本发明存在于一种有源植入性医疗器械(AIMD)的穿通端子组 合件中，包括从AIMD电子电路延伸出的多条导线，以及有损铁氧体 电感器，所述导线以非导电的关系穿过所述有损铁氧体电感器，用于 通过由所述导线携带的信号的相位抵消来增加所述导线在选中的RF 频率下的阻抗、并且降低所述有损铁氧体电感器的磁通量磁芯饱和。 本发明还存在于一种用于对从一个有源植入性医疗器械(AIMD)延 伸到体液或组织中的植入导线的电磁干扰(EMI)进行滤波的过程， 其中所述导线遭受偶发高功率电磁场，例如由包括磁共振成像的医学 诊断设备产生的高功率电磁场。在本发明的所述过程中，所述导线被 经过一个感性且阻性的低通滤波器元件，以增大AIMD电子装置的 EMI保护、并升高AIMD电路的输出阻抗，从而降低由偶发高功率电 磁场在植入的导线中感应的电流，其中所述低通滤波器元件具有至少 1∶1的直径-厚度比。
上述穿通端子组合件和有关过程都是特别设计来用于有源植入 性医疗器械的，包括心脏起搏器、植入性去纤颤器、充血性心力衰竭 器械、听觉植入、神经激励器、药泵、心室辅助器械、胰岛素泵、脊 髓激励器、植入性传感系统、人造心脏、失禁器械、骨骼生长激励器、 胃起搏器或修复器械。
在这里所描述新颖的穿通端子组合件中，所述导线可包括第一导 线，该第一导线从所述AIMD的电子电路经过所述AIMD的外壳延伸 到人体内的一个点。第二导线可以导电性地耦合到所述AIMD外壳和 所述AIMD电路的至少一部分。一个保形涂层被提供在所述有损铁氧 体电感器上，该涂层最好包括Paralene C、D、E或N。
在几个实施例中，一个绝缘体被放置在所述有损铁氧体电感器和 所述导线之间。可提供一个或多个额外的有损铁氧体电感器，所述导 线以非导电的关系延伸经过所述一个或多个额外的有损铁氧体电感 器。所述有损铁氧体电感器可被放置得靠近彼此，并且每个所述有损 铁氧体电感器可由具有不同物理或电属性的材料构成。当一个密封绝 缘体被放置在所述导线和所述套圈之间时，所述有损铁氧体电感器可 被放置在所述绝缘体的相反侧。
有利地，所述有损铁氧体电感器可被粘合到所述绝缘体，以形成 束状结构。此外，所述有损铁氧体电感器可包括一个孔隙，通过该孔 隙可检测到一个泄漏检测气体。
在几个实施例中，导线被缠绕在所述有损铁氧体电感器周围以形 成多匝。缠绕的导线的相邻部分是彼此电绝缘的。所述有损绝缘体电 感器还可包括一个凹口，用于接收所述缠绕的导线。此外，所述有损 铁氧体电感器可包括多个凹口在其中。至少两条导线可被缠绕在所述 有损铁氧体电感器周围，以形成一匝或多匝，并且所述导线的匝数不 需要相等。
还提供了用于在不将所述有损铁氧体电感器层压或粘合到另一 个元件的情况下保持所述有损铁氧体电感器与所述AIMD紧密关联的 装置。这种保持装置可包括一个机械锁、所述导线中的一个形变、一 个硫化聚合体或粘附到所述导线的一个金属丝粘合垫。
所述导线中的至少两条可按相反方向经过所述有损铁氧体电感 器。如所例示的实施例之一中所示，所述至少两条导线包括用于所述 有源植入性医疗器械的Tip(尖端)和Ring(环)导线。此外，可提 供一个相位抵消天线，其以非导电的关系延伸经过所述有损铁氧体电 感器。
所述穿通端子组合件还可包括一个穿通滤波器电容器，该穿通滤 波器电容器具有导电性地耦合到所述导线中至少一条的第一组电极 板，以及导电性地耦合到所述有源植入性医疗器械的一个外壳、套圈 或地平面的第二组电极板。这种组合件可形成一个“L”、“Pi”、“T”、 “LL”、“5元件”或更高阶的“n元件”低通滤波器电路。
所述有损铁氧体电感器可被粘合到所述电容器，以形成束状结 构。此外，所述电容器和所述有损铁氧体电感器可以被至少部分地容 纳在一个套圈内。在这种情况下，最好将一个绝缘帽放置在与所述电 容器相对的所述有损铁氧体电感器上。
可提供第二有损铁氧体电感器，所述导线以非导电的关系延伸经 过所述第二有损铁氧体电感器。如果需要的话，所述有损铁氧体电感 器可被放置在所述电容器的相反侧。
所述穿通电容器可包括与所述有损铁氧体电感器相关联的第一 和第二穿通电容器。所述第一和第二穿通电容器可被放置在靠近所述 有损铁氧体电感器的相反的表面处，并且所述电容器中至少一个可被 内部接地。
在所示的一个实施例中，所述第一和第二电容器各自包括导电性 地耦合到所述导线中至少一条的第一组电极板，以及导电性地耦合到 所述AIMD外壳、套圈或地平面的第二组电极板。所述第一电容器包 括一个外部接地的电容器，并且所述第二电容器包括一个内部接地的 电容器。一个传导材料延伸经过所述第一和第二穿通电容器，以将所 述第二电容器的所述第二组电极板与所述第一电容器的所述第二组电 极板导电性地耦合。当然，所述第二组电极板可以外部或内部接地到 所述AIMD外壳、套圈或地平面，并且与所述AIMD外壳、套圈或地 平面导电耦合。
所述有损铁氧体电感器可包括与所述电容器安排在一起的第一 和第二有损铁氧体电感器，以形成一个“LL1”、“5元件”或“n元件”低 通滤波器电路，从而所述第一电感器被放置在所述第一电容器的体液 侧，并且所述第二电感器被放置在所述第一和第二电容器之间。优选 地，所述第一电感器的电感与所述第二电感器相比相对较大，并且所 述第一电容器的电容与所述第二电容器相比相对较小。
在其他实施例中，所述有损铁氧体电感器可被放置在所述穿通组 合件的体液侧，作为一个“L”、“L2”、“T”、“LL”、“5元件”或“n元 件”低通滤波器电路的一部分。
一个金属丝粘合垫可被导电性地耦合到所述导线中的至少一条， 并且所述电感器的一个表面可被配置为在所述导线中的至少一条与一 个相邻的导体之间形成一个曲折路径。
本发明的另一方面存在于用于对从一个有源植入性医疗器械 (AIMD)延伸到人体内的不同点的多条导线中的电磁干扰进行滤波 的新颖的过程中。具体而言，所述过程涉及以下步骤：使所述导线经 过一个公共有损电感性元件，以通过由所述导线携带的信号的相位抵 消来增加所述导线在选中的RF频率下的阻抗并且降低所述电感性元 件的磁通量磁芯饱和。
此外，提供了一种用于对从一个有源植入性医疗器械(AIMD) 延伸到人体内的不同点的多条导线中的电磁干扰进行滤波的新颖过 程，其中所述导线遭受由AIMD电路或诸如医疗诊断设备这样的外部 源生成的偶发高功率电磁场或信号，其中所述医疗诊断设备包括磁共 振成像(MRI)。所述步骤包括将所述导线导电性地耦合到一个被优 化用于电磁干扰(EMI)滤波的穿通电容器内的各组电极板，并且使 所述导线经过放置在所述穿通电容器附近、以及所述AIMD电路和所 述穿通电容器之间的一个公共的电感性元件，用于将由AIMD电路或 外部源生成的所述偶发高功率电磁场或信号在所述导线上感应的信号 与所述穿通电容器解耦，以保护AIMD电路不受由所述偶发高功率电 磁场或信号感应的来自所述穿通电容器的能量的回送的影响。
在各种实施例中，本发明的所述过程可包括以下步骤：将所述电 感性元件放置在一个穿通组合件的体液侧，作为一个L、L2、T、LL1、 5元件或“n元件”低通滤波器电路的一部分。此外，所述过程可包括以 下步骤：在所述导线中的至少一条和一个相邻的导体之间，在所述电 感应性元件的一个表面上，形成一个曲折路径。此外，以上联系所述 新颖的穿通端子组合件所描述的所有变体都可被应用于所述过程，以 便在特定应用中实现变化的并且相当符合需要的结果。
本发明的其他特征和优点将会从以下联合附图的更详细的描述 中变得明显，附图通过示例方式示出了本发明的原理。

附图示出本发明。在这些附图中：
图1是人体的示意图，示出当前使用的各种类型的有源植入性医 疗器械(AIMD)；
图2是用于心脏起搏器的单极起搏导线系统的示意图，其中所述 起搏导线充当到EMI的天线(有效天线长度等于“d”)；
图3是图2所示的导线系统的有界环区域的示意图，示出由与时 变磁场耦合的单极起搏导线所限定的环区域；
图4是佩带有起搏器和心脏复律去纤颤器的患者X射线轨迹图。
图5是被植入以治疗充血性心力衰竭(CHF)的双心腔导线系统 的X射线的线条图；
图6示出单心腔双极起搏器导线系统；
图7是与图6类似的图，示出双心腔导线系统；
图8是示出带双极导线的单心腔起搏器的输入阻抗和耦合模型的 示意图；
图9是心脏起搏器的典型双极导线系统的分布式元件模型的电示 意图；
图10是图9的双极导线系统的机械示意图；
图11是与各种植入的单极导线的绝对源阻抗相关的曲线族的图；
图12是示出(计算出的)各种植入的导线的复数阻抗的图；
图13是示出(计算出的)各种植入的导线的绝对阻抗的图；
图14示出具有到电子电路的导线的铁氧体磁珠电感器的使用；
图14A是大体上沿图14的14A-14A线所取的截面图；
图15是图14的铁氧体磁珠的铁氧体磁芯饱和曲线的图；
图16示出本发明的一种新颖的双极有损铁氧体厚片状电感器， 其中异相信号产生磁通量密度抵消；
图17是一种新颖的环形有损铁氧体电感器的透视图，该电感器 利用高导磁率铁氧体磁芯以及按相反方向缠绕的两条导线；
图18是示出与心脏起搏器的典型EMI滤波电容器安装在一起的 图17的环形电感器的示意图示；
图19是人类躯干的正视图的略图，示出已被植入到右胸肌区域 的具有新颖的相位抵消天线的心脏起搏器；
图20示出几种低通滤波器EMI滤波器电路的电示意图；
图21示出各种低通滤波器电路的衰减斜率曲线；
图22是本发明的四极密封端子的截面图，该端子具有形成“L1” 电路的穿通电容器和互粘的有损铁氧体电感器；
图23是图22的有损铁氧体电感器和穿通滤波器电容器组合件的 顶视图和侧视图；
图24是带有粘附的穿通电容器和有损铁氧体电感器的单极密封 的截面图；
图25是图24的有损“L1”型铁氧体厚片EMI滤波器的电示意图；
图26是图24的有损铁氧体电感器的等尺寸视图；
图27是与图24类似的片段截面图，示出添加到初级有损铁氧体 电感器的第二有损铁氧体电感器；
图28是图27所示的“L1”滤波器的电示意图；
图29是示出将图27的两个有损铁氧体电感器与一个中间垫圈互 粘的透视图；
图30是与图24类似的片段截面图，示出具有互粘的有损铁氧体 电感器的嵌入式穿通电容器；
图31是图30的“L1”组合件的电示意图；
图32是示出具有五个穿通金属丝和一个互粘的有损铁氧体电感 器的内部接地的电容器的分解透视图；
图33是与图24类似的片段截面图，示出放置在密封端子的体液 侧的铁氧体厚片；
图34是图33的有损铁氧体电感器的等尺寸视图；
图35是图33的“T”电路组合件的电示意图；
图36是与图24类似的截面图，示出一种新颖的“双L”“LL2”电 路配置，其中两个电感器与两个电容器相堆叠；
图37是图36的“LL2”电路组合件的电示意图；
图38是图36的组合件的顶视图；
图39是与图36类似的截面图，示出“LL2”电路配置的另一种形 式，其中两个电容器都被外部接地；
图40是大体上沿图39的40-40线所取得的截面图，示出上部电 容器中的接地电极板的配置；
图41是大体上沿图39的41-41线所取得的截面图，示出上部电 容器中的有源电极板的配置；
图42是与图36和图39类似的截面图，示出“LL2”电路配置的另 一种实施例，其中密封端子的套圈被向上延伸；
图43是图36所示的下部穿通电容器的透视图；
图44是大体上沿图43的44-44线所取得的截面图；
图45是大体上沿图44的45-45线所取得的截面图；
图46是大体上沿图44的46-46线所取得的截面图；
图47是一种烧结的有损铁氧体电感器的透视图，其中两个在图 36中示出；
图48是大体上沿图47的48-48线所取得的放大的片段截面图；
图49是图36所示的内部接地的上部穿通滤波器电容器的透视 图；
图50是大体上沿图49的50-50线所取得的截面图；
图51是大体上沿图50的51-51线所取得的截面图；
图52是大体上沿图50的52-52线所取得的截面图；
图53是与图36类似的截面图，示出一种“LL1”EMI滤波器，其 中第一有损铁氧体电感器朝向体液侧；
图54是图53所示的EMI滤波器的电示意图；
图55是与图53类似的截面图，其中添加了一个额外的电感性元 件；
图56是图55所示的“5元件”EMI滤波器的电示意图；
图57是一种“L1”四极电感器穿通端子组合件的透视图，该组合 件具有一个互粘到电容器的有损铁氧体电感器，该电容器包含一个泄 漏检测通气口；
图58是沿图57的58-58线所取得的截面图；
图59是直进式(inline)四极端子的透视图，该端子包括具有多 匝导线的有损铁氧电感器，该电感器互粘到直进式四极穿通电容器；
图60是图59的“L1”滤波器电路的电示意图；
图61是改进的帮助使多匝通过的直进式有损铁氧体电感器的透 视图；
图62是双直进式密封端子的分解透视图，该端子具有粘合的穿 通电容器以及互粘的“L1”电路有损铁氧体电感器。
图63是“L2”滤波的端子的截面图，其中有损铁氧体电感器被放 置成朝着器械的体液侧；
图64是图63的端子的电示示意图；
图65是与图63类似的截面图，其中粘附材料246被示为将电容 器的外径连接到套圈218的内径
图66是与图63和图65类似的截面图，只不过导电聚酰亚胺材 料246被连接到金铜焊248；
图67是与图63类似的截面图，只不过电连接材料产生从金铜焊 区域非导电性地跨过电感器厚片到穿通电容器的外径金属喷镀的接 触；
图68是与图63、图65和图66类似的截面图，它是内部接地的 电容器密封端子的截面图，该端子包括安放在表面的有损铁氧体电感 器200；
图69是对应于图68的结构的可能的顶视图；
图70是对应于图68的结构的第一替换顶视图；
图71是对应于图68的结构的第二替换顶视图；
