CN1802185A - 用于人体植入应用的电感器电容器emi滤波器 - Google Patents

Abstract

一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括与活性可植入医疗设备的外壳导电结合的导电环体、导电结合到环体上的贯通电容器、与电容器以非导电关系紧密相联系的电感器以及延伸穿过电容器和电感器的导电的端脚。该端脚以非导电关系延伸穿过所述电感器并导电地结合到电容器的活性电极板上。在一优选形式中，端脚围绕电感器缠绕。另外，电感器可以与电容器紧密联系地进行保持而不在它们之间形成直接的物理连接。

Description

用于人体植入应用的电感器电容器EMI滤波器

背景技术

本发明通常涉及贯通电容器端脚组件及相关的构造方法，尤其涉及在诸如心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入之类的医疗设备中使用的类型。这些端脚组件形成EMI滤波器，该EMI滤波器设计用来去耦和屏蔽来自相关设备的不良的电磁干挠(EMI)信号。更具体地，本发明涉及一种包括一电感部件的改进EMI滤波器，使得EMI滤波器成为两元件(两极)或者三元件(三极)设备，或者甚至是更多极的设备。通常公知贯通端脚组件用来连接穿过电子装置外壳或壳体的电信号。例如，在心脏起搏器、消纤颤器等可植入医疗设备中，从医疗设备外部到内部，对于贯通通道来说，端脚组件包括一个或多个由绝缘结构支撑的导电端脚。已知有许多不同的绝缘结构和相关安装方法在医疗设备中使用，其中该绝缘结构提供良好密封以防止体液渗透进入医疗设备外壳。例如在一个心脏起搏器内，贯通端脚一般在壳体内连接一个或多个导线，以对心脏组织实施起步脉冲和/或检测或感知心律。

然而，导线也有效地扮演了天线的角色，从而易于将用于传送的杂散电磁干挠(EMI)信号收集到医疗设备内部。美国食品药品管理局经研究，麦阿密医疗研究中心(Mt.Sinai Medical Center in Miami)和其他研究者表明：诸如移动电话产生的杂散EMI能够严重干挠起搏器的正常工作。已经充分论证了会发生起搏器停止、异步起搏和错误的搏动。这此情况对于依赖起搏器的病人来说都是危险甚至危及生命的。

在诸如美国专利5,333,095和4,424,551中(它们的内容在此进行结合)所示的那些现有设备中，密封的端脚组件以不同的方式与陶瓷贯通电容器滤波器组合在一起，以去耦进入医疗设备外壳内的电磁干挠(EMI)信号。图1是一幅在美国专利5,333,095中公开的贯通端脚组件的剖面图。此处在这些图中，结构中功能相同的部件以与示出实施例无关的相同参考数字进行参照。装置10包括一导电环体12，该环体12与诸如心脏起搏器、消纤颤器或耳蜗植入之类的人体可植入设备的外壳14相连接。装置10包括具有接地部分24的贯通电容器16，该接地部分24与环体12导电地结合。至少一个端脚18以绝缘关系延伸穿过环体12，并以导电关系穿过电容器16。典型地，氧化铝绝缘体20放置在端脚18和环体12或其它导电基片之间，通过其使得端脚18绝缘穿过。依照所使用的组装技术，电容器16可以与绝缘体20相连接或者和绝缘体20分开从而形成一个气隙。电容器16的外径金属层24和导电基片或环体12以导电关系安装，使得贯通电容器16的接地电极有效接地。另一种可替换布置在美国专利5,905,627中示出，其全文在此进行结合。

图2显示了图1中现有技术中典型的单极单片陶瓷贯通电容器16，其已经在美国专利号5,333,095和4,424,551以及许多其它专利中进行了描述。内径22和外径24都使用导电终端金属喷镀，该导电终端使得相应的电极板组平行。贯通电容器设计为使得导线18通过其中心。该导线或端脚18和内径金属镀层22导电结合，以便与第一组活性电极26导电地结合。第二组接地电极28与外径金属镀层24导电地结合，用于导电基片或环体12接地。

图3是图2所示贯通电容器的示意图。如图所示，贯通电容器是三端子设备，该设备提供宽频性能并通过传输线方程精心设计。贯通电容器新特性在于它们像宽频传送线一样工作并且具有很低的电感性能。这意味着它们可以在很宽的频率范围内提供有效的EMI滤波器抗扰性。它们通过将高频噪声去耦并将其分流到可植入医疗设备的钛或者不锈钢防护外壳14中而做到这一点。这和矩形单片电容器以及具有非常大的串联电感的其它两端子电容器不同。两端子电容器在低频时易于自身共振，从而EMI滤波器性能很差，尤其对于诸如手机、微波炉、雷达和其它无线发射器之类的高频来说。

图4和图5显示了另一种类型的电容器16，它是一种多孔微平面阵列四级贯通电容器。它与先前图2和图3所描述的单极贯通电容器具有基本相同的性能，并能容纳更多的端脚穿过。图6是图4和图5所示四极电容器的示意图。

图7描述了电容器的电抗方程，并示出了对于理想电容器来说电容器电抗是如何在欧姆vs频率的关系中变化的。在直流电路中，电容器看上去象是一个断路(换句话说，就像它们不在那儿一样)。在高频时，良好设计的电容器趋于看起来有很小的欧姆电抗(或者短路)。这样，电容成为频率选择组件，并且它可以用来短路或旁路不期望的高频信号，从而用作低通滤波器设备。

在过去的几年里，已经为活性可植入医疗设备市场引入了许多新设备。这包括可植入的复律器消纤颤器，这种设备不仅对心脏提供高电压振动治疗，还可以提供监控心动、防止心动过速以及传统的心房和心室搏动。最近引入的是先天心脏缺陷设备，在市场上也称为二心室心脏起搏器(biventricular pacemaker)。所有这些新设备都需要越来越多数量的导线植入心脏内或者在心脏的心室外部。这极大复杂化了用于EMI感应的环路耦合和天线耦合区域。这也意味着更多的导线必须进出可植入医疗设备。因此，现在一般在市场上提供有8脚、12脚甚或16脚的设备，而这些设备都有特定的滤波需要。

在传感器技术领域已经有了新的发展。基于传感器的导线以及新的遥测方法正在研究之中。联邦通讯委员会最近已经开放了更高频率的遥测信道(402MHz)以适应医生对更大频宽的需求(对存储数据更好的访问、恢复过去的心电波等等)。最新的心脏起搏器和可植入除纤颤器存储有大量的数据，并能下载心电图用于医生的后续研究。

在市场中发射器的数量也已经增加。一种实例是得到了迅速的市场认同的新的蓝牙系统。蓝牙是一种将计算机和外围设备以无线方式互连的方法。这也使体内植入了医疗设备的病人暴露在更多的数字信号中。因此，对可植入医疗设备在更宽频率范围内更好的EMI抗扰性的需求一直以来持续增长。

如上所述，植入式医疗设备与移动电话、防盗器和其它发射器之间的相互作用已经进行了大量的研究。今天该研究仍在进行，尤其是在心脏起搏器和ICDs领域。最近，与高增益天线相结合的高增益移动电话放大器在消费品市场已经能够买到。这造成了新的担忧，因为当前在心脏起搏器和ICDs内设计的单元件EMI滤波器是基于当移动电话最大输出功率限制在0.3或0.6瓦的研究结果。当移动电话结合了这些新放大器和高增益天线时，其输出功率增加了20到30dB的系数。这相当于23.8瓦的移动电话。

现有技术用于可植入应用的EMI滤波器通常由单极设备构成，该单极设备在每个导线上都包含一单个贯通电容器元件。通过增加电容值能够增加单元件贯通电容器的衰减量。这也所期望地降低电容开始有效的频率。这也就是已知为贯通电容器的3dB截止点。不幸的是，提高电容值也会带来一系列不期望的副作用。首先，太多的电容会降低植入人体的医疗设备的输出，从而使其运转不良。太多的电容也会成为问题，比如当在听觉设备中在心脏起搏或者数字信号处理过程中电容器必须充电和放电会产生过量的能量损耗。

在低通滤波器的EMI滤波器设计中，包含贯通电容器的单元件滤波器衰减以20dB/decade增加。这是如图7所描述的数学计算容抗并且其行为作为低通滤波器电路的结果。以欧姆表示的容抗Xc与电容值相反变化也与频率成相反地变化。

电感器执行相反的功能，其在于如图8所示，以欧姆表示的感抗X_L随频率和以微亨表示的电感直接变化。该公式不仅适用于多匝线圈，同时也适用于单匝铁氧体垫片。感抗X_L是容抗Xc的对应物，体现在感抗随增加的频率增加。如所示出的，在直流电路中，感抗值为0欧姆，而高频时则升为很高值。

因此，当电感串联到电路内时，电感能够升高电路的阻抗，从而也用作低通滤波器。在图9中示出的普通现有技术的EMI滤波器电路包括单元件贯通电容器“C”、“双元件L₁”和“反L₂”滤波器，该滤波器电路结合了电感器和电容器以及包括“PI”和“T”构造在内的其它元件和其它构造。通常使用的用于医疗植入应用的现有技术的滤波器电路一直是“C”电路或者贯通电容器。所有引用的专利参考都是基于与可植入医疗设备的密封终端直接连接或邻接连接的单元件贯通电容器。然而，与贯通电容器结合使用电感增加了滤波器的有效性。

图10所示的图表具有特定意义。水平或X轴是以MHz为单位的频率，垂直或Y轴是以dB为单位的由插入损耗来测量的滤波效率。对于一个组件贯通电容器“C”来说，插入损耗与频率以每十进制20dB(20dB/decade)的斜率增加。然而，当增加电感组件时，这使得该低通滤波器变为两元件“L”滤波器。像“L”滤波器这样的两元件滤波器以斜率40dB/decade上升。这意味着在高频时它的滤波有效性大大高于单元件滤波器。如果在电容器两端都增加电感器，其将成为三组件滤波器，其将以60dB/decade增加，依此类推。

单元件贯通电容器限制在衰减增加为20dB/decade。这在3dB截止频率之上的区域在半对数坐标纸上是线性功能。换句话说，对于在10MHz时提供20dB衰减的单元件贯通电容器来说，那个相同的滤波器在100MHz时将会提供40dB的衰减，其是一个频率十进制以上。如果拿出相同的贯通电容器并将它与电感元件相结合，从而制成L区滤波器，其现在变成了二元件滤波器。二元件滤波器将以40dB/decade增加它的衰减效果。使用前面示出的实例，如果远在截止频率之上的L区滤波器在10MHz时显示出20dB的衰减，则它将在100MHz时显示出60dB的衰减，这是相当大的滤波效果增加。

在可植入医疗设备中这是有特定好处的，表现在能够在1MHz和许多问题发射器发射信号的频率范围内极大增加EMI滤波器的衰减量。例如，在22MHz和72MHz频率范围内，手持或胸挂式发射机通常用于控制模型飞机、模型直升机和遥控船。这些复杂的设备产生强大的数字控制信号，而这些信号可能非常接近植入人体的医疗设备。因此，两元件EMI滤波器可被设计使得它在可植入医疗设备的心脏感知和遥测范围内提供很低的衰减，而在这些频率以上大大增加衰减作用。因此，有必要为植入式医疗设备提供多元件的滤波器。

如此处所描述的，与心脏起搏器或植入式消纤颤器导线相串联地增加电感是非常有效的。经研究发现，心脏起搏器生物信号检测电路中的输入阻抗Z_IN在低频时相对较高(Z_IN大于10,000欧姆)，而在高频时相当的低并存在随机变化(Z_IN小于5欧姆)。本发明的一新的特征在于向贯通电容器增加电感部件提高并稳定了活性可植入医疗设备(AIMD)的输入阻抗，特别是在某些随机频率处更是如此。在两元件“L”滤波器中，重要的是电感元件放置在电容器朝向AIMD内部电路的一侧。通过提升并稳定AIMD的输入阻抗，朝向体液侧定位的贯通电容器首先截取，从而变成很有效地将高频EMI信号旁路到AIMD的整体等电位屏蔽或外壳。在EMI信号会干挠正常的AIMD电路和治疗功能的地方，不想要的信号的这种分路作用防止了EMI信号进入AIMD外壳内。

图11-15显示了示范性的铁氧体垫片和绕线式电感器30-34。图15显示放置多匝导线36通过铁氧体或铁芯电感器元件34。这很有效，因为该组件的电感作为线匝数的平方上升。换句话说，如果放置单个线匝或直导线36穿过铁氧体垫片元件或铁氧体芯32，这将定义为一匝(图13和14)。然而，如果放置额外的线匝，电感会作为线匝数的平方上升。图15显示了一个三匝电感器，其中导线36三次通过环形电感器芯34的中孔。这具有导线36一次通过中孔的、如图13所示的设备九倍的电感值。环形电感器材料可由铁氧体、铁粉、钼坡莫合金(molypermalloy)或者影响电感属性的不同的其它材料制成。

另一个影响活性可植入医疗设备的主要趋势是持续增长的对小尺寸设备的需求。几年前可植入复律器消纤颤器(ICD′s)体积超过100立方公分。现在，ICDs被设计得小于30立方公分。因此，在活性可植入医疗设备内的所有组件必须设计得尽可能的小。因此，如果电感或铁氧体元件在可植入医疗设备内占据额外的空间，就不太现实添加电感或铁氧体元件。

