和内径174被金属化，如图 所示。在内、外径金属化层172、174(两个被高K值电介质分开的同心 柱面)之间形成电容。一般通过高温锡焊连接178将法兰176固定到电容 器168上，用于安装在隔板(bulkhead)中。另外，引线180连续通过穿心 电容器168，并且利用高温锡焊182附着到内径金属化层174。这种连续 引线将所有现有技术的穿心电容器与本发明的TANK区别开，本发明的 TANK的特色在于新颖的不连续引线。这些现有技术的穿心电容器是非 常有效的低电感电容器，并且，如上所述，被广泛用于现有技术的电子 低通EMI滤波器应用中。
图31为现有技术的多层管状电容器184的截面图。除了它不是用 管材挤压工艺形成之外，与图30所示的电容器168很相似。这个电容器 184被卷成圆筒，被嵌入电极板186、188，并且为圆柱形。然后，它被 烧制，并且在其上端和下端形成金属化层190和192，如图所示。与引线 196形成电连接194。金属化层192被连接到在截面图底部的电极组188。 添加了可选的法兰198，便于安装到隔板中。利用高温锡焊或钎焊200 等固定这个法兰。
图32为对图29和30所示的现有技术的单壁管状电容器168的修 改，示出了本发明的特征。在图32中，可看到来自主动可植入式医疗装 置100(没有示出)的引线180。末端TIP 142与身体组织形成接触。在这 种情况下，末端TIP 142可以在心脏起搏器的心室中。
图33为图32中示出的高表面区域末端TIP 142的颠倒图(没有示 出被动固定翼)。有若干末端TIP，这在本领域中很常见。一般情况下， 它们具有很高的表面区域，以便优化关于与身体组织的电性能。这些 被称为低极化TIP。某些这样的TIP甚至被设计为流出某种药物，以 尽量避免组织发炎、坏死等。
图34示出了对前面在图33中示出的被颠倒的末端TIP的另选方 案。图34在本领域中被称为主动固定螺旋TIP 142’，它的尖点204和 螺旋线一般被设计为钻入身体组织。TIP 142’包括底板202，一般由生 物相容材料如铂、钛等构成，并且，螺旋引线204一般通过激光焊接 206附着到底板。
通过观察沿着图32的线35-35截取的剖面图，可以更好地理解 图32中示出的新颖结构。参照图35，并且与图30进行比较，可见二 者之间有明显区别。首先，新颖的引线180是不连续的，它并非始终 通过穿心电容器168的中心。反之，它被电感结构208代替。希望、 但不要求结构208为空心绕制的或等效的无铁心电感器。在这种情况 下，空心绕制的线圈在管状电容器元件的里面，并由此防止直接暴露 到体液里。如上所述，将电感器线圈放在体液中是有问题的，这是由 于体液的介电常数及其导电性能变化。但是，本发明广泛应用于各种 非医疗植入应用，包括军事、空间技术以及各种其他商业应用。因此， 电感器208也可以包括环形电感器、绕在铁氧体、铁或其他铁磁性铁 心上的螺线管电感器以及包括各种铁磁材料的铁氧体贴片电感器等。 如上所述，不希望在出现MRI系统的场合使用这些铁磁材料。其原因 在于，铁磁材料具有磁滞特性，这种特性导致在强磁场中电气性能改 变。此外，还会感应出相当大的MRI图像伪影。但是，对于非医疗应 用，电感器L可以用各种材料制成。可以看见，该装置与同轴TIP 142 合并在一起，从而便于植入心脏病患者的心室或心房。
图36示出了图32和35的新颖的TANK滤波器146的理想示意图。 如上所述，仔细选择要谐振的C(168)和L(208)的值，以便在选择的MRI 脉冲频率或频带实现高阻抗L-C TANK滤波器。
再次参照图35，可以看见在引线180与导电端盖210之间需要电连 接，导电端盖210在点182电连接到电容器的内径金属化层174。在点 178还存在所需要的、末端TIP 142与电容器外径金属化层172的电连 接。在螺旋电感器208与导电末端TIP 142之间也需要电连接183。这个 电连接使电感器元件208与电容器元件170并联，由此形成本发明的新 颖的箱式滤波器。另外，引线180不是连续的，而是通过螺旋电感器208 连接到末端TIP 142。所有电连接都是适当的生物相容材料是非常重要 的。例如，电连接181可以是适当的激光焊接。电连接182和183可以 是生物相容的热固导电粘合剂，如涂有硅树脂或聚酰亚胺等的金或铂薄 片。在末端TIP 142与内径金属化层174之间的间隙212可以是空气， 但是，最好是绝缘体，如生物相容塑性聚合物等。
图37为前面在图31中描述的现有技术的多层电容器184的剖面图。 参照图37，可见，引线196不是连续的。事实上，引线196中断于点214， 在点214处连接内部电感器208，电感器208可以是空心螺旋型电感器， 如在其他应用中示出的，或者是铁氧体贴片电感器等。电感器也可以绕 在电容器184外面。如前面讨论的，将电感器绕在电容器外面会将其线 匝直接暴露到体液，这是不希望的。体液是相对导电的，并且会引起流 过匝间的电流。此外，体液的电介质常数会改变匝间的寄生电容，并且 因此影响并联箱式滤波器的谐振频率。在引线196与电容器的上金属化 层190之间有一电气和机械连接194。这个金属化层与电极板组186接触。 在多层管状电容器结构184的相对端，有末端TIP电极142。末端TIP 电极142在点216电连接到电感器208。还有通过电容器端接层192到相 对电极板组188的电连接。这个电连接的作用是得到由多层电容器184 形成的电容并且使之与电感并联。通过参照图38的示意图可以更好地理 解这一点。对于特定介电常数的材料，可以通过电极板组186和188的 相对重叠面积以及它们之间的电介质间隔厚度来调节电容值。换句话说， 可以将电容器设计为具有任何希望的电容值，使得它将在特定频率与电 感器一起自谐振。可选绝缘垫圈218位于金属化层192与末端TIP 142 之间。
图39示出了现有技术的单极盘状穿心电容器220。这是一个本领域 众所周知的多层同轴电容器。其优点之一是在甚高频运行。这是由于它 的同轴传输线特性以及它具有很低的内部电感。电容器220包括重叠的 圆形电极板组222和224。电极板组222称为有源电极板组，并且被连接 到电容器的内径金属化层226，如图所示。接地电极板组224连接到外径 金属化层228。这种现有技术的穿心电容器经常与用于主动可植入式医疗 装置的EMI滤波器结合使用。在美国专利4424551；5905627；6008980； 6643903；6765779以及许多其他专利中对这些进行了一般性的示出和描 述。
图40示出了安装到主动可植入式医疗装置外壳234的密封端接232 的套圈230上的、图39的现有技术的穿心电容器220。在所有现有技术 的装置中，引线238是连续的。通常，密封端接232连接到例如心脏起 搏器的钛外壳234上。氧化铝陶瓷或玻璃之类的绝缘体236被布置在套 圈230内，并且形成防体液的密封。端接针或引线238穿过密封端接232， 通过对齐的入口，通过绝缘体236以及电容器220。金钎焊240在端接针 238与绝缘体236之间形成密封接合。另一个金钎锡242在铝绝缘器236 和钛套圈230之间形成密封接合。激光焊接244在套圈230与外壳234 之间提供密封接合。按照美国专利No.5333095，穿心电容器220被示出 为表面安装，并且具有其内径金属化层226和有源电极板组222与引线 238之间的电连接246。外径电连接248将电容器的外径金属化层228和 接地电极224连接到套圈230。穿心电容器是串联电感最小的非常有效的 高频器件。这使得它们能够在很宽频率范围内作为EMI低通滤波器运行。
图41为图39和40中示出的现有技术的穿心电容器220的示意图。
图42为按照本发明对图39和40的现有技术的穿心电容器进行的 新颖修改。端盖250安装在穿心电容器220顶部，使得它在点252与电 容器外径金属化层228形成电连接。间隔或气隙254将端盖250与电容 器的内径金属化层226分开，以避免出现短路。在优选实施例中，间隙 254可以用绝缘材料如非导电环氧或热固性聚合体或诸如硅树脂之类的 间隔盘或其他生物相容材料填充。再次参照图42，可见电容器220的内 径内有一个新颖的电感器208。如这里将更充分讨论的，电感器208可以 是空心绕制的螺旋、贴片电感器等。在这种情况下，引线系统238与238’ 是不连续的。即，与现有技术的穿心电容器不同，引线238并非全程通 过电容器220的中心。电感器208在位置256连接到端板250。电感器 208还在相对端的点258连接到另一段引线238’。在点256和258的生 物相容电连接和机械连接可以通过激光焊接、钎焊以及机械连接等实现。 一般情况下，不希望使用锡焊(solder)，这是由于一般认为它们不是生 物相容的。这种情况的例外是用玻璃密封剂或蓝宝石(apphire)将图42所 示的整个装置密封，从而防止体液进入这个TANK滤波器结构(例如，见 图140)。再次参照图42的新颖的穿心电容器220的底部，可见，引线 238’的一端已经形成钉子头形状，使得可以形成从引线238’到电容器的 内径金属化层226的电连接246。这就形成了包括图43中的示意图所示 的并联电感器208和电容器220的新颖的滤波器TANK电路146。图42 所示结构的特殊优点在于，可以使用目前用于陶瓷穿心电容器的大批量 生产的技术。与图39的现有技术的电容器220相比，除了引线不连续以 外，穿心电容器本身的结构没有不同。换句话说，这是一种对穿心电容 器的新颖修改以便在例如可植入医疗装置的末端TIP 142的TANK滤波 器中方便使用。例如，这种电容器的微型同轴结构对于插入静脉或者通 过身体组织的隧道是理想的。
再次参照图42，可见电容器220、电感器208和端盖250都被暴露 到体液。所有的各种电连接也都是这样。非常重要的是，所有这些材料 都是长期生物相容的，如在美国专利No.7113387中披露的，这里将其引 用为参考。再次参照图42，可见，如美国专利No.7113387所述，电容 器220应该由生物相容材料构成。在优选实施例中，电容器电极或者是 高温烧制过的纯铂，或者是由金、铂和钯组成的三元系统。电容器的端 接228应该是纯金或镀铂的或者涂有玻璃浆料(glass frit)。电容器的内径 端接226也应该是这样。端板250应该是铂、铂铱合金、钛或其他合适 的生物相容材料。不连续的引线238和238’应该由MP-35N或等同物构 成。电连接256一般应该由激光焊接实现，并且完全不应该引入外来杂 质。电连接材料252和246应该是合适的热固性导电生物相容材料。其 例子可以是涂有符合ISO标准的硅树脂、聚酰亚胺、热固性聚合物等的 金或铂薄片。
图44与图42非常相似，除了新颖的L-C TANK结束在末端TIP 142 而不是放在引线系统的中点或其他位置。在心脏起搏器的情况下，末端 TIP 142被设计为直接与心肌组织接触。图44的TANK滤波器146的所 有其他特征都与图42的TANK滤波器146的结构相似。
图45为图44所示的基板的末端TIP TANK电路146的示意图。
图46示出了另一个新颖方案，其中，如前面所述的新颖TANK电 路146中的任何一个都可以布置在主动可植入式医疗装置的外壳234的 里面。其优点在于，完全防止TANK电感器和电容器元件受体液影响。 例如，前面在图42中描述的新颖的穿心电容器结构可以被放置在主动可 植入式医疗装置的里面。这些特殊的LC TANK滤波器146可以放在末 端TIP和/或沿着引线系统的任何位置以及主动可植入式医疗装置本身的 里面。对于图32、35或37中示出的TANK滤波器146，情况也是这样。 换句话说，本发明的任何一种TANK L-C滤波器都可以方便地放在主动 可植入式医疗装置100的里面。在实践中，可能要求除了TANK滤波器 146以外还将末端电极TIP TANK滤波器146安装在AIMD里面。在另 一个实施例中，可以将末端TIP箱式滤波器放在AIMD里面，将一个或 多个末端TIP箱式滤波器沿着相关联的引线布置，并且将箱式滤波器放 在末端电极TIP。这样做的原因与MRI耦合到植入式引线系统的独特方 式有关。由于典型的植入式引线系统中的分布电感，在MRI RF脉冲频 率，末端TIP很大程度上与主动可植入式医疗装置本身解耦。换句话说， 来自MRI的脉冲RF磁场可以在末端TIP感应出局部环流，同时在引线 系统中的其他位置感应出电流。另外，希望防止由于MRI的RF脉冲磁 场导致的高频电磁干扰进入敏感的AIMD电路。例如，在心脏起搏器应 用中，这会在MRI过程中引起起搏器故障，由此危及患者生命。因此， 本发明的一个特征是这里所描述的任何一个TANK滤波器146都可以与 末端组织电极结合，放在引线系统中的任何位置和/或AIMD本身的里 面。
图47示出了现有技术的可以并入或不并入植入式引线的主动可植 入式医疗装置。业内将这种装置称为Bion 262。Bion 262一般分为两种 不同类型。即，某些Bion具有内部电池，并且是用于小便失禁和其他应 用的独立刺激装置。这些一般是大针可注入系统(large needle injectable system)。Bion 262一般被封闭在陶瓷管264中，陶瓷管264具有端盖电 极266。例如，端盖电极266可以是钛或铂，并且，一般可以被焊接或钎 焊到陶瓷管264以形成密封，由此使陶瓷管264里面的敏感的电子电路 免受体液导致的损坏。如图所示，还有反极性的RING电极268。这个 特殊装置在端盖电极266与RING电极268之间对身体组织进行刺激。
其他类型的Bion没有电池，但具有谐振线圈。该装置拾取来自外 部穿戴的或外部放置的脉冲磁场部件的能量。例如，患者可以围绕他的 或她的腰部或肩部穿带具有大电池和产生这种磁场的电路线圈的某种装 置。Bion通过与这个磁场耦合得到它的能量。Bion 262是被动的还是具 有内部电池并不重要，重要的仍然是使Bion的内部电路免受由MRI系 统的RF脉冲频率导致的临时或永久故障。还有一些情况，其中，Bion 262 的直径过大，以致它不能与神经或肌肉内的准确位置接触。在这种情况 下，Bion 262可以使用具有末端TIP 142的相关引线270。在这种情况下， 端盖266和引线应该是绝缘的，其中，应该在末端TIP 142与身体组织 进行电连接。小直径的引线270和末端TIP 142使得外科医生能够将引 线270插入准确位置，并且使Bion的TIP 142位于肌肉、神经或其他身 体组织内的准确位置。但是，引线270可以起与起搏器引线非常相似的 作用，这是由于它可以起天线的作用并且能够拾取来自MRI的不希望的 RF磁场。因此，末端TIP 142结合引线270的过热和/或电磁干扰耦合到 Bion 262的电路中是应该考虑的问题。因此，如图48所示，能够将新颖 的TANK滤波器146与引线270串联放置并且/或者能够将它放入Bion 262内部是本发明的特征。