图72是对应于图68和图69的结构的电示意图“L2”；
图73是对应于图68和图70的结构的电示意图“L2”；
图74是对应于图68和图71的结构的电示意图“L2”；
图75是与图65类似的截面图，示出四极“；T”电路滤波器配置；
图76是与图75类似的截面图，其直径较小，并且有损铁氧体电 感器包括一个厚片，以产生表面上的一条跨表面的曲折路径；
图77是包括图76的新颖厚片的有损铁氧体电感器的放大顶视图 和侧视图；
图78是与图77类似的透视图，示出有损铁氧体电感器的替换配 置；
图79是与图78类似的透视图，示出其替换实施例；
图79A-79C是大体上沿图79的79A-79A线所取得的截面图，示 出替换截面配置；
图80是图75所示的“T”电路EMI滤波器的电示意图；
图81是直进式四极EMI“L1”滤波器电路的透视图，该滤波器电 路具有安放到植入性医疗器械的端子的相位抵消匝；
图82是图81所示的四极“L1”EMI滤波器的电示意图；
图83是大体上沿图81的83-83线所取得的截面图；
图84是大体上沿图81的84-84线所取得的截面图；
图85是单极有源植入性医疗器械的截面示意图；
图86是安放到植入性医疗器械的密封端子的单极有损铁氧体电 感器的截面图；
图87是图86的“L”电路结构的电示意图；
图88是图86中所示的有损铁氧体电感器的透视图；
图89是与图86所示的类似的截面图，只不过有损铁氧体电感器 被嵌入到密封端子的凸缘内；
图90是图89的“L”电路结构的电示意图；
图91是五导线端子的分解透视图，该五导线端子包括准备好互 粘到该端子的有损铁氧体电感器；
图92是密封端子的透视图，其中有损铁氧体电感器被嵌入在凸 缘内，并且包括泄漏检测通气孔，以促进氦泄漏检测；
图93是大体上沿图92的93-93线所取得的截面图；
图94是与图59所示的类似的直进式四极有损铁氧体电感器的透 视图，只不过去除了穿通电容器；
图95是图94所示的结构的电示意图；
图96是修改后的有损铁氧体电感器组合件的透视图，该组合件 可以与图94的结构结合使用；
图97是与图62所示的类似的分解透视图，只不过已去除了内部 接地的穿通电容器；
图98A-图98D示出有损铁氧体电感器可采取的形状的各种示例；
图99是心脏起搏器的外壳的图，该心脏起搏器具有密封端子和 安放到内部电路板上的有损铁氧体厚片；
图100是与图99类似的图，示出可放置在密封端子和电路板或 有源植入性医疗器械内的其他元件中间的有损铁氧体电感器；
图101是包含本发明的EMI滤波器的截面图，示出具有截叠或 层压关系的多个有损铁氧体电感器；
图102是图101的“L”电路EMI滤波器组合件的示意图；
图103是图101的层压的有损铁氧体电感器的分解透视图；
图104是EMI滤波的密封端子组合件的截面图，该组合件是通 过缩短其氧化铝绝缘来修改的，以提供安全的粘合表面，来将第二有 损铁氧体电感器安装在组合件的体液侧；
图105示出图104的第二有损铁氧体电感器；
图106是图104的滤波后的密封端子组合件的示意图；
图107是示出图104的滤波器的EMI相对于时间的衰减的曲线， 以dB为单位；
图108是带有接地引脚的直进式多极EMI滤波器的平面图；
图109是大体上沿图108的109-109线所取得的截面图；
图110是图108和图109的“L”EMI滤波器组合件的示意图；
图111是带接地引脚的多极“L”EMI滤波器的顶视图，与图108 类似；
图112是大体上沿图111的112-112线所取得的截面图，示出取 代单独的电感器磁珠的有损铁氧体电感器的使用；
图113是根据本发明的一个优选实施例的具有凹口的新颖的有损 铁氧体电感器的透视图；
图114是大体上沿图113的114-114线所取得的截面图；
图115是与图114类似的视图，包含了一个斜面，用于帮助经过 有损铁氧体电感器的中心孔馈送多匝导线；
图116是图113的有损铁氧体电感器的电示意图；
图117是与图86类似的截面图，但是采用了图113的新颖有损 铁氧体电感器；
图118示出图117的“L”EMI滤波的端子组合件的示意图；
图119是图117所示的端子导线的一部分的放大片断截面图，示 出当导体经过电容器向上延伸时，绝缘体的一部分被从该导线上去除；
图120是用一种新颖的厚片配置设计的单极有损铁氧体电感器的 透视图；
图121是大体上沿图120的121-121线所取得的截面图；
图122是示出图120的两匝“L”有损铁氧体电感器的截面图；
图123是包含本发明的一种新颖两匝单极电感器的片断透视图；
图124是带有四个厚片的单极有损铁氧体电感器的透视图；
图125是示出图124的新颖四匝单极有损铁氧体电感器的透视 图，该电感器安放在密封端子上并被组装；
图126是根据本发明具有四个厚片的直进式四极有损铁氧体电感 器的透视图；
图127是四极穿通滤波器端子组合件的透视图，其中在无任何粘 合材料的情况下有损铁氧体电感器被松散安放在氧体铝绝缘体顶部， 该图示出各种紧固装置；
图128是大体上沿图127的128-128线所取得的截面图；
图129是与图127和图128所示的类似的四极穿通滤波器端子组 合件的透视图；
图130是大体上沿图129的130-130线所取得的截面图。
图131是四极EMI端子的透视图，其中凹陷被形成在有损电感 器厚片中邻近端子引脚的输出点附近；
图132是经过图131的四极端子的截面图；
图133是另一个四极“L1”L电路EMI滤波器的顶部透视图和侧 面透视图；
图134是大体上沿图133的134-134线所取得的截面图；
图135是图133的“L1”四极滤波器的示意图；
图136是与图134类似的截面图，示出“双L”(LL2)电路的配 置；以及
图137是图136的“LL2”滤波器的示意图。

正如附图中为了例示所示出的，本发明涉及一种既有电阻性又有 电感性的有损铁氧体电感器200(以下称为有损铁氧体电感器)，它 被安装在有源植入性医疗器械(AIMD)204的密封端子202的邻近或 附近。有损铁氧体电感器200可与穿通滤波器电容组合件206结合， 后者包括电容器208，该电容器208具有第一和第二组导电电极板210、 212，这两组导电电极板嵌入在绝缘或介电体214内，其被安放在植入 性医疗器械204的密封端子202中。至少一个穿通端子引脚或导线216 以非导电的关系延伸经过有损铁氧体电感器200。当与穿通电容器208 结合使用时，穿通端子引脚216延伸经过电容器，与第一组电极板210 保持导电关系。外套圈、外壳或接地板218被安装在电容器附近，与 第二组电极板212保持导电关系。
有损铁氧体电感器200工作，以吸收EMI能量(转换成热量)， 并增大植入性医疗器械204的导线系统200的阻抗。另一方面，本领 域中公知的穿通电容器208降低到地的阻抗，从而分流或旁路高频电 磁信号。
穿通电容器本身用起来是非常有效的高频滤波器。但是由于电 容、尺寸和电流限制，它们不是非常有效的低频滤波器。这里所公开 的有损铁氧体电感器概念对于脉冲RF场是非常有效的。有损铁氧体 电感器200在这些频率下产生很大的串联电感和串联电阻。因此，这 提高了导线系统220本身的阻抗。有损铁氧体电感器的阻性分量还将 来自磁共振成像(MRI)的EMI转换成无害的热量。这导致了进入导 线系统220的电流的大幅减小。
感应到起搏器导线系统220中的RF电流可能在三个方面上有问 题：(1)可能存在直接加热作用，这导致导线中温度升高到过高的水 平；(2)可能引起本地加热和身体组织损坏的流经身体组织222的电 流；以及(3)进入心脏起搏器的输入电路224并导致器械电气故障或 失灵的RF电流。有损铁氧体电感器概念在1kHz频率下将会具有最 小到受限的影响。原因是此频率下的感性电抗极低。因此，导线系统 220的阻抗实际上不会受很大影响。有来自有损铁氧体电感器200中 的阻性损耗的影响，但是这种影响也是最小限度的。这里公开的有损 铁氧体电感器200概念具有其衰减磁共振成像的脉冲RF场分量的最 高功效。当与穿通电容器208结合时，这可降低导线电流，并提供对 于医疗器械204的电子装置或输入电路224的非常高度的保护。
这里描述的新颖的有损铁氧体电感器概念将会大大提高MRI RF 场频率下的电感和电阻。通过提高植入的导线系统220的电感，降低 了导线中以及起搏器末梢TIP电极226的区域中的电流。这里所描述 的有损铁氧体电感器概念还会大大降低有源植入性器械204及其相关 的导线系统220对MRI以及其他医疗诊断或外科设备的影响的易感 性。
添加新颖的有损铁氧体电感器200增大了滤波器元件的极点的数 目。L、Pi、T、LL、5元件甚至n元件电路都可被实现。这些电路可 以让有损铁氧体电感器200指向系统的体液侧，指向系统的植入性医 疗器械侧，或者指向这两侧。正如美国专利申请序列号No.10/825,900 中先前描述的那样，增大极点的数目，就增大如图21所示的EMI滤 波器的衰减斜率。因此，这里描述的新颖的有损铁氧体电感器概念不 仅提高了导线系统的阻抗，并且还大大增强了安装在到植入性医疗器 械的输入端处的EMI滤波器的衰减和效力。正如美国专利申请序列号 No.10/825,900中先前描述的那样，通常使用的EMI滤波器是单极点 器件，它由一个穿通电容器组成，并且有时被板上矩形MLCC芯片所 支持。添加多个电容器-电感器元件使得穿通衰减斜率陡得多。因此， 这降低了EMI滤波器开始生效的频率(降低了其3dB点)先前的EMI 滤波器在450MHz频率及以上提供有效的衰减。这里描述的新颖的多 元件EMI滤波的穿通电容器-电感器电路将会产生在1MHz及以上开 始生效的EMI滤波器电路。与现有技术相比，这是EMI滤波器开始 生效的频率的大大降低。
这不仅仅对MRI、碎石术和其他诊断程序是重要的。患者环境 在变得越来越复杂。新的更强大的发射器最近已被引入到了市场中， 包括蜂窝电话放大器、蜂窝电话的高增益天线、蜂窝电话干扰设备以 及固定和便携的身频识别(RFID)扫描器和读取器。这些RFID扫描 器产生通常为13.59或915MHz的非常强大的(4瓦特)数字调制场。 某些系统在其他频率下工作。这里所描述的改进的EMID滤波器将会 为植入性医疗器械204提供对这些新的强大发射器的更高度的免疫 性。
还描述了用于防止有损铁氧体电感器200在存在极大DC、低频 AC和较高频的RF场的情况下饱和的方法。本发明包括新频的场抵消 效果，这种效果是由由于入射电磁场而施加在体液上的感应电流的时 间差引起的。发明人根据各种参考文献分析了身体组织的复介电常数 模型。高频波传播在身体组织中增大，从而缩短了波长。这意味着在 右心室导线中感应的信号以及，例如相反的，放在左心室外的双心腔 导线中感应的信号之间将会出现相当大的相位角。以下提供此计算的 一个示例：
复介电常数：
$\widehat{ϵ}={ϵ}_r^{\prime }-j{ϵ}_r^{*}$
利用来自S.Gabriel、R.W.Lau和C.Gabriel所著的“Dielectric Properties of Biological Tissues：III.Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues(生物组织的介电属性：III.组织的介 电频谱的参数模型)”的用于组织的复介电常数模型。
$\widehat{ϵ}={ϵ}_{\infty }+\underset{n}{\Sigma }\frac{{\mathrm{\Delta ϵ}}_n}{1+{\left({\mathrm{j\omega \tau }}_n\right)}^{(1-{\alpha }_n)}}+\frac{{\sigma }_i}{{\mathrm{j\omega ϵ}}_o}$
利用对于心脏组织的上述参数的数字，所计算出的64MHz下的 复介电常数：
$\widehat{ϵ}=106.52-j190.55$
因此：
εr′＝106.52
εr″＝190.55
来自组织的总导电率为由[1]给出的静电离子贡献和交变场导电 率之和：
${\sigma }_a={\mathrm{\omega ϵ}}_o{ϵ}_r^{*}$
σ＝σi+σd＝0.7281S/m
相位常数是根据[1]由介电常数的实部和总导电率计算出的：
$\beta =\omega \sqrt{{\mathrm{\mu ϵ}}_o{ϵ}_r^{\prime }}{\left\{\frac{1}{2}\right[\sqrt{1+{\left(\frac{\sigma }{{\mathrm{\omega ϵ}}_o{ϵ}_r^{\prime }}\right)}^2}+1\left]\right\}}^2$
β＝17.4120弧度/米
波长和相速度为：


假设在扩大的心脏(充血性心力衰竭)中导线TIP中的间距约为 10cm(约等于4英寸)，并将相位常数从弧度/米转换成度/米：


因此，对于频率为64MHz的电磁波，在心脏组织中间隔10cm 的两点之间的计算出的相位差约为99.76度。
参考文献
1.C.A.Balanis，Advanced Engineering Electromagnetics，Wiley， 1989
2.S.Gabriel，R.W.Lau，and C.Gabriel，“The Dielectric Properties of Biological Tissues：III.Parametric Models for the Dielectric Spectrum of Tissues”，Phys.Med.Biol.，vol.41，pp. 2251-2269(1996).