用在医疗植入应用的滤波器贯通电容器的典型值范围从390皮法到9000皮法不等。然而平均的贯通电容器在体积方面并不是很有效的。因为只需要一些电极板就可达到所需的电容值(由于高的绝缘常数)，所以在医疗可植入设备中使用的典型的贯通电容器结合了许多空白盖片。在活性可植入医疗设备中使用的典型的陶瓷贯通电容器厚度在0.040到0.050英寸之间。其中，总高度中仅仅大约三分之一到二分之一的高度实际用来提供电容。其它部分用来提供机械强度。

可植入医疗设备的密封端脚也引起另一特有问题，用于在EMI滤波器中提供相当大的电感。这来自于提供密封以防止体液进入的特征。如许多现有技术应用所描述的(以及此处如图15所示)典型的多匝电感器可以松散地放在手里。一个人可以抓起一段导线36并且前后穿过中心形成多匝电感器34，如图15所示。在本技术领域内，现在也已经可以很容易地获得许多自动缠绕机。然而，在植入式医疗设备密封终端内，通过密封终端的特性，导线牢固地安装在一端(通常通过金钎焊等)。依据许多现有技术参考中的一个，电容器必须安装在密封终端上。困难就在于与带有结合的铁氧体或结合的铁氧体平板一起如何制造多个线匝。

因此，需要提供用于可植入医疗设备的多元件滤波器，使得该EMI滤波器设计用来在可植入医疗设备的心脏感知和遥测频率范围内提供非常低的衰减，但是考虑到由环境中的电磁发射装置所产生的EMI，在这些频率以上陡峭地增加衰减曲线。这种滤波器应当是在体积上有效的，以便在具有有足够机械强度的同时尺寸尽可能的小。这种滤波器也应当能够良好密封以防止体液进入可植入医疗设备。本发明满足这些需求，并提供了其它一些相关的优点。

发明内容

本发明涉及一种贯通终端装置，其有益地在贯通电容器装置中结合了电感器。根据本发明结合电感器使得该EMI滤波器成为两元件(两极)或三元件(三极)设备并在更宽的频率范围内改进了EMI滤波器。特别的，由插入损耗(dB)测量的滤波效率大大提高。这些装置尤其适用于诸如心脏起搏器、植入式消纤颤器、植入耳蜗的医疗装置等之类的人体可植入设备应用。

广义地，本发明包括贯通终端装置，该贯通终端装置包括导电环体、贯通电容器、以及与电容器以非导电关系紧密相联系的电感器。所述贯通电容器包括第一和第二组电极板。第二组电极板导电结合到环体上。导电端脚延伸穿过电容器，使得它与第一组电极板导电地相结合，并以非导电关系穿过电感器。

优选地，贯通电容器终端装置构造为在活性可植入医疗设备中使用。在这些环境中，导电环体导电地结合到活性可植入医疗设备的壳体上。一般这些设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、胃起搏器、可植入传感系统或修复术设备。

在一些实施例中，电感器利用非导电聚酰亚胺、玻璃、陶瓷连接材料、环氧树脂、硅树脂，或者热固塑料支撑带粘合剂直接结合到电容器上。

电感器一般包括高导磁率铁氧体材料。这种材料可以选自钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉或者钼坡莫合金等这些烧结合金。

在电感器上一般提供有保形涂层。在优选实施例中，所公开的涂层包括对二甲苯(Paralyne)。而且，一般绝缘体布置在电感器和端脚之间。该绝缘体可以包括环氧树脂、热塑不导电粘合剂、不导电聚酰亚胺、或者硅树脂材料。

在另一种可选的实施例上，提供有第二电感器，端脚以非导电关系延伸通过该第二电感器。第一和第二电感器可以彼此邻接放置或者放置在电容器的相反侧。出于此，至少一个附加电感器可以叠加在另一个电感器上，并且这些电感器可以每个都包括具有不同物理和电特性的材料。可选择地，电感器可以每个都包括具有相同物理特性的材料。而且，电容器和电感器可以放在环体内，并且绝缘帽可以相对电容器放置在电感器上。

当电感器放置在电容器的相反侧时，可能存在不同的构造。在其中一种中，至少一个电感器可以放置在贯通终端装置的体液侧。而且，第二电感器可以邻接环体放置。可选择地，电感器可以连接到电容器的相反表面。在所示出的实施例中，其中一对电感器放置在电容器的相反侧，电容器和电感器都放置在环体内并和环体电绝缘。

在另一示出的实施例中，第一和第二贯通电容器以非导电关系与电感器相联系。该第一和第二贯通电容器可以放置在电感器的相反表面，而且每个电容器可以内部接地。第一和第二电容每个都包括与端脚导电相结合的第一组电极板和与环体导电相结合的第二组电极板。第一电容包括内部和外部接地的电容器，并且第二电容器包括内部接地的电容。贯通终端装置进一步包括导电材料，该导电材料同时延伸穿过第一和第二贯通电容器以将第二电容器的第二组电极板与第一电容器的第二组电极板导电结合。该导电材料可以包括热固导电粘合剂、焊料或焊膏。可选择地，导电材料可以包括导电引脚。而且，该导电引脚可包括钉头引脚或者与下面的密封绝缘体连接的引脚。

密封绝缘体一般放置在端脚和环体之间，并且电容器一般邻接密封绝缘体放置。

在另一示出实施例中，电感器包括与电容器的小孔对齐的小孔，通过该小孔能够检测到泄漏检测气体。

电容器的第二组电极板可以通过外部接地到环体，或者可选择地，内部接地到接地引脚，该接地引脚导电结合到环体上。

端脚可以围绕电感器缠绕以形成多个线匝。在这种情况下，缠绕端脚的邻接部分彼此电绝缘。缠绕端脚的邻接部分装入诸如非导电套筒之类的非导电材料内。

电感器可以包括用于接收缠绕端脚的凹口。此凹口可以包括用于容纳端脚的斜面，并且进一步地电感器可以包括多个凹口，每个都用来容纳分离的端脚。在一些实施例中，凹口包括多个槽，用来接收端脚的对应的多个线匝。所述凹口可以进一步包括用于容纳端脚的成形角。

在几个实施例中，示出了用于保持导体与电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的构件。该电感器保持构件包括在端脚和电感器之间的锁。该锁一般包括诸如模压、夹具或环氧树脂之类的机械锁。可选择的，该锁可以仅仅包括在端脚内的变形。

电感器保持构件可以进一步包括连接到端脚的导线结合垫。当提供了导线结合垫时，除端脚自身之外，其可以或不可以物理连接到密封终端装置的下部结构。

结合附图从下面更详细的描述中，本发明的其它特征和优点将会变得明显，附图以实例方式示出了本发明的原理。

附图说明

附图显示了本发明，在这些图中：

图1是把平圆形电容器安装在EMI滤波器装置中的现有技术的表面的剖面图；

图2是图1的现有技术的单极平圆形贯通电容器的局部截面图；

图3是图2的贯通电容器的示意图；

图4是现有技术的四级贯通电容器的透视图；

图5是从图4中沿线5-5得到的剖面图；

图6是图4的四级贯通电容器的示意图；

图7描述了容抗方程式并显示了对于理想的电容器来说容抗是如何随着欧姆vs频率的关系变化的；

图8显示了感抗方程式；

图9显示了普通EMI滤波器电路的示意图；

图10是在低通EMI滤波器器中的插入损耗vs组件数的比较图；

图11是现有技术的铁氧体平板环形电感器的透视图；

图12是从沿着图11中的线12-12的剖面图；

图13是现有技术的环形电感器的透视图，并且一匝线圈或者单个引脚从其中心通过；

图14是沿着线14-14得到的图13中环体的剖面图；

图15是带有多个导线圈的现有技术的环形电感器的透视图；

图16是给出热塑聚酰亚胺支撑带粘合剂的机械性能的图，根据本发明该支撑带粘合剂将会被用到；

图17是具体表示本发明的EMI滤波器的剖面图；

图18是图17中的区域18的放大图，显示了可替换实施例；

图19是图17所示的EMI滤波器的示意图；

图20是图17中的铁氧体平板电感器46的透视图；

图21是表示本发明的EMI滤波器装置的剖面图，显示了堆栈或层压关系的多个电感器46和46′；

图22是图21的EMI滤波器装置的示意图；

图23是图21中层压的多电感器的分解透视图；

图24是显示陶瓷电容器和电感器完全放在环绕线圈内部的剖视图；

图25是图24的两元件的电感器电容器EMI滤波器的电路示意图；

图26显示了表示本发明的、内部接地的五电极或五极电容器装置的分解剖视图；

图27是一EMI滤波密封终端装置的截面图，该装置通过缩短它的氧化铝绝缘体以提供一个在装置的体液侧安装第二铁氧体垫片46′的便利的连接表面而得以改装；

图28显示了图27中的第二铁氧体平板；

图29是图27所示的滤波密封终端装置的示意图；

图30是EMI滤波装置的剖视图，它包括一个布置在体液侧的陶瓷电容器和一个连接在内部绝缘体的电感器；

图31是表示本发明EMI滤波装置的剖视图，其具有共同连接在陶瓷电容器相反表面的电感器；

图32是图31所示EMI滤波器终端装置的电路示意图；

图33是一个表示本发明的PI滤波器装置的截面图；

图34是图33所示的EMI滤波器电路示意图；

图35是一个显示新的PI区滤波器的剖面图，该滤波器结合了同时采用外部和内部接地技术的电容器；

图36是图35的终端的电路示意图；

图37是图35的装置的一种可能的顶视图；

图38是图35的装置的另一种可能构造的顶视图；

图39是显示了另一种PI滤波器装置的剖视图，该PI滤波器装置结合了类似于图35的混合电容器；

图40是显示另一种新的结合了混合电容器的PI滤波器装置；

图41是图35、39和40的底部电容器的透视图；

图42是图41中的电容器大致沿线42-42的剖视图；

图43是图42中的电容器大致沿线43-43的剖视图，显示了活性电极板的布置；

图44是通过图42中的电容器沿44-44得到的剖视图，显示了接地电极板的构造；

图45图35中的铁氧体电感器的透视图；

图46是图45中的电感器大致沿线46-46的剖视图；

图47是图35、39和40的上部电容器的透视图；

图48是图47中的电容器沿线48-48得到的剖视图；

图49是图48中的电容器沿线49-49的剖视图，显示了活性电极板的布置；

图50是图48中的电容器沿线50-50的剖视图，显示了接地电极板的构造；

图51是表示本发明的内部接地的三元件PI电路密封终端的透视图；

图52是沿图51中的线52-52的剖视图；

图53是一组性能曲线图，显示了本发明添加电感器滤波元件的优点；

图54是显示安装在陶瓷终端并具有穿过的中孔的电容器和电感器的可替换实施例的透视图，其在气密封测试期间考虑到气体的现成通道；

图55是图54中的装置沿线55-55得到的剖面图，显示了连接到电容器并带有用于氦泄漏检测的对齐中孔的电感器；

图56说明了内部接地的三极电容器；

图57是图56沿线57-57得到剖面图；

图58是一个带有接地引脚的内嵌多极EMI滤波器的平面图；

图59是图58沿线59-59得到的剖面图；

图60是图58和59的EMI滤波器装置的示意图；

图61是类似于图58的带有接地引脚的多极EMI滤波器装置的顶视图；

图62是图61沿线62-62得到的剖面图，说明了使用电感器平板而不是单个电感器垫片；

图63是依据本发明的优选实施例具有凹口的新的电感器；

图64是图63沿线64-64得到的剖面图；

图65类似于图64的视图，结合了便于多匝导线送进通过铁氧体电感器的中心孔的斜面；

图66是图63所示的铁氧体垫片的电路示意图；

图67类似于图17的剖视图，但使用了图63所示的新的铁氧体垫片；

图68显示了图67所示的EMI滤波器终端装置的示意图；

图69是图67中的端脚的一部分的放大透视图，显示了当导线向上穿过电容器时绝缘体的一部分从垫片移去；

图70是设计带有一个新的槽结构的单极铁氧体平板的透视图；

图71是大致沿图70的线71-71的剖面图；

图72是使用图70的铁氧体平板的单极贯通电容器的剖面图；

图73是一个表示本发明的新的两圈单极电感器的片断透视图；

图74带有四个槽的单极铁氧体平板；

图75是显示了安装在密封终端并装配的图74的新的四圈单极铁氧体的透视图；

图76根据本发明具有四个槽的内嵌四极铁氧体垫片的透视图；

图77是显示将图76所示的内嵌四极铁氧体垫片安装到一个密封终端的透视图；

图78是图77所示的四极“L”区滤波器的示意图

图79是表示本发明的铁氧体平板的透视图，该铁氧体平板带有新的槽，使得能够添加附加的线圈，将该单元变成两圈电感器；

图80是一个四极贯通滤波终端装置的透视图，其中电感器平板松散地位于电容器的上而不用任何连接材料；

图81是大致沿图80的线81-81得到的剖视图；

图82是类似于图80、81所显示的四极贯通滤波器终端装置的透视图，显示了另一种实施例；

图83是图82中沿线83-83得到的剖视图；

图84是类似于图17的剖面图，显示了使用绝缘连接材料连接到电感器平板的L形线连接点；

图85是图84的L形线连接点的透视图；

图86是显示了本发明的八极的(加接地导线)贯通滤波器终端装置的分解透视图；

图87是图86的贯通滤波器终端装置的透视图；以及

图88是沿图87中线88-88得到的放大的剖视图。

具体实施方式

如用于举例说明的附图所示，本发明在于为了一种EMI滤波器贯通终端装置，其结合一电感元件以便当EMI的频率增加时增加EMI的衰减。本发明尤其适合用于人体可移植医疗设备，如上面所描述的那样。