参照图48，可见本发明的应用，其中，在Bion装置262内部，可 以将并联TANK电路146放在端盖电极266。这将防止选择的例如来自 3特斯拉的MRI系统的脉冲RF频率进入并且干扰或损坏Bion 262的敏 感电子电路。这种布置是箱式滤波器的优选实施例，这是由于它不仅将 保护内部电路，而且将防止MRI脉冲电流流入相关的身体组织，或者， 在外部引线270的情况下，它也将防止RF电流在引线中流动。或者， 也可以将本发明的新颖的TANK电路146放在接地电极268。还可以将 谐振并联TANK电路既放在端盖266，又放在接地电极268。在优选实 施例中，这些TANK电路可以有不同的谐振频率。例如，这将使Bion 262 抵抗分别具有64MHz和128MHz的脉冲RF频率的1.5特斯拉和3特 斯拉的MRI系统。Bion 262只是可以有或没有植入式引线的AIMD的 一个例子。其他例子包括药物泵等。因此，本发明对使没有相关引线的 主动式医疗装置的电子电路免受涉及某些医院和其他医疗诊断过程中如 MRI中的强磁场的影响是非常有用的。
图49为管内Bion 262’的透视图。经过烧结的钽电极266’具有穿透 整个玻璃密封泡264’的钽杆。玻璃密封泡264’防止所有电子元件受体液 干扰。Bion 262’包括电路板272，电路板272包含肖特基二极管、导线 焊盘以及便于连接到嵌入式铜线圈274和铁氧体276的其他部件，铜线 圈274和铁氧体276用于与外部脉冲磁场耦合。如上所述，外部脉冲磁 场给Bion 262’提供能量。吸潮器278解决了体液将缓慢渗入玻璃泡264’ 的问题。铱电极268’通过玻璃耦合到钽管280。已经按照本发明的特征 修改了图49的Bion 262’，示出了新颖的TANK电路146和146’。如果 希望Bion 262’只与一种类型的MRI系统兼容，则只需要一个新颖TANK 电路146。例如，TANK电路146可以被设计为在3特斯拉、128MHz 的MRI脉冲频率谐振。这将通过建立开路，防止MRI电流从左侧电极 266’通过电子元件流到右侧电极268’。另一方面，如果希望Bion 262’与 两种类型的MRI磁场兼容，则可以包括两个TANK电路146和146’， 如图49所示。在这种情况下，TANK电路146’应该被设计为在选择的、 与TANK电路146的MRI频率不同的MRI频率谐振。
图50示出了在多重TANK串联配置中使用本发明。可见，有三个 TANK电路T1、T2和T3，TANK电路T1包括并联组合的L1和C1，TANK 电路T2包括并联组合的L2和C2，并且TANK电路T3包括并联组合的 L3和C3。希望能够使患者可以暴露到不止一种类型的MRI系统。例如， 在0.5特斯拉的MRI系统中，脉冲RF频率为21MHz。那么，可以理 想地将L1和C1设计为在21MHZ自谐振。1.5特斯拉的MRI系统具有 64MHz的脉冲RF频率。因此，TANK电路T2应该具有包括在64MHZ 自谐振的L2和C2的并联电感器和电容器。目前流行的3特斯拉系统具 有128MHz的脉冲RF频率。因此，L3和C3的并联组合可以被设计为 在128MHZ自谐振。这意味着当在点A与B之间测量时，图50的系统 的阻抗在所有三个选择的MRI RF脉冲频率都很高，允许患者在不担心 引线或末端TIP电极过热的情况下这些型号的MRI系统中的任何一种中 经历MRI。图50中的示意图的另一个修改是，例如，为MRI设计这些 并联TANK滤波器146中的一个或两个，而可以将第三个TANK滤波器 146设计为使患者免受电烙术手术(electrocartery surgery)的影响。例如， Bovi刀外科手术主要在一个特定频率进行。因此，可以将主动可植入式 医疗装置设计为不受某些类型的电烙术手术以及选择的MRI频率的影 响。对本领域的技术人员来说显而易见，如这里描述的，可以利用新颖 的设计对任意数量的串联TANK滤波器进行配置。
图51为前面示出和描述的现有技术的空心绕制电感器208的正等 轴测图。空心绕制电感器208具有多匝，并且首先围绕心轴(没有示出) 绕制。然后，去除心轴。这种结构通过选择进行了永久变形的材料来保 持其形状，如图所示。
图52为从图51的截面图52-52截取的放大图。该放大图示出了空 心绕制电感器208的一部分。使用无铁心电感器的优点在于，在出现MRI 信号时，MRI的主静磁场会使铁心饱和。而对于图51所示的空心绕制 电感器则没有这个问题。由于没有铁磁材料，因此图51的电感器不受 MRI的静磁场的影响。此外，空心绕制电感器产生很小MRI图像伪影。 但是，重要的是防止图51所示的这种空心绕制电感器受体液影响。当浸 入体液中时，将出现匝间漏电流。更糟糕的是，体液本身的电介质特性 将导致匝间寄生电容改变。对引线208进行绝缘有助于减小或防止环流。 但是，这种绝缘对减小匝间电容量的作用很小或没作用。可以假设，通 过平衡图51所示的具有电感器结构的匝间电容，可以形成本发明的箱式 电路。但是，存在与此有关的实际实施的问题。第一，匝间间隔的任何 改变(即机械操作)都会影响电容量，进而影响谐振频率。另外，生产过程 中很难对这种装置进行测试。由于空气的介电常数或电容率为1，因此 在空气中对这种装置进行测试不起作用。电感器放入体液中的什么位置 (血液、组织、脊髓液等)将影响电介质常数，并且因此影响分布电容量的 大小。如上所述，如果分布电容量变化，则箱式滤波器的谐振频率也将 变化。通过在盐池或凝胶池中进行生产测试，可以部分克服这个困难， 其中，盐池或凝胶池的介电性能和导电性能与装置以后要植入的体液的 介电性能和导电性能很接近。这将使情况有所改善，但是，不是所有患 者都是相似的。例如，忍受困难的心脏病患者的电解液以及体液的介电 性能会有很大变化。
图53示出了现有技术的、具有高磁导率的中空铁氧体铁心282。 这个铁心包含磁偶极子。图54示出了可选的、现有技术的实心铁氧体 或粉末铁心282’。优先选用中空铁心282，这是由于，对于一定的材 料重量和体积，它具有较大的平均磁路径。
图55示出了缠绕在高磁导率铁氧体铁心282上的线圈284。产生 的绕线电感器286适合于插入前面描述的任何新颖的电容器元件。但 是，在存在MRI时出现铁氧体或铁心材料是有问题的。其原因在于， 磁偶极子将在MRI扫描器的静磁场中排列整齐并饱和。
图56示出了铁氧体铁心282，与图55的绕线电感器286相比， 它另有多匝导线284。
图57为沿着图56的截面57-57截取的剖面图。如上所述，在 MRI磁场中使用铁氧体铁心282会引起铁心饱和并产生图像伪影。但 是，可以使用非磁化芯如塑料或酚醛塑料芯。甚至可以使用陶瓷材料。 在这种情况下，尽管可用电感量会明显下降，但是，实现了在存在主 静磁场的情况下无铁心饱和或图像伪影。显而易见，如图所示，绕线 电感器、空心绕线电感器或有芯绕线电感器中的任何一种都可以围绕 这里所示的圆柱电容器的外径绕制。这可以通过参照图35和37得到 理解。绕线电感器208将绕在电容器元件168、184外面，然后连接到 末端TIP 142。这在空间利用率方面较差，但将增加电感器的长度并 由此增加总电感量。
图58为可以用于代替前面讨论的螺旋绕线电感器中的任何一种 的贴片电感器288的正等轴测图。贴片电感器288包括陶瓷或电路板材 料等的薄基板290。这种电感器的电路轨迹292包括导线焊盘294和296。 观察图59所示的局部放大图可以更好地理解。其中，示出了已经被表面 安装的可选导线焊盘294a。这提供了例如通过金导线焊接(gold wire bonding)连接引线的另一种方式。另外，从图59可见电感器电路轨迹292 的厚度t。通过沉积相对厚的电路轨迹292，可以减小电感器的欧姆损耗 (串联电阻Rs)。通过减小Rs，减少对希望的低频生物信号的衰减。例如， 在心脏起搏器的情况下，关心的生物信号的频率在10Hz到1000Hz的 范围内。在这些频率下，感抗可以忽略不计(接近于零)。但是，电感器的 串联电阻Rs仍然存在，并且，如果过大，则会使希望的生物信号衰减。 此外，心脏起搏器输出的脉冲会被过大的电感器电阻损耗衰减，从而出 现不能有效使用AIMD的能量以及心脏的电捕捉(electrical capture)(起 搏)的潜在问题。参照图56和57中示出的电感器286，多线匝小直径导 线的主要问题是会产生具有较大值的直流电阻。这个高阻值是不希望的， 这是由于它会潜在地衰减起搏或刺激脉冲，并且影响对生物信号的感测。 与用多匝细导线制成的电感器有关的另一个问题是，在出现MRI时，它 们可以成为它们自己的加热元件。如果患者暴露到不是TANK电路的谐 振频率的MRI系统，情况也是这样。因此，在可植入装置引线系统中放 置具有高串联电阻的许多小直径线圈一般不是个好想法。本发明的一个 方面在于，要在TANK电路146中使用值相对小的电感。图58和59的 结构在使直流电阻最小的同时，通过提供空间利用率高的电感器，克服 了这些缺点。
图60为从图59的区域60-60截取的分解正等轴测图。差别仅是在 电感器电路轨迹与端接焊盘294A之间留出一个小间隙297。当与陶瓷电 容器共接时，这会使并联电感器元件与电容器元件机械上连接，但电气 上与电容器元件断开。图61更好地示出了这种情况，其中，示出了在电 感器通过间隙G电气断开的情况下，电容器与电感器并联。对于TANK 电路的高可靠性测试和筛选，为了进行箱式电路的高可靠性电气测试和 筛选，能够将电容器电气分离是非常重要的。高可靠性电容器测试和筛 选一般包括热冲击、高压强化以及电容器的许多电气测量，包括电容值、 绝缘电阻、耗散因数以及等效串联电阻。在电容器与电感器并联连接的 情况下，这些测量都不能有效完成。电容器测量一般在低频下进行。如 果并联放置电感器，则往往导致电容器在这些频率下短路。因此，通过 将电感器与电容器分离，可以进行所有这些临界高可靠性筛选测量。这 对降低电容器的早期损坏率很重要。将电感器与电容器断开的另一个优 点是，现在可以对电感器元件进行电气测试。如后面将见到的，选择电 感器和电容器的值，使得它们在适当的频率谐振是非常重要的。通过将 它们断开，可以选择并调节它们的值，使得它们精确地在恰当的频率谐 振。可以在尽可能最高水平的装配下进行高可靠性测试也是非常重要的。 即，不希望随后的装配操作将直接的或潜在的缺陷引入元件。例如，陶 瓷电容器对热冲击相当敏感，在热冲击中会导致碎裂或分层。采用了大 范围的电气筛选，包括热冲击和强化试验，以检测这些缺陷。
因此，形成很小的(无害的)电连接以填充间隙，使电容器与电感器 重新并联，从而形成本发明的TANK。非常重要的是，这个电连接在不 对TANK组件的电容器、电感器或电连接元件产生热或机械应力的情况 下进行。参照从图60的区域62-62截取的图62可将这种情况看得最清 楚。图62示出了小范围的电气连接材料299。如上所述，关键是以简单 而且不对整个部件产生任何损坏的方式应用电气材料299。因此，填充间 隙的理想连接材料299应该包括由低温热固导电聚合物、低能量激光焊 接、低温钎焊、低温锡焊(对于非生物相容应用)、甚至导电墨水组成的组。 这些都可以通过包括机器人执行的自动工艺、通过丝网印刷或模板等进 行实施。热固导电粘合剂组可以包括生物相容粘合剂，如聚酰亚胺、硅 树脂或各种环氧树脂等。
再次参照图62，不是在所有情况下电气填充材料299都必须是固态 冶金焊接材料。可以将一块导电橡胶、一个导电弹簧、金属夹或导电绒 毛材料临时插入间隙297，使得能够对TANK的谐振频率进行测量(并且 对TANK进行调谐)。然后，这个材料很容易被去除，以便通过电容器和 电感器元件本身进行前述的高可靠性筛选测试。在按照图119到123中 的描述建立了TANK滤波器之后，在对如何调协TANK滤波器的说明中， 将对此进行更透彻的描述。在完成了前述的对TANK的调谐之后，可以 将临时的电连接块去除，并且实现对电容器的高可靠性筛选。最后，在 完成所有高可靠性测试之后，可以放置永久(无害的)电连接299，如图62 所示。
图63为示出了装配本发明的新颖末端TIP TANK滤波器146的方 法的分解图，它可适用于前面描述的许多TANK滤波器设计，包括图35、 37和42的单层管状电容器、多层管状电容器和穿心电容器。
再次参照图63，可见具有铁氧体铁心282的绕线电感器286。由于 铁心的磁导率很高，因此允许使用匝数相对少的大线径导线。但是，如 上所述，在MRI磁场中的问题是该铁心会饱和。电感器286被插入镍套 管298，镍套管298对MRI的主静磁场进行屏蔽，由此防止电感器铁心 饱和。这种方法的负作用是将产生很大的MRI图像伪影。就制造而言， 希望将新颖的镍套管298预先装配到末端TIP 142。如图64所示，镍套 管298被激光焊接300连接到末端TIP 142。这个预装配件被插入可选绝 缘垫圈302，绝缘垫圈302用医疗级生物相容塑料制成。然后，将单壁挤 压管状电容器168套在这个组件上。然后，将第二绝缘塑料垫圈304放 在管状电容器268上。电容器168位于镍套管298和末端TIP 142这个 预装配件之外。然后将电感器286插入镍套管298中。图65所示的剖面 图很好地表示出所有这些部件。
参照图65，有一个穿过末端TIP 142的孔，它允许通过激光焊接306 将电感器导线284的末端连接到末端TIP 142。电感器结构286位于可选 新颖镍套管298中，以防止它在出现MRI主静磁场时饱和。为了提供对 主静磁场的附加屏蔽，端盖308可以是被镀金的镍，甚至可以将镍作为 末端TIP 142的一部分并入。这就给电感器286的铁氧体铁心282提供 了完整的屏蔽。如上所述，出现镍以及高磁导率铁心材料所换来的是相 对大的MRI图像伪影(因此，这不是优选实施例)。在镍套管298与电容 器168的内径金属化层174之间形成电连接310。在末端TIP 142，可见 激光焊接300的截面，它是在图64中示出的预装配件中预先完成的。
再次参照图65，端盖308已经被金钎焊到或以其他方式电气连接到 管状穿心电容器168的外径金属化层172。为了避免短路，需要绝缘垫圈 304将导电盖308与镍套管298分开。再次参照端盖308，可见电感器引 线284通过端盖来到紧靠来自主动可植入式医疗装置的引线180的位置。 例如，引线180可以是来自心脏起搏器的双极引线的一部分。在这种情 况下，该引线将被连接到与心肌组织接触的TIP 142(没有示出固定夹)。 激光焊接或金钎焊314被用于同时形成到引线180、电感导线284和端盖 308的电连接。现在参照并联TANK结构的另一端，可见被用于刺激心 肌组织的上表面区域TIP 142。这个末端TIP为本领域众所周知，并且 可以有各种形状和覆盖层。能够提供用于防止组织发炎的药物的末端 TIP也适用于本发明。可选绝缘垫圈302被示出为用于防止末端TIP 142 与电容器的外径金属化层172短路。应该注意，对于AIMD应用，要求 所有材料为生物相容的。特别参照镍套管298，注意，不认为镍本身为生 物相容材料。因此，AIMD应用需要镀金的或等效的生物相容覆盖材料。 可以替换某些电镀的含铁材料或高磁导率纳米材料。
图66中示出了图63-65的新颖TANK滤波器146的示意图。如上 所述，按照图12的公式仔细选择L(286)和C(168)的值，使得滤波器146 的谐振频率出现在MRI的或在特定频率产生高功率磁场的其他电子系 统的选择的RF脉冲频率。
图67为从图65的区域67-67截取的局部放大截面图。可见，已经 去除了可选绝缘垫圈302。如图所示，由于管状电容器168的外径金属化 层172在区域316退缩，因此可以这样做。换句话说，这个非金属化部 分防止末端TIP 142与电容器的外径金属化层172短路。因此可见，有 两种实现这个目的的途径：通过图65所示的绝缘垫圈302；或者通过图 67所示选择性的金属化层。