这些方程示出，在右心室和左心室之间，感应的99.76度的相位 差可以在典型的64MHz MRI脉冲RF场处出现。这是一个相当大的 相位差，它可以用来降低常见电感器中的磁心饱和现象。以下将会对 此做进一步描述。在其他RF脉冲频率下，例如128MHz，相移将会 更大。
在许多植入性医疗器械204，例如心脏起搏器中，只存在植入一 个心室的导线。例如，单心腔双极起搏器具有落入右心室中的一条导 线。通常，此导线系统由TIP 226构成，该TIP 226被嵌入到心肌组 织，以及在右心室的血池中漂浮的RING 228中。感测和起搏脉冲被 施加在TIP 226和RING 228之间。由于被螺旋形RING金属丝232 所包围的TIP金属丝230的紧邻性，在单心腔应用中，在两条导线暴 露到MRI信号中时，其间只有很少或者没有相位差。但是，本发明的 一个新颖的特征是，使经过新颖的有损铁氧体电感器200的导线230、 232采取相反方向的路线。这产生了场抵消效果，防止了有损铁氧体 电感器200饱和。
这里所描述的另一个发明性概念是抵消天线234的存在。这是一 条存在于植入性医疗器械204中并且在身体组织或静脉系统222内采 取不同方向路线的导线。例如，在心脏起搏器的情况下，导线通常采 取从左或右胸肌区域进入锁骨下静脉，然后向下经过脉管系统进入右 心室底部的路线。在此过程中，再以按相反方向跨过颈骨下静脉的顶 部安排一条额外的导线，对于外科医师来说将会相对容易。这将会允 许植入的导线之间的最大间距，从而在心脏起搏器的输入端处引起最 大相移。这还会在有损铁氧体电感器200中产生额外的场抵消效果， 正如这里所描述的那样。
任何磁性材料的性能都将会退化，如果它在大DC或低频AC偏 置(MRI产生这两种效应)下被操作的话。在小偏置情况下，增大施 加到磁芯器件的磁势力H包括磁芯中的磁通量B中的相应增大。在某 些H值下，磁通量B停止增大。将H增大到此值以上导致电感器的 导磁率的迅速降低。对于这种情况，磁理论将该器件称为“磁芯饱和”， 因为在增大的磁势力输入的情况下，它也无法支持磁通量的进一步增 大。当B-H曲线的斜率变得接近平坦，即意味着它处于饱和中时，磁 芯的瞬时导磁率(等于操作点处的斜率)将会降至约等于一的值，或 者说自由空间的值。但是，即使在此情况下，有损铁氧体电感器200 都具有所需要的EMI频率下的有损特性。当处于饱和时，磁芯将会提 供很小的噪声衰减。为了衰减MRI，重要的是有损铁氧体电感器200 保持较大的有损阻抗(欧姆损耗)。利用这里所描述的新颖概念，即 使在存在较大的低频磁势力输入的情况下，被设计为具有高阻性分量 的有损铁氧体电感器200也能被有效使用。
在以下对附图的描述中，各种实施例间功能上等同的元件将会由 相同的附图标记来表示。
图1是当前使用的各种类型的有源植入性医疗器械204的示例。 图1是普通人体的线条图，示出多个植入的医疗器械。204A是听觉器 械家族，该家族可包括耳蜗植入物、压电式声桥换能器等等的群组。 204B包括各种神经激励器和脑激励器。神经激励器用于激励vegas神 经，例如以便治疗癫痫症、肥胖和忧郁症。脑激励器与起搏器状器械 类似并且包括电极，这些电极深植入脑中用于感测发作的开始并且还 提供对脑组织的电激励，以防止发作实际发生。204C示出本领域中公 知的心脏起搏器。204D包括左心室辅助器械(LVAD)，以及人造心 脏，包括最近提出的称为Abiocor的人造心脏。204E包括药物唧筒的 整个家族，可用于分配胰岛素、化学治疗药物、疼痛治疗药物等等。 204F包括多种骨骼生长激励器，用于骨折的迅速愈合。204G包括小 便失禁器械。204H包括疼痛缓解脊髓激励器和防震颤激励器。胰岛素 唧筒从无源器械发展到了具有传感器和闭合环系统的器械。即将会发 生对血糖水平的实时监控。与没有传感电路的无源唧筒相比，这些器 械往往对EMI更敏感。204H还包括用于阻止疼痛的其他类型的神经 激励器的整个家族。204I包括植入性心脏复律去纤颤器(ICD)器械 家族，还包括充血性心力衰竭器械(CHF)家族。在本领域中这也被 称为心脏重同步治疗器械，或者称为CRT器械。
图2是用于心脏起搏器204的单极导线系统的图。起搏脉冲经由 导线系统220被递送到心脏的右心室。在单极系统中，放在心室中的 心肌组织222中的导线TIP产生一个脉冲。返回是到心脏起搏器204C 的钛罐的，可将此钛罐看作地。这完成了电路。不幸的是，此导线还 可充当非常有效的天线，该天线可拾取杂散电磁信号。图2所示的天 线配置的类型一般对于电场是有效的。由MRI的体线圈或头线圈生成 的脉冲RF场一般既有磁场分量又有电场分量。
图3示出图2中所示的导线系统220的有界环区域。此有界环区 域与磁场耦合的方式可在导线系统220中感应电流。这来自于法拉利 感应定律。正如可从图3看出的，导线系统220不形成完整的环。有 界区域左侧由导电导线系统围绕，并且右侧经过身体组织222’返回。 身体组织当然是高磁阻路径，因此它将会降低磁场耦合效率。
图4是非常复杂的实际患者X-射线轨迹图。此特定患者既要求 心脏起搏器204C，还要求植入性心脏复律去纤颤器204I’。正如可看 到的，相应的导线系统220导致非常复杂的天线和环耦合情况。读者 可参考由AAMI起搏器EMC特别工作组提供的题为“Estimation of Effective Lead Loop Area for Implantable Pulse Generator and ImDlantable Cardioverter Defibrillators(植入性脉冲发生器和植入性 心脏复律去纤颤器的有效导线环面积估计)”。
图5是较新的双心腔导线系统之一的实际患者心脏X-射线线条 图。新双心腔系统被用于治疗充血性心力衰竭。这代表了首次可将导 线植入在左心室外侧。这导致了非常高效的起搏系统；但是，导线系 统220相当复杂。当导线系统220，例如图2、图3、图4和图5所描 述的那些，被暴露到时变电场或磁场中时，电流可被感应到导线系统 中。
图6示出单心腔双极起搏器204C的导线系统220。在此情况下， 起搏器外壳或罐236是中性的。两条导线采取紧邻彼此向下进入右心 室的路线，如图6所示。TIP电极226被植入到心肌组织中。一般而 言，RING电极228漂浮在心室血池中，并代表返回路径。对于脉冲 中的特定点，可将TIP 226视为正的，将RING 228视为负的。当此 导线系统220被暴露到外部电场或磁场中时，EMI信号可被感应到导 线系统中。但是，由于两条导线的230、232的间距接近，感应的EMI 信号往往具有相同的相位和相同的幅度。在这种情况下，MRI可感应 高电流到导线系统220中。正如稍后将解释的那样，提高导线系统220 的阻抗，从而最小化感应的电流，将会是符合需要的。
图7示出双心腔导线系统220和220’，它们使用与图6所描述的 相同类型的双极导线230、232和230’、232’。在这种情况下，一条导 线被植入到右心室，另一条导线被植入到右心房中。正如先前对图6 所描述的那样，感应到右心室(RV)导线中的电压往往具有类似的幅 度和相位。当现在检查进入右心房的两条导线(230’、232’)时，情 况相同。在每条导线上感应的EMI信号往往具有类似的幅度和相位。 但是，当比较右心室EMI信号和右心房EMI信号时，相位和幅度可 能大不相当。这是因为不同的间隔距离d，如图7所示。当入射电场 或磁场作为波阵面经过时，存在由于间隔或间距d产生的时间差。这 具有在导线系统220和220’中感应不再同相的电压和电流的效果。再 次参见图7，可看出EMI波形A正在经历正弦波的最大幅度正向部分， 而同时波形B正在经历其正弦波的相应的负向部分。这当然代表了极 限的不太可能发生的情况，在这种情况下，在双心腔起搏器的输入端 处，两个EMI信号实际上将会彼此抵消。
图8是代表具有双极导线的单心腔起搏器的输入阻抗和耦合模型 的示意图。Vin是感应的MRI或EMI噪声电压，该电压可由耦合到起 搏器导线系统中的电场或磁场感应。起搏器导线系统源阻抗被示为Zs。 Zin代表起搏器电路输入阻抗。C1和C2是现有技术穿通电容器EMI 滤波器。
图9是用于诸如图10所示的心脏起搏器的典型双极导线系统的 分布式元件模型的示意图。分布式电容Cx、Cy和Cz(...Cn)的值往 往相当低(只有几皮法)，因此，起搏器输入阻抗(穿通的Xc)变成 MRI RF场频率下的重要的电流传导路径。在图9中，236是心脏起 搏器204C的钛外壳。0.5欧姆代表64MHz MRI脉冲场频率下的典型 EMI滤波器穿通电容器的容性电抗(参考美国专利5,333,095及其他)。 在右侧示出的心脏在RF频率下给出约500欧姆的阻抗。此阻抗在不 同个体之间确实是不同的，但是500欧姆是一个好的平均值。被示为 与TIP导线串联的电感元件L1和L2代表了电感沿整个导线长度分布 的事实。换句话说，如果将此分解成L1、L2、L3、L4...LN将会更准确。 对于由L1’和L2’构成的典型的线圈RING连接金属丝也是这样。更好 的代表会是L1’、L2’、L3’...LN’。以类似的方式，R1和R2实际上是沿 TIP导线230的整个长度分布的，R1’和R2’是沿RING导线232的整 个长度分布的。对于TIP金属丝，总电阻值约为70欧姆。现参见RING 导线，总阻抗通常约为140欧姆。这是因为RING连接金属丝232通 常是盘绕在TIP金属丝230周围的，因此较长。在TIP和RING导线 之间以并联方式示出的还有Cx、Cy和Cz，它们代表了沿双极导线的 长度的分布式电容。如前所述，更精确的分布是Cx、Cy...Cn。还示出 了多个电压源V1、V2、V3和V4。这些电压源代表了导线中的分布式 EMF，它们出现在MRI场与植入的导线系统耦合时。在此环中有电 流流动，该电流是由EMF和环阻抗产生的。将起搏器输入阻抗的值 从0.5欧姆升高到较高的值往往会降低环电流。因此，利用这里所描 述的新颖的技术，起搏器导线进入和外出点处的附加电阻和感性电抗 是一个符合需要的特征。
图10从机械上示出图9的双极导线系统220，它将植入的心脏起 搏器204C连接到心脏组织222。起搏器通常被植入到左或右胸肌区 域。外科医师首先构造一个组织袋。然后插入一条特殊的导引金属丝， 该导引金属丝刺穿颈骨下静脉。然后一条双极导线采取经过颈骨下静 脉、向下经过主动脉弓然后方便地进入心腔之一的路线。通常，常规 双极导线将会被植入右心室或右心房之一，或者两者。双极导线被设 计成了承受心脏搏动时的无数的机械运动。通常，双极导线是由在末 梢处连接到TIP电极226的内部线圈230和缠绕在内部线圈周围并且 连接到RING电极228的外部线圈232构成的。TIP 226通常被直接 植入到心肌组织中，例如右心室底部的组织。RING 228被放置在离 TIP 226若干距离处，并且与其绝缘。RING 228通常漂浮在心室的血 池中。在TIP和RING之间感测生物电信号。此外，来自起搏器204 的电脉冲由双极导线递送，并且被施加在TIP 226和RING 228之间， 这激励了心肌组织222(搏动脉冲)。在图10所示的配置中，与植入 性去纤颤器导线相反，这通常是起搏器导线。图10所示的系统通常是 可编程的，其中导线可充当单极系统，其中RING变得不活动，起搏 和/或感测在TIP 226和起搏器金属外壳236之间。
参见图10，可看到外部线圈232和内部线圈230。在开发导线系 统220的电模型时，应该注意由于其直径较大，外部线圈232如果是 按直线伸出的话，则会比内部线圈230长。这意味着通常由外部线圈 232的导线引起的电阻和电感将会比内部线圈230的高。形成在外部 线圈232和内部线圈230之间的分布式电容经过介电绝缘体，这使得 内部线圈和外部线圈电绝缘。
现参见图11，可看到来自德国的一名叫Tobias Bossert博士的研 究员的曲线家族。Bossert博士在1987年研究了各种植入的单极导线 的绝对阻抗。在低频率下，导线阻抗往往约为200欧姆，然后在20MHz 以上降低到约80欧姆(平均)的区域。