现在参考图17，其显示了表示本发明的EMI滤波器贯通终端装置36。类似于典型的可移植设备应用装置，装置36包括一为环体12形式的导电基片，该导电基片使用激光焊、钎焊38或者其它在本领域公知的导电连接导电地结合到可移植医疗设备的壳体或外壳14上。贯通电容器40使用钎料、焊料等导电的热凝固材料42′导电结合到环体12上。导线或者端脚18穿过在环体12和电容器40内形成的孔。电容器40的活性电极26通过钎料、焊料等导电的热凝固材料42或在本领域公知的其它手段导电结合到端脚18。电容器40的接地电极28导电连接到环体12，在这种情况下在电容器40的外部金属镀层24和它的导电连接42′之间连接到环体12上。诸如氧化铝陶瓷之类的绝缘体20布置在导电环体12和端脚18之间，使得端脚处于非导电关系中。端脚18可以通过金钎料44、玻璃压缩(glass compression)、熔化封接等方式粘着或固定在绝缘体20上。

本发明有益地将电感器46结合到装置36上。铁氧体平板电感器46以非导电的方式共同连接到电容器40上。示意性地，电容器40朝向体液侧定位，电感器元件46则需要朝向可移植医疗设备14的内部定向。从电子电路观点看，需要贯通电容器C朝向体液侧定位的原因是心脏导线系统代表着相当稳定的电源阻抗。研究显示移植的导线的电源阻抗能达到大约80欧。这随着频率有一些改变，但却是可靠的平均值。另一方面，心脏起搏器或者其它可移植医疗设备的输入阻抗随着频率有很大变化。在低频率时，心脏起搏器的阻抗相对较高，达到10K欧或者更高水平。但是，随着频率的增加，心脏起搏器输入阻抗会显著地改变。在高频率20MHz以上，AIMD输入阻抗(Z_IN)会由于寄生谐振和耦合而在电路与其它组件的杂散电容和杂散电感之间变化。因此，在某种频率，起搏器的输入阻抗可能是几百欧，并且在接近或者邻近频率上，输入阻抗会急剧降至少于2欧姆。如本发明所描述的，电感器L的特征在于电感元件稳定心脏起搏器的输入阻抗。通过使用电感元件的性质，也即它的感抗和各种电阻性质，以提高和稳定心脏起搏器的输入阻抗，贯通电容器C作为旁路元件变得更加有效。换句话说，当EMI在心脏导线上感应时，该EMI来自于大约80欧姆的电源阻抗。然后它遇上提供很低阻抗到地的贯通电容器C。电感元件L也阻止EMI进入可移植医疗设备的输入电路，这是因为通过提供相对高的阻抗，EMI通过贯通电容器C被理想地分流到地。

参照图20和图17，端脚18穿过电感器46的孔48。在导线18和电感器46的内径之间的空间限定了气隙49。气隙是所需的，这是因为在电感器46和导线18之间完全没有需要的电连接。事实上，优选电感器46与所有周围元件保持绝缘关系，这些周围元件包括导线18、陶瓷电容器40和环体12。在低压设备中，气隙49并不存在问题。但是在高压设备中例如可移植复律器消纤颤器中，需要控制气隙49。

孔48与电容器40和环体12的孔对齐。如示意图19所示，装置36变成两元件的“L”电路EMI滤波器。如图10所示，这具有所期望的如下效果：在整个频率范围内极大增加插入损失或滤波效率。诸如图1所示的单组件“C”滤波器，每10个斜率有20dB的插入损失，而图17的两组件的“L”滤波器电路每10斜率具有40dB的插入损失，这是高度期望的。

比较图1和17的装置10和36，值得一提的是在本发明中由于电感器46的共同连接产生了单一结构，该单一结构具有足够高度，以用于装卸和构造的机械强度，从而电容器40的空间效率得到增强。回过头来参考图1，可以看到示出的典型的电容器16的高度。现在参考图17，可以看到包括薄电容器40和共同连接的铁氧体平板46的复合结构，该复合结构有和图1所示的电容器16大约一样的高度。这是因为图1所示的电容16的内部电极板的效率很高，并不需要陶瓷电容器16的整个高度。覆盖片或覆盖层一般添加在如图1所示的电容器16的顶部和底部，以增加它的结构完整性。另一种说法是这是因为构建一个太薄的陶瓷贯通电容器是不可能的。也即，如果它们被设计成低于0.030英寸厚度的话，在烧结的时候，变形和破裂就成为了主要因素(这是工业上熟知的炸土豆片效应(potato chip effect))。因此，建造覆盖片以加强陶瓷电容器。在图17所示的结构中，共同连结的铁氧体电感器提供了需要的强度。因此，电容器40可以做得更薄。

继续参考图17，导线或者端脚18直接插入穿过电感元件46形成单线圈电感器。如图10所示，这个单线圈使装置36的衰减率从20dB/decade增加到40dB/decade。如图17所示，电感器46电容器40组合期望地处在环体12内部。也即处在心脏起搏器或者可植入医疗设备壳体14的内部，该壳体14通过气密封20阻止体液进入。通常，活性可植入医疗设备的电子组件优先放在密封终端内部，以防止它们受到体液侵入的腐蚀与导电效应。

在图17中，可看到在导线18和铁氧体平板46的内径之间有一个气隙49。在诸如可植入心脏起搏器之类的低电压应用中，这不成问题。但是在诸如可植入复律器消纤颤器之类的高电压应用中，该气隙49就出现了问题。这是因为会在导线18和铁氧体平板46的内径周围产生微库仑(micro-coulomb)或者电弧放电。即使铁氧体平板46完全涂上诸如对二甲苯之类的材料或者等同的绝缘材料，放电也会发生。围绕导线18的高电压场趋向于释放到围绕它的气体空间中。电感器平板46的存在趋向于将前述微库仑放电产生的力等位线集中。在设备高压测试中当电容器充电电流突然中断时，这些将会发生。对于人体植入应用的组件来说，这是极其不想要的情形，因为如果在高电场应力区中发生这种放电，会导致设备严重损坏或电子雪崩(avalanche)。图18显示了已经背面填充了绝缘材料51的同样的气隙49。该绝缘材料可以是聚合体，包括环氧树脂、热固非导电粘合剂、非导电聚亚酰胺、硅、玻璃、陶瓷或者任何上面几种的组合。需要填充材料没有空隙或者气孔。填充材料51的存在给前面所提的气隙49提供了高的电介质强度材料。这阻止了微库仑放电或者电孤放电。

电感器46一般是铁氧体平板形状，如图20所示。铁氧体垫片和平板一般在粉末挤压和烧结的生产过程中制成(也可以利用挤压或机械方法)。包括铁粉、锰锌铁酸盐、镍锌铁酸盐、钴锌铁酸盐等在内的专用粉末制成最终环形电感器结构的垫片或平板。电感器46可以包括诸如钼坡莫合金材料之类的其它材料或者其它高导磁率铁酸盐材料。商业上可得到的具有高导磁率和高电阻率性能的铁酸盐材料，它们均可以理想地用于医疗可植入EMI滤波器应用。

铁氧体是在缠绕时会磨损导线绝缘层的坚硬的陶瓷材料。电感器平板46通常会磨光使得尖锐边缘圆化。然而，如果需要一个更高等级的绝缘保护，则可以提供光滑绝缘的保形涂层。该涂层应当是柔软的，以在弯曲时或者在任何温度周期变化期间或者由于连接而产生的温度时，防止施加应力和破裂芯线。该涂层必须有低摩擦系数并耐受正常的环境。因此，在本发明的实施例中，这种铁氧体垫片或铁氧体平板46涂覆了诸如对二甲苯C、对二甲苯D、对二甲苯E或对二甲苯N之类的合适的绝缘材料如或者其它合适的保形涂层材料。保形涂层材料也将电感器46的电感抗增加到很高的值(在兆欧或吉欧范围内)。因此，保形涂层也会用于防止可植入医疗设备的过早的电池耗尽。

有许多理想的材料可用于共同连接陶瓷电容器40到铁氧体垫片或平板46上。在这点上，重要的是注意到存在对两个结合层的实际参照。首先，在保形涂层和铁氧体平板46之间存在结合层。其次，在诸如对二甲苯等之类的保形涂层和粘接材料50之间存在结合层。因此，保形涂层自身良好地粘接到铁氧体材料上也重要的。

应当指出这些保形涂层一般很薄。典型的对二甲苯涂层的厚度会在0.001到0.005英寸之间。过厚涂层的问题在于它们会与位于底下的铁氧体材料的膨胀系数不相匹配。由于涂层很薄，它们通常不会显示在任何图纸中。此处在图中描述的一些实施例中，也能够使用不具有保形涂层的铁氧体电感器。然而，在所有的优选实施例中，结合了诸如对二甲苯涂层之类的保形涂层，但未示出。

图16显示了在如图17所示使用来共同结合电感器46和电容器40的热塑聚酰亚胺支撑带粘合剂50或50′的性质。该带粘合剂50或50′理想的用于连接电容器40到铁氧体平板电感器46上。这种材料具有特有性质并且它可以模切割或激光切割成任何需要的带有各种通孔的形状。它良好地粘在陶瓷电容器40、氧化铝20、电感器保形涂层和其它包围材料上，从而提供了便利的结合方法。有一些合适的代替材料如下：co-curing 3M one和two part epoxies、Master Bond one或two part epoxies、许可用于可植入设备的玻璃、许可用于可植入设备的所有陶瓷和包括聚酰亚胺在内的所有非导电聚合物。重要的特征在于在结合并固化时这些材料能够处理在层叠梁结构内当梁倾斜时产生的剪切应力。例如如果梁向下倾斜，梁的底部纤维就会被拉长。梁中间或中轴是剪切应力最大的地方。同时此处弯曲应力为0。因此，为了提高梁的转动惯量(I)，需要一种能够处理这些剪切应力的共同连接材料。幸运的，共同连接到陶瓷电容器的电感器平板的独特几何形状在两个交互面(mating surface)间提供了足够的表面积。因此，多种材料可用于处理在该复杂结构中所产生的剪切应力。

参考图19的示意图，我们可以看到电感器平板46同时具有电感L和串联阻抗R_L。电感和电抗特性均随着频率改变是铁氧体材料的性质。通常，电感在低频率下会很比较高，并随着频率升高会下降。另一方面在较低频率时R_L会很低，并在处在较高频率时它的欧姆值会增高。这一点在可植入医疗设备中是尤其期望的，其中生物信号在很低的频率下由起搏器传感电路检测的。本发明的一个特征是R_L在生物频率时是很低的，使得感知这种频率不被削弱。在较高频率时，R_L显著作用以增加如图19所示的L区滤波器的EMI滤波器性能。L区滤波器的工作方法是通过贯通电容器40把EMI分流到地下。然而，如果心脏起搏器的阻抗相对较低，感抗X_L和铁氧体平板的阻抗R_L都会作用以增加可植入医疗设备的输入阻抗。这使得贯通电容器装置36的操作更有效。换句话说，EMI滤波器装置36的衰减能力随着L和R_L的同时升高显著改善。因此本发明的一个特征是电感器平板46具有包括电感和高频阻抗R_L性质在内的两个需要的性质。

为了最大化铁氧体平板46的电感和阻抗，就需要铁氧体平板46的内径孔48能相对紧密地与贯通导线18配合。如所述的，需要电感L和电阻R_L尽可能的高。这可以通过增加铁氧体垫片46的整体高度来做到。但是，存在实际的制造限制。这些限制在于，通常铁氧体平板46是由挤压和烧结粉末系统制成的。粉末挤压入带有中心引脚的模具，然后在高温烧结之后取出。如果铁氧体平板46很厚，在铁氧体材料烧结成坚硬结构后事实上不可能取出安装引脚。

限制铁氧体平板46高度的是另一个因素是在可植入医疗设备的内部可获得的物理空间量。极其重要的是可植入医疗设备的每一个部件都保持很小，使得整个医疗设备的大小和重要对病人是合适的，并且也便于外科植入。但是，在一些设备中也会有相当大的高度。因此，优选对于给定的设计电感器平板46具有尽可能大的高度。

图21和图23显示了本发明的新特征在于能够制造带有很小中心孔的铁氧体平板然后层叠放置以提供使得电感和电阻属性都最优的整体高度。图21中可以看出有两个铁氧体平板46和46′，它们用非导电的绝缘垫圈50”(参加图16)结合在一起。这匀许增加铁氧体平板的整体高度，而不用陷入试图将它作为单一元件制造时所遇到的安装问题。如前面所述，对于单个电感器平板来说，高度和内径的比率在制造过程中将会是一个很大的问题。

对于本领域技术人员来说，很明显两个、三个或者许多个铁氧体平板46可以共同结合在一起以达到想要的高度和需要的总电感。

图22的示意图显示了具有串联作用的这两个电感器46和46′，其中它们两个的电阻串联作用。这些元件简单相加，这增加了铁氧体平板的总的电感和总的电阻。但是，这并没改变基本的L电路EMI滤波器结构。换句话说，添加第二铁氧体平板46′意味着图21的EMI滤波器还仍然用作两元件的L区滤波器。只有当你用电容器元件把铁氧体平板分离的时候，才增加了EMI滤波器的极数或者元件数，正如此处进一步所描述的那样。