尽管图63、64、65和67示出了用于防止电感器286的高磁导率铁 心282饱和的可选镍套管298，但是，有另一种实现这个目的的更有效的 方法。参照图37，其中示出了多层管状电容器184。本领域中众所周知， 可以使用镍电极。它也被称为基础金属电极。由于成本相对低，因此镍 电极已经在商用应用中相当普遍。传统的贴片陶瓷电容器具有用银、钯 银合金、铂等制成的电极。通过构成图37所示的、本发明的具有镍电极 的多层管状电容器184，电极本身就将电感器208与MRI系统的主静磁 场屏蔽。本发明的特征之一就是，可以将镍制电容器电极与这里的任何 实施例结合使用，从而给嵌入式电感器提供一定程度的屏蔽。对本领域 技术人员来说显而易见，可以给图37中示出的新颖多层管状电容器184 添加镀金镍端盖或等效物，从而提供对来自MRI的主静磁场的额外屏 蔽。如上所述，磁导率过高的材料会使MRI信号失真，并且导致出现图 像伪影的严重问题。因此，在优选实施例中，电极将不是镍的，并且， 电感器将是空心绕线电感器。这将使末端TIP不受MRI感应导致的发热 的影响，并且将消除任何图像伪影问题。
本发明还采用了完全嵌入新颖的管状陶瓷电容器结构320的电感元 件318。图68为这种结构的透视图，它特别适用于前面在图31中描述的、 现有技术的多层管状电容器184的制造技术。这种电容器一般由丝网印 刷电极制成，同时将新电介质平放。在放置电极之后，将电容器卷成希 望的管状。新颖管状电容器320将包括作为嵌入部件的螺旋电感器元件 318。在卷制电容器之前，通过在选择的层上丝网印刷对角线，将电感器 轨迹铺设在未烧制的陶瓷板上，以便当它卷起时形成图68所示的螺旋。
图69为沿着图68的线69-69截取的示意剖面图。它清楚地示出了 已经嵌在电容器的电介质材料322中的电感器元件318。
图70为具有结合图68和69描述的嵌入式电感器元件318的混合 电容器320的更详细的剖面图。混合电容器320包括内电极板324和326， 它们是典型的如图31和37所示的多层管状电容器。还示出了上金属化 层328和下金属化层330。嵌入式电感器元件318从电容器320的顶部到 底部螺旋缠绕。由于电感元件318是丝网印刷的并且在高介电常数材料 322中被烧制，因此，这将增加匝间寄生电容。这个电容实际上是希望的， 因为它将增加并联TANK电路146的可用电容量。通过参照图71可以 更好地理解这一点，图中可见，电感器元件L(318)具有许多图中所示的、 与它并联的寄生电容元件C1到Cn。电感器的总的寄生电容用CL表示。 这个电容CL最终与主TANK电路电容器C(320)并联，并且趋向于使其 电容值增加。CTOTAL＝C+CL。因此，这有助于提高并联TANK电路146 的整体空间效率。
图72示出了与图70非常相似的另一种混合电容器320’。可见，有 并联嵌入式螺旋绕线电感器L1(318)和L2(318’)。L1(318)靠近管状电容 器C(320’)的外径，L2(318’)靠近该电容器的内径。示出这个实施例的原 因是为了不使电容器分层，因而必须按照与电容器电极324和326相似 的方式，将电感器轨迹L1和L2沉积得相对薄。在烧制期间，这使得陶 瓷的晶粒生长良好，并且形成结实的整体结构。但是，电感器图案L使 用非常薄的轨迹的负作用在于，这往往增加了直流电阻。解决这个问题 的一个方法是使用图72所示的并联轨迹L1和L2(甚至n个轨迹)。当然， 使用并联结构会使螺旋电感器L1和L2的电感并联。依据并联电感公式， 这会使总电感减小。但是，这样做增加的优点在于，将两个电感器的电 阻并联起来，从而显著减小了新颖结构的整体直流电阻。
图73示出了与图70也非常相似的另一个混合电容器320”。在这种 情况下，新颖的嵌入式螺旋电感器L1(318)和L2(318’)都靠近内径。对本 领域技术人员来说显而易见，这样的新颖螺旋电感器结构可以放在电容 器C(320”)内的任意位置。将螺旋电感器放在电极板324与326之间一般 是不能令人满意的，这是由于这样做会干扰静电场以及在这些板之间的 有效电容面积(effective capacitance area，ECA)。
图74为沿着图73中的线74-74截取的剖面图，其中示出了两个螺 旋电感器L1(318)和L2(318’)的端视图。还示出了电极板组324的顶视图。 可见，当电容器C(320”)卷起时，电极324将呈现为螺旋。
图75为沿着图72中的线75-75截取的剖面图。可见螺旋电感器L1 (318)和L2(318’)的顶穿透(top penetration)。还可见呈现为螺旋的电极板 组324的顶视图。
除了示出了许多并联螺旋电感器L1到Ln以外，图76为与图74和 75相似的截面图。在这些并联螺旋电感器连接相应的端部金属化区域和 有关的端盖之前，它们被相互电气隔离。由图77所示的用于Ltotal的公 式给出总电感量。对本领域技术人员来说显而易见，可以靠近电容器的 OD或ID或二者来布置多个并联电感器轨迹。
对非植入式应用，可以将传统的电容器材料用于这里所描述的任何 一个新颖的TANK电路实施例。例如，参照图35、37、42、44和68等， 对于工业、商业、军事和空间技术应用，可以使用传统的电容器材料。 具体参照图37可以更好地理解这一点。对于非医疗植入应用，电容器的 电极板186和188可以是钯银合金、镍或其他低成本电极材料。此外， 与电容器的电极板连接的端接面190和192也可以是传统的银、钯银合 金、甚至商用电镀端接。此外，电连接194和216可以是焊锡或者其他 非生物相容材料。例如，引线材料196可以是传统的铜，并且，电感器 308也可以是铜的或任意其他导电材。但是，对于可植入医疗装置应用， 重要的是在新颖的TANK滤波器146中使用的所有材料都是生物相容材 料。再次参照图37，在用于AIMD应用的优选实施例中，电极板186和 188可以是纯铂或等效的贵金属。例如，金属化层190和192可以是纯金 或纯铂的。引线196可以是铂、铂铱合金、钽或铌。电感器导线材料308 可以由MP35、铂、NITINOL或前面提到的用于引线196的材料中的任 何一种材料制成。电连接点194、214和216可以通过贵金属钎焊或通过 激光焊接实现。
参照标题为“EMI FILTER CAPACITORS DESIGNED FOR DIRECT BODY FLUID EXPOSURE”的美国专利No.6985347，这里将 其内容引用为参考。该专利详细阐述了当电容器本身被暴露到体液时， 所有生物相容材料所需要的细节。相对于此的另一种方案是，这里构成 新颖的非生物相容材料的TANK电路，并且将它们完全封闭在密封结构 中。这可以通过例如图37所示的玻璃密封的整体结构实现。对本领域技 术人员来说显而易见，图37所示的整体结构可以放在具有金钎焊端盖的 氧化铝陶瓷外壳中，由此将这个整体结构密封。
图78为现有技术的矩形贴片陶瓷电容器(MLCC)332的正等轴测 图。它包括主陶瓷体334，并且，它具有便于安装到电路板或引线等 的端接面336和338。图79为沿着图78中的线79-79截取的、电容 器332的剖面图。可见，在这个剖面图中，有两个重叠的电极板组340 和342。这些电极板组之间的重叠构成了电容器332的有效区域，这 样的电容器在本领域中是众所周知的，并且生产了数亿个用于商业、 军事和空间技术应用。
图80为形成按照本发明的TANK滤波器146的新颖的复合贴片 陶瓷电容器-并联谐振TANK(MLCC-T)344的正等轴测图。从外面 看，本发明的MLCC-T 344与图78所示的现有技术的MLCC电容器 332之间没有差别。但是，新颖的MLCC-T 344具有嵌入式电感器346， 它并联连接在电容器的相对的端接面336与338之间。
图81为示出了图80所示的新颖的MLCC-T TANK滤波器344 的各层的分解图。本发明的新颖的MLCC TANK(MLCC-T)344包括 嵌入式电感器346。在低频下，嵌入的电感器346以一端到另一端短 路了电容器。但是，在高频时，构成了并联TANK电路146，通过参 照图82的示意图可以更好地理解这种情况。再次参照图81，可见， 当电容器自顶部开始堆积时，我们有一个空白盖片348的区域，其后 有一个和多个嵌入式电感器层346。如图83进一步示出的，这些电感 器回纹的形状可以有各种形状。图83中示出的回纹形状为说明性例 子，并且不意味着包括全部。对本领域技术人员来说显而易见，还可以 使用各种可选形状。在电容器电极板组340和342前面，有许多其他的 空白中间层350。可见连接到左端接336的电容器电极板组340以及连接 到右端接336的电容器电极板组342。在图81中，仅示出作为340、342 的单个电极。但是，对本领域技术人员来说显而易见，可以堆积任意数 量n个板，从而形成希望的电容值。然后添加底部的空白盖片352，以 便给整个TANK滤波器MLCC-T 344提供绝缘和机械强度。回纹电感器 轨迹354被沉积或丝网印刷到贴片陶瓷TANK的另一层上。按需要这可 以为一层或多层。如上所述，当并联布置许多电感器层346时，趋向于 减少了总电感量，而且令人满意地减少了电感器轨迹的直流电阻。嵌入 式电感器层346称为回纹，这是由于在它通过MLCC-T 344时趋向于前 后迂回。
图83示出了可用于电感器346的许多其他回纹形状。在将电感器 层346添加到图81所示的堆中之后，添加一个或多个空白陶瓷盖片348。 空白盖片给嵌入式电感器和陶瓷电容器电极层340和342提供了机械强 度、刚度以及电气绝缘保护。在典型的单片(monolithic)陶瓷电容器的 制造过程中，如图81所示，上述的堆积可以通过湿堆(wet-stack)工艺完 成，其中，每个陶瓷层作为液体或在悬泉工艺中喷射下来，然后被预干 燥，然后铺设电气层(其他电容器电极或电感器轨迹)并使之干燥。在典型 的陶瓷电容器厚膜工艺中，这些层被铺设在陶瓷带上，然后被堆积和挤 压。在任一种情况下，形成单片结构，然后堆叠和挤压。图80到83示 出的方法还可广泛应用于其他类型的电容器技术，包括钽电容器、电解 电容器和薄膜电容器。例如，薄膜电容器可以像MLCC那样堆积，或者 卷起，包含这里示出的嵌入式电感器轨迹中的任意一种。参照图68到77， 还可见，还可以按照相似方式将卷筒薄膜电容器与嵌入式电感器一起构 成。因此，本发明的概念可广泛应用于各种等效的电容器技术。在这一 点上，进行粘合烧制(binder burn-out)工艺，其中，使未加工的(未烧制 的)电容器从相对低的温度上升到高温。这个处理使得包括在陶瓷泥或陶 瓷带中的挥发物和溶剂能够挥发并慢慢释出，并且形成单片结构。需要 在高温烧制或烧结之前去除这些挥发物，以使MLCC-T层不分层。这个 工艺中的下一个步骤是在高温下烧制或烧结复合MLCC-T 344。这使得 对陶瓷晶粒进行烧结，从而形成坚硬的单片结构。参照图80，最后的步 骤是铺设端接面336和338。这些端接面可以是厚膜墨水，如铂银合金、 镀金等，并且可以应用在本领域众所周知的许多处理中。同样，图80中 示出的整个MLCC-T 344看起来与现有技术的MLCC 332相同。但是， 嵌入其中的是构成了本发明的新颖的并联TANK滤波器146的新颖电感 器结构346。
再次参照图82的示意图，可见，电感器L与位于图80所示的单片 结构MLCC-T 344内的电容器C并联。
图83示出了可以像图81示出的那样嵌入的许多其他电感器电路轨 迹层的形状354。希望不将这些电感器层346嵌在电容器的、形成电容值 C的有源电极板340与342之间。将电感器346放在电容器的电极板组 340与电极板组342之间往往会干扰构成希望的电容元件的电场。这就是 为什么在优选实施例中，电感器层346被示出为，在进入有源电容器层 之前，在空白中间层薄片350的堆积之上。
再次参照图81，在典型实施例中，可以有一到五个电感器层346(或 更多)。通过并联布置另外的电感器层346，可以降低整体的直流电阻RL， 这是在主动可植入式医疗装置应用中所希望的。参照电容器电极板组340 和342，可以有两个到四个板，一直到数百个交替的平行的板。电极板的 数量和它们的重叠面积(以及介电常数和电介质厚度)确定了用于特定谐 振TANK应用的电容值。再次参照图83，可见可用于嵌入式回纹电感器 元件346的各种可能形状的某些例子。这些一般用生物相容材料铺设， 这些材料将类似于用于构成金属电极板组340和342的材料。在优选实 施例中，这些材料一般是贵金属，如生物相容材料纯铂或纯金。由于这 些末端TIP TANK滤波器146将置于人体组织中(用于起搏器，实际上漂 浮在血流中)。因此，重要的是，包括铂、金、钯、钽、镍和钛的所有材 料都是生物相容和极其可靠的。铂是用于这种生物相容材料的极好选择， 并且，在称为高温烧结系统(high-fire sintering system)的工艺中，优先用 在本发明的新颖的MLCC-T 344中。铂为优选实施例，这是由于其与陶 瓷层如钛酸钡、锶酸钡等的极好的相容性。这是由于铂的高熔点。
再次参照图83，可以通过丝网印刷或等效的沉积处理方法设置这些 电感器346图案354中的任何一种，其中，电感器回纹图案应该被设置 在空白陶瓷材料上，并且，橡皮滚子将经过，从而沉积希望的铂墨水图 案354。另一种电容器技术，例如堆膜电容器(stack film capacitor)，一 般需要不同的铺设图83所示的电感器回纹形状的技术。这些技术可以包 括在薄膜上进行金属电镀或沉积以及火焰喷射等。对本领域技术人员来 说显而易见，可以用许多不同图案。实际上，构成电感器346并且将电 容器的一端连接到另一端的任何图案354都将起这样的作用。在这一点 上，被选择的嵌入式电感器的形状354形成MLCC-T 344端部金属化区 域336与338之间的电接触和电连接是非常重要的。再次参照图83，所 示的各种电感器回纹轨迹354有技术上的优点和缺点(没有特定顺序或优 先)。图案C为直线沉积的轨迹354，它直接通过MLCC-T 344。这将具 有非常低的电感量，但是，也将具有很低的直流电阻。这是由于，直流 电阻由许多因素决定。公式RL＝ρL/A给出了直流电阻，式中，ρ为材料 的电阻率，L为材料的长度，A为材料的截面面积，截面面积由沉积的 厚度及其宽度决定。还可以用另一种形式表示这个等式， $R_s=\left(\frac{\rho }{t}\right)\left(\frac{l}{w}\right)$ 或Rs＝Ω/。假设用于所有轨迹的标准t，则这个表达式可以用于通过计 算构成希望的图案所需要的“平方”数，对串联电阻进行比较。因此， 相对于许多其他图案，图案C的长度很短，因此，它具有希望的很低的 直流电阻。但是，图案C中示出的电感器的缺点在于，它形成了非常低 效的电感器形状。即，与图83中的某些其他形状相比，这种直线轨迹将 有很低的电感量。图案D包括三条平行的直线电感器路径L1、L2和L3。 按照图84所示的并联电感器公式，这应该使总电感量减小。因此三条并 联的轨迹354的总电感量比单根轨迹的小得多。但是，与并联电阻器相 似，直流电阻也令人满意地减小。因此，这里在希望的电感量与直流电 阻量之间进行折衷。参照图案E，可以通过从对角线的一个角到另一个 角来增加沉积的电感器轨迹354的长度。这增加了其长度从而增加了其 电感。同时也增加其直流电阻，这是不希望的。但是，如上所述，可以 铺设多层，由此减小直流电阻。图案B和G示出了通过使沉积的电感器 电路轨迹354弯曲来大大增加其总长度的另一种方法。弯曲的优点在于 它大大增加了电感器的长度，并因此增加了电感量。使回纹前后弯曲的 另一个优点在于，相邻匝之间出现互感。这也趋向于使整个电感器回纹 更有效。导线或电路轨迹的电感与它的总长度和互感成比例。弯曲的轨 迹是增加长度和互感并由此增加总电感的有效途径。图案F和I示出了 通过前后缠绕的矩形图案使得一个端接面336与另一个端接面338之间 的距离大大增加来增加总长度和互感的更有效的途径。图案A示出了另 一种很像数字波形的电感器图案。图案J为非常有效的欧米咖(Ω)图案。 图案H示出了另一种选择，其中，可以形成锯齿图案。对于互感来说， 锯齿不是非常有效。对本领域技术人员来说显而易见，可以利用许多图 案来增加长度并由此增加电感。一般情况下，与其他图案相比时，图案 形状A、B、F、I和J为优选实施例。这考虑了在实现的电感效率与直 流电阻的大小之间的平衡。