图12是来自1999年一名叫Landsterfer的研究员的工作。 Landsterfer博士在德国的斯图加特大学完成了此工作。Landsterfer 博士的工作指出，在低频率下，植入导线阻抗将会大大变化。在高频 率(约200MHz)下，导线系统往往稳定为约80欧姆。
图13来自1996年由Hansen等人完成的工作。这些研究员指出， 在低频率下，植入扭线系统可从80欧姆到约120欧姆变化，而在非常 高的频率下，阻抗开始增加。现返回参看图8，正如可从简化模型中 看出的，由于暴露到医疗诊断程序，例如MRI可在环中感应的电流将 会是输入电压Vin除以导线阻抗Zs和起搏器的输入阻抗Zin之和。如 果Vin过高和/或Zs+Zin的太低，则过量的环电流I将会对患者导致过 度加热和组织损坏。此外，由于电磁干扰效应，高频率下的过量的环 电流可能干扰心脏起搏器或植入性去纤颤器的正确操作。因此，非常 需要提高选中频率下的起搏器输入阻抗，因为这往往会降低环电流和 所有前述效应。提高导线阻抗的问题之一是非常不希望提高生物感测 频率或生物起搏频率下的导线阻抗。在这些频率下，起搏器输入阻抗 被保持为相对较高。一般而言，心脏生物信号落在20到约1000赫兹 范围之间。此频率范围中最重要的部分是从20到约400赫兹。如果要 将这些频率下起搏器导线系统的阻抗提高很多的话，则会使起搏器效 率非常低。起搏脉冲的质量将会被降低。此外，生物信号的感测将会 被衰减。因此，需要一种频率选择装置，它会提高选中的频率下心脏 起搏器导线系统或其他有源植入性医疗器械的输入阻抗，同时允许生 物频率自由通过。
实现这一点的一种方式是用如图14所示的铁氧体磁珠238。铁氧 体磁珠的抑制性能可被回溯到其频率相关的复阻抗。在较低的频率下， 磁珠的阻抗主要由其感性属性支配。在高频率下，铁氧体磁珠是由其 损耗或阻性属性支配的。但是，如图14所示的铁氧体磁珠238的一大 缺点是双重的。即，它具有如图14A所示的相对较小的直径。当暴露 到大时变场，例如磁MRI中产生的那种场中时，磁珠材料可能饱和。 当有磁化力H施加到铁氧体材料上时，磁畴被排列起来。第二，由于 其较小的尺寸和低效的波形因数，铁氧体磁珠238中就没有足够的材 料来无限期地保持排列磁畴。
图15示出图14的铁氧体磁珠238的铁氧体磁芯饱和曲线。在增 大施加到以上操作区域中的磁化力H时，可到达被称为磁芯饱和的区 域。这是磁通量密度B不再增大的区域。在这一点处，铁氧体材料的 用处不比自由空间的为1的磁导率大。任何磁性材料的性能都会退化， 如果它在大的DC或低频AC偏置下操作的话。在小偏置情况下，增 大施加到磁芯器件的的磁势力H，在磁芯中感应了磁通量B的相应增 大。但是，在某些H值下，磁通量B停止增大。将H增大到超出这 个值导致器件的导磁率的迅速降低。对于这种情况下，磁理论将器件 的磁芯称为饱和，因为在增大磁势力输入的情况下，它也无法支持磁 通量的进一步增大。
MRI过程期间感应的极大场有很大问题。图14所示类型的铁氧 体珠238将会饱和并变得无效。因此，铁氧体磁珠238将会无法完成 其提高植入性医疗器械的输入阻抗的工作。由于这些原因，图14的铁 氧体磁珠238不是本发明的优选实施例。正如将会描述的那样，直径 与高度比大于1.0的新颖的有损铁氧体厚片是新颖的并且优选的实施 例。
图16示出本发明的一种新颖的双极有损铁氧体电感器200。只是 为了示例原因才将其示为双极。本领域的技术人员将会意识到其可以 是四极、六极、八极或任何其他数目的导线230、232。重要的一点是 通过放置穿过一个常见有损铁氧体电感器200进出身体组织的这些导 线230、232，可获得场抵消。可以看到，在导线230中感应的EMI 波形在90电角度处到达相对最小值。现参见导线232，可看到EMI 波形在90电角度处经历相对最大值。如图所示，这些波形在有损铁氧 体电感器200中产生相应的磁化力Ba和Bb。但是，施加的这两个磁 化力是以相反的方向感应的，因此提供了某种程度的抵消。如果图16 所示的波形具有如图所示的相等的幅度以及相反的相位，则将会发生 完全抵消，这将是非常符合需要的。但是，在实际应用中，不太可能 是这种情况。当考虑图4和图5的复杂导线系统220时，可看到在有 损铁氧体电感器200中将会发生相当大的抵消。这是本发明的一个关 键特征。不仅由于有损铁氧体电感器的薄体积(sheer bulk)和增大的 磁路长度，有损铁氧体电感器200的使用提高了植入性医疗器械的输 入阻抗，而且当存在多条导线时场抵消也会发生。总之，图16的有损 铁氧体电感器200与先前在图14中描述的离散铁氧体磁珠相比有四个 主要的优点。电感器200具有更有效的波形因数，更多磁性材料、更 长的平均磁路长度，并且允许磁通量抵消，使得它能够在诸如MRI 这样的高场中操作。
图17示出一种新颖的利用高导磁率铁氧体磁芯的环形有损铁氧 体电感器200。也可使用其他磁芯，但是对于电流非常高的MRI应用， 需要高导磁率有损磁芯，并且需要高频阻性/有损耗能元件。图17所 示的线圈组合件292具有两条不同的导线a和b(230、232)，与图9 中的双极导线系统中所示的那些相当。在医疗植入应用中，图17是新 颖的，因为在导线232、232经过线圈200时，它们是按相反方向缠绕 的。假定导线a和b中所示的感应电流ia和ib是同相的，并且处于相 同的矢量方向，则相反的匝方向将会导致磁芯C中相位相差180电角 度的通量密度Ba和Bb。
现参见图18，可看到被示为结合心脏起搏器204C的典型EMI 滤波器电容器一起安装的图17的新颖的有损铁氧体线圈组合件292。 用于心脏起搏器的EMI滤波器电容器208是本领域中公知的，并且被 许多现有专利描述，包括U.S.5,333,095。再次参见图18，如图所示， B-H环抵消有损铁氧体线圈组合件292可被互粘到EMI滤波器电容器 208。
图19是人类躯干的正视图的轮廓图，示出已被植入到右胸肌区 域的心脏起搏器204C。正如本领域中常见的那样，双极起搏器导线系 统220被穿过了颈骨下静脉，并且向下到了右心室。所示出的是新颖 的相位抵消天线金属丝234。这是一条额外的金属丝，它经过心脏起 搏器的EMI滤波的密封端子202和有损铁氧体电感器200伸出。这一 绝缘的单极导线234没有TIP或RING电极，并且未被设计为连接到 身体组织或体液。它就只在血流中漂浮。相位抵消天线234的用途是 当诸如64MHz下产生的MRI场在右心室双极导线和相位抵消导线上 感应电流时，这些电流将会经历额外的相移。这是因为MRI电磁波经 过心肌222和其他身体组织222’的传播速度、以及抵消导线234与向 心脏组织提供起搏和感测的双极导线220间隔得更远这一事实。通过 在心脏导线220和相位抵消导线(天线)234之间具有宽的且可变的 间隔，进入起搏器204C的MRI电流相不会同相。这是利用相位抵消 来避免有损铁氧体电感器200中的磁芯饱和的另一种新颖的方式。此 技术可作为单独的特征来使用，或者结合这里描述的其他相位抵消方 法(例如按相反方向缠绕铁氧体厚片匝)来使用。对于本领域的技术 人员将会显而易见的是，相位抵消天线导线234可按多种方向和位置 被放置在静脉系统中，甚至在身体组织222中。还将会显而易见的是， 相位抵消导线还可结合心房、左心室、耳蜗、神经激励器和多种其他 植入的导线系统使用。
图20示出常见EMI滤波器电路，例如C、L、PI等。迄今为止 只有C电路常用于心脏起搏器中(U.S.5,333,095等)。L1、L2、Pi、 T、LL和5元件电路是符合需要的与这里所描述的新颖的有损铁氧体 电感或抵消缠绕技术一起使用的低通电路配置。
图21示出先前在美国专利申请序列号No.10/825,900中描述的各 种低通滤波器电路的衰减斜率曲线。所示出的是C、L、Pi、T、LL 和5元件EMI滤波器的衰减斜率。在增大滤波器元件数目时，衰减斜 率增大。即，对于给定的电容值，可实现更高水平的EMI衰减。对于 MRI应用，尤其符合需要的配置包括T或LL。其原因是添加的电感 和高频电阻也提高了心脏导线系统阻抗。正如图9中所示，增大导线 系统阻抗降低了在植入的导线中循环的MRI电流。这将会大大降低不 合需要的导线加热效应。
图22是四极密封端子202的截面图，该四极密封端子具有互粘 的四极穿通电容器208和本发明的四极有损铁氧体电感器200。穿通 电容器208是本领域中公知的。但是，穿通电容器一般对于改进心脏 起搏器和植入性去纤颤器对诸如MRI这样的高功率级医院程序的 EMI免疫性没有太大作用。相反，较大值的穿通电容实际上可能会使 MRI情况更糟。穿通电容器是通过使得在EMI频率下心脏起搏器的 输入阻抗非常低来工作的。但是，正如先前所描述的，MRI频率下的 低输入阻抗恰是不希望出现的情况。其原因是这将会导致心脏导线中 增大的环电流。较大值的穿通电容器在暴露到MRI频率时看起来将会 像非常低的输入阻抗，并且往往会短路心脏起搏器或其他有源植入性 医疗器械的输入端。这确实会保护心脏起搏器的内部电子装置，但是 也会导致植入的导线系统中的大环电流。在文献中已示出高环电流将 会导致导线中或TIP到RING电极接口处的过度加热，这可能导致患 者组织损坏。这些效应由Roger Christoph Luchinger，参考附件 DISS.ETH14665所描述。Luchinger博士指出，如果心脏起搏器佩带 者被暴露到MRI，则在某些情况下，在MRI程序后起搏器捕捉水平 将会升高。这意味着起搏器可能必须产生高得多的电压以便适当地起 搏心肌组织。尸体分析已指出捕捉水平的这一增大是由心脏导线系统 中TIP到RING接口处的组织损坏引起的。
再次参见图22，正如可看到的，当尝试升高选中频率(例如64 MHz)下心脏起搏器的输入阻抗时，有损铁氧体电感器200是有重要 意义的主要元件。
图23是图22的有损铁氧体电感器200和电容器208的透视图。
图24是带有粘附的穿通电容器组合件206的单极密封端子202 的截面图，该穿通电容器组合件206包括有损铁氧体电感器200。
图25是图24的LC EMI滤波器的示意图。阻性元件RL代表将 不需要的RF能量转换成无害热量的有损铁氧体电感器的有损元件。
图26是图24的有损铁氧体电感器200的等尺寸视图。
图27示出图24的LC滤波器，其中第二有损铁氧体电感器200’ 被添加到初级有损铁氧体电感器200。此图示出了具有非常厚的有损 铁氧体电感器200的好处，这增加了整体磁性材料，并且降低了在存 在施加的高磁化力H的情况下饱和的趋势。正如先前美国专利申请序 列号No.10/825,900中所描述的那样，铁氧材料200不必与铁氧体材料 200’相同。通过利用两种不同的材料成分，可最优化MRI频率下的阻 抗。
图28是图27所示的滤波器的电示意图；
图29是示出利用粘合垫圈242将两个有损铁氧体电感器L(200) 和L’(200’)互粘的图。对于本领域的技术人员将会显而易见的是， 这些有损铁氧体电感器可被截叠成3、4或更多层。
图30示出具有被示出互粘到其上的有损铁氧体电感器L(200) 的嵌入穿通电容器C。
图31是图30的电示意图。
图32是示出具有被设计成到心脏组织的五个穿通金属丝216的 内部接地的电容器C的分解视图。内部接地的穿通电容器是本领域中 公知的，正如美国专利号No.5,905,627和No.6,529,103中所描述的那 样。有损铁氧体电感器L(200)被示为处于将被互粘到穿通电容器C 的位置上。正如先前描述的那样，在这五条导线上感应的各种信号往 往会在有损铁氧体电感器内产生磁通量密度(B)抵消。这将会允许 有损铁氧体电感器继续在存在非常大的场的情况下操作，从而有效的 增大了植入性医疗器械的输入阻抗。
图33是示出放置在密封端子202的体液侧的有损铁氧体电感器 L2(200’)。此外，还有第二铁氧体厚片L1(200)被放置在穿通电容 器C的相反一侧，向着内部电子装置。这产生了本领域中已知的T型 (T-section)滤波器。