现在回过来参考图21，多个铁氧体平板46和46′可以被结合在一起。这些平板具有不同的初始导磁率和性质。例如，第一平板46可以是锰锌材料，平板46′可以是钴锌材料。这两个材料具有明显不同的电属性。一种材料在低频率时有较高电感，而另一种在高频率时具有较高电感。通过将各种材料的垫片或平板46和46′结合在一起，可以在更宽的频率范围内优化电感。同样也适合于两个铁氧体平板46和46′的电阻R_L1和R_L2。每种类型的铁氧体材料具有不同的电阻相对频率的属性。通过连接不同的材料也可以优化电阻相对频率的量。

另一个构建L电路滤波器的新方法是嵌入方法，在图24示出。在这种情况下，陶瓷电容器40完全放入环绕环体12中。随后电感器平板46连接到电容器40，优选如所示的那样朝向AIMD电路定位。根据美国专利申请序号No.10/377,086，利用耐氧生物稳定导电焊点(oxid resistant biostable conductive pads)，通过使用连接材料42′实现电容器的外径金属镀层24和环体12的金钎焊44′的电连接，该专利的内容在此结合。主要出于美观的目的，可选的环氧树脂帽52覆盖在铁氧体电感器46的顶部。最终的L电路在图25的示意图中显示，如图10所示的那样，将衰减斜率提高到40dB/decade。

本发明在端脚数和EMI贯通终端装置设计上并没有任何限制。例如，图26显示了内部接地五极贯通电容器密封终端54的分解图，其具有安装的贯通电容器40、电感器46和带有五个金钎焊导线18的氧化铝绝缘体20，该金钎焊导线18通常是铂或铂-铱等。接地板56通常通过激光焊接等技术连接在环体12上。然后绝缘垫圈50放在接地板56的顶部。根据美国专利5905627，内部接地的贯通电容器40然后被放置并连接导线18。根据本发明，随后绝缘垫圈50′放在电容器40的顶部，其中电感器46将装配在绝缘垫圈50′上。因此这就形成了非常有效的五极L区滤波器。

添加更多的电感器元件到EMI滤波器上又增加了它的每十进位的衰减率。图27显示了三元件的“T”区低通滤波器装置58，其中具有电学地出现在贯通电容器40两侧上的铁氧体平板电感器元件46和46′。如图10所示，这种三元件滤波器会有60dB/decade的衰减率，这是更加高度期望的。这也显示为图29的T电路示意图。如图27所示的本发明的另一个特征是在铁氧体垫片电感器元件46′的上面有一层生物适应性的保形涂层。这提供了在电感器元件46′内免受体液入侵的额外保护。另外，该电感元件46′封装在心脏起搏器或者可植入消纤颤器头段(defibrillator header block)(未示出)下面。这提供了防止体液入侵的额外保护。

总之，将电感器46′放在体液侧以三种主要方式实现。也即，铁氧体材料是坚硬的烧结材料，这样它本身就不易于向外流失，因此有一定程度的生物适应性。附属的保形涂层硅、对二甲苯或者其它生物适应涂层有助于它的生物适应性以及在头段内放置附属的密封剂。

继续参考图27，铁氧体平板46例如通过胶粘的垫圈50′直接结合在陶瓷电容器40上。在这一点上，其与图17显示的结构一样。但是，在体液侧第二电感器平板46′例如通过胶粘性的垫圈50直接连接到密封终端12上。这种情况下，电感器铁氧体垫片或者电感器平板46′直接暴露于体液侧或者设备14的体液侧。在一个典型的可植入医疗设备中，带有诸如硅胶等一些种类的密封剂的头部或者连接器装置(未示出)放在该区域。但是，体液和电解液还是有可能向下透过铁氧体层。本发明的一个特有方面是使用了在烧结时与包括铁在内的各种元素高度结合的铁氧体材料。这使得复合结构是生物适应的。这种铁氧体材料的实例包括锰锌、镍锌或钴镍。

图30显示了本发明的新的L区滤波器60，它带有通过例如垫圈50连接到密封终端12内部的电感器平板46。该陶瓷贯通电容器40显示在设备的外部或者体液侧。在这种情况下，在贯通电容器40的顶部没有保形涂层。陶瓷贯通电容器40的材料必须全部是生物适应的。如2004年2月12日申请的美国专利申请号No.10/778,954，所描述的，内部电极26和28、金属镀层22和24、以及从环体12到外径金属镀层24和从导线18到内径金属镀层22的连接42′都必须是合适的生物适应材料。

设计L或者T电路的另一个优点与可植入复律器消纤颤器的输出电路的定时有关。已经指出，在可植入消纤颤器的高压输出电路中，EMI陶瓷贯通电容器的存在会干扰它的定时或者引起微处理器复位。当可植入消纤颤器被设成非载入状态时，这尤其会发生。换句话说，这是在ICD导线没有连接到心脏组织时。

理论上来自可植入消纤颤器的脉冲的前缘导致过多的充电电流进入贯通电容器。贮存的能量会反射回来并干扰可植入消纤颤器的定时电路。如该专利申请通篇所描述的那样，电感器平板46的存在优点在于串联电感会在该前沿脉冲到达贯通电容器之前减慢它的上升时间。这样，本发明的一个新方面在于高电容值贯通电容器能够与电感器结合使用而不会干扰可植入消纤颤器的敏感的输出电路。这是因为串联电感将贯通电容器同ICD输出电路解耦。

现在参考图31和32，一个新的T滤波器装置62包括两个电感器铁氧体平板46和46′，它们通过诸如绝缘垫圈50和50在环体12内共同连接在陶瓷电容器40的上下两个相反的表面上。图31的“T”过滤器的示意图在图32中显示。该滤波器装置62的衰减斜率为60dB/decade，类似于图27所显示的滤波器。

进一步描述图31所示的装置，绝缘垫圈50首先放置在由环体12形成的腔内。然后电感器46放在50的胶粘层上并在适当的位置固化。然后绝缘层50′和电容器40放置和固化，从而形成了层叠结构。然后在电容器的外径金属镀层24和环体12、电容器导线18和电容器22的内径金属镀层之间通过插入导电热固聚合物、焊料、液体焊料、焊料膏、钎焊等(42)形成电连接(42′)。热固导电材料42或者42′可以通过注射器注射到在环体和贯通电容器-电感器堆栈之间以及在电容器内径内围绕导线18的周围环形空间与对应的导体堆栈之间的环形空间内。但是，使用小针注射器注射相对粘滞的导电热固材料很困难。注射导电材料42和42′的优选方法是通过离心法。通过将图31所示的装置倒置并在热固导电粘合剂处在液态时注射该热固导电粘合剂并注满电感器46的整个表面而得到最佳实现。该材料将填充在电感器46上并在环体12的内径内形成的整个腔。如前所述的，然后该整个装置被离心分离，将热固导电材料42和42′向下注射入环形空间内。一般跟在该步骤后是清洁的操作。这时设置带有粘性背面的绝缘垫圈50，电感器46′被放置在电容器40的上面并安装。最后有一个结合整个结构的固化操作，最终形成了包括电感器46、电容器40和电感器46′的层叠梁。

在图31可以看到，绝缘垫圈50′和50在尺寸上设计成相同的，并且与电容器40的外径以及铁氧体平板46和46′的外径相符合。这很重要，因为它使得导电热固聚酰亚胺或焊料42和42′直接同金钎料44和44′接触。与接触钛相对直接接触金钎料重要性在于避免形成会妨碍EMI滤波器电容器正常运作的氧化钛。这在申请的美国专利申请号No.10/377,086里有完整的描述。通过导电热固聚酰亚胺或者焊料42接触导线金钎料44，这就消除了电容器金属镀层22和导线18之间直接接触的必要性。这也在申请的美国专利申请号No.10/377,272中有描述。导线18可以是任何生物适应的材料，包括铌、钽等材料构成的组。

还可以看到导电材料42和42′也与铁氧体平板46直接连接。让材料42或42′与铁氧体平板46短路是不期望的。因此，铁氧体平板46完全涂上一种合适的绝缘材料。这在将铁氧体平板46和46′装配到图31所示的装置内之前就已完成。在该技术领域内存在有合适的保形涂层材料，并且该保形涂层材料包括热固聚合物等类似的材料组。两个优选的材料是对二甲苯C和对二甲苯D。这些材料被汽相淀积并且有优良的以伏特/mil计量的介质击穿强度。对二甲苯D有更高的温度等级并且极其适合用于可植入医疗设备的密封终端。这非常重要，因为从导电环体12到可植入医疗设备的整个壳体14，这些终端都设计成使用激光焊接。该激光焊在滤波终端装置62和封盖14之间形成了气密封，并且也使密封装置12的环体成为可植入医疗设备的连续电磁屏蔽14的整体部分。在激光焊接中产生了可以穿过铁氧体平板46或46′以及贯通电容器40的热脉冲。因此，所有的连接材料必须是耐高温的结构。因此对二甲苯D会是优选的绝缘材料。连接材料42和42′也需要为高温度等级。例如，可以使用诸如SN10之类的高温焊料或者可以轻易承受高达300摄氏度温度的热固导电聚酰胺。

在铁氧体平板46和46′上使用保形涂层的另一个重要原因是为了应用于诸如可植心脏消纤颤器之类的高压设备。当高压治疗施加给导线18时，会产生非常大的电场穿过铁氧体平板46或者46′的表面。对二甲苯涂层是优选的，这是因为它们有超过1000V/mil的电压击穿。2-3密耳的保形涂层可以让铁氧体平板承受住高于2000V的电压。

图33和34显示的是新的PI滤波器64。PI电路滤波器是一个三元件滤波器，它提供了60dB/decade的三元件衰减斜率(参见图10)。这同前面描述过的T元件滤波器的斜率一样。在这种情况，铁氧体平板电感器46夹在如图所示的两个贯通电容器40和40′中间。绝缘垫圈50′在电感器46与电容器40和40′之间结合并防止导电接触。电感器46的所有表面的保形涂层防止在引脚18、引脚电连接材料42和电感器46之间的电接触。根据申请的美国专利申请号No.10/377,086，允许存在空间使得诸如加入银的导电聚酰亚胺之类的导电热固材料可以直接同金钎料接触。

图35显示的是结合了表面封装技术的新的PI区滤波器68。底部电容器70是一个特殊的混合电容器，它结合了外部接地和内部接地技术。在该技术领域中外部接地贯通电容器是熟知的。美国专利NO.5,905,627描述了内部接地。这种PI电路设备的示意图在图36内示出。如所示的，它是一个三元件低通EMI滤波器，如图10所示，它提供了60dB/decade的衰减。

特殊的混合电容器70通过绝缘垫圈50安装在密封终端12上。混合电容器70通过导电材料72外部接地到环体的金钎料44′。电容器70的活性电极板26也通过导电材料74连接到导线18。电感器平板76通过绝缘垫圈50′连接到电容器70的顶部。随后顶部电容器78放在另一绝缘垫圈50′的上面，并在适当的位置固化，以形成图68所示的层叠堆栈装置68。电容器78是传统的内部接地贯通电容器，如美国专利NO.5,905,627所述，该专利的内容在此结合。图35的布置允许上面的电容器78通过导电材料80接地到下面的电容器70，使得形成能够有60dB/decade衰减的有效的PI电路滤波器或者三元件滤波器。

导电材料80可以是来自热固导电粘合剂组的多种材料，如导电环氧树脂或者导电聚酰亚胺、焊料或者焊料膏和多种其它导电材料。应当指出，存在防止导电材料80和铁氧体垫片76短接的可选的绝缘面82。其可以是包围电感器76所有表面的诸如对二甲苯C或者对二甲苯D之类的保形涂层，或者是插入式绝缘套筒82。

图37和38显示的是图35的两种不同顶视图，示出这种技术可以制造成圆形(平圆形)、矩形、或者其它几何形状。导线18的数量可以根据预期的应用变化。

图39是图35的一种变体，其中填充材料80被替换为导电引脚84。在优选的实施例中，引脚84可以是如图所示的钉头结构，当它被围绕的焊料或者导电热固聚合物材料捕获时钉头结构会增加它的拉拔强度。但是，完全能够接收不带钉头的直导线。引脚84可以是包括模压的铜、钢、钛等在内的多种材料。引脚会用锡、银或者类似的焊料浸润涂层进行电镀。因为这是在设备的内部(非体液侧)，因此就不需要任何连接材料或者引脚是生物适应的。

图40是图35所示并在前面描述过的PI电路滤波器的原理的另一变体。在这种情况，中心引脚86将混合电容器70的接地电极板28和内部接地电容器78的接地电极板28′连接起来。该引脚86在所有的结构中具有最强的拉拔强度，这是因为引脚86安装在氧化铝陶瓷绝缘体20内并在共同钎焊操作中与其它引脚一起与绝缘体20机械连接。电容器70的接地电极板28连接到将之接地的引脚86上。引脚86依次连接电容器78用于将它的内部电极板28′接地，从而形成图36所示的PI电路过路器示意图。

