屏蔽三端子平通emi/消能濾波器的製作方法
2023-10-05 10:54:54 2
專利名稱：屏蔽三端子平通emi/消能濾波器的製作方法
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器背景技術
本發明一般涉及饋通濾波器電容器EMI濾波器。更具體而言，本發明涉及混合型 EMI濾波器襯底和/或柔性電纜組件，該組件包含嵌入的屏蔽平通(flat-through) /饋通濾 波器和/或消能電路元件。本發明適用於範圍廣泛的在引線進入/離開電子模塊或屏蔽外 殼時支持引線的連接器、端子和/或氣密封。具體而言，本發明適用於各種有源植入型醫療 裝置(AIMD)。
圖1-40提供了用於更好地理解本發明的顯著性和新穎性的背景。
圖1示出了當前使用的各種有源植入型和外部醫療裝置100。圖1是示出多個植 入型醫療裝置的一般人體的線圖。100A表示一系列助聽器，可包括耳蝸植入裝置、壓電聲橋 換能器等等群集。100B表示各種神經刺激器和大腦刺激器。神經刺激器被用來刺激例如迷 走神經，以治療癲癇症、肥胖症和抑鬱症。
大腦刺激器是類似於起搏器的裝置並包括深植到大腦中的電極，用於感應癲癇發 作，並對腦組織提供電刺激，以防止癲癇實際發作。常常使用實時MRI成像，放置與深度大 腦刺激器相關聯的引線。最常見的此類引線是在實時MRI過程中放置的。100C示出了本領 域公知的心臟起搏器。100D包括一系列左心室輔助裝置(LVAD)以及人造心臟，包括最近引 入的被稱為Abiocor (阿比爾考)的人造心臟。100E包括整個系列的藥物泵，可用於給予胰 島素、化療藥物、止痛藥物等等。胰島素泵由無源裝置演變為具有傳感器和閉環系統。艮口， 可實時監控血糖水平。這些裝置趨向於比沒有感應電路或外部植入引線的無源泵對EMI更 加敏感。100F包括各種骨生長刺激器，用於快速治癒骨折。100G包括尿失禁裝置。100H包 括一系列疼痛緩解脊髓刺激器和防顫刺激器。100H還包括用於止痛的整個系列的其他類神 經刺激器。1001包括一系列植入型心臟復律除顫器(I⑶)裝置，還包括一系列充血性心力 衰竭裝置(CHF)。這在本領域中也被稱為心再同步治療裝置，或者稱為CRT裝置。100J示 出了外部佩帶的包。此包可以是外部胰島素泵、外部藥物泵、外部神經刺激器，或者甚至心 室輔助裝置。100K示出了外部探針或導管的插入。可將這些探針插入到例如股動脈中，或 人體中的任何其他若干個位置。100L示出了可被置於各種位置的各種EKG/ECG(心電圖) 外部皮膚電極之一。100M是放置在頭上的外部EEG(腦電圖)電極。
圖2是現有技術的單極盤狀饋通電容器，其具有有源內部電極板集102和接地電 極板集104。內徑端面106電連接到有源電極板集102。外徑端面108可軟焊並導電，它連 接到電極板集104的外徑。
圖3是圖2的盤狀饋通電容器的截面，被示為安裝到有源植入型醫療裝置AIMD) 的氣密封112。在現有技術的盤狀饋通電容器裝置中，引線114是連續的。氣密封112通 常被附連到例如心臟起搏器的鈦外殼116。諸如氧化鋁陶瓷或玻璃之類的絕緣體118被置 於套圈120內，並形成針對體液的氣密封。端子引腳或引線114穿過氣密封112延伸，穿 過對齊的通道通過絕緣體118和電容器110。金銅焊材料122在端子引腳114和絕緣體 118之間形成氣密封結點。另一金銅焊材料IM在氧化鋁絕緣體118和鈦套圈120之間形 成氣密封結點。雷射焊126在套圈120和外殼116之間提供氣密封結點。根據美國專利No. 5，333，095，饋通電容器110被示為表面安裝，並在其內徑金屬鍍層106 (因此有源電極 板集102)和引線114之間具有電連接128。還有外徑電連接130，用於將電容器的外徑金 屬鍍層108 (因此接地電極104)連接到套圈120。饋通電容器是具有最小串聯電感的非常 有效的高頻器件。這允許它們在非常寬的頻率範圍內作為EMI濾波器來操作。再次參考圖 3，可以看出，描述現有技術的盤狀饋通電容器110的另一方式是作為三端子電容器。三端 子裝置一般充當傳輸線路。參考圖3，可以看出，有進入引線114的電流「i」。對於現有技 術的AIMD，在體液一側一般有植入的導線，該導線會不合需要地充當可以從環境輻射源拾 取能量的天線。此能量被稱為電磁幹擾(EMI)。蜂窩電話、微波爐等等都可能導致對有源 植入型醫療裝置產生幹擾。如果此幹擾在點X進入引線114 (圖3)，則通過饋通電容器110 沿其長度被衰減。在退出之後，不希望有的高頻EMI被從正常的低頻電路電流(諸如起搏 器起搏脈衝或生物頻率傳感器)清除掉，以便高頻EMI被大大地衰減。討論這個的另一方 式是當高頻能量從端子1傳遞到端子2 (圖3和4)時，它通過饋通電容器110轉移到地線 端子，該地線端子也稱為第三端子或端子3。饋通電容器110還執行兩個其他重要功能a) 其內部接地電極102和104充當電子裝置或模塊的整個電磁屏蔽外殼的連續部分，該部分 在物理上阻止高頻RF能量直接進入氣密封112或以別的方式完全屏蔽的外殼中的引線入 口和出口的等效通孔(這樣的RF能量，如果它確實穿透屏蔽外殼則可以耦合到敏感的電子 線路並幹擾該電子線路)，以及；b)饋通電容器110非常有效地將不希望有的高頻EMI信號 從引線分流到整個屏蔽外殼，在那裡這樣的能量在渦電流中被耗散，從而導致非常小的溫 度上升。