图34是有损铁氧体电感器200、200’的等尺寸视图。
图35是图33所示的T滤波器的示意图。
图36示出一种新颖的双L(LL)电路配置。在这种情况下，第 一电容器208朝向体液侧。如图所示，有两个有损铁氧体电感器200、 200”被夹在两个电容器208、208”之间。电感器200’朝向起搏器电子电 路。下部电容器C1是混合电容器，因为它既具有外部地，又具有内部 地。内部地经过导电通孔通信。此通孔可包含接地引脚，或者被填充 导电材料，例如热固导电粘合剂、锡焊等等。重要的是，新颖的混合 电容器C1的接地孔与上部电容器C2的接地板通信。电容器C2的接地 电极是通过这种方式连接到RNF接地点的。如图所示，在通孔被填充 导电介质CM的情况下，在电感器厚片L1的内径侧上最好具有额外的 绝缘体。此绝缘体被示为材料b，并且可以是任何绝缘材料组，包括 非导电聚合体、非导电环氧树脂、绝缘套、绝缘管等等。上部和下部 穿通电容器都具有内部金属涂敷a和a’，以便并行传导其各自的接地 电极板。将两个电容器连接在一起的导电填充介质与此金属涂敷a和 a’接触。下部穿通电容器C1的外径金属涂敷与材料M连接，在优选 实施例中，该材料M是导热热固材料。M与金铜焊区域d接触，以 提供到套圈218的可靠的无氧化物的电连接。套圈218连接到整个外 壳，该外壳是植入性医疗器械(未示出)的电磁屏蔽。通过这种方式， 上部和下部电容C1和C2的接地电极板都变成了有源植入性医疗器械 的连续的整体电磁屏蔽的一部分。再次参见通孔填充材料CM，此材 料也可以是固体引脚，例如铜引脚或镍引脚，其中此引脚可通过利用 热固导电粘合剂来焊接或安装，以便与电容器各自的接地电极板末端 a和a’接触。LL配置尤其有效，因为它具有高的衰减斜率(参见图 21)。但是，在MRI应用中，最好具有朝向体液侧的电感点。其原因 是电容器208往往降低心脏起搏器的输入阻抗。这导致了心脏导线中 MRI电流的相应升高。因此，最好让有损铁氧体电感器200与电容器 208交换位置，以使得较高的输入阻抗可被提供给植入的导线系统。 因此，图36不代表最佳优选实施例。
图37是图36所示的LL EMI滤波器组合件206的示意图。图 38是图36中所描述的LL型四极穿通电容器的一个可能的顶视图。 对于本领域的技术人员将会显而易见的是，其它配置(方形、矩形等) 以及更少或更多的导线都是可能的。
图39示出先前图36中描述的LL电容器的另一种形式。先前在 图36中描述的LL电容器具有混合电容器和常规内部接地的电容器 208’的结合，其中混合电容器包含了外部地208和内部地208。
参见图39的LL滤波器，可看到电容器208和208’是带有外部 金属化接地连接的常规穿通电容器。如图所示，电容器接地连接是由 导电热固材料246制成的。在优选实施例中，246将会是填充银的导 电聚酰亚胺或等同物。正如可看到的，银填充与金铜焊248接触，并 且向上跨过绝缘铁氧体厚片200，以使得它也与穿通电容器208’的外 径金属涂敷接触。对于本领域的技术人员将会显而易见的是，其他材 料也可用于导电材料246，包括锡焊、铜、导电环氧树脂等等。
图40是穿过电容器208’的截面图，示出接地电极板的配置。
图41是大体上沿图39的41-41线所取得的截面图，示出电容器 208’内的有源电极板的配置。
图42示出先前图36中描述的LL电容器的另一种实施例。在这 种情况下，其中密封端子的套圈218被向上延伸，以提供围绕穿通电 容器208和208’的环状空间。先前在图39中描述的导电材料246被 放置成与电容器外径的两个接地末端区域都电接触。
图43、44、45和46描述了先前在图36中描述的混合穿通电容 器208。图43是穿通电容器208的等尺寸图。图44是所述电容器208 的截面。图45代表了有源电极板，图46代表了接地电极板。
图47是截面图36中所示的烧结的有损铁氧体电感器200和200’ 的等尺寸图。图48示出所述厚片电感器被保形地涂覆了绝缘材料244。 在优选实施例中，材料244会是Paralene D。Paralene D是蒸汽沉积 的高温回火的保形涂层材料。它可经受心脏起搏器组合件中典型的高 温激光焊接操作。它还可经受ICD应用中典型的高压。Paralene D还 具有极佳的抗磨损和擦刮属性，这使其在制造期间易于处理。
图49是先前图36中描述的LL滤波器的上部穿通电容器208’的 等尺寸图。
图50是图49的上部四极电容器208’的截面。这是先前在美国专 利5,905,627中描述的内部接地的穿通电容器。图51和52示出图49 所示的内部接地的穿通电容器的有源和接地电极板210、212。
图53示出LL EMI滤波器的优选实施例，因为有损铁氧体电感 器200现在朝向体液侧。正如可看到的，先前描述的混合电容器208 被粘附到具有导电粘合材料246的高位套圈218凸缘。额外的金溅射 或铜焊或等同材料248被添加到了套圈凸缘218的顶部，以使得可从 穿通电容器208的外径金属涂敷250(接地金属涂敷)到套圈218形 成可靠的无氧化物的电连接(参见美国专利6,765,779和6,765,780)。
图54是图53中描述的LL EMI滤波器的示意图。正如可看到的， 让有损铁氧体电感器L1(200)朝向体液侧是符合需要的。这具有提 高植入的导线阻抗和使穿通电容器208和208’电绝缘的作用。同样朝 向体液侧的是电阻器RL1。这是新颖的有损铁氧体电感器200的高频 有损或欧姆电特性。通过将L1和RL1都朝向体液侧，帮助提高了导线 系统的阻抗。正如先前提到的，这对于降低在导线系统中流动的MRI 电流量是非常符合需要的。较小的电流意味着较少的加热和较小的导 致静脉或TIP/RING烧蚀(组织损坏)的倾向。这种过度加热已经在 参考文献中被注意到，并且是非常不合需要的。
图55与图53非常类似，只不过添加了一个额外的电感性元件 200”。这使得穿通滤波器组件成为所谓的五元件滤波器。
图56是5元件滤波器的示意图。如图21所示，五元件滤波器具 有非常高的衰减斜率。在增大低通滤波器网络的牵引(pull)数目n 时，衰减斜率继续增大。既，6个、7个、8个或甚至更多个元件将会 是符合需要的。每次向有损导体厚片留下相应的电容器时，就向低通 滤波器电路添加额外的牵引。但是，由于植入性医疗器械的空间限定， 不太可能五元件滤波器会被使用。在实际实践中，优选实施例实际上 限于LL，它也被称为四元件低通滤波器。
图57示出四极有损铁氧体电感器200，该电感器被示为互粘到一 个四极穿通电容器208。这在图58的截面图中更好地示出。可看到存 在根据美国专利号No.6,566,978的泄漏检测通气孔252，该通气孔被 示为经过器械进入通道或空气空间。这促进了密封测试期间氦气的迅 速通过。
图59示出直进式(in line)四极有损铁氧体电感器200，该电感 器具有多匝绝缘导线216。此电感器被示为互粘到直进式四极穿通电 容器208。添加多匝是非常有效的，因为电感随着匝数的平方增大。 因此，与如先前附图中所示的只有一匝经过它相比，有损铁氧体电感 器200将会具有4倍的电感。根据本发明，有损铁氧体电感器200提 高器械的输入阻抗，并且还帮助它不受MRI影响。此外，由于四条导 线216被放置在心脏的不同区域，因此将会发生相当大的磁通量密度 抵消。这帮助避免了有损铁氧体电感器的饱和，允许它在高场存在的 情况下正确操作。
图60是图59的LC滤波器的示意图。
图61示出改进的有助于多匝通过的直进式有损铁氧体电感器。 此电感器先前被描述在未决的美国专利申请序列号No.10/825900中。
图62示出双直进式密封端子202，该端子具有粘合的穿通电容器 C(208)。如图所示，存在八个有源引脚216和一个接地引脚。因此， 穿通电容器C(208)是内部接地的电容器，其接地电极板连接到接地 引脚。有损铁氧体电感器L(200)被示为准备好互粘到陶瓷电容器C (208)。通过将所有导线216放置为经过共同的有损铁氧体电感器L (200)，可实现由于异相信号而引起的相当大的磁通量密度抵消。具 有金属丝粘合垫256的新颖的氧体铝衬底254也被示为准备好互粘。 这也被描述在未决的美国专利申请序列号No.10/825,900。
图63示出另一个改进的实施例，其中有损铁氧体电感器L(200) 被放置成朝着器械的体液侧。因此，穿通电容器C(208)被指向植入 性医疗器械的植入性电子装置。这是四极L型滤波器器件，正如图64 的示意图所示。如先前所示，顶视图可以是矩形的、方形的或圆形的。 这是非常符合需要或者优选的实施例，因为有损铁氧体电感器200帮 助增大导线系统的阻抗。通过将电容器208放置在有损铁氧体电感器 200的另一侧，则其相对低的阻抗被放置成保护内部电子装置，但不 会不适当地降低导线系统本身的阻抗。
现返回参看图63，可看到存在导电聚酰亚胺材料246，该导电聚 酰亚胺材料被粘附到密封端子202的钛套圈218的金铜焊区域248。
图65与图63非常类似，只不过粘附材料246被示为连接在电容 器208的外径和套圈218的内径之间。根据美国专利号No.6,765,779， 粘附材料248符合需要地接触金铜材料248。
图66也非常类似，只不过导电聚酰亚胺材料246被示为连接到 金铜248，该金铜材料经过套圈218的凸缘部分的整个顶部。
图67与图63非常类似，只不过电连接材料246产生从密封端子 凸缘218的金铜焊区域248非导电性地跨过电感器200到穿通电容器 208的外径金属喷镀的接触。
图68是本发明内部接地的电容器208的截面图，示出朝向体液 侧的有损铁氧体电感器200。
图69、70和71示出对应于图68的内部接地的穿通电容器208 的各种可能的顶视图。因此，示意图72、73、74示出伴随图60的内 部接地的穿通电容器208和有损铁氧体电感器200的各种可能的示意 图。
图75是示出“T”电路滤波器配置的截面图。“T”电路也是非常有 效的，其中有损铁氧体电感器L1(200)朝向体液侧。有损铁氧体电 感器L2(200’)朝向植入性医疗器械的电子装置侧，从而往往会稳定 器械的输入阻抗。正如先前在图21中示出的，“T”是非常高性能的 EMI滤波器，它会在从1MHz到100MHz及以上的整个频率范围上 提供广泛的衰减。正如先前提到的，EMI滤波器只使用一个电容C， 一般只在从100MHz到约3GHz有效。如图75所示的“T”型滤波器 具有穿通电容器208的所有益处，但是还有放置在穿通电容器两侧的 电感和高频耗散损耗的额外益处。T滤波器的性能没有LL电路滤波 器的性能那么高，但是，与所有现有技术“C”电路器件相比它是很突 出的。
图76与图75中所描述的EMI滤波器组合件非常类似。但是可 看到其直径较小。返回参看图75，在高电压植入性去纤颤器应用中， 要求两对导线216和216’之间相对宽的间隔。这是因为高电压场往往 在表面上形成弧。换句话说，在图75中示为字母a的开放空气空间中， 高电压场是很不可能形成弧的。再次参见图76，可看到新颖的厚片特 征已被添加到本发明的新颖的有损铁氧体电感器200’。这大大增加了 引脚216和216’之间的表面路径长度。从引脚216的右边缘开始，可 看到电弧要顺着表面方向，则它必须首先沿表面行进，然后向下沿表 面b跨过表面c，然后向上沿表面d，跨过表面e，到达引脚216’的左 边缘上的相反极性的点。在电工程中，这被称为曲折路径。换句话说， 引脚间的爬电距离被大大增大了。这一同样的特征可被添加到本发明 的许多铁氧体厚片，包括体液侧的铁氧体厚片。例如，图33示出被示 为在体液侧的铁氧体厚片200’。此铁氧体厚片恰好是单极器件，但是 对于本领域的技术人员将会显而易见的是，如果它是多引脚器件，则 厚片可被添加来增大爬电距离。这对于暴露到体液中的元件将会越发 重要，因为组织移动或甚至金属沉积都会发生在这种表面上。其原因 是在起搏器，在导线上存在电脉冲。在存在电解液和电压电势的情况 下，也有诸如镀金这样的贵金属可能会移动或电解沉淀出来。因此， 如图76所示的增长的爬电路径易应用到本发明中所示的所有体液实 施例。通过参考图77所示的等尺寸视图，这一点被更好的示出。图 77是先前在图76中描述的上部电感器有损厚片200’的等尺寸视图。 这是一个四极器件，它具有十字形厚片，来提供所需的曲折路径。可 顺着表面a、b、c、d和e，这大大增大了引脚位置孔x和y之间的间 隙。