图41-44示出了图35中的底部电容器70。如所看到的，接地电极板28电连接到电容器的居中内径孔金属镀层85和外径金属镀层24上。

图45和46显示了图35中被夹在电容器70和78之间的固体铁氧体平板电感器76。参考图46，可以看到保形涂层77被放置或者真空沉积在铁氧体电感器线圈平板76的所有表面上。在优选的实施例中，这是在汽相沉积过程中使用对二甲苯实现的。在电感器平板76的初始制造期间，也期望它所有边缘79打磨形成圆角。这么做有许多的优点。一个优点是通过消除锐角，可以减少压力上升从而减少破坏或破裂铁氧体材料边缘的电位。然而，结合本发明另一个重要原因变得很明显。当保形涂层材料77通过汽相沉积进行施加时，当绕过所示的圆角79时形成了更加可靠和连续的表面。如果角79是锐角，保形涂层材料77会在固化时皱缩并在角处露出非绝缘的边缘。在可植入复律器消纤颤器中，由保形涂层材料77提供的绝缘是相当重要的。

当保形涂层材料77是对二甲苯或者等同的材料时，这种材料的介质击穿强度很高。例如，2密耳或者0.002英寸的对二甲苯D涂层可以提供超过2千伏的介质击穿强度。这在可植入复律器消纤颤器的输出中是非常重要的，其中高压电场电位存在于从导线18到环体12，或者在相反极性的导线18之间。因此，高压电场会穿过铁氧体电感器76的表面发生。保形涂层材料77给这些电场分级并防止表面弯曲。也应当指出贯通所示出的所有优选实施例，铁氧体平板电感器优先一致地涂覆。这增加了铁氧体垫片的绝缘电阻并且也防止它同导线18或者环体12短接。

图47-50显示了图35中的顶部电容器78。这是传统的内部接地电容器，如美国专利No.5,905,627所描述的那样。

以前，不可能形成表面封装PI电路滤波器。但是通过在两个堆叠电容器上将两个内径金属镀层85和85′与示出为80、84或者86的连接点相电连接，这将电容器78的电极板28′接地。因此获得了真正的PI电路性能。

图51和52显示的是本发明的内部接地三元件PI电路结构。接地导线102电连接到密封终端装置的环体12上。这是通过金钎焊材料44实现的。因此，在安装进可植入设备的内部壳体之后，引脚102处于该医疗设备的接地电位。较低的电容器40是本领域公知的内部接地电容器(参看美国专利5,905,627和6,529,103)。

热固导电聚合物或者焊料42和42′使得在导线18和102、贯通电容器40和40′的内径金属镀层24进行电连接。在引脚102和18是诸如铌或钽之类的氧化材料的情况下，会产生氧化层并使所述引脚电绝缘。该氧化层阻止了在电容器内径金属层24和引脚102或18之间的可靠电连接。但是如图52所示，因为导电材料42和42′与金钎料材料44直接接触，这种连接并不需要。与金的直接连接在美国专利申请序号No.10/377,018中有描述。

接地引脚102电连接到电容器40的内部接地电极板28上。引脚18与电容器40的活性电极板26导电结合。根据本发明，引脚18和102都穿过电感器平板46的中心孔。电感器平板46预先一致地涂上对二甲苯C或D。非导电热固聚合物50′用于将铁氧体平板46固定到较低的电容器40上。然后顶部内部接地电容器40′与第二绝缘垫圈50′相结合。电容器40和40′都是内部接地的。接地导线102依次与顶部电容器40′的接地电极板28′相连接。导线18也连接到顶部电容器40′的活性电极板组26′上。应当指出不必要电容器40和40′的电容值是相等的数值。例如，电容器40可以是4000皮法电容器而电容器40′可以是900皮法电容器。通过调整电容值，可以调整PI电路的谐振低于3dB分离点。这很重要，使得在低通滤波功能中增益不会发生在低频时。

现在参考图53，更加精确(相对于图10所示的一般的曲线)的EMI滤波器性能(衰减)曲线vs频率图表显示了添加滤波元件的益处。可以看到，在单元件(贯通电容器或C)、L电路和PI电路结构之间有很大的差别。可以注意到在较低频率时曲线变成非线性。因此如果适当设计PI电路滤波器(使得没有谐振)，会在较低频率时提供基本上较高的衰减率。如前面提到的，PI电路的斜率是60dB/decade。L电路的斜率是40dB/decade，C电路的斜率是20dB/decade。

在图53中，可以看到在单元件C-区滤波器的性能区线中有一个谐振倾斜f_r。这是所有贯通电容器的典型的自谐振现象。贯通电容器设备比标准单一陶瓷蕊片电容器(MLCCs)谐振有很大不同。在MLCCs中，谐振是由在等同的电路中与电容器串联的寄生电感引起的。在谐振时对于MLCC来说，衰减事实上明显增加。但是，在谐振之上，当MLCC电容器增加电感时，衰减迅速下降。相反的情况则倾向于发生在如图53所示的贯通电容器内。这是更加复杂的平行传输线谐振。贯通电容器继续在它的自谐振频率上作用，并仍然是有效的EMI滤波器。然而从图53的单元件C-滤波器图表中可以看到，在实际的谐振频率f_r处衰减有一个下降。这是不期望的，如果衰减下降发生在诸如移动电话之类的EMI发射器的频率时尤其是不期望的。这意味着在特定的频率f_r，可植入医疗设备像心脏起搏器，更加容易受外部干扰的影响。如此处所描述的电感器平板元件的加入，不仅增加了图53所示的衰减斜率，也减小了或者消除了如前所述的谐振倾斜现象f_r。因此电感器平板补偿了与贯通电容器的自谐振特征相联系的问题。

如前面所描述的L区滤波器，需要具有朝向AIMD输入电路的电感器元件点。类似的原因，与T区滤波器相对需要具有如图35所示的PI区滤波器。这与存在于可植入医疗设备的新的阻抗有关系。通常，植入人体内的导线，会被周围的身体组织电阻尼。另外身体组织也用于反射和吸收高频EMI信号。因为这个原因，植入导线的源阻抗趋于稳定并约为80欧。与该电阻串联添加额外的电阻或电感并不能很大增加EMI滤波器的衰减。因此，如图所描述的PI电路或者L区结构是优选的。

如美国专利6,566,978(其内容为此结合作为参考)所描述的，铁氧体平板电感器的另一新的方面是能够与氦泄漏检测孔相结合的能力。图54显示了中间有小孔88的新的铁氧体平板四级电感器46，小孔88被设计成与陶瓷贯通电容器40中的居中孔90(未示出)连成一线。如美国专利No.6,566,987(其内容在此结合)所述，通过能让氦泄漏气体自由流过的居中通孔通道，可以容易的检测出有缺陷的金钎料44或者44′或有缺陷的密封20。铁氧体电感器46能够通过使用聚酰亚胺基体垫圈50′直接连接到陶瓷电容器40上。在该情况下，电感器46特意改造使得它具有与电容器40的氦通风孔90连成一线的中心孔88。铁氧体平板46的中心孔88可以在最初挤压时制造或者通过在烧结之前或之后钻孔制造。如果在铁氧体平板46中心的孔很小，也可以通过激光或者水切割技术来添加。

图55示出了该装置的横截面，显示了在陶瓷电容器40和绝缘密封20之间的气隙92。该气隙92便利了检测缺陷的密封20或者缺陷的钎料44或44′。例如，在典型的可植入医疗设备密封贯通终端装置中，密封44或44′会是连接到氧化铝绝缘体20的喷镀表面的金钎料。在该金钎料44或44′存在针孔或者缺陷的情况下，体液就会渗入。在体液渗入可植入医疗设备内部的情况下，通常的结果是严重故障。位于可植入医疗设备内部的电子组件，如心脏起搏器等等，一般由包括混合芯片和其它组件在内的敏感的电路组成。在这样的部件中，即使轻微的潮湿都能导致绝缘阻抗的下降，这会导致立即的严重故障或者设备的过早电池失效。因此，包括氦泄漏检测在内的密封测试检测任何这种缺陷是非常重要的。基于这一点，已经示出了贯通电容器40的安装与它周围的电连接以及连接材料42和42′一起会在一段时间掩盖缺陷的金钎料44或44′。如目前工业中所做的氦泄漏测试非常有效快速。通常没有足够的时间进行氦渗透穿过大量聚合体。因此，高度期望提供这种如美国专利6,566,978所描述的穿过贯通电容器中心的通道孔。

如图54和55所示的本发明的L电路滤波器的一个新特征在于共同结合的铁氧体平板46也具有与陶瓷电容器40中的通风孔90连接成一线的对应的泄漏检测孔88。因此，层叠垫圈50′也具有一个同前述的通风孔88和90对齐的相应的孔94。这提供了便利的空间以便于氦从电容器40下的夹带气体空间92溢出，并在氦泄漏测试中通过通风孔90、94、和88很容易被检测到。

在电容器40插入并抵靠环体12的底部安装之前，存在着围绕每根导线18放置的小的圆形绝缘垫圈96。这些绝缘垫圈96阻止用于将电容器导线18连接到电容器40内径终端的导电材料42渗入气隙92。不期望导电材料在该气隙92周围浮动，因为这会导致短路或者设备的绝缘电阻下降。

参考图56和图57，显示了实现本发明的内部接地的三极电容器装置100。在这种情况下，在可植入医疗设备的内部不需要内部接地导线102。因此内部接地导线102需要插入可植入医疗设备内部一定距离，该距离不比陶瓷电容器104的厚度大。如图57所示，导线102将接地电极板组106接地。内部接地的三极贯通电容器104安装到密封环体12上并安装在绝缘垫圈108上。在这种情况下，电感器平板114只有三个孔。这在进入可植入医疗设备内部的三根活性导线18上提供了电感。应当指出在已经接地的引脚102上增加额外的滤波是没有意义的。接地引脚102根据限定被短接到提供无限衰减的环体12上。接地引脚102一般通过金钎料116等导电结合到环体12上。连接接地引脚102的进一步方法是电阻焊接、激光焊接等等。

相对于单铁氧体平板电感器也能够使用不连续的铁氧体垫片。图58-60显示了适合诸如耳蜗听力设备之类的人体植入的内嵌多极密封终端装置118。该单元理想设计为不连续的陶瓷电容器40。图59是带有多个单极电容器40的该设备的截面，根据本发明多个单极铁氧体电感器46例如通过垫圈50′已经共同连接到电容器40上。图60是图58，59所示设备的示意图，表示双平行L区滤波器，图60的示意图方便显示了双极或者两区滤波器。事实上，在现在的可植入起搏器中，已知称为双心室起搏的新疗法已经普及。此外，耳蜗植入装置一般结合有14到16根导线。因此，需要额外的导线18。现在通常可以看到任何地方密封终端装置带有4到16根导线。在该特殊的实施例中，有连接在引脚18和钛环体12之间的两个独立的单极贯通电容器40。也已示出的是如前述的三明治结构的铁氧体垫片46，其添加到每个活性导线上去。

对本领域技术人员来说很明显，图58和59所示的内嵌双极贯通电容器可以被延长以增加额外的滤波导线18。双内嵌结构也是很方便的。

图61和62显示了图58和59所示的相同设备，除了代替不连续的铁氧体垫片元件之外，铁氧体平板120已经结合到单极电容器40上。在这种情况下，代替使用单一的铁氧体垫片46，采用了铁氧体平板120，它同时滑过并结合到所有的电容器上。参考图62，可以看到有一个在导线18和电感器平板120之间示出并布置的环氧树脂压片(epoxy preform)121。该可选的环氧树脂压片能够围绕每根导线放置以改善外观并机械加强装置。具有可选的环氧树脂或聚酰亚胺压片121的另一个原因是改善诸如可植入复律器消纤颤器之类的设备的高电压性质。

如前面所提到的，可获得的电感数量对于获得总体衰减非常重要。这与以dB/decade计量的衰减率不一样。当增加电容和电感时，起始点(3dB point)的频率会下降，并且总的衰减会明显增加。作为实例，如果有非常低的电容和非常低的电感，可能在100MHz的时候只有5dB。即使具有在40dB/decade增加的双元件滤波器，在这种情况下，在1000MHz时仅限于45dB(比100MHz高一个十进位)。然而，如果能够增加电容值和增加电感值，可能在100MHz时的起始衰减有20dB。这意味着在1000MHz，可以有60dB的衰减，这是确实是非常巨大的。因此，在铁氧体或者铁氧体平板元件中需要尽可能大的电感。如前所述，一旦传统的铁氧体平板或者铁氧体垫片共同连接或者安装到陶瓷电容器和可植入医疗设备的密封终端中，它就不可能缠绕多匝线圈。

图63-66显示了本发明的一个优选实施例，其中在粉末挤压或随后机加工铁氧体垫片的过程中，已经形成新的挤压缺口或凹口122并烧结成固体的、单一的电感器结构124。铁氧体垫片通常由放入多级肘杆式压力机内的专用粉末制成。该微粒化过程(带有粘结剂)形成了铁氧体元件，然后在高温下烧结使其成为坚硬的单一结构。用模具形成图63和64所显示的凹口122是件很简单的事。如图67所看到的，这使得能够将铁氧体平板124直接连接到放置于单导线18之上的电容器40上。然后相对容易的让导线18向后和向上穿过铁素体平板124的中心孔126，从而增加了另一匝线圈。在这种情况下，我们已经描述了两匝线圈电感器，其将电感以系数4(2²)增加。