圖4是示出了前面結合圖2和3所描述的盤狀饋通電容器110的示意圖。可以看 出，它是與圖3中所示出的端子1、2和3 —致的三端子裝置。圖5是四極現有技術饋通電容器132，其在結構上類似於前面在圖2中所描述的饋 通電容器，只是它具有四個通孔。在整個本描述中，功能上等效的元件將被給予相同的附圖標記，而不管所示出的 是哪個實施例。圖6是示出圖5的電容器132的內部電極102、104的截面。圖7是示出包括圖5和6的四極饋通電容器132的四個分立的饋通電容器的示意 圖。圖8是示出圖2和3的單極饋通電容器110的內徑和外徑電極的分解電極視圖。 可以看到有源電極板集102和接地電極板集104。在頂部和底部放置了覆蓋層134，以便增 加電氣安裝和機械強度。圖9是前面在圖5中示出的現有技術的四極饋通電容器132的內部電極的分解 圖。如圖9所示，有源電極板集被示為102，接地電極板被示為104。覆蓋層134與如前面 結合圖8所述具有相同用途。圖10示出安裝在密封絕緣體118頂部的現有 技術的四極饋通電容器132，其中如 圖所示絲焊襯底136被附連到頂部。為方便連接到AIMD的內部電路，示出了絲焊焊盤138、 138' ,138" ,138"『和 140。在美國專利 No. 7，038，900 和 7，310，216 的圖 75 和 76 中對 此進行了詳盡的描述，這些專利申請的全部內容以引用的方式納入本文中。圖11是一般從圖10的剖面11-11取得的截面。在圖11中，示出了至絲焊焊盤138-138〃 『的內部電路跡線Tl到T4。再參考圖10，在絲焊襯底136的左邊示出了額外 的絲焊焊盤140。這也在圖11中示出。這是至氣密封套圈120的外徑的接地連接，並為在 AIMD的裡面需要地線連接點的電子電路等等提供方便的連接點。
圖12是圖10的現有技術的絲焊焊盤四極密封饋通132的示意圖。
圖13是現有技術的單片陶瓷電容器(MLCC) 142。每天生產出億萬個這樣的電容 器，以滿足消費者電子產品及其他市場。幾乎所有的蜂窩電話及其他類型的電子裝置都具 有許多這些電容器。在圖13中，可以看出，MLCC 142具有一般由諸如鈦酸鋇之類的高介電 常數陶瓷構成的主體144。它在任意一端也具有可軟焊端面146和148。這些端面146和 148提供連接到MLCC電容器142的內部電極板的方便方式。圖13還可以呈現若干種其他 類型的電容器技術的形狀和特性，包括矩形、圓柱形、圓形、鉭、電解鋁、層疊薄膜或任何其 他類型的電容器技術。
圖14是從圖13中的剖面14-14取得的截面圖。左邊的電極板集被示為150，而右 邊的電極板集被示為152。可以看出，左邊的電極板150電連接到外部金屬鍍層表面146。 相對的電極板集(或右邊的板集)152被示為連接到外部金屬鍍層表面148。可以看出，現 有技術MLCC和等效的片形電容器也稱為兩端子電容器。S卩，電能可以連接到電容器主體的 方式只有兩種。在圖13和14中，第一端子「1」位於左邊，而第二端子「2」位於右邊。
圖15是圖13的現有技術的MLCC電容器142的理想示意圖。
圖16是更加逼真的示意圖，示出如圖13所示的MLCC 142結構具有串聯電感L這 一事實。此電感屬性源自它是二端子裝置以及不充當傳輸線路的事實。即，其引線以及相 關聯的內部電極都趨向於向電容器添加串聯電感。電氣工程師知道，MLCC電容器將以特定 頻率自共振。圖17給出了此共振頻率的公式。總有這樣的一點在該點上如圖16所示的 電容電抗與感抗大小相等，方向相反。正是在該點，這兩個虛部互相抵消。如果不是電阻損 失，則在共振頻率如圖16所示的146，1和148，2之間的阻抗將變為零。然而，電感器L的 電阻損失和電容器C的等效串聯電阻防止這個發生。通過參考圖18可以對其作更好的理 解。
在圖18中示出了三條曲線。示出了理想電容器曲線，該曲線非常類似於諸如圖3 中所示的饋通電容器的響應。可以看出，衰減隨著頻率十分線性地上升，直到極高的頻率， 甚至高於10，000MHz。MLCC曲線針對圖13的電容器。在低頻(在此情況下低於100MHz) 時，MLCC曲線很接近地跟蹤理想或饋通電容器。然而，隨著MLCC接近其自諧振頻率(SRF)， 其衰減趨向於顯著地上升。這是因為，當再參考圖16時，電感和電容電抗元件趨向於互相 抵消。如上文所提及的，如果不是其在共振頻率(SRF)時的電阻損失，MLCC晶片看起來將 像短路，在該理想情況下其衰減將無窮大。這意味著，如果不是這些電阻損失，我們將在SRF 上有無窮大的衰減。相反，我們所擁有的是大致60dB的峰值，如圖所示。在高於共振頻率 時，MLCC電容器變得越來越電感性，且衰減顯著地下降。這是不希望有的效果，這是為什麼 饋通電容器一般是用於EMI寬帶濾波器中的優選選擇。