再次参照图83的图案A，可见，在新颖的嵌入式电感器346的相 邻回纹354之间出现寄生电容Cp。如果电感器轨迹354的形状是空心的 (介电常数＝1)，则Cp的值将相对低。但是，在复合MLCC-T 344中，电 感器轨迹354被嵌入介电常数很高的材料内(如K值为2000或更大的钛 酸钡)。由于这个原因，电感器346的相邻匝之间的分布电容会相对高。 但是，按照本发明，这起到了增加并联电容的总量的作用。通过观察在 图82中示出的并联TANK电路的示意图可以很好地理解这一点。在构 成并联TANK电路146的过程中，出现在电感器346中的分布电容与希 望的电容C并联。
实际上，如果仔细设计图83中示出的分布电容CP的大小，则可以 根本不需要单独的分立电容器。参照图80和81，这意味着，如果控制电 感器346的分布电容，则可以取消电容器电极层340和342。这将是本发 明的优选实施例，其中，利用电感器本身的分布电容就可以构成并联谐 振TANK滤波器146整体。
参照图51并且观察寄生电容CP，可见，可以将相同的原理应用于 空心绕线电感器(或嵌入任何其他电介质材料中的电感器)。在空心绕线电 感器中，分布电容不像在高介电常数的材料内嵌入或共烧的电感器那样 有效(将不那样高)。但是，如果有很多间隔很近的匝，则仍然可能以整体 结构成为按照本发明的谐振TANK电路的方式，利用图51所示的寄生 电容与电感一起谐振。对于本发明，这种方法的主要缺点在于，当空心 绕线电感器被放入体液时，它将处在介电性能与空气不同的介质中。这 将改变分布电容，并由此改变谐振频率。更糟糕的是，体液的相对高的 电导率将引起匝间漏电流。使用开口的螺线管电感器结构的一种实际方 法是将它放入密封的封装内。对于静脉插入和/或组织隧道外科技术 (tissue tunneling surgical techniques)来说，这是非常大的并且不切实际。 因此，与本身的匝间寄生电容一起谐振的开口螺线管电感器为一种不太 理想的方法。
参照图85，可见，也可以将前述的图83的任何电感器电路轨迹354 印刷或沉积在现有技术的MLCC电容器332的顶部，从而形成MLCC-T 344’。在这种情况下，它们不需要被嵌入整体陶瓷电容器或与之共烧。 其优点在于，可以利用已经由大量的商业化电容器操作生产的低成本 MLCC，并且，可以将印刷电感器轨迹354作为补充操作。
图86为图85的新颖的MLCC-T 344’的示意图。印刻在电容器332 上的电感器354可以由纯铂或纯金制成，使得它是生物相容的，并且适 合于直接暴露到体液。这是非常适宜的直线(平面)几何形状，很容易适合 于一般用于神经刺激器、深脑刺激器和脊髓刺激器等的电极。前面描述 的共轴并联TANK电路可以应用于通过类似锁骨下静脉之类的静脉，并 通过心脏的便于插入的瓣膜插入例如右心室。共轴几何形状在医生必须 使用外科隧道技术插入电极的情况下也特别适用。例如，隧道技术被普 遍用于神经刺激器，将引线插入，以刺激瘫患患者的特定神经或肌肉。
图87示出了将前面在图83中描述的电感器形状354中的任何一种 形状沉积到单独的基板356上的另一种方式。例如，这个基板356可以 是氧化铝陶瓷的或其他合适的电路板材料。然后，可以用薄粘合剂层358 将基板356固定到现有技术的MLCC电容器332。图88的电气示意图 示出了包括在相对端上的对应的金属化表面336和338的复合MLCC-T 结构344”，显然，这个结构形成了本发明的并联L和C TANK电路146。
图89为沿着图87的线89-89截取的截面图。图90示出了在基板 356的相对两侧上沉积两个电感器层354和354’的另选结构。图91示 出了具有表面电感器层354和354’以及嵌入式电感器层354”的多层基 板356。图92示出了表面没有电感器的完全嵌入式多层基板356。在 这种情况下，电感器354’”被全部嵌入结构中。参照图89、90、91和 92，所有这些电感器基板的结构都被设计为共接到图87所示的陶瓷 MLCC电容器338。
图93与图28相似，示出了图10所示的双极起搏器引线系统。 有两条分别连接到RING电极144和心脏TIP电极142的共轴引线104 和104’。这些引线来自主动可植入式医疗装置100(没有示出)。可见， 引线104和104’被相互卷绕。在多数心脏应用中，RING电极围绕内 TIP电极引线共轴缠绕。参照TIP引线104’，可见，插入了现有技术 的MLCC贴片电容器332，因而引线104’的线圈围绕它缠绕。参照图 94可以更好地理解这种情况，图94为沿着图93中的区域94-94截取 的放大图。由于这种现有技术的MLCC贴片电容器332被大量生产， 因而非常便宜并被广泛应用。电连接360和362将引线104’连接到电 容器的金属化表面336和338。这使得引线104’与电容元件并联。由 于引线104’的卷绕的几何形状，因此它形成了非常有效的电感器元件。 如图95所示，卷绕的电感L与现有技术的MLCC的组合产生了本发 明的新颖的并联谐振TANK滤波器。对本领域技术人员来说显而易 见，用于构成MLCC贴片电容器332的所有材料及其到引线104’的 电连接都应该是生物相容的。这是由于它将直接暴露到体液或身体组 织。如上所述，希望能够为了高可靠性测试以及筛选目的而对TANK 电容器元件332进行适当的老化实验和电气测量。如上所述，在电感 器Lcoil与电容器332并联连接的情况下很难进行这些测试。参照图94， 可见，例如，在上述的电容器高可靠性筛选完成之前，电连接360可 以断开。然后，可以形成小且无害的电连接。在制造过程中必须确保 这样的电连接不会将任何潜在的缺陷引入大量生产的电容器。完成这 项任务的方法可以是用一对切割器在例如靠近标记a的部分将Lcoil剪 断，然后返回进行电容器高可靠性筛选。在测试情况下，这种剪断是 对装置的破坏。对零件的大样本进行初始质量测试期间可以进行这项 工作。这些特殊零件将再不会用于商业或人体植入应用。在已经完全 构成电容器元件之后对其进行这种测试将证明电连接360在任何情况 下都不会损坏电容器。在继续进行这种高可靠性筛选期间，电容器大 批量生产应该是零故障。
图96为本发明的并联TANK电路146的更详细的示意图。可以 看见，有电感器元件L，此外，还有电阻元件RL。RL代表电路轨迹 354或用于构成电感器元件本身的导线的寄生电阻。另外，可以看见 电容器元件C有一个串联电阻，被称为电容器等效串联电阻(ESR)或 RC。再次参照图96，示出的与电感器串联的电阻RL和/或ESR，示出 的与电容器串联的RC可以是寄生的(电容器元件本身的电感器特性)， 或者，它们可以作为单独的元件被添加。例如，如果希望增加RL的值， 则可以添加串联的小电阻器贴片或元件。在本发明中，RL、RC、L和 C之间的关系非常重要，并且，通过理解TANK滤波器146在实际的 主动可植入式医疗装置应用中是如何工作的，可以更好地理解这种关 系。
生物信号的频率很低。实际上，在心脏起搏器应用中，所关心的 所有心脏信号出现在10到1000赫兹。但是，MRI脉冲的频率往往是 相对高的频率。例如，0.5特斯拉系统的MRI频率为21MHz。对于3 特斯拉系统，这个频率达到128MHz。本发明的新颖的TANK滤波器 146被设计为与主动可植入式医疗装置的引线系统串联，例如，连接 在点X与Y之间(见图96)。例如，在心脏起搏器的情况下，来自心脏 起搏器并对心脏起搏器进行感测的输出脉冲应该连接在点X，而点Y 可以连接到用于连接到心肌组织的末端TIP。再次参照图96，非常希 望在生物频率下，这个TANK滤波器电路146的总阻抗很低。如果考 虑图15中的、用于容抗XC和感抗XL的公式，则将看到，在甚低频 时，电容器趋向于似乎开路，而电感器趋向于表现为短路。在甚高频 时，如蜂窝式电话或雷达频率，感抗XL很高(开路)，而容抗XC往往 很低(短路)。因此，在10到1000Hz的甚低(生物)频时，将有微小的或 零电流通过电容器元件C流过图96的TANK滤波器电路146的右侧。 因此，在生物频率下，电容器的ESR(RC)根本不重要。但是，参照图 96中示出的示意图的左侧，在低频时，感抗XL相当低。根据XL的公 式可见，当f趋近于零时感抗也趋近于零。换句话说，在生物频率时(低 于1KHz)，对于所有实际用途，电感器元件L的感抗XL为零。因此， 在低频时，点X与点Y之间的阻抗完全由表示电感器的电阻特性的 RL确定。图97示出了TANK滤波器电路146的甚低频(生物)模型， 其完全由RL组成。在甚高频时(大大超过TANK滤波器电路的谐振频 率)，感抗趋向于很高或近似无穷大。因此，在大大超过TANK滤波 器的谐振频率的高频时，几乎没有电流流过图96的示意图的左侧。如 前面讨论的，在甚高频时，容抗XC趋向于短路。因此，在高频时， TANK滤波器电路的等效电路模型如图98所示，它仅包括电容器的 等效串联电阻(ESR)，RC。(注意：假设高频共轴穿心电容器的寄生电 感小到足以被忽略。)
对于AIMD引线应用，实际上不关心过多的高频衰减。除了阻挡 并阻止从MRI射频信号引入的RF电流，实际上只关心在感测过程中 和向身体组织传递刺激信号或脉冲的过程中通过的低频生物信号。例 如，在心脏起搏器的情况下，连接进右心室中的起搏电极提供低频脉 冲，使得心脏可以正常跳动。同时，它还对频率范围从10Hz到1kHz 的心脏活动进行感测，从而可以对额定的或输出的阈值进行适当调节。 但是，人们实际上并不关心在大大超过TANK滤波器的谐振频率的高 频时引线系统中是否有很大的阻抗。事实上，对于衰减如来自蜂窝式 电话等的不希望的电磁干扰(EMI)，高引线阻抗是令人满意的。因此， 参照图96，当考虑EMI时，实际上不关心电容器的ESR(RC)有多高(电 容器还可以有相对高的内部电感)。事实上，希望这个ESR值相对高。 还希望电感器的电阻RL的值尽可能低。保持低RL可以防止希望的刺 激脉冲被衰减(使AIMD的电池的能量损失最小)。保持相当低的RL 还可以防止低频生物信号被衰减，使得AIMD可以适当地感测它们。 但是，当考虑到带通滤波器的特性以及TANK滤波器在其谐振频率的 阻抗时，情况不像上述的那样简单。希望电感器和电容器元件中有一 定的串联电阻，使得箱式滤波器的带宽在谐振频率时不会过窄。如果 带宽过窄，则由于使用的元件的实际容差，实际上将不可能构成箱式 滤波器。但是，给TANK电路的电感器或电容器侧添加过多的电阻将 使整体的Q减小很多，因而谐振TANK滤波器的衰减会减小，甚至 其谐振频率已经改变。这会有减小TANK滤波器在其谐振频率的阻抗 的作用，因此不希望地减小其对MRI脉冲频率的衰减。因此，必须在 所有这些因素之间进行仔细权衡，从而得到谐振TANK滤波器的足够 的阻抗，使得它能够防止植入式引线以及它们相关的电极过热。
参照图24，示出了本发明的新颖的TANK滤波器电路146的谐 振和TANK特性的一组曲线。曲线轨迹166表示使用了Q值很高的 电容器和Q值很高的电感器。这意味着电感器的电阻损耗RL和电容 器的电阻损耗RC都很低。这就产生了Q值很高的TANK滤波器电路， 它的谐振下落(dip)很窄并且对应的衰减(或阻抗Z)很高，如图所示。 曲线166上间隔相对近的点a和b(3dB衰减点)表示了这种情况。
本发明的一个特征是将电阻损耗RL很低、Q值相对高的电感器 与Q值相对低的电容器元件C结合起来使用。这意味着电容器元件将 具有相对高的ESR或电阻损耗RC。这将产生Q值适中的谐振TANK 电路，如图24中的曲线164所示。如上所述，这将允许生物信号在衰 减很小甚至没有衰减的情况下通过TANK滤波器。但是，在高频时， 在MRI脉冲频率甚至在更高的频率(如蜂窝式电话)都会出现很大的衰 减。这具有希望的拓宽TANK滤波器的频带的作用。这使得可以对来 自多种型号的MRI系统的RF脉冲频率进行衰减，这一点很重要。例 如，老式的0.5特斯拉的MRI的频率体现为21MHz的RF脉冲频率。 在1.5特斯拉下运行的非常普遍的MRI系统具有64MHz的MRI脉 冲频率。更新的MRI系统趋向于在3特斯拉以及3特斯拉以上运行， 并且具有范围从128MHz到213MHz(甚至更高)的MRI脉冲频率。 因此，通过仔细控制电感器和电容器的品质因数(Q)，可以拓宽TANK 滤波器的谐振特性，使得本发明的新颖的并联TANK滤波器电路146 有效阻挡来自各种型号的MRI系统以及其他发射器的RF脉冲频率。 参照图24，如曲线162所示，这种方法被用过头了。这是一种整个 TANK滤波器电路的Q过低以致在任何频率下都不再提供足够的衰减 的情况。因此，希望在L和C元件的零件损耗与并联TANK滤波器 电路的TANK谐振带宽之间进行仔细平衡。利用与实际原型测量有关 的P-Spice进行仿真，已经显示出以下一组用于本发明的谐振TANK 的值效果良好：它包括41.3pf的电容器值、10欧姆的电容器等效串联 电阻值、150纳亨的电感值以及1.0欧姆的电感器电阻值。这样的组合 在谐振频率产生了大于50欧姆的阻抗，同时，将带宽保持为，使得足 以相对容易地制造并校准该装置。
拓宽本发明的TANK滤波器特性的宽度非常重要还有另一个原 因。在有元件容差的实际限制的情况下必须这样做。在Q值很高的 TANK滤波器中，很难制造在正确的频率谐振的电感器和并联电容器。 例如，在64MHz的MRI系统中，需要在电容和电感器的容差小于+/- 0.1％的情况下制造Q值很高的电容器-电感器TANK。就实际元件制 造而言，这将是非常复杂、非常昂贵并且非常困难的。需要用激光微 调方法将这些元件调谐到准确频率。随着时间的过去，还会出现更多 问题。即，多数电容器的电介质趋于老化，这意味着随着时间的过去， 它们的电容量将减小。因此，尽管人们对元件进行了精确调谐，使得 它们在正确的频率谐振，但是，在一般的主动可植入式医疗装置的寿 命中，随着时间的过去，电容值会减小，这将使TANK的谐振频率变 化。这意味着TANK的谐振频率将以这样的方式变化，即，它不再在 MRI的RF脉冲频率起作用。换句话说，人们一开始将谐振电路精确 地调谐到64MHz，但五年之后，在人体植入应用中，这个谐振频率 可以变到50MHz，这意味着TANK滤波器不再有效。在序列号为 60/767484、标题为“LOW LOSS BAND PASS FILTER FOR RF DISTANCE TELEMETRY PIN ANTENNAS OF ACTIVE IMPLANTABLE MEDICAL DEVICES”的申请中，对这个老化的概 念以及带宽控制进行了更全面的描述，这里引用其内容。