图65显示了图64所示的新的铁氧体平板电感器124的改进实施例，其向上结合了斜面128，从而使得导线18向后和向上穿过铁氧体电感器124的中心孔126变得更加容易。凹口122没被完全切割很重要，因为通过它会在环形室124中形成气隙。对于环形电感器来说包括并为磁场形成非常低的阻抗路径是非常重要的。在这种情况下，激磁绕组电感(field inductance)仍将贯通该环形室产生，其中磁场约束在环形电感器124内。通过消除气隙，我们可以以非常有效的方式提供非常高的电感。

可植入医疗设备密封终端的一个独特方面在于导线18预先制造形成密封。在某些密封终端中，导线18通过金钎料44连接到氧化铝绝缘体20上。依次，氧化铝绝缘体20金钎焊44到钛环体12上。在除了可植入医疗设备密封终端之外的应用中，制造多匝电感器是很容易的，因为对于一匝或多匝线圈围绕环形电感器来说，可以得到松散的导线。但是在可植入医疗设备中，主要问题在于如何将铁氧体直接连接到电容器上并随后制成多匝。图63所描述的新的凹口特征显示了一种方法，电容器40可以放置在直导线18上，然后导线18能够向后穿过并围绕凹口122成环并且穿过顶部伸出，形成了图67所示的两匝环形电感器。如前面提到的，电感直接与匝数的平方相关。图67所示的电感器124，在本技术领域内公知为两匝电感器。通过对数字2进行平方，这意味着只要简单的把导线18直接穿过中心126将会有4倍数量的电感。

应当指出，一般在可植入医疗设备内使用的导线必须是合适的生物适应性材料。典型的导线是铂、铂-铱、钽、铌等等。如图67所示，当这些导线18穿过铁氧体124的中心形成多匝时，这些匝互相不接触是非常重要的。如果例如在图67中，物理接触在一起的导线18围绕成环并在区域129内横穿过自身，那么短接的线匝就再次成为单匝电感器。这不会影响起搏器的固有操作，但却会导致降低的EMI滤波器衰减。

因此，需要在线匝彼此通过铁氧体电感器124的中心129的地方进行绝缘。本发明描述了如此做的几种方法。如图67所示并在图69中放大示出的，一种方法是在绝缘套筒130上滑动。合适的绝缘套筒可以由聚四氟乙烯、卡普通(Kapton)，等材料做成并且非常薄。它们也具有优秀的绝缘强度特征，并且易于在导线18上滑动。另一种方法是包括带有薄绝缘材料的导线18的保形涂层。应当指出，在穿过铁氧体或者铁芯电感器124的导线18的邻近匝之间有很小的电压差。因此，并不必需非常大的承受电压需要的绝缘或电介质。因此，非常薄的对二甲苯、聚酰亚胺、环氧树脂或者其它绝缘材料涂层是真正所需要的。另一种方法是仔细地放置线匝穿过铁氧体电感器124的中心并且随后添加密封剂或密封胶，使得非绝缘线匝不能移动与另一个线匝相接触并因此不能变成短路。

现在参考图70-72，显示了凹口122在其内形成的另一种电感器124，它在结构上与以上所显示和描述的结构不同。如图72所示，铁氧体平板电感器124例如通过类似于图67所示出的垫圈50连接到电容器40上，但导线18从电感器124的中心126进入并随后向后卷绕穿过便利凹口122，并向后穿过电感器124的中心孔126，因此，形成了两匝电感器。

如前面所指出的，两匝电感器的电感是单匝电感器的4倍。该特定的铁氧体平板124和图67所示的之间不同之处在于凹口122只在铁氧体电感器124的一侧。这具有推动导线18穿过电感器124顶部的作用。在一些应用中，在起搏器内部有足够的空间，这是所期望的。但是在图67所示的优选实施例中，不会具有来自于电感器124顶部的该导线18。与图70和71所示的单槽122相比，该选择是是否使用在图63中在顶部和底部带有槽的结构。这两种方法在衰减方面几乎没有性能差异。

图73显示了制造前面图72所示的两匝L区滤波器的可选择的方法。在图73中，长导线18延长通过贯通电容器40。绝缘管130放在导线18上。需要绝缘管130具有很低的摩擦系数。这样的材料可以是聚四氟乙烯、卡普通等等。如图所示，线匝穿过中心并向后围绕穿过铁氧体平板124而成环。需要铁氧体平板124具有圆角以方便铁氧体平板沿着管下滑，通过绝缘连接材料50′安装在陶瓷电容器的顶部。一旦松散的圈形成，可以简单抓住导线18的端部并在铁氧体平板124上向下推，使得它沿着滑动直到它抵靠电容器40的顶部和它的连接垫圈50′进行安置为止。导线18可以拉紧使得它在凹口空间122内配合。需要绝缘管130被捕获并固化在聚酰亚胺绝缘垫圈50′的内径孔内。优选非导电聚合物。

也可以添加额外的线匝。图74显示了带有四个新槽138的新的单极铁氧体平板电感器136。因此，在该设计中，可以放置4个额外的线匝达到总共5个线匝通过电感器平板136。如果我们把5进行平方，这意味着我们可以得到直导线铁氧体25倍的电感。图75显示了图74的新的5匝电感器136，它被安装到可植入医疗设备的密封终端12上。

图76显示了结合了本发明特征的矩形四极铁氧体平板140。这允许4个独立的EMI滤波器中每个都有两个匝环，通过因数4(2线匝的平方)会极大的增加电感。图77显示了采用新的金结合垫将新的四极铁氧体平板电感器140安装到四极陶瓷贯通电容器144上。在这种情况，内嵌四极贯通电容器144在每侧具有与金钎焊结合垫区域146相连接的金属化接地带条148，如2003年2月27日申请的美国专利申请序列号No.10/377,086中所描述的那样。

图78是图76所示的四极L区电容器的示意图。

现在参考图79，显示了另一种四极铁氧体平板电感器150，其具有适于允许端脚或导线18延伸穿过的凹口152。但是，在该情况下，每个凹口152包括在凹口152内产生多个槽的间隔物154或154′，使得带有多个线匝的导线或者端脚18能够延伸穿过每个凹口152。从而，这些新的槽152允许第二线匝环绕并通过连接的铁氧体平板电感器150并且不会短接邻近的线匝。

图80和82的结构同前面描述的图54和55的结构非常相似。电容器40结合了先前描述的泄漏检测孔。

现在参考图80，四极电感器46不使用任何连接材料(在前面的图中描述为50′)松散安置在电容器40的顶部。也即，电感器46松散地座落在电容器40的顶部。这在图81所示的剖视图中有更好地示出。有一个气隙92′在四极贯通电容器40和电感器平板46之间形成。可以看到，电容器40相对较厚。该设计可以用于活性可植入医疗设备内部的高度方面有足够空间的情况。因此，如本发明前面实施例所描述的，并不需要电容器40是薄的。通过位于电容器40的顶部和低部、没有电极的空白覆盖片区域可以看到，在图80和81中所示的相对厚的贯通电容器40并不是很有空间效率的。这个已知为覆盖片区域，通常被建造以增加电容的机械强度，如先前在图1中所描述的。

现在返回参考图80，需要保持电感器46使得在振动和颤动装载过程中不会从陶瓷电容器40上掉下或分离。因此，示出了保持电感器在适当位置的许多不同方法。其中的一种方法是在每一根或者一些导线18上放置环氧树脂压片51′。这种热固化环氧树脂压片的横剖面也在图81中示出为材料51′。另一种方法是将金属推动螺母53插入在一个或者多个导线18上。如所示，另一种方法是使用锻压工具并在导线内形成卷曲或弯曲55。该弯曲55也在图82的横截面中示出。另一种方法是如图80所示插入保持夹57。

在多极贯通电容器装置中，不必在所有的引脚上都加固位设备。例如，在六根导线或六极设备中，可以仅仅需要在两个导线上安装保持部件。这取决于基于可植入医疗设备的特定振动或颤动需求的计算。一般振动需求处在1000到1500克之间。我们不得不计算铁氧体平板的质量，随后计算出在这种振动加载时要施加的力的量(F＝ma)。然后能够确定所需要的保持设备的数量。

参见图81，可以看到泄漏检测孔90通过贯通电容器40的中心便利地放置。在这个特定的实施例中，在电感器46没有必要设计一个相应的泄漏检测孔。这是因为氦气很容易通过气隙92′而溢出。可以看到，气隙92′显得相当厚。然而在实际的应用中，电感器46会稳固地相对电容器40压下。然而，没有密封材料，氦气依然能够轻易地从很小的空间溢出。事实上这也是为什么氦气被用来做泄漏检测，因为它分子很小，可以从最小的孔中溢出。图82和图83描述了在图80和图81先前描述的四极电容器装置的另一实施例。在这种情况下，电感器46通过形成或弯曲一根或多要导线18而得到保持。在植入式医疗设备日常应用中，导线经常以各种形状和结构制成或弯曲，使得它们与AIMD的内部电路的合适的连接点对齐。参照图83，可以看到在导线18内的弯曲部59将电容器46稳固地保持在适当位置。

再次参考图80，电感器平板46也可以通过增加导线结合垫来进行保持。导线结合垫是申请的美国专利申请号No.60/548770的主题。

图84显示了一种L形导线结合垫156，它使用绝缘材料50′连接到电感器平板46上。在电感器46和电容器40之间有气隙92′。L形导线结合垫156的透视图在图85中示出。镀金的导线结合垫156设计用来方便连接导线158，这种连接可以通过本技术领域公知的热波或者超声波线路连接技术160。

图86是一个八极贯通电容器加上本发明的接地导线的分解图。如图所示的是也用于保持铁氧体平板46的线路结合基片162。示出的电容器40通过绝缘垫圈50放置在可植入医疗设备的密封终端的环体12上。导线102使用焊接或金钎焊与环体12接地。电感器平板46滑出导线102和18，并松散地装配入电容器40顶部的位置。在该特定情况下，没有必要用不导电的聚酰亚胺垫圈或者粘合剂来结合电容器40和电感器平板46。这是因为电容器40足够厚，可以承受装置的机械力和热力。依次地，结合了金属化区域164的氧化铝基片162在导线102和18上滑下，并松散地放置在铁氧体电感器平板46的顶部。金钎焊压片166然后滑过每个导线，安置在氧化铝基片162的金属化区域164的顶部。九个科伐合金导线结合垫168插入在导线上。这些导线结合垫168一般是科伐合金或者42号合金(Alloy 42)等。导线结合垫168一般镀有镍并随后用适合线路连接的超纯金涂覆。

图87是图86所示的完成装置的透视图。示出的电感器平板46松散地夹在电容器40和线路结合基片162之间。整个装置由九个激光焊连接170保持在适当位置，这些激光焊连接170将每个导线连接到导线结合垫168上。如正在申请的美国专利申请No.60/548,770所描述的，激光焊连接170与诸如心脏起搏器之类的可植入设备的输入和输出电路相串联形成高度可靠的电连接。基片的许多可选实施例在上面列出的正在申请的专利申请中有描述。对于本技术领域熟练技术人员来说，很明显这些导线结合垫中的任何一个都可以用来保持电感器平板。

图88是图87所示的八极贯通电容器的剖面图。所示的电感器46松散地保持在电容器40和线路结合基片162之间。在电感器平板46的顶部和底部表面都形成有小的空间或气隙92′。在该情况下，气隙92′夸大地示出。在实际的应用中，当制成激光焊连接170时，一加重夹具会用于在线路结合基片162上稳固地下压。通过这种方式，氧化铝基片162将朝向铁氧体平板46和电容器40稳固地压下。因此气隙92′将会非常小。在该装置中就不需要使用了热塑导电粘合剂的额外的机械连接。这是因为激光焊连接170形成了足够的机械力来承受机械振动或颤动力。

如前面所述，值得一提的是根据本发明建造的EMI滤波器终端装置通常包括：至少一个导电端脚；诸如环体之类的导电基片，其中端脚以非导电关系穿过该导电基片；与环体相联系的贯通电容器，并且至少一个导电端脚延伸穿过该贯通电容器；以及与所述电容器相邻的电感器。例如以美国专利号4,424,551和5,333,095中所述的方法，所述贯通电容器安装在密封组件上。在本技术领域众所周知，环体与可植入人体的医疗设备的壳体或外壳相导电连接。贯通电容器有第一组和第二组电极板，也已知为活性电极板组和接地电极板组。端脚以与电极板的活性组导电的关系延伸穿过电容器的通道。电容器的电极板接地组与环体为导电关系，并且依次与AIMD的壳体处于导电关系。

导电的端脚也延伸穿过电感器。该端脚不必和电感器为导电关系。实际上，在植入式医疗设备中，能量消耗或者电池损耗是值得考虑的重要问题。因此，期望电感器良好绝缘，使得泄漏的电流不会减少起搏器电池的寿命。藉此，电感器优选与电容器和端脚都电绝缘。电感器包括诸如对二甲苯之类的保形涂层。这种高绝缘强度涂层具有低的摩擦系数，经受极端环境，并用作电绝缘。

本发明一个新的方面在于陶瓷贯通电容器和电感器都能比传统工艺做得更薄，因为它们共同结合到单片层叠结构中，但彼此是不导电的关系。电感器能够通过不导电的聚酰亚胺(如图16所描述的)、玻璃、陶瓷连接材料、环氧树脂、或者热固塑料支撑带粘合剂等与电容器固定。电容器和导体的单片结构可以大大增加了所述结构的机械强度，而同时不会很大地增加EMI滤波器的整体体积(高度)。