圖19示出圍繞單極饋通引腳或引線114的三個不同大小的MLCC電容器C1-C3。 自共振頻率取決於電容器的內電感。結合圖16對此進行說明和描述。通過使用在物理上 較小的MLCC電容器，可以減小電感量。例如，參考圖19，可以具有在本領域中被稱為尺寸 0402,0603和0805MLCC電容器的電容器。這是EIA表示方法，其中例如0805將是0. 080英寸長、0.050英寸寬。因此，這三個MLCC電容器C1-C3將具有三個不同共振頻率。在美國專 利No. 5，973，907和美國專利No. 5，959，336中對其進行了詳盡的描述，這些專利申請的全 部內容以引用的方式納入本文中。圖20是圖19的三個MLCC電容器的示意圖。圖21示出圖19中的三個片形電容器單極密封端子的衰減響應。這三個電容器 C1-C3如圖20的示意圖所示並聯地起作用。參考圖21，可以看出，現在有三個共振峰值，表 示這些單個MLCC電容器中的每一個的自共振頻率並聯地一起起作用。示出前面如圖18所 示的理想電容器響應曲線以供參考。也示出了 C1、C2和C3的SRF。物理上最大的電容器 Cl將具有最低的自共振頻率，而物理上較小的電容器(C3)將具有最高的自共振頻率。這是 因為，一般而言，MLCC電容器越小，其內電感就越低。確定MLCC電容器的不合需要的等效 串聯電感(ESL)的值的輔助因素包括內部電極的數量和間隔、幾何形狀、形狀因子和電路 板安裝技術。再次參考圖19，在AIMD市場從來沒有普遍地實施此方法的原因在於這是複雜的 設計，並且也昂貴。由於空間限制和可靠性問題，將這麼多組件包裝到這麼小位置是不切實 際的。圖22示出了安裝MLCC電容器(例如，前面圖19所示的那些電容器)的不同方 法。在業界，這被稱為「墓碑安裝位置」，當電容器將被用作EMI濾波器或RF去耦合器時這 是極不合需要的(不好的安裝和不好的形狀因子)。這是因為，電容器的感應線圈面積Ll 趨向於增大。增大的感應線圈面積(線圈下所包圍面積的積分)具有直接提高如前結合圖 16所述的電感L的效果。這是不合需要的原因是，此特定電容器將趨向於以低得多的頻率 自共振(因此，變成不那麼有效的高頻器件或EMI濾波器)。圖23示出安裝圖22的MLCC電容器142的更合乎需要的方式。這是常規的平面 安裝技術，具有如圖所示低得多的感應線圈面積L2(線圈下所包圍的面積)。因此，儘管兩 個電容器在大小和電容值方面相同，但是，如圖23所示的MLCC電容器142將在它開始不合 需要地變為電感性之前以高得多的頻率共振。圖24是現有技術中作為反向幾何形狀MLCC電容器142'已知的。為進行比較，圖 24中所示出的MLCC電容器的物理尺寸與前面圖22和23所示的MLCC電容器142具有完全 相同的尺寸。重要的是端面146'和148'的位置。圖24中的MLCC電容器142'沿著其長 邊端接。因此，其感應線圈面積或線圈下所包圍的面積L3是所有環形配置中的最小的。由 此，與圖22和23所示的MLCC電容器142相比，圖24的電容器142 『將以高得多的頻率自共 振。在標題為「A CAPACITOR' S INDUCTANCE」的技術論文(在1999年10月19-22，在葡萄 牙裡斯本召開的電容器和電阻器技術討論會中發表)中可找到對此的好的處理方案。此論 文是由航空航天公司(Aerospace Corporation)的 Robert Stevenson 禾口 Gary Ewell 博士 合著的。還提供了標題為「A CAPACITOR' S INDUCTANCE:CRITICAL PROPERTY FOR CERTAIN APPLICATIONS」的相關論文，並由相同作者在由電子和電氣工程師協會1999年6月1_4日 在美國加利福尼亞州聖地牙哥舉行的第49屆電子和組件技術會議中提交。圖25是與前面在圖16中所示相同的電氣示意圖，但是另外示出了 MLCC的等效電 路模型。添加了電阻器IR和ESR。IR是電容器C的絕緣電阻。由於電子電路分析原因，此 IR電阻器一般可以忽略。理由是，IR的值超過10千兆歐姆(10，000，000，000歐姆)是典型 的。與電容器電路模型的其他組件的值相比，此數值如此之高以至於可以安全地將 其忽略。還向如圖25所示的完整圖解模型中添加了電容器串聯電阻(ESR)。這是包括陶瓷材料本身 的介質損耗角正切以及電容器本身內部和外部的所有歐姆損耗及其他電連接的總ESR。如 前所述，電阻ESR的存在是為什麼在自共振頻率時插入損耗不會變為無窮大的原因。
圖沈是諸如TransorbTM等等之類的現有技術的晶片瞬變抑制二極體154。
圖27是示出在有源醫療裝置引線114和電路地線之間連接的圖沈的二極體片 154的示意圖。如圖27所示的虛線示出了 AIMD的屏蔽外殼。二極體片154(或多個二極體 陣列)的理由是幫助保護AIMD的敏感電子電路免受外部高電壓的傷害。這些可以是靜電 放電或向患者施加自動(高壓)外部去顫(AED)。AED現在常常用於政府大樓、機場、飛機 上等等。在施加AED外部去顫事件過程中，起搏器不燒毀是非常重要的。如圖沈和27所 示的二極體片1 通常是雪崩型二極體，在本領域中也被稱為齊納二極體。換言之，它們不 會正向偏壓或短路，直到達到某一電壓閾值。這些在本領域中也被稱為TransorbsTM，還具 有其他市場名稱。這樣的二極體可以是背對背的並被並聯地放置，以便抑制雙相高壓AED 去顫脈衝。
圖觀是現有技術的電感器晶片156。有許多此類產品的製造商。這些可以具有鐵 氧體元件或者是非鐵磁。它們有各種大小的電感值和額定電壓。
圖四是圖觀的電感器晶片156的示意圖。
參考圖30，可以看出，在現有技術的MLCC電容器142的頂部印刷或沉積了電感器 電路跡線158，以形成MLCC-T160。這裡的優點是，可以使用由於大量商用電容器操作生產 的低成本MLCC，並且作為補充操作，可以印刷電感器跡線158。這形成並聯電感器(L)-電 容器(C)共振L-C電路，該電路在其共振頻率時產生非常高的阻抗。這對於抑制單一 RF頻 率(MRI)(諸如磁共振成像(MRI)設備等等產生的)非常有效。在美國專利申請公開No. US 2007-0112398 Al中對其進行了更為全面的描述，該專利申請的全部內容以引用的方式納 入本文中。