图99示出了用于现有技术的MLCC电容器332的几何形状(形 状因数)的示意图，其中，电极340与342(图100和101)之间的长(l) 宽(w)比构成了固有地具有很低ESR(RC)的电容器。图100和101中示 出的电极的ESR相当低的原因在于，与它们的长度L相比，它们的 宽度W很大(参照基本电阻公式R＝ρL/A，其中，ρ＝电阻率；L＝电 极长度；A电极面积(宽度乘以厚度))，我们已经使长度最小并且通过 使宽度最大来使截面面积最大。
在标题为“DISSIPATION FACTOR TESTING IS INADEQUATE FOR MEDICAL IMPLANT EMI FILTERS AND OTHER HIGH FREQUENCY MLC CAPACITOR APPLICATIONS” 的技术论文中很好地描述了电容器等效串联电阻(ESR)与电容器耗散 因数以及电极板损耗之间的关系。这篇论文由Bob Stevenson(共同发 明人)撰写，发表在于2003年3月31日到4月3日在美国亚利桑那州、 斯科特斯德市举行的2003年度电容器与电阻器技术报告会上。还要引 用的是在1999年10月19日到22日在葡萄牙的里斯本举行的1999 年度电容器与电阻器技术报告会(CARTS-欧洲)上发表的、标题为“A CAPACITOR’S INDUCTANCE”的技术论文。
与图99所示的实施例相比，图102示出了现有技术的MLCC电 容器332”的另一个几何尺寸的实施例(颠倒的形状因数)。在这种情况 下，长(l)宽(w)比已经颠倒。与宽度相比，电极340和342(图103和 104)相当长。这将趋向于增加它们的电阻(RC)。如上所述，在对TANK 的Q值进行控制的某些设计中，本发明实际上希望增加MLCC电容 器332”的ESR。这必须利用并联谐振TANK滤波器电路146的Q值 以及对应(相对)带宽。如前面讨论的，并联TANK电路在一个特定频 率谐振。这在频率衰减特性中形成了一个凹陷(TANK)。但是，通过增 加电容器的ESR(减小TANK滤波器电路的Q值)，可以拓宽这个 凹陷。这在例如设计用来减小MRI系统中的加热的并联TANK滤波 器电路的情况中是重要的。例如，在3特斯拉的MRI系统的情况下， 该系统的RF脉冲频率为128MHz，人们会将并联的电感器和电容器 设计成在128MHz谐振。并联TANK滤波器电路146只在这一个频 率时好象开路或阻抗无穷大。但是，制造足以精确到总是准确地在128 MHz谐振的陶瓷电容器和并联电感是相对困难的。此外，MLCC电 容器随时间老化。典型的MLCC电容器的电容量每十倍时间减少2％。 例如，在1000小时时，如果陶瓷电容器为1000皮法，则下一个老化 十倍时间将出现在10000小时，而其电容值将下降2％(在这个10000 小时的寿命时间段结束时下降到980皮法)。这意味着将不再准确地在 128MHz谐振。但是，通过减小整个系统的Q值，可以拓宽带宽，因 而实际上这并不要紧。通过控制电容器的ESR，可以增加TANK滤波 器146的有效带宽，从而可以例如在20MHz到213MHz之间的任何 频率谐振，由此顾及了电容器和电感器的容差变化以及它们的老化特 性。这还允许用单个L-C并联TANK滤波器(MLCC-T)来衰减若干型 号的MRI系统。例如，0.5、1.5和3特斯拉的MRI系统的RF脉冲 频率分别为21、64和128MHz。本发明的MLCC-T TANK可以被设 计为具有足够高的电容器ESR，从而充分衰减这些MRI的脉冲频率 中的两个，以消除由引线或末端TIP过热引起的顾虑。参照图96，可 以通过附加的或分立的电阻器元件来补偿(或代替)电容器的 ESR(RC)，但是，就空间利用率(以及成本和可靠性)而言，优选实施例 是调节电容器的ESR。因此，本发明的期望的特征在于减小电容器的 Q值，由此增加并联谐振TANK滤波器电路146的带宽。此外，也可 以通过增加电感器的串联电阻来控制整个谐振L-C TANK滤波器的Q 值。但是，对这样的做法有一个限制，因为，在低频时，所有希望的 生物电流流过电感器。因此，人们不想将电感器的电阻增加过多，因 为会严重衰减希望的生物频率，甚至起搏脉冲。因此，将电感器的电 阻LR增加过多以致影响Q值将是非常不利的，这是因为，最终这将 不希望地衰减起搏脉冲，并且，还不希望地劣化或衰减了用于感测和 调节主动可植入式医疗装置的生物或神经活动。因此，本发明的特征 是以平衡的方式调节电容器的ESR(RC)和电感器元件，使得并联 TANK、TANK滤波器的带宽在谐振频率以这样的方式被拓宽，即， 带宽足够宽，并且谐振时的阻抗足以减小或消除引线和末端TIP发热。
图105示出了一种新颖方法，通过这个方法可以进一步增加电容 器电极的等效串联电阻(RC)。这是通过这样的方法实现的，即在制造 期间，通过沉积非常薄的电极340和/或在电极丝网印刷图案中布置小 点，使得在沉积的电极中出现孔364。对本领域技术人员来说显而易 见，这些孔364可以具有从椭圆形到正方形到长方形的任意形状。通 过沉积非常薄的电极340和/或在电极中添加孔，可以减小电极的截面 面积，由此增加其等效串联电阻。不寻常的是，实验已经显示出，由 于静电场形成跨过这些孔的空间电荷，因此这样的做法对电容值本身 的影响很小或没有。
图106示出了另一种方法，用于沉积各种直径的孔364’，这些孔 可以使电容器电极340的静电场更均匀，同时增加ESR。应该注意， 总电容器损耗包括电介质损失角正切(loss tangent)引起的损耗、电容 器电极板损耗、电容器的端接或连接损耗以及集肤效应等。但是，出 于在这里进行描述的目的，现代的MRI系统的自谐振频率出现在一般 高于10MHz的频率。在频率高于10MHz时，电容器的电介质损耗(电 介质损失角正切)趋近于零。因此，在本发明中，确实可以忽略电介质 损耗。在美国专利No.6765779中对此进行了更透彻的描述。此外， 由于这里预期的MLCC-T结构344很小，因此也可以忽略集肤效应。 一般在频率高于500MHz时，集肤效应成为重要现象。此外，电容器 的绝缘电阻也可以忽略，这个电阻是一个并联在电容器两边的电阻器。 这是由于现代电容器制造技术保证了这个绝缘电阻的值大于10兆欧 姆。与电路中的其他元件的电抗值相比，十兆欧姆是如此之大，以致 完全可以忽略这个绝缘电阻。此外，电容器的端接以及到这些端接的 接触是坚固并且高度可靠的。因此，这些连接的电阻极小。所有这些 所带来的是，在本发明中真正关键的唯一电阻是电极板340、342本身 的电阻。换句话说，通过控制电极板的高频电阻，我们可以控制电容 器在其谐振频率的Q值，并由此控制并联谐振TANK滤波器146的 带宽。控制电容器的ESR或RC的其他方法包括使用与电容器元件串 联的分立电阻器元件。已知有各种现有技术的电阻器贴片等。也可以 给电容器使用电阻率相对高的电连接材料。另一种方法是使用在MRI 脉冲频率的频带内有特别高电介质损失角正切的电容器电介质。高频 电介质损失角正切表现出使TANK滤波器特性拓宽(减小其Q值)的电 阻损耗。在优选实施例中，控制电容器的ESR(RC)的最有效方法是增 加电极本身的电阻率。这导致了最有效的封装。但是，可以使用所有 前述的以及其他方法。人们可以通过给电感器增加一定的串联电阻来 调节Q值。由于所有电感器都有一定的寄生串联电阻，因此这种方法 相对容易实现。通过使电感器轨迹346更薄，可以增加电感器的电阻。 但是，由于不想使生物信号或起搏脉冲不希望地衰减，因此只能略微 地这样做。为了实现理想的(足够宽的)TANK特性，设计者必须在电 感器的Q值与电容器的Q值之间进行仔细权衡。
图107示出了MLCC-T 366，它利用常规的或市场上可买到的电 感器贴片368和370构成所示结构。商业化的电感器贴片可以以很低 的价格买到。例如，Murata零件号码LQP15MN2N7B02D为2.7纳亨 的电感器贴片，它的Q值为13，直流电阻很低，最大为0.3欧姆。这 些贴片在市场上每100个只需0.16美圆(十六美分)。这些贴片的可用 电感值、直流电阻值以及Q值的范围很宽。另一个是Murata零件号 码LQP03TLQP03T，2.7纳法+/-2纳法，直流电阻只有0.21欧姆。
使用可买到现货电感器贴片368、370的缺点是必须面对它们一 般包含铁磁材料这样的事实。在MRI系统中，由于任何铁磁材料都将 产生所谓的图像伪影，因此不是优选的。这使植入了末端TIP的附近 区域中的MRI图像失真，故不令人满意。在本发明的优选实施例中， 所有电感器都由空心绕线或沉积了螺旋电感器或回纹的电路轨迹构 成，从而实现无铁磁材料。
注意到这种情况非常有趣，即，在试图设计用于MRI应用的滤 波器过程中的某些实验出现了只使用MRI RF鸟笼线圈的错误。即， 具有RF磁场线圈的MRI系统不出现主静磁场(B0)。在安装MRI系统 过程中的主要费用之一与超导线圈以及相关的、产生强静磁场的低温 材料的成本有关。许多研究人员通过安装外表看起来与MRI系统相同 的系统，节省了大量费用。例如，你将看到一般将患者置于其中的圆 环形。但是，缺少的是所有低温材料以及产生主静磁场所需的设备。 这会使人产生错误结论，因为静磁场对电子元件的性能影响很大，特 别是如果电子元件包含即使少量的铁氧体或铁磁材料。在这里的新颖 的TANK滤波器发明的所有优选实施例中，电感器元件和电容器元件 全部由非铁磁材料构成。这种做法的另一个优点是，这将产生很小的 或不产生图像伪影。图像伪影是一个非常重要的问题。本发明的一个 目标是将可植入医疗装置的引线保护到这样的程度，即，它可以直接 对引线、甚至末端电极接触面的区域进行成像(拍摄MRI切片)。例如， 在心脏起搏器应用中，这使得能够对正好放置了例如心脏末端TIP的 右心室精确地进行MRI成像。如果心脏末端TIP产生了很大的图像 伪影，则观察例如左室壁心肌运动的MRI切片将变得无价值。因此， 本发明很重要的特征是，TANK滤波器不仅防止引线和末端TIP过热， 而且它几乎不产生图像伪影。因此，当我们在这里说到电感器贴片时， 我们指的是内部不包含任何铁磁材料的特殊电感器贴片。
参照图87，可见，任何市场上现货供应的电感器贴片368、370 可以代替基板356。参照图107，可见，可以在所示的新颖配置中使用 两个或多个这样的贴片368、370，参照图104和105中示出的电极板 组可以更好地理解这种情况。图108的电极372多出了金属化带374。 图108的电极372与图109的电极376、378的重叠构成新颖的串联电 容器元件。这给我们两个串联的电容器元件，参照图110的示意图可 以更好地理解这一点。如图107所示，电感器368和370被机械和电 气固定，如图110所示，这形成了两个串联的并联TANK FR1和FR2。 通过调节电容器C1和C2相对于电感器L1(368)和L2(370)的值，可以 使两个TANK FR1和FR2在两个不同频率谐振。例如，FR1可以在64 MHz谐振，这是1.5特斯拉的MRI系统的脉冲频率。FR2可以被设计 为在128MHz谐振，这是3特斯拉系统的脉冲RF频率。这样，图107 所示的结构将使主动可植入式医疗装置的引线系统可以与1.5特斯拉 和3特斯拉MRI系统兼容。这将拓宽患者指示，是希望的。
图111示出了的另一个实施例MLCC-T 366’，其中，可以跨过 特殊形成的MLCC贴片332，布置单个电感器贴片L1(368)。参照图 112和113所示的新颖电极372’和376’可以更好地理解这一点。这个 复合结构构成了图114的示意图所示的、本发明的并联TANK滤波器 146。
图115为现有技术的单极同轴电容器220(穿心)，具有沉积、固 定、印刷在其上或嵌入其中的电感器380。可以利用前面讨论的任何 方法布置螺旋电感器380，包括将它嵌入并共烧到陶瓷电容器220结 构中，将它直接印刷在电容器的顶部，或者将它印刷在基板上，然后 将它共同结合到电容器中。所有这些技术前面已经描述过。螺旋电感 器非常有效。利用修改的Wheeler公式可以预测这种螺旋的电感量。 由于互感器导致它们非常有效，因此螺旋电感器为本发明的优选实施 例。
图116为示出了图115的并联的电感器、电容器的示意图。图117 为沿着图115中的线117-117截取的截面图，示出了可以如何将该部 件串联在AIMD的引线系统238中的某个位置。
图118示出了与图115相似的结构，它也是一个穿心电容器220’。 但是，对本领域技术人员来说显而易见，它可以是包括多孔、平面阵 列装置的任何穿心电容器几何形状。
再次参照图2的现有技术，可见，如图所示，一般有未经滤波的 RF遥测针116。RF遥测针被设计为拾取频带很窄的离散频率，用于 对存储的来自植入式装置的波形进行查询、重新编程以及恢复。不能 对RF遥测针使用现有技术的低通EMI滤波器(穿心电容器型)，这是 因为这种滤波器也会不希望地消除RF遥测频率。但是，在出现功率 很大的EMI磁场的情况下出现这种没有滤波措施的天线116会带来很 严重的问题。一旦EMI磁场已经进入可植入医疗装置的外壳102里面， 它会交叉耦合和/或对邻近电路再辐射。这些不适当的MEI信号会被 心脏起搏器检测为例如危险的或不适当的室性心律。更糟糕的是，在 起搏器依赖患者中，这样的心脏信号会被解释为正常心跳，这会使起 搏器自动禁止(对起搏器依赖患者来说，这是一种危险情况)。可植入 装置患者将遇到的最强的RF磁场之一是在一般的MRI装置的腔里。 因此，需要对RF针式天线116进行防护。对此，本发明的箱式滤波 器是理想的。
参照图115和118，可见箱式滤波器可以直接挨着遥测针放置的 两个理想例子。通过将本发明的箱式滤波器放在AIMD外壳的里面， 在RF遥测针116上，很容易实现这个目的。这样，将防止箱式滤波 器受体液影响。在这种情况下，用于构成箱式滤波器的电感器和电容 器的Q值应该都相对高。这是因为我们希望3dB的带宽相对窄。这样 做的原因与关心的频率频率有关。例如，对3特斯拉的MRI系统， RF脉冲频率为128MHz。最低的常见遥测频率为402MHz。因此， 非常重要的是，箱式滤波器的响应曲线快速下降，使得希望的遥测频 率不被不适当的衰减。围绕这个问题的另一种方法是，例如，设计在 64MHz谐振的箱式滤波器，并且将患者限制到仅1.5特斯拉的MRI。 围绕这个问题的另一种方法是，增加遥测频率。通常也可以使用850 MHz甚至超过1GHz的遥测频率。本发明的特征是对RF遥测针天线 引入了新颖的箱式滤波器，同时使MRI脉冲频率与遥测频率之间的 RF频率间隔尽可能宽。