电感器通常包括高导磁率的铁氧体材料并且一般是平板或环体形式。该电感器也可以包括钼坡莫合金材料、铁粉、锰锌铁氧体材料、镍锌材料、或者钴锌铁氧体材料等。由于其中的不同材料是高度结合的，因此这些材料都是生物适应性的。

这些铁氧体材料的独特之处在于它们不仅提供电感，而且它们也相对频率具有可变的电阻组分。所有的铁氧体材料都涉及与此类似的平衡。某些铁氧体材料在低频时有非常高的电感。这些铁氧体材料通常有高的初始磁导率。因此在高频时，电感趋于下降。然而，在这些相同的铁氧体垫片材料中，电阻损耗组分趋向于在高频时增加，从而补偿电感的下降。该重要参数是铁氧体垫片的总阻抗Z。该阻抗参数同时包括平板或垫片的感抗和电阻性能等。一般来说，总阻抗等于平方的感抗加上平方的电阻的平方根。

在某些实施例中，电容器和电感器全部或者部分地装在环体内。该电感器与所述环体电绝缘。

所述装置可以包括与电感器相联系的第二贯通电容器。这种电容器将会具有与第一电容器相关描述并类似于第一电容器的结构，能够外部接地、内部接地、或者同时内外都接地。在这些实例中，第一和第二贯通电容器一般以非导电关系放置在电感器的相反表面上。

在其它实施例中，所述EMI滤波器终端装置包括两个或者更多的电感器。端脚延伸穿过附加的电感器(多个电感器)。第二电感器被放置在终端装置的绝缘体上，并布置在端脚和环体之间。可选择地，第一和第二电感器以非导电关系固定在电容器的相反表面。特别优选实施例堆栈了多个电感器，例如通过使用粘合剂垫圈等将它们彼此层叠。

在本发明的特别优选实施例中，端脚穿过电感器以便产生更多的匝数来增加电感。在铁氧体核心上通过增加线匝数量极大地增加了电感。这是因为电感随匝数的平方而变化。例如，如果将匝数从一增加到二，电感就以系数四增加。端脚的一个或多个线匝彼此之间是电绝缘的。限定所述一个或多个线匝的端脚部分能够装入一个不导电套筒里。可选择的，端脚的所述一个或多个线匝装入非导电材料内。

为了便于多个线匝穿过所述电感器，在该电感器上制成缺口，该缺口适于允许端脚穿过并相对于电感器形成一个或多个线匝。可以在该缺口结合一个接线夹以便于端脚的通过。电感器可以包括多个缺口以容纳单个端脚的多个线匝，或者容纳多个端脚。在一种实施例中，每个缺口都包括在其内形成的多个槽以允许端脚附加的线匝穿过。

电容器和电感器可以包括对齐孔，其与在陶瓷电容器和电感密封之间的气隙协同工作。这允许泄漏检测气体迅速通过，以便易于检测出缺陷的密封连接。

而且，如上所述，所述结合了电感器的贯通电容器装置能够有益地使用在用于贯通终端装置的许多其它不同的设计中。

尽管出于例示的目的已经详细描述了本发明的几种实例，但是在不脱离本发明的精神和范围的情况下对每一个都可以进行不同的修改。因此除了由所附加的权利要求进行限制之外，本发明不受到限制。

Claims (231)

1.一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括：

导电环体，其与活性可植入医疗设备的外壳导电结合；

具有第一和第二组电极板的贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

与所述电容器以非导电关系紧密相联系的电感器；以及

延伸穿过所述电容器和所述电感器的导电的端脚，该端脚以非导电关系延伸穿过所述电感器并与所述第一组电极板导电地相结合。

2.如权利要求1所述的装置，其中活性可植入医疗设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、可植入传感系统、胃起搏器或修复术设备。

3.如权利要求1所述的装置，其中所述电感器结合到所述电容器上。

4.如权利要求3所述的装置，其中所述电感器使用非导电聚酰亚胺、玻璃、对二甲苯、陶瓷连接材料、环氧树脂、硅树脂或者热塑料支撑带粘合剂连接到所述电容器上。

5.如权利要求1所述的装置，其中所述电感器包括高导磁率铁氧体材料。

6.如权利要求5所述的装置，其中所述电感器包括选自于钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉、或者钼坡莫合金中的材料。

7.如权利要求1所述的装置，在所述电感器上包括保形涂层。

8.如权利要求7所述的装置，其中所述保形涂层包括对二甲苯。

9.如权利要求8所述的装置，其中所述保形涂层包括对二甲苯C、D、E或N。

10.如权利要求1所述的装置，包括放置于所述电感器和所述端脚之间的绝缘体。

11.如权利要求10所述的装置，其中所述绝缘体包括非导电聚合物。

12.如权利要求11所述的装置，其中所述非导电聚合物包括环氧树脂、热固非导电粘合剂、非导电聚酰亚胺或者硅树脂材料。

13.如权利要求1所述的装置，包括第二电感器，端脚以非导电关系延伸穿过该第二电感器。

14.如权利要求13所述的装置，其中所述电感器彼此邻接布置。

15.如权利要求14所述的装置，包括至少一个叠放在另一个电感器上的附加电感器。

16.如权利要求14所述的装置，其中每个电感器包括具有不同物理或电特性的材料。

17.如权利要求14所述的装置，其中每个电感器包括具有相同的物理或电特性的材料。

18.如权利要求1所述的装置，其中所述电容器和所述电感器装入所述环体内。

19.如权利要求18所述的装置，包括一个相对所述电容器布置在所述电感器上的绝缘帽。

20.如权利要求13所述的装置，其中电感器布置在所述电容器的相反侧。

21.如权利要求20所述的装置，其中至少一个所述电感器布置在贯通终端装置的体液侧。

22.如权利要求20所述的装置，其中第二电感器邻接环体布置。

23.如权利要求20所述的装置，其中电感器邻接电容器的相反表面布置。

24.如权利要求23所述的装置，其中电感器连接到电容器上。

25.如权利要求23所述的装置，其中电容器和电感器布置在环体内并与环体电绝缘。

26.如权利要求1所述的装置，其中电容器布置在贯通终端装置的体液侧。

27.如权利要求1所述的装置，其中贯通电容器包括与电感器以非导电关系相联系的第一和第二贯通电容器。

28.如权利要求27所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接电感器的相反表面布置。

29.如权利要求28所述的装置，其中电容器连接到电感器上。

30.如权利要求28所述的装置，其中每个电容器内部接地。

31.如权利要求27所述的装置，其中第一和第二电容器每个都包括与端脚导电结合的第一组电极板和与环体导电结合的第二组电极板。

32.如权利要求31所述的装置，其中第一电容器包括外部接地电容器，并且第二电容器包括内部接地电容器，该贯通终端装置进一步包括导电材料，该导电材料同时延伸穿过第一和第二贯通电容器以将第二电容器的第二组电极板与第一电容器的第二组电极板导电结合。

33.如权利要求32所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接所述电感器的相反表面布置。

34.如权利要求32所述的装置，其中所述导电材料包括热固导电粘合剂、焊料、或者焊膏。

35.如权利要求32所述的装置，其中所述导电材料包括导电引脚。

36.如权利要求35所述的装置，其中导电引脚包括钉头引脚。

37.如权利要求35所述的装置，其中导电引脚包括连接到位于下部的密封绝缘体上的引脚。

38.如权利要求1所述的装置，包括布置在端脚和环体之间的密封绝缘体，其中电容器邻接密封绝缘体布置。

39.如权利要求38所述的装置，其中电感器和电容器每一个都包括一小孔，通过该小孔泄漏检测气体能够被检测到。

40.如权利要求1所述的装置，其中电容器的第二组电极板外部接地到环体上。

41.如权利要求1所述的装置，其中电容器的第二组电极板被内部接地到环体上。

42.如权利要求1所述的装置，其中端脚围绕电感器缠绕以形成多个线匝。

43.如权利要求42所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分彼此互相电绝缘。

44.如权利要求43所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电材料内。

45.如权利要求44所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电套筒内。

46.如权利要求42所述的装置，其中电感器包括用于接收缠绕端脚的凹口。

47.如权利要求46所述的装置，包括在凹口内形成的斜面。

48.如权利要求46所述的装置，其中电感器在其内包括多个凹口。

49.如权利要求48所述的装置，其中每个凹口在其内容纳分离的端脚。

50.如权利要求46所述的装置，其中凹口包括多个狭槽，该狭槽用于接收端脚的对应的多个线匝。

51.如权利要求46所述的装置，其中凹口包括用于容纳端脚的成形角。

52.如权利要求1所述的装置，包括多个独立的贯通电容器，每个贯通电容器都具有延伸穿过其的相应的端脚，其中电感器与多个贯通电容器中每一个都非导电地相联系。

53.如权利要求1所述的装置，包括用于保持电感器与电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构。

54.如权利要求53所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

55.如权利要求54所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

56.如权利要求54所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

57.如权利要求54所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

58.如权利要求53所述的装置，其中保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

59.如权利要求58所述的装置，包括布置在导线结合垫和电感器之间的非导电基片。

60.一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括：

导电结合到活性可植入医疗设备的外壳上的导电环体；

具有第一和第二组电极板的贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

与电容器以非导电关系紧密相联系的第一电感器；

与电容器以非导电关系紧密相联系的第二电感器，第二电感器相对于电容器相对第一导体进行布置；以及

延伸穿过电容器和电感器的导电的端脚，该端脚以非导电关系延伸穿过电感器并与所述第一组电极板导电地相结合。

61.如权利要求60所述的装置，其中活性可植入医疗设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、可植入传感系统、胃起搏器或修复术设备。

62.如权利要求60所述的装置，其中所述电感器使用非导电聚酰亚胺、玻璃、对二甲苯、陶瓷连接材料、环氧树脂、硅树脂或者热塑料支撑带粘合剂连接到所述电容器上。

63.如权利要求60所述的装置，其中电感器包括高导磁率铁氧体材料。

64.如权利要求63所述的装置，其中电感器包括选自于钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉、或者钼坡莫合金中的材料。

65.如权利要求60所述的装置，在所述电感器上包括保形涂层。

66.如权利要求65所述的装置，其中保形涂层包括对二甲苯。

67.如权利要求60所述的装置，包括布置在电感器和端脚之间的绝缘体。

68.如权利要求67所述的装置，其中绝缘体包括非导电聚合物。

69.如权利要求60所述的装置，包括第三电感器，所述端脚以非导电关系延伸穿过该第二电感器。

70.如权利要求69所述的装置，其中第一和第三电感器彼此邻接布置。

71.如权利要求70所述的装置，包括至少一个叠放在第三电感器上的附加电感器。

72.如权利要求60所述的装置，其中每个电感器包括具有不同物理或电特性的材料。

73.如权利要求60所述的装置，其中每个电感器包括具有相同的物理或电特性的材料。

74.如权利要求60所述的装置，其中电容器和电感器装入环体内。

75.如权利要求74所述的装置，包括一个相对电容器布置在电感器之一上的绝缘帽。

76.如权利要求60所述的装置，其中至少一个电感器布置在贯通终端装置的体液侧。

77.如权利要求60所述的装置，其中第二电感器邻接所述环体布置。

78.如权利要求60所述的装置，其中电感器邻接电容器的相反表面布置。

79.如权利要求78所述的装置，其中电感器连接到电容器上。

80.如权利要求78所述的装置，其中电容器和电感器布置在环体内并与环体电绝缘。

81.如权利要求60所述的装置，其中电容器布置在贯通终端装置的体液侧。

82.如权利要求60所述的装置，包括布置在端脚和环体之间的密封绝缘体，其中电容器邻接所述密封绝缘体布置。

83.如权利要求60所述的装置，其中电容器的第二组电极板被外部接地到所述环体。

84.如权利要求60所述的装置，其中电容器的第二组电极板被内部接地到所述环体上。

85.如权利要求60所述的装置，其中端脚围绕至少一个电感器缠绕以形成多个线匝。

86.如权利要求85所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分彼此互相电绝缘。

87.如权利要求86所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电材料内。

88.如权利要求87所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电套筒内。

89.如权利要求85所述的装置，其中至少一个电感器包括用于接收缠绕端脚的凹口。

90.如权利要求89所述的装置，包括在凹口内形成的斜面。

91.如权利要求89所述的装置，其中电感器在其内包括多个凹口。

92.如权利要求91所述的装置，其中每个凹口在其内容纳分离的端脚。

93.如权利要求89所述的装置，其中凹口包括多个狭槽，该狭槽用于接收端脚的对应的多个线匝。

94.如权利要求89所述的装置，其中凹口包括用于容纳端脚的成形角。

95.如权利要求60所述的装置，包括用于保持至少一个电感器与所述电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构。

96.如权利要求95所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

97.如权利要求96所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

98.如权利要求96所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

99.如权利要求96所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

100.如权利要求95所述的装置，其中所述保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

101.一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括：

导电结合到活性可植入医疗设备的外壳上的导电环体；

具有第一和第二组电极板的第一贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

具有第一和第二组电极板的第二贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

布置在电容器之间并与电容器以非导电关系紧密相联系的电感器；以及

延伸穿过电容器和电感器的导电的端脚，该端脚以非导电关系延伸穿过电感器并与两个电容器的所述第一组电极板导电地相结合。

102.如权利要求101所述的装置，其中活性可植入医疗设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、可植入传感系统、胃起搏器或修复术设备。