圖31示出了將電感器形狀158沉積到單獨的襯底162上以形成並聯L-C諧振電 路的再一種方式。例如，襯底162可以是氧化鋁陶瓷或其他合適的電路板材料。這可以利 用薄的粘合層164接合到現有技術的MLCC電容器142。在圖34的電氣示意圖中示出了復 合的MLCC-T結構160'，包括位於相對兩端的對應金屬鍍層表面146和148，其中很明顯該 結構形成了並聯的L和C 「槽」或帶阻電路。
圖32是根據前面引用的美國專利申請S/N. 11/558，349的形成帶阻或槽濾波器 166的新穎的複合單片陶瓷電容器-並聯諧振槽(MLCC-T)160"的立體圖。從外部查看，可 以看出，在本發明的MLCC-T160"和如圖13所示的現有技術的MLCC電容器142之間沒有差 別。然而，新穎的MLCC-T160"具有嵌入的電感器162，該電感器162在其相對端面146和 148之間跨電容器並聯地連接。
圖33示出如圖32所示的新穎的MLCC-T槽濾波器160"的各個層的分解圖。新 穎的MLCC槽(MLCC-T) 160〃包括嵌入的電感器162。在低頻時，嵌入的電感器162使電容 器從一端到另一端短路。然而，在高頻時這形成並聯槽路166，該電路166可以通過參考圖 34中的示意圖更好地理解。再次參考圖33，可以看出，隨著電容器從頂部起層疊，可具有空 白覆蓋層板168接下來是一個或多個嵌入的電感器層162的區域。這些電感器跡線可以具 有各種形狀，如在美國專利申請公開No. US 2007-0112398 Al的圖83進一步示出的。對於本領域的技術人員顯而易見的是，也可以使用各種可任選的形狀。在到達電容器電極板集 150和152之前有多個其他空白中間層170。可以看到連接到左端面146的電容器電極板 集150，還可以看到連接到右端面148的電容器電極板集152。在圖33中，只將單電極示為 150、152。然而，對於本領域的技術人員顯而易見的是，任意數量的板「η」可以層疊，以形成 所需電容值。然後，添加底部空白覆蓋層板168，以向整個槽濾波器MLCC-T160"提供絕緣 和機械強度。 在高溫下燒結組合結構之後，再參考圖32，最後一個步驟是施加可軟焊端面146 和148。這些端面可以是諸如鈀銀合金、玻璃熔料、鍍金等等之類的厚膜漿料，並以本領域已 知的許多工藝來施加。再一次，圖32中所示出的整個MLCC-T160"看起來與如圖13所示的 現有技術的MLCC 142相同。然而，在它內部嵌入了新穎的並聯電感器結構162，從而產生了 圖34的示意圖所示出的並聯槽或帶阻濾波器166。參考圖34的示意圖，可以看出，電感器L與電容器C並聯地放置，而電容器C整個 方便地位於如圖32所示的整體結構MLCC-T160"內部。在圖35中，只示出了四極饋通電容器132的一個極，通過參考如圖36所示的其示 意圖可以對其進行更好的理解。可以看出，在圖36中有饋通電容器110，也稱為寬帶EMI 濾波器，示為Cl、C2、C3和C4。和這些電路中的每一個成一直線是並聯諧振帶阻濾波器 MLCC-T160,以阻止MRI脈衝RF頻率或來自類似的強大輻射源的頻率。通過參考美國專利 No. 7，363，090中的完整的描述，可以更好地理解這些帶阻濾波器的功能，該專利申請的全 部內容以引用的方式併入本文中。再次參考圖35，可以看出，有通過金銅焊材料124被附連到密封絕緣體118的金 屬套圈120。還有兩條引線114和114'，如圖所示。引線114通過金銅焊材料材料122以 機械方式並密封地附連到絕緣體118。帶阻濾波器或槽濾波器MLCC-T 160利用絕緣分離 板172固定就位。饋通電容器132被安裝在頂部，如圖所示。引線114'被附連到槽濾波器 MLCC-T 160的另一端。電容器外徑金屬鍍層108連接到電容器的內部接地電極104。在電 容器的外徑金屬鍍層108與套圈120的金屬和金銅焊材料124之間進行電連接130。圖37是被嵌入到特定配置中的不同類型的現有技術MLCC饋通電容器142。在本 領域中也被稱為平通電容器(也具有其他商品名稱)。此處將被稱為平通電容器174。在低 頻時，平通電容器174相對頻率表現出理想的電容性狀。即，其衰減曲線相對頻率幾乎是理 想的。這是因為它確實是三端子裝置，其以類似於現有技術的盤狀饋通電容器110的方式 充當傳輸線路。通過參考如圖38所示的其內部電極板幾何形狀，可對其進行更好的理解。 所示是夾在兩個接地電極板178之間的直通或有源電極板176。直通或有源電極板175通 過端面180和182在兩端連接。當電容器如圖37所示的那樣安裝在電路跡線連接盤184 和186之間時，這在點184和186之間將電路跡線連接在一起。參考圖38中的有源電路跡 線175，可以看出有電流il進入。如果這是高頻EMI電流，則它將沿著其長度被平通電容器 的電容衰減，並在端子2表現為幅值非常小的EMI信號，標示為il'。類似於盤狀饋通電容 器，平通電容器174也是如圖37所示的三端子電容器。電流輸入il的點是端子1，電路電 流流出il'的點被稱為端子2，而地線被稱為端子3。