很明显，也可以用各种其他类的电容器材料实现所有前述附图示 出的新颖的TANK滤波器146的结构。即，薄膜电容器、金属化薄膜 电容器、钽电容器、玻璃电容器、陶瓷电容器以及普通的氧化铝电解 电容器等。例如，在薄膜电容器应用中，显然可以用薄膜替换陶瓷电 介质。在电介质薄膜上沉积金属或金属化表面是本领域众所周知的。 因此，前面主要图示出了单片陶瓷或厚膜沉积技术的附图意味着包括 所有电容器技术。参照图81可以理解一个这方面的特定例子。例如， 空白盖片348和352可以简单地为某种电介质薄膜，例如聚酯薄膜或 聚苯乙烯。电容器电极组可以很容易地通过火焰喷射的金属沉积制成， 以形成电极层340和342(包括很薄或具有孔以控制RC)。同样，可以 将电极层340放在另一层薄膜上。然后，可以将空白薄膜代替空白中 间层350。此外，可以将金属沉积在构成电感器层346的薄膜电容器 的另一个区域中。可以放置具有附加盖片352的薄膜覆盖。这些都可 以压入或模塑到单个封装中，这在薄膜电容器领域很常见。
回到图23和24，可见，选择适当的L值和C值，使得TANK 滤波器在恰当的频率谐振的过程。这也示出了可以如何调节这些零件 的Q值，以实现图24所描述的曲线形状。如上所述，非常希望TANK 在或合理地靠近例如MRI的脉冲频率的谐振频率。如果TANK的谐 振带宽足够宽，则TANK不必准确地在MRI脉冲频率谐振。换句话 说，即使在64MHz的MRI系统中，TANK的谐振频率为例如55MHz， 则如果TANK的谐振频率特性具有足够的带宽，则仍然会提供足够的 衰减，从而对末端TIP进行有效冷却，并保证患者安全。
即使在进行了图23中的决策形成处理之后，如果由Q值很高的 元件构成了TANK，则仍然需要对其进行某些精细调谐。如果使用了 损耗很低的电容器和损耗很低的电感器，则产生的TANK的带宽将很 窄，这是需要折衷的。在本领域中，这被称为窄3dB带宽。但是，还 有许多制造可变性，例如，当制造单片陶瓷电容器时，这种制造可变 性也称为容差。例如，对于50pf的陶瓷电容器，可以有基于电容值 的+/-20％的容差。在制造电感器元件本身的过程中也有可变性。因此， 对于Q值很高的TANK滤波器，预计需要某些最终调谐，使得产生 的TANK的谐振频率在或靠近MRI的RF脉冲频率。
图119示出了本发明的、构成新颖的L-C TANK 146的电容器C 与电感器L的并联组合，它代表了这里讨论的组合中的任意一种。参 照图119，可见喷嘴600。这个喷嘴600固定到一套特殊管道602上， 管道602来自微型喷砂机(没有示出)，如由Comco公司制造的。微型 喷砂机将一束包含颗粒604的高压空气喷射到任一表面上。微型喷砂 机在本领域中是众所周知的，并且被用于各种清洁和修整操作。在这 种情况下，微型喷砂机600可以充满氧化铝陶瓷，它是一种优选的切 割材料。参照图119，可见，电子仪器606已经被固定到L-C TANK 滤波器146的两端。这是一个扫描仪器，如网络或阻抗分析仪，通常 用于测量TANK滤波器146的谐振频率。也可以使微型喷砂机600自 动化，使得它由机器人执行，并且由电子仪器606接通和断开。通过 Lab View或相似的编程技术，这样的调节很容易实现。参照图119， 可见，已经通过陶瓷电容器C的上覆盖层冲开了一个孔608，并且进 入了它的有源电极板610。这个孔可以按照需要被扩大或加深，从而 侵蚀掉电极板层的一部分。
微型喷砂操作持续进行，直到实现了希望的TANK 146的谐振频 率为止。应该提及，这种调谐的准确谐振频率一般不是准确的MRI 脉冲谐振频率。人们可以决定将调谐稍微偏向一边，以顾及电容器和/ 或电感器元件随时间的正常老化。即，随着元件老化，它们仍将处在 TANK滤波器的、提供高度衰减的特性区域中。
图120示出了从图119中沿着截面120-120截取的电极板层610。 可见，有源电极610的一部分已经被去掉。图121为从图119中沿着 平面121-121截取的相对的电极612。这种自动处理减少了电极板的 重叠面积，这将减少电容值，直到实现了希望的并联TANK 146的精 确谐振频率为止。
图122示出了对与构成本发明的TANK滤波器146的电容器614 共接的回纹电感器354进行调谐的方法。可以按照需要，用小块导电 材料616将相邻匝短路。这种做法有减小电感量的作用，由此允许通 过向下调节电感，对并联TANK进行调谐。如上所述，对于图119， 一般在连接到电子仪器606时进行这项操作，电子仪器606将给出谐 振频率的固定读数。图123中示出了另一种方法。在这种情况下，已 经通过各种技术沉积了电感器图案354，包括丝网印刷、光刻法和电 镀等。但是，在这种情况下，在示出的电感器的某些电感器匝之间， 在点618-626已经有意制成了短路路径。然后可以将复合L-C TANK 滤波器连接到用于测量谐振频率的自动电子仪器606。然后，用激光 修整或等效的方法有选择地去除短路电路618、620等，直到实现希望 的谐振频率。图124示出了从图123沿着截线124-124截取的特写图。 参照图124，可见已经进行了激光修整的区域618’和620’，将以前短 接的电感器匝断开，由此增加TANK的电感量。参照图119，微型喷 砂不是对制成的电容器进行调节的唯一方法。还可以将激光修整以及 高速喷水切割或机械磨削应用于这个过程。在按照图119完成修整之 后，一般用环氧树脂或硅树脂等填充暴露的孔608。在这里，发明人 只知道这些修整技术在现有技术中用于电容器。发明人不知道这些修 整技术曾经被应用于谐振电路，如本发明的TANK滤波器146。
图125示出了体现本发明的新颖的单极穿心电容器-电感器 TANK滤波器382。与图115-117示出的相似的穿心电容器TANK 384(具有共接的或嵌入的螺旋电感器)被嵌在密封外壳386内。密封外 壳386包括生物相容端板，它具有短棒388，短棒388使得能够对引 线104’进行方便的激光焊接连接(一般是MP-35N合金)。这些激光焊 接连接位于390，并且可选在392。引线104’连接到可植入医疗装置 102的输出端(见图17)。利用非导电绝缘层394使穿心电容器TANK 滤波器384紧靠端板386。在另一侧有相似的绝缘层396。这些绝缘层 394和396起在机械上使电容器-电感器穿心电容器TANK 384就位并 将它牢固定位以及对它进行电气隔离的作用。圆筒398为氧化铝陶瓷、 玻璃或蓝宝石管等，它是绝缘并且密封的。对生物相容端板386进行 金钎焊或激光焊接400。然后将末端TIP 142(没有示出组织固定夹)插 入并就位，并将它激光焊接到绝缘圆筒398。通过预先溅射或者等效 的选择性材料沉积处理，绝缘圆筒398已经可以接受钎焊或焊接材料。 在电容器外径端接404与导电端板386之间有电连接403。在电容器 内径金属化层406与末端TIP 142之间也有电连接405。通过使电容 器(220)与其电感器L(380)并联，形成了本发明的新颖的TANK滤波 器电路146。图125所示结构的优点在于，它包括成本很低的现有技 术的电容器以及有效的螺旋电感器。可以用常规的非生物相容材料制 造陶瓷电容器220，也可以形成电连接。电连接可以包括焊锡和热固 导电粘合剂。这是因为陶瓷电容器220及其对应的电连接都被密封， 并且与体液隔离。因此，也可以使用非生物相容材料如银等。市场上 最常见的单片陶瓷电容器用包含镍的基底金属电极(base metal electrode，BME)制成。如上所述，由于镍会产生图像伪影以及在MRI 磁场中会出现发热这两个原因，因此镍是不理想的。另一种常见电容 器电极用银或钯银合金制成。但是，银或钯银合金尽管成本相对低， 但不是生物相容的。因此，图125的密封组件允许使用这种成本较低 的电极(低烧结温度)。如上所述，对于非密封电容器，使用铂电极。 代价是铂较贵，并且电容器必须的非常高的温度下烧制(烧结)。
图126示出了用于密封的TANK滤波器组件408的另一个实施 例。在这种情况下，末端TIP 142被设计为与在左边与身体组织密切 接触。最好，绝缘圆筒410为机械加工的或压制的氧化铝陶瓷，并且 包括适合于接收金钎焊预制件414的溅射件412(如钛钼合金层)。圆筒 410连接到生物相容导电(最好是金属的)RING 144和144’，如图所示。 由于RING 144和144’将暴露到体液，因此它们必须是生物相容的， 并且由诸如钛、铂之类的材料制成。末端TIP 142在416被激光焊接 到导电RING 144。图126所示的密封封装很适合类似于前面结合图 80、81、85和87描述的直线型MLCC TANK 418。在末端TIP 142 与MLCC-T 418的端接面之间利用焊锡或热固导电粘合剂420形成电 连接。金溅射层422或等效物在导电连接材料420与末端TIP 142之 间形成良好的电接触。在424和426示出了MLCC-T TANK的端部 端接(end termination)。热固导电粘合剂、焊锡、钎焊等428用于在 TANK芯片的端接426与金属板430的背面的溅射层422之间形成电 连接。通常，钛或铂制的端板430与前面在图125中描述的相似。附 属件432用于引导到引线104’。端板430被设计为在434激光焊接到 生物相容导电外壳或RING 144’。材料436是非导电材料物固材料31 或粘合剂。其用途是给新颖的电感器电容器贴片418提供机械支撑。 可以填充密封容器内的全部空间或只填充一部分，如图所示。图127 中示出了图125和126的结构的示意图，其中，电容器与电感器并联 的新颖组合构成了本发明的TANK电路滤波器146。
图128示出了包含新颖的电感器电容器MLCC-T 438的另一种密 封封装。在这种情况下，新颖的MLCC-T 438被插入中空的陶瓷或蓝 宝石绝缘管440。非导电热固聚合物粘合剂442用于使其固定。在这 种情况下，螺旋形主动固定电极444被设计为拧入身体组织。在本领 域中，这种电极是众所周知的，并且被用于将例如末端TIP牢固地固 定到心肌组织中。生物相容金属端板446已经在448被激光焊接到绝 缘管440，并且在450被激光焊接到螺旋尖端引线444。在对面，生物 相容金属端RING 144已经在452通过密封钎焊或激光焊接被预先固 定到绝缘管440。生物相容金属端板456通常由钛或铂等制成。对本 领域技术人员来说显而易见，对于这里的任何一项发明，也可以使用 其他生物相容材料，如钽、铌等。再次参照结构456，可见，为了提 供导电良好并且无氧化物的表面，有一个溅射区域458。这个溅射层 通常是金或铂的等等。也可以用金钎焊、电镀或其他技术代替溅射。 焊锡或热固导电粘合剂预制件454用于使端板456就位。端板456紧 靠这个预制件454就位，然后被处理，从而在端板456与MLCC-T 438 的端部金属化表面458之间形成电连接。螺旋TIP444具有到 MLCC-T438的相对端部金属化表面461的电连接459。端板456被设 计为，被激光焊接到相配合的RING 144的内径(沉孔)，形成密封。然 后，在点460，也可以选择点462，通过激光焊接将来自可植入医疗装 置的引线104连接到端板456的短棒上。为了加强机械强度，可以添 加另外的连接点。
图129示出了可广泛应用于各种神经刺激器应用的末端电极盘 464。神经刺激器包括耳蜗植入片、深脑刺激器、脊髓刺激器、失禁刺 激器、普通疼痛控制刺激器、迷走神经刺激器、帕金森震颤控制刺激 器等。典型的现有技术的刺激器经常与如图129所示的各种盘一起提 供。示出了三个神经刺激电极466、466’和466”，但是，这些神经刺 激电极的数量可以不同，从一个到十个甚至20个或更多个都可以。例 如，在耳蜗神经刺激器中，一般有十六根导线，这些导线被插入一束 电极中，与听觉神经形成接触。参照图129，可见，导线束468包含 三根导线，这些导线连接到外部或植入式主动式医疗装置。
图130为沿着图129的线130-130截取的剖面图，并且示出了本 发明的新颖的电感器电容器MLCC-T 470的一种形式。可见盘式穿心 电容器220以及穿过其中心的空心电感器472。前面结合图45和图47 描述过这些概念。在这种情况下，通过激光焊接或等效的生物相容电 连接474，末端电极盘466被连接到电容器220的外围金属化层。如 图所示，在相对侧，另一个导电板476连接到电感器472。然后，将 引线478机械上、电气上连接到这个板476。然后引线478在机械上 和电气上连接到这个板476。然后，引线478到达图129所示的柔性 神经刺激器盘464。引线478成为包含在468中的会到达AIMD的导 线束的一部分。
图131和132描述了在电极盘465中，利用前面在图115和118 中示出的穿心电容器结构实现相同功能的另一种方法。在这种情况下， 电感器380已经被印刷到电容器220的顶部，或者利用补充基板附着 到该电容器。如图所示，利用中间接触板480，将引线478连接到电 容器的内径金属化层406。在机械上和电气上，电极466连接到电容 器的外径金属化层404，但利用如绝缘盘或垫481与内径金属化层406 电气绝缘。与图129相比，为了简化将它颠倒过来示出。
图133示出了另一种结构，它利用厚膜技术在层中构成用于前面 在图129中示出的神经刺激器应用的新颖的并联电感器TANK滤波 器。同样，为了简化，这个电极组件483被颠倒过来示出。末端TIP 电极466形成了如用于各种电容器和电感器层的厚膜沉积的基板。通 过观察图134中的分解图，可以更好地理解图133的结构483。从底 部开始，首先是用于神经刺激器应用的末端TIP电极盘466。先在这 个导电电极466上印上绝缘层482，然后在其上印上一个或多个电感 器层484。然后在电感器层484的顶上设置另一绝缘层486。在其上印 上电容器内径电极488。然后印上另一个绝缘层490。然后印上外径电 容器电极492。可以按需要将许多电极层488和492交替堆积以实现 要求的电容值。然后，铺设总的绝缘层494。如常规厚膜技术或带制 造工艺中众所周知的，在这些操作步骤之间，通常有干燥步骤。然后 在高温下对整体结构进行烧结，从而形成结实的单片结构。然后，利 用适当的电连接材料将电接头496插入，从而与电感器486的内径以 及电容器电极板堆叠488的内径的里面的直径形成接触。反过来，将 神经刺激器引线478电气连接到这个接触盘插件496。电感器的外径 与神经刺激器盘466形成接触。电容器的接地电极板492也与末端盘 电极482形成电接触。这具有按照本发明的TANK滤波器的，将电容 与电感并联的作用。
表格135示出了制造在图133和134中描述的厚膜TANK电路 的各种加工方法。
图136为构成本发明的厚膜TANK滤波器的另一个直线实施例。 它也使用了与图134和135中描述的技术相似的制造技术。从基板498 开始，在其上印上或铺设各种层504-514。两个常规导电焊盘区域500 和502适合于连接神经刺激器的引线。
图137为前面在图136中示出的神经刺激器电极的示意图，并且 与图130、132和133的表示等效。