103.如权利要求101所述的装置，其中所述电感器结合到所述电容器上。

104.如权利要求103所述的装置，其中所述电感器使用非导电聚酰亚胺、玻璃、对二甲苯、陶瓷连接材料、环氧树脂、硅树脂或者热塑料支撑带粘合剂连接到所述电容器上。

105.如权利要求101所述的装置，其中所述电感器包括高导磁率铁氧体材料。

106.如权利要求105所述的装置，其中电感器包括选自于钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉、或者钼坡莫合金中的材料。

107.如权利要求101所述的装置，在所述电感器上包括保形涂层。

108.如权利要求107所述的装置，其中保形涂层包括对二甲苯C、D、E或N。

109.如权利要求101所述的装置，包括布置在所述电感器和所述端脚之间的绝缘体。

110.如权利要求109所述的装置，其中绝缘体包括非导电聚合物。

111.如权利要求110所述的装置，其中所述非导电聚合物包括环氧树脂、热固非导电粘合剂、非导电聚酰亚胺或硅树脂材料。

112.如权利要求101所述的装置，其中至少一个所述电容器和所述电感器装入所述环体内。

113.如权利要求101所述的装置，其中至少一个所述电容器布置在贯通终端装置的体液侧。

114.如权利要求101所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接电感器的相反表面布置。

115.如权利要求114所述的装置，其中电容器连接到电感器上。

116.如权利要求114所述的装置，其中每个电容器都是内部接地的。

117.如权利要求101所述的装置，其中第一和第二电容器每个都包括与所述端脚导电相结合的第一组电极板和与所述环体导电相结合的第二组电极板。

118.如权利要求117所述的装置，其中第一电容器包括外部接地电容器，并且第二电容器包括内部接地电容器，所述贯通终端装置进一步包括导电材料，该导电材料同时延伸穿过第一和第二贯通电容器以将第二电容器的第二组电极板与第一电容器的第二组电极板导电结合。

119.如权利要求118所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接所述电感器的相反面布置。

120.如权利要求118所述的装置，其中导电材料包括热固导电粘合剂、焊料、或者焊膏。

121.如权利要求118所述的装置，其中导电材料包括导电引脚。

122.如权利要求121所述的装置，其中导电引脚包括钉头引脚。

123.如权利要求121所述的装置，其中导电引脚包括连接到位于下部的密封绝缘体上的引脚。

124.如权利要求101所述的装置，包括布置在端脚和环体之间的密封绝缘体，其中至少一个电容器邻接该密封绝缘体布置。

125.如权利要求124所述的装置，其中至少一个所述电感器和所述电容器每一个都包括一小孔，通过该小孔泄漏检测气体能够被检测到。

126.如权利要求101所述的装置，其中至少一个所述电容器的第二组电极板外部接地到环体上。

127.如权利要求101所述的装置，其中至少一个所述电容器的第二组电极板被内部接地到环体上。

128如权利要求101所述的装置，其中所述端脚围绕所述电感器缠绕以形成多个线匝。

129.如权利要求128所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分彼此互相电绝缘。

130.如权利要求129所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电材料内。

131.如权利要求130所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电套筒内。

132.如权利要求128所述的装置，其中所述电感器包括用于接收缠绕端脚的凹口。

133.如权利要求132所述的装置，包括在凹口内形成的斜面。

134.如权利要求132所述的装置，其中所述电感器在其内包括多个凹口。

135.如权利要求134所述的装置，其中每个凹口在其内容纳分离的端脚。

136.如权利要求132所述的装置，其中所述凹口包括多个狭槽，该狭槽用于接收端脚的对应的多个线匝。

137.如权利要求132所述的装置，其中所述凹口包括用于容纳端脚的成形角。

138.如权利要求101所述的装置，包括用于保持所述电感器与至少一个所述电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构。

139.如权利要求138所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

140.如权利要求139所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

141.如权利要求139所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

142.如权利要求139所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

143.如权利要求138所述的装置，其中所述保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

144.一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括：

导电结合到活性可植入医疗设备的外壳上的导电环体；

具有第一和第二组电极板、外部接地的贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

具有第一和第二组电极板、内部接地的贯通电容器，所述内部接地电容器的第二组电极板导电结合到所述第一电容器的第二组电极板上；

布置在电容器之间并与电容器以非导电关系紧密相联系的电感器；以及

延伸穿过电容器和电感器的导电的端脚，该端脚以非导电关系延伸穿过电感器并与两个电容器的所述第一组电极板导电地相结合。

145.如权利要求144所述的装置，其中活性可植入医疗设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、可植入传感系统、胃起搏器或修复术设备。

146.如权利要求144所述的装置，其中所述电感器包括高导磁率铁氧体材料。

147.如权利要求146所述的装置，其中电感器包括选自于钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉、或者钼坡莫合金中的材料。

148如权利要求144所述的装置，在所述电感器上包括保形涂层。

149.如权利要求148所述的装置，其中所述保形涂层包括对二甲苯。

150.如权利要求149所述的装置，其中所述保形涂层包括对二甲苯C、D、E或N。

151.如权利要求144所述的装置，包括导电材料，该导电材料同时延伸穿过第一和第二贯通电容器，以将第二电容器的第二组电极板与第一电容器的第二组电极板导电结合。

152.如权利要求151所述的装置，其中电容器邻接所述电感器的相反表面布置。

153.如权利要求151所述的装置，其中所述导电材料包括热固导电粘合剂、焊料、或者焊膏。

154.如权利要求151所述的装置，其中所述导电材料包括导电引脚。

155.如权利要求154所述的装置，其中导电引脚包括钉头引脚。

156.如权利要求154所述的装置，其中导电引脚包括连接到位于下部的密封绝缘体上的引脚。

157.如权利要求144所述的装置，其中所述端脚围绕电感器缠绕以形成多个线匝。

158.如权利要求157所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分彼此互相电绝缘。

159.如权利要求158所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电材料内。

160.如权利要求159所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电套筒内。

161.如权利要求157所述的装置，其中电感器包括用于接收缠绕端脚的凹口。

162.如权利要求161所述的装置，包括在凹口内形成的斜面。

163.如权利要求161所述的装置，其中电感器在其内包括多个凹口。

164.如权利要求163所述的装置，其中每个凹口在其内容纳分离的端脚。

165.如权利要求161所述的装置，其中凹口包括多个狭槽，该狭槽用于接收端脚的对应的多个线匝。

166.如权利要求161所述的装置，其中凹口包括用于容纳端脚的成形角。

167.如权利要求144所述的装置，包括用于保持所述电感器与至少一个所述电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构。

168.如权利要求167所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

169.如权利要求168所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

170.如权利要求168所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

171.如权利要求168所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

172.如权利要求167所述的装置，其中所述保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

173.一种贯通终端装置，包括：

导电环体；

具有第一和第二组电极板的贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

与所述电容器以非导电关系紧密相联系的电感器；以及

延伸穿过所述电容器并导电结合到所述第一组电极板上的导电端脚，并且该端脚以非导电关系延伸穿过所述电感器。

174.如权利要求173所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分彼此互相电绝缘。

175.如权利要求174所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电材料内。

176.如权利要求175所述的装置，其中缠绕端脚的邻接部分装入非导电套筒内。

177.如权利要求173所述的装置，其中电感器包括用于接收缠绕端脚的凹口。

178.如权利要求177所述的装置，包括在凹口内形成的斜面。

179.如权利要求177所述的装置，其中电感器在其内包括多个凹口。

180.如权利要求179所述的装置，其中每个凹口在其内容纳分离的端脚。

181.如权利要求177所述的装置，其中凹口包括多个狭槽，该狭槽用于接收端脚的对应的多个线匝。

182.如权利要求177所述的装置，其中凹口包括用于容纳端脚的成形角。

183.如权利要求173所述的装置，包括用于保持所述电感器与所述电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构。

184.如权利要求183所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

185.如权利要求184所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

186.如权利要求184所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

187.如权利要求184所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

188.如权利要求183所述的装置，其中所述保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

189.如权利要求188所述的装置，包括布置在所述导线结合垫和所述电感器之间的非导电基片。

190.一种用于活性可植入医疗设备的贯通终端装置，包括：

导电结合到活性可植入医疗设备的外壳上的导电环体；

具有第一和第二组电极板的贯通电容器，所述第二组电极板导电结合到所述环体上；

与所述电容器以非导电关系相联系的电感器；

用于保持所述电感器与所述电容器紧密联系而不在它们之间形成直接物理连接的机构；以及

延伸穿过所述电容器和所述电感器的导电的端脚，该端脚以非导电关系延伸穿过所述电感器并与所述第一组电极板导电地相结合。

191.如权利要求190所述的装置，其中所述保持机构包括与端脚相联系的锁。

192.如权利要求191所述的装置，其中所述锁包括机械锁。

193.如权利要求191所述的装置，其中所述锁包括在端脚内的变形。

194.如权利要求191所述的装置，其中所述锁包括固化的聚合物。

195.如权利要求190所述的装置，其中所述保持机构包括连接到端脚的导线结合垫。

196.如权利要求195所述的装置，包括布置在所述导线结合垫和所述电感器之间的非导电的基片。

197.如权利要求190所述的装置，其中活性可植入医疗设备包括心脏起搏器、可植入消纤颤器、耳蜗植入、神经刺激器、药泵、心室辅助设备、可植入传感系统、胃起搏器或修复术设备。

198、如权利要求190所述的装置，其中所述电感器使用非导电聚酰亚胺、玻璃、对二甲苯、陶瓷连接材料、环氧树脂、硅树脂或者热塑料支撑带粘合剂连接到所述电容器上。

199、如权利要求190所述的装置，其中所述电感器包括选自于钴锌铁氧体、镍锌铁氧体、锰锌铁氧体、铁粉、或者钼坡莫合金中的材料。

200.如权利要求190所述的装置，在所述电感器上包括保形涂层，该保形涂层包括对二甲苯。

201.如权利要求190所述的装置，包括布置在所述电感器和所述端脚之间的绝缘体，其中所述绝缘体包括非导电聚合物。

202.如权利要求201所述的装置，其中所述非导电聚合物包括环氧树脂、热固非导电粘合剂、非导电聚酰亚胺或者硅树脂材料。

203.如权利要求190所述的装置，包括第二电感器，所述端脚以非导电关系延伸穿过该第二电感器。

204.如权利要求203所述的装置，其中所述电感器彼此邻接布置。

205.如权利要求204所述的装置，包括至少一个叠放在另一个电感器上的附加电感器。

206.如权利要求204所述的装置，其中所述电感器每个都包括具有不同物理或电特性的材料。

207.如权利要求204所述的装置，其中所述电感器每个都包括具有相同的物理或电特性的材料。

208.如权利要求190所述的装置，其中所述电容器和所述电感器装入所述环体内。

209.如权利要求208所述的装置，包括相对所述电容器布置在所述电感器上的绝缘帽。

210.如权利要求203所述的装置，其中所述电感器布置在所述电容器的相反侧。

211.如权利要求20所述的装置，其中至少一个所述电感器布置在贯通终端装置的体液侧。

212.如权利要求210所述的装置，其中第二电感器邻接所述环体布置。

213.如权利要求210所述的装置，其中所述电感器邻接所述电容器的相反表面布置。

214.如权利要求213所述的装置，其中所述电感器连接到所述电容器上。

215.如权利要求213所述的装置，其中电容器和电感器布置在环体内并与环体电绝缘。

216.如权利要求190所述的装置，其中电容器布置在贯通终端装置的体液侧。

217.如权利要求190所述的装置，其中贯通电容器包括与电感器以非导电关系相联系的第一和第二贯通电容器。

218.如权利要求217所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接电感器的相反表面布置。

219.如权利要求218所述的装置，其中电容器连接到电感器上。

220.如权利要求218所述的装置，其中每个电容器内部接地。

221.如权利要求217所述的装置，其中第一和第二电容器每个都包括与端脚导电结合的第一组电极板和与环体导电结合的第二组电极板。

222.如权利要求221所述的装置，其中第一电容器包括外部接地电容器，并且第二电容器包括内部接地电容器，该贯通终端装置进一步包括导电材料，该导电材料同时延伸穿过第一和第二贯通电容器以将第二电容器的第二组电极板与第一电容器的第二组电极板导电结合。

223.如权利要求222所述的装置，其中第一和第二贯通电容器邻接所述电感器的相反表面布置。

224.如权利要求222所述的装置，其中所述导电材料包括热固导电粘合剂、焊料、或者焊膏。

225.如权利要求222所述的装置，其中所述导电材料包括导电的引脚。

226.如权利要求225所述的装置，其中导电引脚包括钉头引脚。

227.如权利要求225所述的装置，其中导电引脚包括连接到位于下部的密封绝缘体上的引脚。

228.如权利要求190所述的装置，包括布置在端脚和环体之间的密封绝缘体，其中所述电容器邻接所述密封绝缘体布置。

229.如权利要求228所述的装置，其中电感器和电容器每个都包括一小孔，通过该小孔泄漏检测气体能够被检测到。

230.如权利要求190所述的装置，其中所述电容器的第二组电极板外部接地到所述环体上。

231.如权利要求190所述的装置，其中所述电容器的第二组电极板内部接地到所述环体上。

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