換言之，沿著電路跡線流動的任何RF 電流都必須通過電容器174的電極175。這意味著，對於接地電極178之間的電極板175的 全長以及在它們之間形成的電容，任何RF信號都是暴露的。這具有為三端子饋通電容器製造了非常新穎的形狀的效果。這種電容器174的一個缺點是，它無法方便地安裝為整個屏 蔽的整體組成部分。總會有一個頻率會導致發生跨該器件的不合需要的RF耦合188。這通 常直到IOOMHz或以上才不會發生。在非常高的頻率，諸如高於1GHz，此問題變得十分嚴重。 與現有技術的盤狀饋通電容器110相比(其中，電路電流通過饋通孔中的穩健導線)，另一 缺點是，平通電容器電路電流必須流過平通電容器本身的電極(在現有技術的盤狀/饋通 電容器中，只有在電極中流動的電流是高頻EMI電流)。有關電極厚度和導電性的單片陶瓷 製造限制意味著，現有技術的平通電容器174具有比較高的串聯電阻，且只能定額到幾百 毫安或充其量幾個安培(然而，植入型除顫器必須提供高於20安培的高電壓脈衝)。現有 技術的MLCC和平通電極必須保持相對較薄，以促進通過電極的陶瓷晶粒生長，以便在製造 過程中，或更糟的是在會導致潛在故障的後續機械或熱震蕩過程中防止電容器層被剝離。
圖39是如圖37所示的現有技術平通電容器174的示意圖。注意，其示意圖與如 圖2和3所示的饋通電容器110的示意圖相同。差別是，饋通電容器固有地被配置成安裝 為整個屏蔽的整體組成部分，這防止RF耦合的問題(參見圖5-7)。
圖40示出了衰減與頻率響應關係曲線，一般是針對圖37的平通電容器示出的。 如果不是RF能量的交叉耦合，它將充當理想的或幾乎完美的電容器。然而，由於此交叉耦 合，總會有某一頻率導致衰減開始寄生地減弱，如圖所示。這種減弱在有源植入型醫療裝置 (AIMD)應用中是非常不合需要的，因為針對諸如蜂窩電話等等之類的高頻EMI輻射源的保 護將較少。由於交叉耦合而導致衰減中的這種寄生減弱在其中高達IOGHz或者甚至18GHz 的EMI濾波器衰減要求重要的軍事和空間應用中甚至是更糟的問題(由於在高於3GHz的 頻率時人的皮膚對RF能量的有效反射和吸收，植入型醫學應用一般不需要比3GHz高得多 的濾波)。空間和軍用電路必須在存在極高頻輻射源(諸如GHz雷達等等)的情況下操作。 因此，需要消除由於跨電容器(或電容器外部)RF交叉耦合而導致的與這種寄生衰減下降 相關聯的問題的平通型電容器。另外，還需要可以通過它們的「直通」電極處理高得多的電 路的平通電容器。本發明實現這些需求並提供其他相關的優點。發明內容
本發明的主要目標是提供新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，該濾波器包 括一個或多個平通電容器，這些電容器的內部電極是屏蔽了高頻的、厚得多(與現有技術 的MLCC平通厚膜電極技術相比)、在截面面積和表面積兩方面更大(穩健，並能夠攜帶高 得多的直通電路電流)，其電極可以配置有整體的共面電感器元件，並可以可任選地被配置 成接受各種表面安裝電子組件(如附加的分立或嵌入式電容器、電感器、二極體、RFID晶片 等等)。本發明新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的更大表面積最大化了平通電容 的值。本發明在於屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，該濾波器包括在第一端子和第二端子 之間有電路電流流過的有源電極板，以及基本上包封了有源電極板的多個屏蔽板，其中屏 蔽板導電地耦合到接地的第三端子。優選地，多個屏蔽板包括位於有源電極板的第側的第 一屏蔽板，以及位於有源電極板的第二側的與第一屏蔽板相對的第二屏蔽板。有源電極板 通過介電材料與屏蔽板絕緣，以使有源電極板和屏蔽板協同形成平通電容器。引線通常成 非導電關係地穿過至少一個屏蔽板延伸。引線導電地耦合到有源電極板，以形成第一端子。 可以提供屏蔽夾具，弓丨線成非導電關係地穿過該夾具延伸。該夾具可包括用於例如有源植入型醫療裝置(AIMD)的氣密封。有源電極板的表面積被最大化，以增大寄生電容並最小化 對電流的阻抗。
在某些實施例中，提供了多個有源電極板，每一個有源電極板都在其第一側具有 第一屏蔽板，在其第二側具有與第一屏蔽板相對的第二屏蔽板。每一個有源電極板都通過 介電材料與其相鄰的屏蔽板絕緣，以使每一個有源電極板和其相鄰的屏蔽板協同形成平通 電容器。屏蔽板導電地耦合到公共地線。提供了多條引線，每一條引線都成非導電關係地 穿過至少一個屏蔽板延伸。每一條引線都導電地耦合到相應的有源電極板，以形成所述有 源電極板的第一端子。
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器還可以包括相鄰的饋通電容器，在導電地耦合 到有源電極板以形成第一端子之前弓I線穿過該饋通電容器延伸。
導電焊盤可導電地耦合到有源電極板，以形成第二端子。導電焊盤可以包括被置 於介電材料主體的外表面上的絲焊焊盤，有源電極板穿過該絲焊焊盤延伸。
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器可包括通過介電材料與屏蔽板絕緣的多個共面 有源電極板，以使每一個有源電極板和屏蔽板協同形成平通電容器。此外，至少一個共面有 源電極板可以包括電感器。在若干個所示出的實施例中，共面第三屏蔽板在共面有源電極 板之間延伸。