图138为图136的神经刺激器电极495的分解图，示出了如何铺 设新颖的末端TIP TANK电路的各层。如图所示，从基板层498开始。 在这种情况下，基板层是绝缘的，并且可以是任何合适的电路板材料， 如氧化铝等。电容器电极层504被印刷到基板498上。电容器电极层 504被绝缘层506覆盖。然后，铺设第二电容器电极508，并且在其上 再铺设另一个绝缘层510。然后，在这个绝缘层上印上新颖的电感器 形状512，从而形成并联TANK滤波器电路146。尽管可以使用前面 描述的图案中的任意一种，但示出的为回纹图案。这个结构的顶部为 最后的绝缘层514，用于机械和装饰目的。如上所述，可以铺设许多 电容器电极层504和508，以实现希望的电容值。此外，可以铺设多 个电感器层512，以实现希望的电感量以及希望的电感器电阻损耗 (RL)。
图139示出了前面在图136中描述的新颖的电感器TANK滤波 器。在这种情况下，通过用合适的玻璃密封516覆盖，将厚膜电感器 电容器TANK密封。通过加热或熔化，然后在高温下进行烧结，可以 沉积这个玻璃层密封516。玻璃密封被设计为粘附于基板498和导线 焊盘500、502，从而形成覆盖本发明的整个TANK滤波器的密封。 材料516可以是任何型号的硼硅酸盐或压缩玻璃，甚至聚合物密封剂 如硅树脂等。
图140表示如何也用玻璃密封516来密封本发明的新颖的TANK 滤波器中的任何一个。例如，参照图35、37、42、44和58，这些只 是可以封装在图140所示的密封封装中的新颖的电感器电容器TANK 滤波器146的几个例子。对本领域技术人员来说显而易见，这种密封 可以是陶瓷的、蓝宝石的、玻璃的，并且可以以各种方式密封，以防 止体液进入嵌入其中的敏感的电容器或电感器元件。图140所示的结 构最易于用玻璃实现。有若干种现有技术的、用于电容器和二极管等 的玻璃密封工艺。在本领域中，许多这样的技术称为DAP密封物(DAP sealers)。
图141示出了使用具有本发明的共接螺旋电感器基板518的现有 技术的穿心电容器220。如图所示，螺旋电感器被印在或沉积在基板 520上。如这里描述的，为了便于电连接到引线系统或与末端TIP组 合，这个复合结构具有金属化表面226和228。当共接在一起时，图 141所示的组合形成了本发明的新颖的并联电感器电容器TANK滤波 器146。参照图89-92，可见，图141所示的螺旋电感器基板520可以 有若干并联的电感器层118。
图142为本发明的复合单极MLCC-T穿心电容器522的正等轴 测图。参照图143所示的各层的堆积，可以更好地理解图142。
如图所示，从上到下，有若干个薄陶瓷覆盖片524。然后，一个 或多个电感器层518被陶瓷绝缘体526分开，如图所示。有多个内径 电极528和外径电极530。可以交替堆积这些层，以达到要求的、令 人满意的电容量。如图所示，到绝缘陶瓷覆盖片532，这项操作结束。 对这些层进行挤压、层叠，然后在高温下进行烧制，从而形成图142 所示的结实的单片结构。然后，为了便于电连接，添加金属化带534 和536。图144中示出了图142的复合TANK滤波器522的剖面图。
图145为现有技术的、一般结合心脏起搏器使用的普通的主动固 定末端TIP 628的剖面图。这些主动固定TIP 628在包括以下专利的 现有技术中是众所周知的，这里将这些专利引用为参考，包括如下序 列号的美国专利：7092766；6952613；6931286；6876885；6687550； 6493591；6141594；6055457；5759202；5741321；5716390；5545201； 5514173；5300108；4858623；4799499；4858623。在图145中，可见 金属化外壳630包含末端锐利的螺旋线圈632。这个螺旋线圈被设计 为伸出并拧入身体组织。示出的为其缩回的位置。这使得医生能够将 末端TIP组件628通过静脉系统以及心房插入心室，因此它不会妨碍 或划伤任何组织。一旦它处在适当位置，则医生顺时针方向旋转引线 齿条组件634。这个操作可以用从身体中伸出的引线在胸腔外进行。 一般使用一种工具，使得医生可以通过转动螺旋632使其就位。突起 636起齿的作用，使得螺旋632被旋转时，它能够被向前拧。这就形 成了非常可靠的进入心肌组织的固定。螺旋632一般被激光焊接到齿 条634的伸出638上，如图所示。当然，图145中所示的所有材料都 是生物相容的。通常，螺旋632由钛铱合金制成，并且应该涂有各种 材料以改善电气性能。外壳630一般由钛或其他等效的生物相容合金 构成。齿条634一般是钛铱合金。通常，利用激光焊接将来自AIMD 的引线640连接到齿条634上。可选特征642被置于634上，以便在 医生旋转引线组件并且将螺旋632拧入身体组织时形成前档块。当齿 条特征636遇到靠近激光焊接638的线匝端部时，出现第二挡块。
图146为从图145中的区域146-146截取的截面图，挡块642已 经被替换为本发明的密封的箱式滤波器644。一般情况下，可以看见 箱式滤波器与图17中的AIMD的引线串联布置。可以将图42的箱式 滤波器用在这个位置，只要都使用生物相容零件即可。参照图65，如 果用等效的绝缘特征代替末端TIP特征142，则也可以将箱式滤波器 与引线系统串联，使得引线被串联布置。换句话说，可以用与308相 似的盖替换末端TIP。还可以并入图94的新颖的箱式滤波器，它并入 了围绕全部由生物相容材料332组成的新颖的MLCC电容器绕制的引 线。如图146的特征644所示，还可以安装图115和117的新颖的穿 心电容器的同轴箱式滤波器。在优选实施例中，可以并入前面在图140 中描述的玻璃密封的箱式滤波器。
图147为图145的修改，包括本发明的MLCC-T 646。图147示 出了前面在图145中描述的现有技术的主动固定末端TIP 628。箱式 滤波器MLCC-T 646被示出为与螺旋TIP 632靠近。通过使末端TIP 箱式滤波器646直接靠近末端TIP 632，可以防止MRI感应的RF脉 冲电流流入心肌组织。再次参照图147，可见，引线640来自可植入 医疗装置的输出端。通常，这个引线640由生物相容合金MP-35N制 成，并且在点648和650被激光焊接，如图所示。示出了可选挡块642， 并且它可以在位置652被激光焊接。这个操作一般在装配之后进行。 本发明的新颖特征在于，可以在螺旋628位于MLCC箱式滤波器646 的外壳630以外的情况下，进行对整个MLCC箱式滤波器646的装配。 这允许更早地进行电气上的和机械上的连接(装配)，并且使得箱式滤 波器646的被高度可靠地筛选，如热冲击、老化等。这是非常重要的， 因此，在应用于患者时，MLCC箱式滤波器646将非常可靠。一旦这 种测试已经全部完成，则可以从圆筒630的右边，通过转动由螺旋632、 MLCC-T 646、法兰654和齿条634组成的整个组件，将其插入组件 628。然后，将新颖的端盖656放在齿条轴634上，并通过激光焊接 658使其就位。不必进行360度的激光焊接658(只需要点连接)。随后， 可以在位置652将挡块642激光焊接到轴634上，如图所示。然后， 如图所示，可以在点648和650对由MP-35N构成的引线640进行激 光焊接。至此完成该组件。
图148为从图147的区域148-148截取的局部截面图，示出了主 要包括电感器组件660和穿心电容器662的MLCC箱式滤波器646。 前面已经在图39中描述了穿心电容器662。参照图148，可见，已经 给突起664添加到齿条轴634，因此可以将穿心电容器662的内径666 电连接668到它。这个电连接的材料被表示为668，并且一般应该是 热固导电生物相容聚合物类的材料。有许多可以使用的可选材料，包 括各种生物相容的焊锡、钎焊、焊料和导电玻璃等。电连接668在铂 齿条材料664与穿心电容器的内径金属化层666之间。在穿心电容器 662与齿条法兰664之间有绝缘材料670。其理由是确保在电容器外径 金属化层672与齿条的底座部分654之间不出现短路。在电容器外径 金属化层672与电感器外面的金属化层676之间也有电连接674。在 导电齿条突起664与电感器的金属化层676的相对端之间示出了等效 的电连接678。
示出了可选的绝缘管或套管680。这个绝缘套管680用于确保电 感器660、电容器662或末端螺旋632不会与金属外壳630短路(电接 触)。在这个优选实施例中，在完成了所有高可靠性测试之后，将由齿 条底座654、穿心电容器662、共接的电感器660以及螺旋632的前两 匝组成的整个组件都涂上聚对二甲苯基。聚对二甲苯基为良好的生物 相容绝缘材料，一般通过真空沉积室技术进行沉积。覆盖所有表面的 聚对二甲苯基涂层提供了良好的绝缘，并另外提供了对体液的防护力。 在所有表面被聚对二甲苯基涂层覆盖的情况下，可以省略可选绝缘层 680。
再次参照图148，可见，已经通过激光焊接658使端盖656就位。 在包括末端TIP的整个新颖的箱式组件646已经进行了高可靠性测 试，然后被拧紧就位之后，进行这项操作。
通过参照图149，可以更好地理解新颖的电感器660的结构，图 149是从图148的区域149-149截取的。这是前面在图148中示出的、 附着到穿心电容器662的新颖电感器结构660的分解图。如图所示， 可见，电感器660已经分解为四片。从顶部开始，片682一般由氧化 铝陶瓷材料构成，具有透孔684。如图所示，它还有一个金属化的导 线焊盘表面686。它被设计为与片688配合并且共烧。如所见，本发 明的新颖的螺旋电感器690已经被印到片688的氧化铝基板上。还应 该注意，配合后，透孔684与螺旋电感器692的端部对齐。这允许透 孔684被充满导电材料，使得在导线焊盘686与螺旋电感器692的端 部之间形成电连接。现在如果顺着螺旋电感器，则将看到透孔694， 如图所示。透孔694被仔细定位，使得它将与片700中示出的电感器 的端部696对齐。这允许透孔694充满导电材料，由此形成694与696 之间的电连接。然后，如果顺着片700上的电感螺旋698到达其位于 透孔702的端部，则可见透孔702已经与片708的电感器706的端部 704对齐。同样，如图所示，用合适的导电材料充满透孔702形成了 702与704之间的电连接。再次参照片708，如果顺着电感器图案706 旋转到其外径，则可见，有一整圆周的电极暴露710。在这个包括片 682、688、700和708的完整组件已经被装配并且共烧之后，可以将 外部金属化层712加在其整个外径上。这个外部金属化层712形成了 片708到电感器710的外面的电连接。
对本领域技术人员来说显而易见，可以使用任意数量的电感器 层。在每片中，匝数、甚至电感器形状也不必相同。电感器的匝数、 宽度、间距以及总长度都可以按照希望变化，以实现具体设计需要的 总电感量。此外，参照图149，所有材料以及所有透孔最好是合适的 生物相容材料。这实际上意味着，在优选实施例中，基板(片682、688、 700和708)为极纯的氧化铝陶瓷，并且，电感器轨迹690、698和706 都是纯铂或等效物。此外，透孔的填充物大概是纯金或等效的生物相 容材料。如前面在图148中描述的，填充透孔的另一种方法是使用热 固导电生物相容聚合物。
参照图148和149，应该理解，需要使用机械上牢固的结构。这 是由于当医生旋转齿条轴634并且将螺旋632拧入心肌组织时，有很 大的转矩和剪切应力作用在电气元件上。此外，在设备的寿命中，螺 旋632被附着到心肌组织中，在每次心跳期间，都会有弯曲、冲击以 及振动出现。因此，需要电感器结构660和穿心电容器662在机械上 都相当坚固。陶瓷工程中的基本原理是，材料的k值越高，该材料的 机械强度越低。反之亦然。使用介电常数很低(k值低)的陶瓷材料导致 机械强度较高。氧化铝的介电常数约为6到7。k很高的陶瓷电容器的 电介质的介电常数可以超过3000。但是，在机械上，这些3000k的电 介质非常脆弱。本发明的新颖特征在于，用k值相对低的陶瓷材料构 成图148中示出的穿心电容器662和电感器660。电子工业协会 (Electronic Industries Association，EIA)有规定了各种陶瓷电介质的 电气性能的一系列标准。在这种情况下，NPO应该是理想选择，它由 EIA标准规定，在现有技术中众所周知，k值在60与90之间。对于 图148、149和149A中示出的电感器660，由于氧化铝陶瓷的k值相 对低并且非常结实，因此使用氧化铝陶瓷应该是理想的。适合于电容 器662或电感器660的另一种材料是使用锰钛合金(瓷)。锰钛合金的k 值在10与12之间，并且一般具有NPO电容器特性。这种材料具有 很强的抗拉强度、很高的屈服点，并且具有很高的柔韧模数(modulus oftoughness)。因此，锰钛合金应该是本申请的理想候选对象。此外， 还有许多市场上可以买到的、与三重电极系统兼容的NPO电介质。 三重电极系统由金、铂和钯组成，这些都是生物相容的。
再次参照图149，可见，在优选实施例中，基板层682、688、700 和708都是高纯度的氧化铝。原因是氧化铝的k值很低(小于10)，并 且机械上非常结实。实际上，在可植入医疗装置中，氧化铝被普遍用 于对进、出植入式医疗装置的引线进行密封。
在另一个优选实施例中，希望完全取消前面在图148中描述的穿 心电容器662。利用已经添加了图149所示的多个串联的螺旋电感器 这个事实，可以实现这个目的。参照图150中的示意图可以更好地理 解这种情况。可见，片688、700和708的螺旋电感器串联相加，LTOTAL ＝690+698+706。参照图150，在这些螺旋电感器中，每个螺旋电感 器的相邻匝之间有分布电容CP1。这个电容实质上比空心绕线螺线管 电感器中出现的分布电容更大。这是由于，相对于氧化铝或其他电介 质材料，空气的介电常数较低。此外，与氧化铝相比，体液的介电常 数也较低。不想将空心绕线电感器放入体液的另一个原因是体液本身 的电导率，它趋向于使相邻电感器匝短路。
在图150中，可见前面在图149中示出的螺旋电感器690、698 和706每匝之间实际上有寄生电容CP1。这些将相加为图150中示出 的总并联电感，作为CP。可见在优选实施例中，可以调节这个总并联 电容CP，使得它在RF脉冲频率与LTOTAL(690+698+706)谐振。这 样，可以完全取消作为独立元件的穿心电容器662。图151中示出了 这种复合的MLCC-T集成组件714。
图151与前面在图147和148中示出的新颖MLCC箱式组件646 相似，其中，本发明的箱和滤波器已经被合并在例如心脏起搏器的主 动固定末端TIP 628的共轴圆筒630里面。在图151中，与前面图149 中描述的相同，出现了三个相同的螺旋电感器片状基板688、700和 708。但是，在电气上，导线焊盘区域716已经与导线焊盘区域718 分离。因此，通过在716与718之间连接电感桥，可以直接测量包括 690+698+706的总串联电感。参照基板708，可见寄生电容CP。如 上所述，寄生电容出现在这些螺旋绕组的每匝之间。通过控制各个螺 旋匝的宽度、间距以及数量，可以控制这些寄生电容的电容量。电感 器基板层688、700和708(或n个基板层)中的每一个将具有本身的、 取决于总电容量和总分布电容量的谐振频率(一次谐振)。还将出现二 次谐振(相邻匝谐振)。