返回再次参看图76，有另一种发生表面闪光或高电压弧的方式。 从引脚216’的右侧开始，沿跨过表面f、g和h的轨迹，可看到如果引 脚216’相对于电容器外径端z处于正向高电压，则电压电势将会出现 在这些表面上。参见图76，被设计为焊接到起搏器或其他植入性医疗 器械的钛外壳的套圈218在此示例中处于地电势。电连接材料206将 套圈218连接到电容器外径金属涂敷250。因此，外径金属涂敷250 与套圈218处于相同电势。在优选实施例中，如图77所示的横切结构 比起如图78所示的类似的结构更优选。其原因是与图78相比，图77 中距离g(或高度)更大。这增大了沿表面f、g和h的电压隔开(standoff) 或曲折路径轨迹。换句话说，通过使g更高，可增大从引脚216或引 脚216’到地的电压隔开能力。当然，在可编程植入性去纤颤器中，可 以让罐有源。换句话说，套圈218关于引脚216’可以是正的，从而引 脚216’可以是负的，以此类推。但是，在所有情况下，都希望引脚之 间和引脚到地之间具有尽可能大的隔开距离。
将图75中所示的四极EMI滤波器的外径与图76中所示的四极 滤波器的外径相比较，通过利用图77和图78所描述的新颖的厚片技 术，可将整个EMI滤波的端子做得更小。对于本领域的技术人员将会 显而易见的是，套圈电感器厚片中的这一新颖的槽或凸起的屏障技术 也适用于很多种几何形状，包括矩形、双直进式滤波器等等。
图78执行类似的功能，因为它是本发明的有损铁氧体电感器。 但是，在这种情况下，如图所示，引脚间的增大的隔开距离是由凸起 的伸出区域来实现的。应该注意，对于这里所描述的所有铁氧体电感 器厚片，有损铁氧体电感器都被涂覆上了适当的绝缘材料。在优选实 施例中，此材料将会是高温回火的Paralene D。因此，这里所描述的 新颖的有损铁氧体电感器具有极佳的绝缘属性和介电强度。
返回参看图77，可看到倾斜区域d。此角特征有助于制造过程。 在优选实施例中，这里所描述的新颖的有损铁氧体电感器是通过粉末 制剂来制造的，这些粉末制剂被调配到碳固定装置中，以产生所需的 形状。然后它们在很高温度下被烧制(烧结)，以形成坚硬的单片结 构。然后执行滚动抛光和Paralene涂层。但是，在烧结后，必须将坚 硬的烧制后的有损铁氧体电感器从固定装置中移出。图77和图78所 示的角特征d简化了此固定装置松开。此特征可以是垂直的但是，这 将会降低制造产量并且减慢制造时间，因为要将烧制后的铁氧体有损 厚片从固定装置中移出将会非常困难。所使用的固定装置通常是石墨 或碳的，并且有点易碎。通过提供如图77和图78所示的有角度的工 具特征d，还增加了寿命，并且降低了制造固定装置的磨损。
图79示出替换实施例，示出可从电话杆垂下的与绝缘体类似的 卷绕结构。这些卷绕大大增大了引脚间的爬电距离。各种截面在图 79A、图79B和图79C中示出。对于本领域的技术人员将会显而易见 的是，任何数目的做得到的截面都是可能的，以便增大相反引脚，例 如图79的引脚x和y之间的爬电路径。图79所示的结构在有损铁氧 体电感器的烧结或烧制期间确实提出了重大的固定装置问题。在这种 情况下，可能需要制造多级固定装置，而这种多级固定装置要实现起 来可能是相当昂贵的。由于此原因，图79中所示的结构不是优选选择。
图80是图75和图76所示的四极EMI“T”滤波器的示意图。再 次参见图80，电感性有损元件L2和RL2来自图77、图78或图79中 所示的新颖的烧结的铁氧体厚片。
图81是安放到植入性医疗器的端子218中的直进式四极EMI滤 波器206的等尺寸视图。穿通电容器208被示为根据公知的现有技术 粘合到密封端子202。有损铁氧体电感器200具有刺穿它的四条(四 极)导线216。被标为a和c的刺穿有损铁氧体电感器200的导线216 直接经过有损铁氧体电感器200，并且其表现与先前描述的有损铁氧 体电感器非常相同。导线a和b通常来自一个双极对，例如植入到右 心室中的双极TIP和RING导线系统200。导线c和d来自不同的双 极对。b和d处所示的导线被设计成按相反方向缠绕在有损铁氧体电 感器200周围。正如先前在图16中所讨论的，这在有损铁氧体电感器 200内产生了抵消矢量B，防止它饱和。这意味着即使在高MRI场存 在的情况下，也保持了有损铁氧体电感器200的导磁率。导线b和d 通常将会来自不同的双极导线，例如植入到右心房中或左心室外的双 极导线。在双极导线，例如右心室导线对中，在由MRI在间隔靠近的 TIP和RING中感应的电流中存在非常小的相移。这是由于传播波速 和TIP和RING导线的相对接近的间隔。但是，对于放置在右心室中 的双极导线(a和b)，以及植入在另一个物理位置中，例如左心室外 的双极导线(c和d)，在两个双极导线对之间有足够的间隔来产生相 当大的相移。因此，图81中所示的配置被设计为利用所述相移，在 MRI场梯度存在的情况下降低铁氧体厚片饱和。这是按相反方向经过 铁氧体厚片缠绕各个双极对(例如a和b，如果右心室连接到它们的 话)的相位抵消作用之外的。这向设计者提供了处理相位抵消的许多 选择。
图82是图81中所描述的“L1”电路四极EMI滤波器的示意图。
图83是从图81中取得的视图83-83，它示出了导线a和c笔直 刺穿有损铁氧体电感器200。正如可看到的，导线a和c笔直经过穿 通电容器208和有损铁氧体电感器200。
图84是来自图81的从截面84-84所取得的截面。正如可看到的， 导线b和d采取的路线是：以按与导线a和c相反的方向经过电感器 的中心的方式，围绕有损铁氧体电感器200。这导致感应的EMI信号 的相移，从而在有损铁氧体电感器中产生的额外的抵消矢量。
图85是典型有源植入性医疗器械204。此器械通常可以是单极心 脏起搏器、单极神经激励器等等。图85所示的器械是单极器械，因为 一条任意长度的导线216从植入性医疗器械204或者经过静脉系统或 者经过身体组织本身延伸到末梢Tip位置。末梢Tip 300包括插入到 身体组织里的探针302。末梢Tip可具有本领域中常见的多种形状。 例如，在神经激励器中，末梢Tip 300可被放置在神经组织中或其周 围(作为线圈)，例如用于阻止脊髓中的疼痛信号。还有由氧体铝或 玻璃绝缘体240构成的单极密封穿通202，然后该穿通被金铜焊246 到AMID 204的整个外壳。还有产生在密封绝缘240和导线216之间 的密封金铜焊连接246’。密封引脚组合件是本领域中公知的，并且可 以与这里其他地方所示的套圈结合。但是，如图85所示，套圈不是始 终必要的。此外，通常由金制成的金铜焊材料246、246’也不是始终 必需的。即，玻璃互压密封也可用于预防体液进入AIMD内部。
AIMD通常采用如图所示的电路板或衬底304。此电路板可连接 到内部电池和各种电子器件，以便提供输出脉冲来激励身体组织和/ 或感测生物信号。输出脉冲可被引到多条导线，但是，在图85中，最 简单的形式是单极器械。在这种情况下，相对于AIMD罐或外壳和末 梢导线Tip 302，输出脉冲被激励到身体组织。换句话说，AIMD的金 属外壳形成一个电极，另一个电极是单极末梢Tip电极302。正如这 里的其他附图中所示，并不总是这种情况。换句话说，AIMD外壳(罐) 不必是返回电极。例如，在双极器械中，脉冲可以只在两条或多个植 入的导线之间。在心脏起搏器中，这通常是用例如右心室中的双极导 线来完成的，在右心室中既有末梢TIP又有末梢RING电极。
仍参见图85，可看到本发明的新颖的有损铁氧体电感器200，该 电感器被放置成使得接地导线306和有源导线216以非导电的关系经 过铁氧体电感器200。这对于利用本发明中描述的相位抵消技术是很 重要的。即，当此AIMD系统被暴露到强大的EMI源，例如由MRI 产生的EMI源时，信号既会被感应在金属AIMD罐外壳上，又会被 感应在由216、300和302组织的末梢导线系统上。当这些信号经过铁 氧体电感器200时，它们会产生磁势力，该磁势力会导致有损铁氧体 电感器200内的磁化力，这些磁化力往往具有不同的相位，并且部分 或完全抵消彼此。正如这里所描述的，这将会帮助防止有损铁氧体电 感器200内的磁芯饱和。
再次参见电路衬底304，可看到有连接到导线306和216的金属 丝粘合垫308和308’。通过超声金属丝粘合、热声波金属丝粘合、焊 接等等形成到金属丝粘合垫的连接。然后电路轨迹310和310’被安排 到AIMD的电子电路模块312。
新颖的铁氧体电感器200被示为在导线进入植入性医疗器械外壳 的入口点和电路衬底204之间的中间位置。正如本发明中先前描述的， 一个优选实施例将会是利用适当的互粘粘合剂垫圈或聚酰亚胺垫圈， 来将有损铁氧体电感器200互粘到密封端子组合件202a。将新颖的有 损铁氧体电感器200直接互粘到电路板304本身也是可以接受的。重 要的是，导线306和216以非导电的关系经过新颖的的铁氧体电感器。
新颖的铁氧体电感器200提供了AIMD系统中的两个非常重要的 功能。即，有损电感器200提高了导线系统的阻抗，从而降低了在 MRI和其他高强度电磁场暴露期间的感应的电流水平。降低这种电流 降低了导线系统216中的加热量，以及末梢Tip 302处的加热量。这 种加热对于身体组织可以是损坏性的，引起组织坏死，或导致AIMD 的较高的起搏阻抗，从而降低其效率。由于过度加热而引起的增大的 末梢TIP阻抗意味着AIMD必须在较高的输出电压下激励。这是不合 需要的，因为这增大了电池消耗，并导致所述器械的寿命的缩短。有 损铁氧体电感器200还提供了另一个非常重要的功能，因为它充当了 一极点低通EMI滤波器，从而向AIMD的灵敏电子电路提供了一定 程度的EMI保护。正如整个本发明中所需要的那样，可通过添加诸如 穿通电容器这样的额外滤波器元件来大大提高EMI滤波的量。
再次参见图85，AIMD外壳通常是钛的、不锈钢的或其他生物适 合的金属。但是，应该指出，本发明不限于具有金属外壳的AIMD。 实际上，AIMD也可具有保护AIMD电子装置不受体液侵扰的陶瓷外 壳或其他绝缘外壳。在AIMD外壳是绝缘的情况下，通常提供单独的 电极，例如位于陶瓷外壳本身之上的铂电极。有某些AIMD结合了具 有钛端盖的陶瓷管。端盖形成外壳电极。对于本领域的技术人员将会 显而易见的是，涉及经过有损铁氧体电感器的相位抵消，本发明还可 包括具有单独的相互粘附的电极的陶瓷外壳。
图86示出粘合到植入性医疗器械的密封端子202的单极有损铁 氧体电感器200。值得注意的是，在此特定应用中没有穿通电容器。 实际上，有损铁氧体电感器200单独出现就会大大改进植入性医疗器 械对诸如由MRI产生的高强度EMI场的免疫性。但是，缺乏穿通电 容器将会使得植入性医疗器械对诸如蜂窝电话和其他发射器产生的高 频EMI更敏感。因此，图86不是优选实施例，但是如果MRI是所关 心的主要问题的话则是适当的实施例。
图87是图86的密封端子202的示意图。
图88是图86中所示的有损铁氧体电感器200的靠近的等尺寸视 图。
图89是与图86非常类似，只不过有损铁氧体电感器200被示为 嵌入到密封端子202的凸缘218内。为了装饰目的添加可选的环氧树 脂填充EP。
图90是图89的示意图。
图91是五导线器件，示出准备好互粘到密封端子202的有损铁 氧体电感器200。密封端子202由钛套圈218和氧化铝陶瓷绝缘体240 构成。密封是通过利用纯金铜的元件的相互铜焊实现的。