在各實施例中，引線或引腳成非導電關係地穿過至少一個屏蔽板延伸，其中引線 或引腳導電地耦合到有源電極板以形成第二端子。單片晶片電容器(MLCC)可在有源電極 板和至少一個接地屏蔽板之間導電地耦合。此外，第三屏蔽板一般可與有源電極板共面地 安置，其中第三屏蔽板導電地耦合到接地第三端子。第三屏蔽板基本上包圍有源電極板，並 被安置在第一和第二屏蔽板之間。
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器還可進一步被修改，以使有源電極板的至少一 部分包括電感器。電感器可包括螺旋電路跡線。
在EMI/消能濾波器的各個實施例中，提供了用於將屏蔽板彼此導電地耦合的至 少一個通孔。通孔可安置在有源電極板周邊的周圍，以增強其屏蔽特性。
在各個實施例中，有源電極板可被配置成形 成"L"、「 π〃、〃 Τ〃、『『 LL"、『『 5〃元件或〃 η"元件無源電子低通濾波器的至 少一個組件。此外，有源電極板可以被配置成形成帶阻濾波器、二極體陣列或RFID晶片的 至少一個組件。當與有源植入型醫療裝置結合使用時，屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器利 用被優化以便在MRI頻率使用的無源電子裝置組件。
在某些實施例中，有源電極板以及第一和第二屏蔽板被安置為一般垂直於導電地 耦合到有源電極板的引線，以形成第一端子。在另一實施例中，有源電極板以及第一和第二 屏蔽板被安置為一般平行於導電地耦合到有源電極板的引線，以形成第一端子。
有源電極板和屏蔽板通常至少部分地安置在混合型平通襯底內。此混合型平通襯 底可包括形成第三端子的表面金屬鍍層。在許多所示出的實施例中，混合型平通襯底被安 置在植入型醫療裝置的氣密封附近，以使表面金屬鍍層通過氣密封的導電套圈導電地耦合 到植入型醫療裝置的外殼。
混合型平通襯底可包括柔性電纜部分、剛性部分或兩種類型的複合部分。柔性電 纜部分可包括聚醯亞胺、開普頓(Kapton)或丙烯酸材料。剛性部分可包括高介電常數陶瓷、氧化鋁、玻璃纖維或FR4材料。
混合型襯底的剛性部分可包括導電地耦合到有源電極板的至少一個無源電子元 件。無源電子元件可以包括RFID晶片、電容器、電感器、帶阻濾波器、L-C陷波濾波器、二極 管或二極體陣列。電容器通常包括單片片形電容器，而電感器通常包括單片片形電感器或 環形電感器。
有源電極板的第二端子可導電地耦合到電子裝置的電路板，諸如AIMD的內部電 路板。
在另一實施例中，混合型平通襯底包括其中嵌入有源電極板的介電材料。有源電 極板通過襯底導電地耦合到至少一個通孔的表面金屬鍍層。屏蔽板包括施加於混合型平通 襯底的外表面的表面金屬鍍層。可提供導電封蓋，該導電封蓋被配置成捕捉混合型平通襯 底並將屏蔽板導電地耦合到地線。這樣的結構可以與氣密封一起用於植入型醫療裝置。氣 密封通常包括導電封蓋被導電地附加到其上的導電套圈，至少一條引線成非導電關係地穿 過套圈延伸並導電地耦合到通孔的表面金屬鍍層。
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器可被構造成使其所有外部組件都包括為直接體 液暴露設計的生物相容材料。此外，如前所述的RFID晶片可包括用於初始化AIMD RF遙測 電路的叫醒功能。
如前所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器可被結合到有源植入型醫療裝置 (AIMD)的植入型導線的無源元件網絡。該無源元件網絡包括具有在近端和位於遠端的組 織刺激或生物感應電極之間延伸的長度的至少一條引線，被置於遠離電極的一點的患者的 組織附近或血液或淋巴流內的消能表面，以及與引線相關聯的轉移電路，用於有選擇地將 高頻能量從電極轉移到所述消能表面，以供將所述高頻能量作為熱來消散。無源元件網絡 可包括與轉移電路相關聯的用於提高引線的高頻阻抗的阻礙電路。該阻礙電路通常被安置 在所述轉移電路和所述至少一條弓I線的遠端之間，並通常包括電感器或帶阻濾波器。
至少一條引線可包括探針或導管的一部分。此外，消能表面可以包括護套、絕緣 體、或導熱元件。此外，至少一條弓I線可包括至少一對引線，每一條弓I線都具有在近端和位 於遠端的組織刺激或生物感應電極之間延伸的長度。轉移電路將所述引線中的每一條都耦 合到所述消能表面。轉移電路還可以進一步耦合在一對引線之間。
在優選實施例中，高頻能量通常包括磁共振掃描器的RF後頻率。高頻能量還可以 進一步包括一範圍的選定射頻脈衝頻率。
轉移電路可以包括低通濾波器，其包括C濾波器、以及L濾波器、T濾波器、PI ( π ) 濾波器、LL濾波器、5元件濾波器或「η」元件濾波器中的至少一個。轉移電路還可以進一步 包括至少一個串聯共振L-C陷波濾波器。此外，阻礙電路還可包括非線性電路元件。在此 情況下，非線性電路元件可以包括二極體或瞬變電壓抑制器。在各個實施例中，轉移電路可 以包括至少一個串聯共振L-C陷波濾波器，並且其中，阻礙電路包括電感器或帶阻濾波器。