图152为图151A中的结构714的电气示意图。参照基板层688， 可见最终与总电感690并联的寄生电容CP1。基板层700和708也有 相似情况。通过仔细控制寄生电容以及并联电感，可以形成多个谐振 频率。例如，可以使基板层688在64MHz谐振，使基板700在128MHz 谐振并且使基板708靠近216MHz谐振。还应该指出，在像这样的多 重谐振的情况下，每个基板层准确地在MRI RF脉冲谐振频率谐振并 不很重要。在这个范围内始终保持很高的阻抗才真正重要。通过观察 图153，可以更好地检验这一点。图153为图150的箱式电路的阻抗 与频率的关系曲线。如所见，在64MHz、128MHz、216MHz甚至 更高频率之间出现多次谐振。这就保持了阻抗，并因此在希望的范围 内对MRI感应的RF电流进行衰减，这是非常希望的。
图154为本发明的独特的集成箱式滤波器720的正等轴测图。它 包括图155的示意图中进一步示出的并联电感器和并联电容器。参照 图156中示出的分解图可以更好地理解这些情况。在图156中，可见 有不同的基板层722到730。基板层722是一个覆盖片，具有透孔732 和金属化表面734。透孔732被设计为与基板724中的透孔736对齐。 在基板724中形成电感器738，并且，如740所示，围绕整个外圆周 形成端接。如图154中的742所示，组件720的外径也有金属化层。 在电感器轨迹738与在基板层726中示出的电容器接地电极744的重 叠区域之间形成电容。可见，还有一个与电极744有非导电关系的向 下到电极层728的透孔746。对透孔732、736和746进行填充，在基 板728所示的螺旋电感器750的中心形成了从上金属化层734到电极 盘748的电连接。在电感器轨迹750与在基板层730中示出的电容器 电极金属化层752的重叠区域之间形成了第二电容器752。如针对基 板层726描述的，电容器电极金属化层752直到外径，在这里与外径 金属化层742形成接触。如图155中的示意图所示，所有这些具有使 电极轨迹之间的寄生电容相互并联的作用。使两个电容器744和752 并联是非常有效的，这是因为并联电容器简单地彼此相加。但是，使 两个电感器738和750并联不是特别有效，这是因为按照并联电感公 式，电感量会因此减小。
再次参照图149，可见将电感器串联布置的新颖技术。串联电感 器简单地彼此相加，从而直接增加了总电感。如果参照从图149截取 的基板层688、700和708，可以很容易地想象它们可以如何代替前面 在图156中示出的基板层730。这样，通过利用前面在图149中描述 的这些串联技术，可以极大地增加图156的结构720的电感。本领域 的技术人员应该认识到，为了实现所需要的总电感量，可以按照希望， 用取自图149的电感器基板层688、700和708代替基板层730或基板 层726或这二者。
图157示出了将用于插入电容器接地电极板726和730的技术与 用于同时获得串联电感器元件688、700和708的技术合并的方法。这 个复合结构在图157的底部被示出为720’，它实际上与图154中示出 的新颖的箱式滤波器720的正等轴测图相同。
图158示出了将图151的新颖的箱式滤波器714应用于前面在图 147中描述的现有技术的主动固定末端TIP 628。参照图158，可见来 自图151所示的新颖的箱式MLCC-T 714的金属化层718的连接被连 接到齿条634和齿条底座654。这一般通过金钎焊预制件756实现。 在这种情况下，在底座654中形成一个沉孔，以接纳新颖的MLCC-T 箱式滤波器714的端部。这使得金钎焊材料756形成一个沿着 MLCC-T 714的侧面的角度，由此增加整个组件的抗剪强度。对本领 域技术人员来说显而易见，也可以将相同的沉孔应用于螺旋底座组件 758。这将允许金钎焊材料760也围绕新颖的MLCC-T箱式滤波器714 的侧面，在这个区域中也提供抗剪强度。相似的金钎焊预制件760被 用于将末端TIP螺旋底座758连接到新颖的箱式MLCC-T 714的金属 化层716。特殊优点是图151中示出的新颖的MLCC基板可以全部用 k值低、强度高的陶瓷制成。在这种情况下，纯氧化铝或瓷将是优选 实施例。这些材料的优点是机械上很坚固，并且对热冲击而言也很坚 固，因此它将采用纯金钎焊。通过全部使用生物相容材料，组件被大 大简化，这是由于不需要密封。也可以用等效的激光焊接代替金钎焊 756和760。参照图158，可见已经用一种新颖的方式对端盖656进行 了修改，使得它与主动固定TIP组件630的外径配合。这使得可以增 加用于前面在底座654中描述的新颖的沉孔的空间的内径。金属端盖 656已经形成阶梯形状因而可以方便地安装，并且，为了方便金钎焊 或激光焊接材料658，已经形成了沉孔762。
图159为对前面在图145中示出的现有技术的普通主动固定末端 TIP 628’的修改。参照图147、148和158。前面这些图都有两个共同 点：1)它们允许体液自由渗入主动固定末端TIP 628’的所有表面的内 部；2)螺旋632经受的转矩被传递到任何电子部件，如本发明的箱式 滤波器及其相关的电气和机械连接。参照图159，齿条轴634已经被 修改，使得它具有相对长的、中空的圆筒部分654’，它允许将本发明 的箱式滤波器146插入其里面。如将见到的，这将提供许多重要的机 械和生物相容性方面的优点。图159所示的箱式滤波器146是前面在 图68-76中描述的管状集成MLCC箱式滤波器320。由于可以并入前 述实施例中的任何一个，因此为了简便，图159中没有示出构成电容 器和电感器元件的内部电极板324、326和328。对本领域技术人员来 说显而易见，在图32、35、37、42、44、65、80、83、85、87、115、 126、128和141中描述的新颖的箱式滤波器146都很容易并入图159 所示的新颖外壳654’。再次参照图159，可见本发明的箱式滤波器146 被首先插入绝缘的液体材料762。然后，材料762硬化，将箱式滤波 器146固定在适当位置。材料762的另一个重要功能是防止箱式滤波 器146的金属化表面764和766与654’的底部短路。材料762也可以 是非导电垫圈、热固非导电聚合物等。一般由热固导电聚合物形成的 电连接768形成了典型的铂齿条634和杯654’与本发明的新颖的箱式 滤波器146的外径端接766之间的电连接。使用相似的材料的对应电 连接770连接在本发明的新颖的箱式滤波器146的内径金属化层764 与底座引线772之间。其他电连接材料768和770也可以是在现有技 术中一般使用的焊锡、钎焊和焊料等。参照图159可见，包围圆筒654’ 有一个很大的优点。现在，在机械上，包括电感器和电容器元件的相 当敏感的电子装置被所包围的金属材料保护。在医生植入期间，整个 组件被转动，并且，螺旋TIP 632被拧入身体组织，这意味着内部的 电容器和电感器被完全保护并且不受这些力。在应用于患者的环境中， 与每次心跳相关的应力趋向于使整个组件疲劳，并且给整个组件施加 冲击或振动负荷。同样，通过使敏感的电容器和电感器元件146完全 封闭，它们不受这些力的影响。图159所示的组件的另一个优点是它 被完全密封。首先利用现有的金钎焊或玻璃密封技术形成密封端接组 件。这个密封的子组件将包括套圈774、氧化铝陶瓷绝缘体776(或玻 璃或等效物)以及由特征772、778和780组成的独特柱状整体底座组 件758’。一般由氧化铝制成的可选垫圈782用于防止底座特征778与 套圈774短路。保持电气绝缘关系是非常重要。如所有前面的装置， 被设计为拧入身体组织的螺旋632在点638被激光焊接到底座778。
参照密封的端接组件，可见通过在氧化铝陶瓷776与金属接合 772和774之间形成连接的金钎焊784和786，形成密封。没有示出通 常的第一项操作，其中，首先通过一般用钛层然后用钼层进行溅射， 准备好氧化铝陶瓷776。第一层为粘接层，并且，第二层提供了金钎 焊的良好的湿润(wetting)。在现有技术中，这是众所周知的。然后， 如788所示，对整个密封子组件进行连续360度激光焊接。由此将本 发明的新颖的箱式滤波器完全密封。
再次参照图159，可见端盖656’与主动固定末端TIP组件的外壳 630的外径配合。如前面所述，作为最后步骤，这将在整个组件被拧 紧就位之后进行。显然，图159还有一个包围由654’构成的完整组件 的外径的绝缘套管(没有示出)。此外，如上所述，可以给整个组件涂 上聚对二甲苯基(也没有示出)。参照端盖656’，可见它在位置658被 激光焊接。激光焊接658不必是360度的。事实上，为了组装简单， 只在几个位置进行点焊。
使箱式滤波器146的电容器、电感器元件位于主动固定TIP 628 的里面的另一个优点是，给这些精密的电子元件提供实际保护。医生 或其他医护人员在处理引线系统时经常很不仔细。会扔下、移动或碰 撞它们。因此，使这些器件在金属外壳里面是很理想的。
图160示出了现有技术神经刺激电极探头540或普通的消融探头 或现有技术中众所周知的导管。可见，有多种刺激电极542-542’”。 在这个具体应用中，末端TIP 544是绝缘的。
图161为将图160重画的现有技术的探头540、神经刺激TIP或 导管，包括本发明的新颖的MLCC-T TANK滤波器146和146’(为了 简单，没有示出146”和146’”)。在这个具体情况下，这些TANK滤 波器与图141或142中示出的相似。可见，将它们与刺激电极542、 542’等结合起来布置。如图所示，可以堆积希望数量的刺激电极。这 有这样的效果，即，将本发明的新颖的TANK滤波器与刺激环中的每 一个串联布置，并且由此限制/防止MRI感应的RF电流流动。
本发明的特征是仍然在输入端给实际上是频带很宽的AIMD提 供对常规的低通EMI的滤波。但是，仍然很希望利用在策略上布置在 引线系统内的新颖的TANK滤波器对特定的MRI脉冲频率进行控制。 可以沿着引线系统，将TANK滤波器布置在末端TIP，或者布置在引 线进入AIMD外壳的位置。参照图162可以更好地理解这一点，其中 示出了在策略上将本发明的新颖的TANK滤波器146-146’”布置在引 线的入口处(与图2相比)。
参照图163，可见如前面图3所示的现有技术的宽带低通穿心电 容器120。在这种情况下，引线104a已经断成不连续的钉头段550和 552。示出了取自图87的本发明的新颖的MLCC-T 344”。这个新颖 的TANK滤波器电路位于定位板554内。这个定位板可以是氧化铝陶 瓷材料、塑料材料或者任何适合于对新颖的电感器TANK芯片 MLCC-T 344”进行定位的其他绝缘材料。这个薄板554也可以是美国 专利No.6999818中描述的电感器板。可以通过电连接材料556和558 形成引线段550和552到新颖的MLCC-T 344”之间的电连接。这些 电连接材料可以是热固导电粘合剂、焊锡或钎焊等。出现与引线串联 的MLCC-T 344”可以在选择的MRI脉冲频率给AIMD内部的敏感的 电子电路提供程度更高的保护。另外，这在AIMD的引线系统中呈现 了很高的阻抗。由于AIMD引线的等效电路包括电感、电阻和并联电 容元件，因此它们构成了多个环路，并且在整个引线系统内谐振。因 此，将本发明的MLCC-TANK滤波器仅布置在末端TIP并不能防止 靠近AIMD的引线系统过热的问题。以起搏器为例，文献中已经示出 了紧靠AIMD的引线过热可以导致静脉消融(锁骨下静脉烧伤)或食道 消融或烧伤。因此，靠近AIMD的引线系统中有大阻抗的特殊优点在 于，可以减小或消除引线电流以及相关的发热。
图164示出了与现有技术的宽带穿心电容器滤波器120串联安装 本发明的MLCC-T TANK滤波器146的另一种方法。图165示出了 如何将前面已经在图65以及68-73中描述过的同轴电容器与现有技术 的穿心电容器120组合起来使用，以实现前面结合图163和164描述 的希望的性能。
图166为前面在图163-165中描述的新颖的MLCC-T TANK滤 波器的示意图。可见，本发明的MLCC-TANK滤波器电路146与现 有技术的穿心电容器120串联布置。它可以是单极的(1)、双极的、三 极的、四极的，或者许多引线。在某些心脏病治疗应用中，可能有12 条或更多条这样的引线并联。对于各种机器人或遥控外科手术，并入 了新颖的MLCC-T TANK滤波器的本发明也非常有用。例如，在遥 控手术中，普遍使用心电图装置如BOVI刀。必须防止放入体内的、 需要实时MRI成像的任何物体受过热的影响或损坏它自己的电子电 路。因此，本发明适合于这些机器人控制的外科手术。
图167示出了现有技术的皮肤电极盘466。这可以是用于 ECG/EKG心脏监控的表面电极盘。这种盘可以为12引线系统478或 更多条。这些皮肤电极一般粘在胸部和身体的其他部位(甚至脚上)。 图167所示的皮肤电极盘466也可以是连接到患者头部的 EEG(electroncephalogram，脑动电流图)引线478。图167包括可以放 在患者体内或身上任何部位的任何监控引线。
图133示出了图167示出的这样的外部引线478和电极466很容 易用本发明的新颖的末端TIP TANK滤波器146进行保护。对这些类 型的外部引线进行保护是非常重要的，这是由于患者经常在携带许多 图167的引线的情况下，从病房或其他位置移动到进行MRI的另一位 置。在进行MRI之前去除所有这些引线是一个费时的过程。更糟糕的 是，在MRI之后，MRI技师试图将这些引线放回正确的位置，但是， MRI技师经常将引线放错。即使放置引线的位置稍有不同也会影响后 续数据。MRI技师经常将EKG引线放回到完全不同的位置，这会导 致错误数据。例如，这会使心脏病医生非常沮丧和困惑，甚至不了解 医院里的其他医生已经将患者送到楼上接受MRI。当患者被送回病房 时，心脏病医生经常对心脏读数方面的、他们不能解释的差异感到困 惑。因此，这是本发明的新颖的TANK滤波器的一个重要应用。
图168为图167的新颖的箱式滤波器的示意图。
图169将图8和图17的原理组合在一起。参照图169，可见主动 可植入式医疗装置100的外壳102。包含在主动可植入式医疗装置里 面的是电子电路板790，引线104通过它穿出绝缘密封的穿心端接792， 穿心端接792包括如前面在图2、3、4、5、6和7中示出的现有技术 的穿心电容器。引线104连接到与末端TIP 142紧相邻的、本发明的 新颖的TANK滤波器146。参照图169，这构成了MRI兼容系统。在 这种情况下，穿心电容器的值必须足够高，以便阻止MRI的脉冲RF 信号进入AIMD外壳102里面，那样的话，这些EMI会干扰电路板 790的正常运行。如贯穿本发明描述的，末端TIP TANK 146的作用 是阻止MRI电流在末端TIP附近或在末端TIP处流动，从而防止过 热。所述箱式滤波器可以沿着引线104放在其他位置，包括如前面在 图162-165中描述的紧靠着穿心电容器792、甚至在穿心电容器792 里面。因此，如图所示，可见本发明的末端TIP TANK 146起与所示 的被动穿心电容器低通滤波器792配合的系统的作用。
尽管出于说明的目的，已经对若干实施例进行了一定程度的详细 描述，但是，在不脱离本发明的范围和精神的情况下，可以进行各种 修改。因此，除了所附权利要求以外，不对本发明进行限制。