图92示出嵌入在植入性医疗器械的凸缘218内的有损铁氧体电 感器L(200)。这在图93所示的截面图中更好地示出。可看到有损 铁氧体电感器L(200)被嵌入和封装在材料中，以使它无法移动。这 种材料是不导电的环氧树脂材料，这种材料就是用来从机械上将有损 铁氧体电感器200支撑在原位。在有损铁氧体电感器和凸缘218之间 不要求或需要有电连接。实际上，对于这里示出的所有有损铁氧体电 感器，有损铁氧体电感器200都被用适当的保形涂覆材料224，例如 Paralene，以提高其介电击穿强度或对电压施加的抵抗力。
现返回参见图92和图93，可看到有损铁氧体电感器L(200)具 有新颖的泄漏检测通气孔252，以促进氦泄漏检测。
现参见图94，可看到与先前在图59中所描述的类似的直进式四 极有损铁氧体电感器200，只不过穿通电容器已被去除。
图95是图94的有损铁氧体电感器L(200)的示意图。
图96是示出改进后的有损铁氧体电感器200，它可被互粘到图 94中所示的密封端子202。修改后的有损铁氧体电感器L(220)以适 应于容纳额外的匝。槽特征保持这些匝分离开，以便相邻匝不会短路。 利用图96中所示的有损铁氧体电感器200配置，可使用两匝、三匝甚 至更多匝。
图97与先前在图62中描述的非常类似，只不过已去除了内部接 地的穿通电容器C。
图98A-图98D示出有损铁氧体电感器L(200)可采取的形状的 各种示例。有损铁氧体电感器200最好由压制粉末制成。这些粉末被 与粘合系统混合，该粘合系统是通过将粉末压到模具中来成形的。模 具可采取仅由人的想象所限的任何形状。图98A示出圆形有损铁氧体 电感器。图98C是直线形。图98B是卵形或椭圆形，图98B指出具有 切割、T形或甚至三角形的任何其他形状都是可能的。在形成压制的 颗粒之后，在高温下烧制有损铁氧体电感器，以将其烧结成坚硬的单 片结构。
图99示出心脏起搏器204的外壳236，该心脏起搏器具有密封端 子204，该密封端子通常是被激光焊接到钛外壳236中的。但是，在 此实施例中，有损铁氧体电感器200被示为粘合到多层电路板224(被 大幅放大地示出)上。当然，植入性医疗器械204将会具有许多其他 内部元件，包括电池、簧片开关、混合电路等等。图99的目的是指出 有损铁氧体电感器200将会在电路中其被放置到任何位置处完成任务 以提高电感。
图100示出有损铁氧体电感器200可被放置在密封端子202与电 路板224或植入性医疗器械内的其他元件中间，并完成任务以提高阻 抗。
图99和图100还示出可选的穿通式电容器208，该电容器在本领 域中是公知的，被称为高频EMI滤波器。当有损铁氧体电感器200 结合穿通电容器208被使用时，形成非常有效的L型滤波器，正如共 同未决的美国专利申请序列号No.10/825,900中描述的那样。但是， 为了MRI脉冲的衰减，将会希望使如图99和图100所示的有损铁氧 体电感器200朝向穿通电容器208的体液侧。正如先前所描述的，这 对于降低环电流是很重要的。此外，这将穿通电容器208的相对较低 的阻抗与植入的导线系统隔离开来，从而降低了导线系统中MRI的加 热效应。
图101和103示出本发明的一种新颖的特征，因为具有非常小的 中心孔的有损铁氧体电感器200、200’可被制造并被形成层，以提供 整体高度，来优化电感性和电阻性属性。在图101中，可看到有两个 铁氧体厚片200和200’，这两个厚片被用不导电绝缘垫圈242粘合到 了一起。这允许了如果尝试将有损铁氧体电感器作为单个元件来制造， 则能够在不遇到固定问题的情况下，增大有损铁氧体电感器的整体高 度。正如先前提到的，对于单个有损铁氧体电感器200，在制造操作 中，高度和内径比可能相当成问题。
对于本领域的技术人员将会显而易见的是，两个、三个或多个有 损铁氧体电感器200可被互粘在一起，以实现所需的任何高度和所要 求的总电感。
图102中所示的示意图示出使这两个有损铁氧体电感器200和 200’串联起作用并且它们的两个电阻性属性串联起作用的效果。这些 元件仅仅叠加起来，这增大了有损铁氧体电感器的整体电感和整体电 阻。但是，这不改变基本EMI低通滤波器电路配置。换句话说，添加 第二有损铁氧体电感器200’意味着图101的EMI滤波器仍充当单元件 型滤波器。只有当用电容器元件分隔铁氧体厚片时，才增大EMI滤波 器的极点或元件的数目，正如这里进一步描述的那样。
现返回参看图101，可看到多个有损铁氧体电感器200和200’可 被互粘到一起。这些厚片可以具有各种初始导磁率和属性。例如，第 一厚片200可以是锰锌材料，厚片200’可以是钴锌材料。这两种材料 具有显著不同的电属性。一种材料在低频率下具有较高的电感，而另 一种材料在较高频率下具有较高的电感。通过将由各种材料制成的有 损铁氧体电感器200和200’互粘在一起，可优化更宽的频率范围上的 电感。对于两个有损铁氧体电感器200和200’的电阻性属性RL1和RL2 同样如此。各类型的铁氧体材料具有不同的随频率变化的电阻属性。 通过将各种材料结合在一起，还可优化随频率变化的电阻量。
另一种新颖的构建单元件(“L”)电路滤波器的方法是图104中 所示的双表面安放方法。在这种情况下，氧化铝绝缘体240被完全放 置在环绕套圈218内部.然后两个有损铁氧体电感器200和200’被互粘 到绝缘体240，其中一个最好朝向AIMD电路，如图所示。可选的环 氧树脂盖258可被放置在铁氧体电感器200顶部，主要用于美化用途。 产生的电路在图106的示意图中示出，如图107所示，该电路引起20 dB/十倍的衰减斜率。图105是图104的有损铁氧体电感器200和200’ 的等尺寸视图。
与单个有损铁氧体电感器相反，还可以使用离散多个有损铁氧体 电感器200。图108-110示出直进式多极密封端子组合件202，该组合 件适用于人类植入，例如用在耳蜗听觉器械中。图109是此器械的截 面，该器械具有通过垫圈260互粘到根据本发明的密封240的多个单 极有损铁氧体电感器200。图110是图108和图109所示的器械的示 意图，示出两个并行的电感器滤波器。图110的示意图被方便地示为 双极或两行滤波器。实际上，在现代植入性起搏器中，一种称为双心 室起搏的新的疗法已变得非常流行，这种疗法要求额外的导线。此外， 耳蜗植入通常结合了十四到十六条导线。因此，需要额外的导线216。 现在看到密封端子组合件在任何地方都具有四到十六条导线，也就很 平常了。
图111和图112示出与图108和图109中所示的相同的器械，只 不过取代离散多个有损铁氧体电感器元件200，一个拉长的有损铁氧 体电感器被粘合到了单极密封240。在这种情况下，取代使用多个单 独的有损铁氧体电感器200，采用了单个有损铁氧体电感器200，它同 时滑上并粘合到所有氧化铝绝缘体240。
正如先前所提到的，可实现的串联电阻性损耗和电感的量对于实 现整体衰减是非常重要的。这与以dB每十倍所测量的衰减斜率不同。 在增大电容和电感时，开始点(3dB点)的频率下降，并且整体衰减 急剧增大。例如，如果具有非常低的电容值和非常低的电感值，则在 100MHz下可能只有5dB。即使拥有以40dB每十倍增大的两元件滤 波器，在这种情况下可能也被限于在1000MHz(比100MHz高10 倍)下只有45dB。但是，如果能够增大电容值和增大电感值，则可 能拥有20dB的100MHz下的开始衰减。这将会意味着在1000MHz 下，可以具有60dB的衰减，这个衰减确实相当大。因此，有损铁氧 体电感器元件中需要尽可能多的串联电阻性损耗和电感。常规电感器 一旦被互粘或安放到人类植入性医疗器械的陶瓷电容器和密封端子， 就不可能将多匝缠绕在有损铁氧体电感器周围。
图113-116示出本发明的优选实施例，其中在有损铁氧体电感器 200的粉末压制或后续的机器制造期间形成了新颖的压制的缺口或凹 口262，然后被烧结成了坚固的单片电感器结构。有损铁氧体电感器 200一般是由专有的粉末制成的，这种粉末被放到多级肘杆式压力机 中。此制粒过程(利用粘合剂)形成铁氧体元件，然后铁氧体元件在 非常高的温度下被烧结，产生坚硬的单片结构。形成图114和图115 所示的凹口262是浇铸工具的简单问题。正如可在图117中看到的， 这使得可以将有损铁氧体电感器200直接粘合到氧化铝绝缘240，将 其放置在单条导线216上。然后围绕经过和向上经过有损铁氧体电感 器200的中心孔264，将导线216传递回来，从而添加另一匝，就相 对容易了。在这种情况下，我们已经描述了两匝电感器，它将电感增 加4(22)倍。
图115示出图114所示的新颖的有损铁氧体电感器200的改进的 实施例，该电感器包含了一个向上的斜面266，从而使得易于围绕和 向上经过有损铁氧体电感器的中心孔264将导线216馈送回来。非常 重要的是，凹口262被从头到尾地切割下来，这将在圆环中形成空气 隙。对于环形有损铁氧体200非常重要的是，它要为磁场形成非常低 的磁阻路径。在这种情况下，场电感仍然会出现在整个环中，其中磁 场被限制在环形有损铁氧体电感器200内。通过消除空气隙，可以非 常高效的方式提供非常高的电感量。
所有植入性医疗器械密封端子的一个唯一方面是导线216被预先 制造以形成密封。在某些密封端子中，导线216是通过金铜焊248粘 附到氧化铝绝缘体240上的。氧化铝绝缘体240又被金铜焊到钛套圈 218。在除了植入性医疗器械密封端子以外的应用中，易于制造多匝电 感器，因为松散导线可用于环形电感器周围的一匝或多匝。但是，在 植入性医疗器械的情况下，主要问题出现在如何将有损铁氧体电感器 直接粘合到绝缘体240，然后产生多匝。图113中所示的新颖的浇铸 的凹口特征示出了一种方法，其中绝缘体240被放置在直导线216上， 然后导线216可经过和围绕凹口262循环回来，并经过顶部伸出，产 生两匝环形有损铁氧体电感器，如图117所示。正如先前提到的，电 感与匝数的平方直接相关。有图117所示的损铁氧体电感器200在本 领域中被称为两匝电感器。通过取数字2的平方，意味着与仅仅使导 线216直接经过中心264相比，将具有四倍的电感量。
应该指出，通常用于植入性医疗器械中的导线必须是由适当的生 物适应材料制成的。典型的导线是铂、铂-铱、钽、铌等。如图117所 示，在这些导线216经过有损铁氧体电感器200的中心形成多匝时， 这些匝不接触彼此是非常重要的。例如，如果在图117中，在区域268 中导线216环绕并跨过自身时物理上接触到了一起，则这个短路的匝 又会变成单匝电感器。这不会影响起搏器的固有操作，但是将会导致 EMI滤波器衰减的降低。
因此，需要在匝穿过有损铁氧体电感器200的中心264经过彼此 的地方使匝绝缘。有多种方式来实现这一点。一种方式是套上绝缘套 270，如图117所示和图119放大所示。适当的绝缘套270可由聚酰亚 胺、特氟纶、Kapton等制成的，并且非常薄。它们还具有极佳的介电 强度特征，并且易于滑套在金属丝216上。其它方法包括利用薄绝缘 材料对金属丝216进行保形涂覆。应该注意，在穿过有损铁氧体电感 器200的金属丝216的相邻匝之间存在非常小的电压差。因此，不需 要太大的绝缘或介电承受电压要求。因此，Paralene、聚酰亚胺、环 氧树脂或其他绝缘材料的非常薄的涂层就是所要求的全部。另一种方 法是将匝仔细地经过有损铁氧体电感器200的中心放置，然后添加胶 囊密封材料或密封剂，使得未绝缘的金属丝匝不会移动成与彼此电接 触因而变得短路。
现参见图120-122，示出了另一种有损铁氧体电感器200，该电 感器具有形成在其中的凹口262，该凹口的配置与以上示出和描述的 不同。如图122所示，有损铁氧体电感器200被互粘到氧化铝绝缘体 240，与图113中所示的类似的，但是导线216被使得经过有损铁氧体 电感器200的中心264，然后被缠绕回来，围绕经过方便凹口262，并 返回经过有损铁氧体电感器200的中心孔264，因此形成两匝电感器。
正如先前注意到的，两匝电感器的电感量是单匝电感器的四倍。 此特定的有损铁氧体电感器200与图117所示的那个之间的差别是， 凹口262只在有损铁氧体电感器200的一侧。这具有将导线216放置 成跨过有损铁氧体电感器200的顶部的作用。在起搏器内有充足空间 的某些应用中，这将会是符合需要的。但是，在图117所示的优选实 施例中，不会让此导线216跨过有损铁氧体电感器200的顶部。要选 择的是使用图113的在顶部和底部具有槽的配置，还是图120和图121 所示的单个槽。在这两种方法中，就衰减来说性能差异很小。