可以理解，三端子平通EMI/消能濾波器的新穎性的基本點是，它包括在第一端子 和第二端子之間有電路電流流過的有源電極板，位於有源電極板的第一側的第一屏蔽板， 以及位於有源電極板的第二側的與第一屏蔽板相對的第二屏蔽板，其中第一和第二屏蔽板 導電地耦合到接地的第三端子。有源電極板以及其周圍的接地屏蔽板的有效電容面積或重 疊表面積已經被相對最大化，以便實現三端子平通電容器的更高電容值。有源電極板和周圍接地屏蔽板之間的絕緣層的介電常數也已經被大大地提高，以便實現三端子平通電容器 的更高電容值。分隔有源電極板和周圍的接地屏蔽板的介電厚度被相對最小化，以便實現 更高的電容值。提供了有源電極板和周圍接地屏蔽板的多個冗餘的平行層，以便增大三端 子平通電容器的總電容值。
通過下文結合作為示例示出了本發明的原理的各個附圖進行的比較詳細的描述， 本發明的其他特徵和優點將變得顯而易見。
附圖簡述
各個附圖示出了本發明。在這樣的圖形中
圖1是示出了若干個植入的醫療裝置的一般人體的線圖。
圖2是現有技術的單極盤狀饋通電容器的分解透視圖。
圖3是圖2的饋通電容器的截面圖，該饋通電容器被示為安裝到有源植入型醫療 裝置(AIMD)的氣密封。
圖4是示出了如圖2和3所示的饋通電容器的示意圖。
圖5是四極饋通電容器的透視圖。
圖6是沿著圖5的線6-6截取的截面圖。
圖7是圖5和6的四極饋通電容器的電氣示意圖。
圖8是示出了圖2和3的單極饋通電容器的內徑和外徑電極的分解電極視圖。
圖9是如圖5所示的四極饋通電容器的內部電極的分解圖。
圖10是安裝在氣密封的頂部的四極饋通電容器的透視圖。
圖11是一般沿著圖10的線11-11截取的截面圖。
圖12是如圖10所示的四極密封饋通端子的電氣示意圖。
圖13是單片陶瓷電容器(MLCC)的透視圖。
圖14是一般沿著圖13的線14-14截取的截面圖。
圖15是如圖13所示的理想MLCC電容器的電氣示意圖。
圖16是圖13的MLCC結構的更加逼真的電氣示意圖。
圖17是給出了諧振頻率的公式的圖表。
圖18是示出了濾波器衰減與頻率的關係曲線圖。
圖19是具有連接到饋通引腳的三個不同大小的MLCC電容器的單極端子的透視圖。
圖20是如圖19所示的結構的電氣示意圖。
圖21是示出了如圖19所示的三個片形電容器單極密封端子的衰減響應的曲線 圖。
圖22示出了安裝MLCC電容器(諸如圖19所示的那些)的不同方法。
圖23示出了安裝圖22的電容器的更合乎需要的方式。
圖M示出了安裝圖22和23的MLCC電容器的再一種方式。
圖25是示出了 MLCC片形電容器的等效電路模型的電氣示意圖。
圖沈是現有技術的MLCC瞬時抑制二極體的透視圖和示意圖。
圖27是圖沈的二極體的電氣示意圖。
圖觀是現有技術的晶片電感器的透視圖和示意圖。
圖四是圖觀的電感器晶片的電氣示意圖。
圖30是在其上沉積了電感器電路跡線的MLCC電容器的透視圖。
圖31是類似於圖30的結構的分解透視圖，示出了將電感器形狀沉積到單獨的襯 底上的另一方式。
圖32是複合單片陶瓷電容器-並聯諧振槽(MLCC-T)或帶阻濾波器的透視圖。
圖33是圖32的MLCC-T槽濾波器的各個層的分解透視圖。
圖34是圖32和33的MLCC-T槽或帶阻濾波器的電氣示意圖。
圖35是包括MLCC-T濾波器的四極饋通電容器的一個極的截面圖。
圖36是部分地如圖35所示的四極裝置的電氣示意圖。
圖37是現有技術平通電容器的透視圖。
圖38是示出圖37的平通電容器的內部電極陣列的示圖。
圖39是圖37和38的現有技術平通電容器的電氣示意圖。
圖40示出了圖37和38的典型平通電容器的衰減與頻率響應關係曲線。
圖41是類似於圖10中所示的四極EMI濾波器氣密封的透視圖，但是包含本發明 的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器。
圖42是一般沿著圖41的線42-42截取的截面圖。
圖43是一般沿著圖41的線43-43截取的截面圖。
圖44是一般沿著圖41的線44-44截取的截面圖。
圖45是一般沿著圖41的線45-45截取的截面圖。
圖46是一般沿著圖41的線46-46截取的截面圖。
圖47是形成圖41-46的平通EMI/消能濾波器的板的分解透視圖。
圖48是一般沿著圖41的線48-48截取的截面圖。
圖49是圖41的平通EMI/消能濾波器的電氣示意圖。
圖50是類似於圖43和44的截面圖，示出將層疊層Ll和L2合併到單個共面層。
圖51是類似於圖42-46的截面圖，示出用於連接到通孔的有源電極板的變體。
圖52是示出了延伸到圖51的通孔之一的引線的分解透視圖。
圖53是類似於圖52的視圖，示出了代替電線的備選焊盤。
圖M是類似於圖3中所示的單極氣密封的透視圖，不同之處在於它用被替換為本 發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的饋通電容器反轉。
圖55是由圖M中的線55-55所指出的區域的分解視圖，示出了附連引線的備選方式。
圖56是一般沿著圖M的線56-56截取的截面圖。
圖57是示出備選連接方法的分解截面圖，其中通孔被填充然後附連到焊接凸點。
圖58是形成圖M和56的結構的各組件的分解透視圖。
圖59是圖M、56和58的結構的電氣示意圖。
圖60是示出圖58所示的有源電極板層的變體的透視圖。
圖61是類似於圖60的視圖，其中通過添加螺旋電感器元件修改有源電極板。
圖62是由圖61的襯底形成的電感器-電容器濾波器的電氣示意圖。