图123示出制造先前在图122中示出的两匝电感器EMI滤波器 的替换方法。在图122中，长导线216被延伸经过氧化铝绝缘体240。 绝缘管270被放置在导线216上。希望绝缘管270具有非常低的磨擦 系数。这种材料将会是聚酰亚胺、特氟纶、Kapton等等。一匝可环绕 经过中心，然后围绕经过有损铁氧体电感器200返回，如图所示。希 望有损铁氧体电感器200具有圆形的拐角，以促进将有损铁氧体电感 器沿着管下滑，并将其坐落在氧化铝绝缘体的顶部之上。一旦松散环 被形成，则只要抓住导线216的末端，并在有损铁氧体电感器200下 压，以使得它顺着滑动，直到坐落在绝缘体240的顶部之上。然后导 线216可被向下滑动，以便它适配在凹口空间262内。
还可以添加额外的匝。图124示出具有四个新颖的槽262的新颖 的单极有损铁氧体电感器200。因此，在此设计中，经过有损铁氧体 电感器200可放置四个额外的匝，以便总共是五匝。如果取数字5的 平方，意味着可具有直导线铁氧体的电感的25倍。图125示出安放在 植入性医疗器械的密封端子202上的图124的新颖的五匝有损铁氧体 电感器200。
图126示出结合了本发明的特征的矩形四极有损铁氧体电感器 200。这允许了四个单独的EMI滤波器中的每一个具有两匝环形线圈， 这会把电感增大四倍(2匝的平方)。
图127至130的结构与先前在图92和图93中所描述的那些非常 类似。
参见图127，在无任何粘合材料的情况下，四极有损铁氧体电感 器200被松散坐落在绝缘体240的顶部。即，有损铁氧体电感器200 松散地坐在绝缘体240顶部。这在图128的截面中更好地示出。存在 空气隙272，该空气隙是在四极绝缘体240和有损铁氧体电感器200 之间形成的。正如可看到的，绝缘体240相对较厚。此设计可用在有 源植入性医疗器械内部有充足的高度空间的情况下。
参见图128，要求有损铁氧体电感器200被固定，以便它不会在 震动和扰动加载过程中从绝缘体240掉下或离开。因此，示出了多种 不同的将有损铁氧体电感器200固定在原位的方法。一种这样的方法 是将环氧树脂预成品274放置在四条导线216中的每一条或几条之上。 图128中也示出此热硫化环氧树脂预成品274的截面。另一种方法是 将金属按压螺母276插到一条或多条导线216上。另一种方法是采用 铁模工具，在导线278中形成卷边或型锻，如图所示。型锻278也在 图127中的截面中示出。另一种方法是插入固定夹280，如图127所 示。
在多极端子组合件中，不必在所有引脚上都放上固定装置。例如， 在六导线或六极器件中，可能只需要在两条导线上安装固定特征。这 取决于基于植入性医疗器械的特定震动和振动要求的计算。通常震动 要求在1000与1500克之间。必须计算铁氧体厚片的质量，然后计算 在这种震动加载期间会施加的力的量(F＝ma)。然后可确定所需要的 固定装置的数目。
图129和图130描述了先前在图127和图128中描述的四极端子 组合件的另一个实施例。在此情况下，有损铁氧体电感器200是通过 形成或弯曲一条或多条导线216来固定的。在医疗植入性器械中非常 常见的做法是，导线被形成或弯曲成多种形状和配置，以便它们与到 AIMD的内部电子电路的适当的连接点对齐。参见图130可看到导线 216中的弯曲282将有损铁氧体电感器200稳固地保持在原位。
图131示出本发明的新颖的铁氧体电感器厚片200。通过参看图 132的截面图可最好地了解此铁氧体电感器厚片200。这实现了与先前 在图77中描述的新颖有损铁氧体的增长的曲折路径类似的目标。再次 参见图132，可看到烧结的有损铁氧体电感器200中的压制粉末具有 如图所示的新颖的扩孔特征CB。存在可选的小直径孔y。较小直径的 扩孔y允许新颖的有损电感器厚片200自我为中心或自我定位。这将 引脚216保持为处于扩孔CD的中心。为了保证在引脚之间和引脚与 套圈28之间有增长的曲折路径，这是重要的。参见引脚216，可看到 为了高电压电弧沿表面发生，则该高电压电弧必须首先跨过表面b， 然后向上经过b，然后跨过c，然后到表面d下，然后跨过表面e，到 引脚216’。与先前电弧可能直接跨过表面c的实施例相比，这大大增 大了路径长度，尤其是如果铁氧体厚片偏心并且触到了引脚的话。
对于本领域的技术人员将会显而易见的是，扩孔特征CB将一直 向下直到底部。换句话说，消除较小的直径y。在这种情况下，将会 需要使固定装置居中来确保新颖的铁氧体厚片恰好以引脚为中心，以 便保证曲折路径的存在。图132所示的新颖的有损铁氧体电感器具有 另一个关键优点，该优点是它还增大了引脚和套圈接地表面218之间 的曲折路径。再次参见图132，可看到要使高电压电弧发生在表面上 引脚216’和套圈218之间，该电弧必须首先到表面y之上，然后跨过 g，然后到h之下，然后接触套圈218上具有相反极性的点。正如先前 提到的，这里所描述的所有有损铁氧体电感器都被涂覆上了适当的绝 缘材料，例如Paralene D或等同物。对于本领域的技术人员将会显而 易见的是，图131和图132中所示的新颖的烧结的铁氧体电感器厚片 适用于本发明的所有附图。对于本领域的技术人员还会显而易见的是， 图132所示的新颖的铁氧体厚片也可放置在体液侧。
返回参看图22，可看到只要正确地使有损铁氧体电感器200以导 线216为中心，即也可实现曲折路径。再次参见图131，扩孔区域就 是一种自动的提供烧结的方式。如图22所示，如果适当的产品固定装 置和工具被使用，以使得铁氧体厚片200被正确定中心，则也可实现 曲折路径。参见图22，两条导线216之间的曲折路径可跨表面a、b、 c、d和e实现。因此，类似的曲折路径将会存在于导线与地之间，这 也是穿通电容器外径金属涂敷206。路径将包括f、g、h和i。因此， 本发明的一个新颖的方面是具有适当的保形绝缘涂层的居中的有损铁 氧体电感器也可用于产生曲折路径，并对将会存在于典型植入性医疗 器械中的高电压场分等级。这种高电压场可出现在高电压植入性去纤 颤器的输出中。但是，即使在低级别起搏器应用中，由于外部去纤颤， 高电压场也常出现在这些端子处。自动外部去纤颤器(AED)现在出 现在了飞机、机场甚至家庭中。
参见图133，在植入性去纤颤器应用中，可将电路想成具有高能 量储存电容器，该电容器存储大概30-40焦耳的能量，在植入性去纤 颤器决定向患者提供高电压震动时该电容器被充分充电。此时，图2 所示的穿通电容器C(208)完全未充电。当植入性去纤颤器递送其高 电压治疗时，这意味着穿通电容器C(208)几乎必须瞬间充电。它也 向ICD时序电路提出了潜在问题。在植入性去纤颤器输出处，波阵面 对电容器C(208)充电，此能量中的某些被反射回到其灵敏的时序电 路。已证实这可能扰乱ICD的正确操作。在某些情况下，已记载ICD 电子装置可能误时、可能重启或者甚至永久失灵。
由于这些原因，本领域中通常已知的是，在植入性去纤颤器应用 中，穿通滤波器电容器C的值被限制。在典型起搏器应用C中，该值 可能高达9000皮法。但是，在植入性去纤颤器应用中，电容值一般限 于1000到2000皮法。较低的电容值在植入性去纤颤器电路上施加较 小的负载，并且对电路时序产生较少的问题。
本发明的一个新颖特征是朝着植入性去纤颤器的电子电路放置 的电感器200起解耦穿通电容器208的作用。电感器厚片200的新颖 的有损和电阻性属性减慢到未充电的穿通电容器208的ICD脉冲上升 时间。有损电感器厚片200还帮助降低穿通电容器208过度充电时电 路震荡或回响量，然后尝试放电回ICI)时序电路中。因此，本发明的 一个特征是新颖的有损电感器厚片技术同样不仅向EMI信号提供了 较高水平的衰减，而且帮助保护了植入性去纤颤器的灵敏电路。
与此结合，现在可将穿通电容208的值实际提供到较高的值，以 便提供更高程度的EMI滤波和免疫性。
图134示出图133的L电路EMI滤波器的截面。
图135示出图134的四极滤波器的示意图。
上述涉及植入性去纤颤器的解耦的讨论也适用于其他电路配置。 例如，在T电路配置中，也符合需要地将有损铁氧体电感器厚片放置 在植入性去纤颤器的穿通电容器元件和灵敏的输出电路之间。对于本 领域的技术人员将会显而易见的是，在任何电感器将植入性去纤颤器 的输出与EMI低通滤波器电路的其余部分隔离开来的电路配置中，实 现了所需要的解耦。
现参见图136，可看到这是双L(LL)电路配置。
图137是图136的LL滤波器的示意图。
正如先前提到的，在静态和脉冲MRI场都存在的情况下，循环 电流被建立在植入的导线系统中。参见图9，这些电流在体液侧的环 中循环，从可视为末梢TIP的导线226开始，然后经过末梢RING 228 返回。正如所提到的，本发明的一个符合需要的特征是使穿通电容器 C1与此环隔离，因为穿通电容器C1防止了非常低的阻抗，并且往往 增大RF频率下导线系统中的电流。
再次参见图136，本发明的一个新颖方法是LL滤波器中元件的 值不必相同。即，第一穿通电容器208的值最好相对较低，例如1000 皮法，其中第二穿通电容器208’的值相对较大，例如4000到5000皮 法。此外，正如可看到的，有损铁氧体电感器200被朝着体液侧放置， 并且与第二有损铁氧体电感器200’相比较厚。希望让尽可能大的电感 和损耗朝着体液侧放置，以便最小化可能在上述环中循环的MRI电 流。
一种主要设计方法将会是最大化第一铁氧体电感器200的有损和 电感性属性，并最小化第一穿通电容器208的电容值。对于蜂窝电话 和其他高频衰减，第一穿通电容器208具有相对较低的值是可接受的。 相对于导线216和216’，第二穿通电容器208’则将会具有大得多的电 容值，并且代表低得多的到地阻抗。但是，较大值的穿通电容器208’ 被隔离在两个有损铁氧体电感器，即铁氧体电感器200和200’之后。
因此，本发明的一个特征是提供了到电容器的尽可能大的隔离， 以便最小化导线系统中的MRI电流。最小化MRI感应电流将会意味 着沿导线有更少的加热，以及更少的在灵敏的TIP到RING区域处流 经身体组织的电流。
在另一个应用中，可能希望使第一穿通电容器208具有比第二穿 通电容器208’大的值。例如，在MRI不是重要考虑因素的应用中， 对起搏器输入阻抗的EMI和电路匹配考虑因素将会变得极为重要。
从上文可意识到，这里讨论的新颖的穿通端子组合件和有关过程 有利地结合了具有电阻性和电感性属性的有损铁氧体电感器，这些属 性帮助增大相关联的植入的导线系统的阻抗。尤其地，有损铁氧体电 感器大大提高了MRI场频率下穿通端子组合件的电感和电阻系数。此 外，有损铁氧体电感器可以与穿通滤波器电容器组合件相结合。当用 于这种结合中时，导线以与第一组电极板导电的关系延伸经过电容器， 并且相关的套圈、AIMD外壳或接地面被放置成与第二组电极板形成 导电关系。这种组合件尤其适用于人类植入性器械应用，例如心脏起 搏器、植入性去纤颤器、听觉器械、神经激励器、药物唧筒、心室辅 助器械、植入性传感系统、胃起搏器、修复器械等等。
重要的是，本发明的穿通端子组件可根据需要被配置为形成L、 Pi、T、LL或更高阶的低通滤波器电路。
虽然本发明的几个不同实施例已被详细示出和描述，但是在不脱 离本发明的精神和内容的情况下，各种修改可被做出。因此，本发明 除了被所附的权利要求所限外，是不被限制的。
相关申请
本申请是2004年4月15日提交的美国专利申请序列号No. 10/825,900的部分延续案，这里通过申请将该申请包含进来。本申请 还是2004年5月10日提交的美国专利申请序列号No.10/842,967的 部分延续案。本申请还是2004年2月12日提交的美国专利申请序列 号No.10/778,954的部分延续案。本发明还要求了2004年9月2日提 交的美国临时申请序列号No.60/607,276的优先权。