圖63是根據本發明的包括屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的四極濾波器組件的分解透視圖。
圖64是示出圖63的接地屏蔽板的變體的俯視圖。
圖65是接地屏蔽板的類似於圖64的視圖，示出了附加變體。
圖66類似於圖64和65，示出了接地屏蔽板的備選配置。
圖67是圖63的有源電極板襯底的備選方案的透視圖。
圖68是示出了衰減與頻率的關係曲線圖，其對圖63的屏蔽三端子平通EMI/消能 濾波器的性能與其他技術作了比較。
圖69是類似於圖63的分解立體圖，其中有源電極被修改以包括電感器。
圖70是與圖63和69非常類似的分解圖，不同之處是放置了邊緣屏蔽和可任選的 分隔屏蔽，以防止來自有源電極板的或可任選地共面電極板之間的EMI輻射。
圖71是類似於圖63的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的替代形式的分解透視 圖。
圖72是形成圖69中的有源電極板的一部分的圓形惠勒(Wheeler)螺旋的放大 圖。
圖73類似於圖72，示出了諸如形成圖69、70和71中的有源電極板的多個部分的 那些的正方形Wheeler螺旋。
圖74示出了多種典型的電感器曲流形狀。
圖75示出了各種低通濾波器的衰減曲線。
圖76是類似於圖68中所示的一系列濾波器衰減曲線。
圖77是根據本發明的包含屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的雙極氣密封濾波器 的透視圖。
圖78是圖77的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的內層的分解透視圖。
圖79是包含本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的替換實施例的分解透視 圖。
圖80是沿著圖79的線80-80截取的圖79組裝部分的部分分解視圖。
圖81是圖79和80所示的四極屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的電氣示意圖，
圖82是包含本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的內聯混合型襯底的分解 透視圖。
圖83是圖82所示的結構的電氣示意圖。
圖84是體現了本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的另一形式的分解透視 圖。
圖85類似於圖84，只是二極體陣列被替換為RFID晶片。
圖86類似於圖84，其中使用環形電感器替換一系列表面安裝晶片電感器。
圖87是類似於圖84的視圖，示出了混合型襯底的一部分的靈活性。
圖88是圖84的新穎的混合型襯底的內部圖示。
圖89是圖84的新穎的混合型襯底的電氣示意圖。
圖90與圖89的有源電路之一相同，其中「T」電路濾波器被替換為π電路濾波器。
圖91類似於圖84，添加了現有技術的四極饋通電容器。
圖92是圖84和88的混合型襯底的柔性部分的背面的平面圖。\
圖93是一般沿著圖92的線93-93截取的截面圖。
圖94-97是一般沿著圖93中的線94、95、96和97所指示的區域截取的分解截面 圖，示出了進行電連接的替代方法。
圖98是類似於圖92的平面圖，示出帶有四個通孔的柔性電纜組件的修改版本。
圖99是由圖93中的線99_99所指示的區域的截面圖，示出了襯底在利用焊接環 或銅焊環的端子引腳上的附連的再一個實施例。
圖100是類似於圖99的視圖，示出了附連的再一種方法。
圖101是用來將屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器連接到各種氣密或非氣密密封 的新穎附連帽的等軸截面圖。
圖102是包含來自圖101的新穎封蓋的現有技術氣密封的截面圖。
圖103是示出使電路跡線或電極板的一部分避開通孔方法的示意圖。
圖104是圖84的替換實施例的示意圖。
圖105類似於圖104，只是它示出了將混合型襯底的柔性電纜部分分段為柔性分 段的方法。
圖106是體現了本發明的帶有屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器混合型平通襯底 的聯線八極氣密端子的分解透視圖。
圖107是示出製造生產過程的流程圖。
圖108是體現了本發明的利用新穎混合型屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的典 型的十六線氣密封的分解透視圖。
圖109是圖108的結構的電氣示意圖。
圖110是5引腳端子的透視圖。
圖111是圖110的其中安裝了本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的5引 腳端子的透視圖。
圖112是類似於圖111的透視圖，示出了其中使用反向幾何形狀MLCC來提供高頻 衰減的替換實施例。
圖113是示出本發明的電子組件的示例性製造過程的流程圖。
圖114是示例性AIMD的圖示，示出了可變阻抗元件結合AIMD的外殼內的引線的使用。
圖115是如圖114所示的結構的示意圖，示出了可變阻抗元件在進入和退出AIMD 的導線上的使用。
圖116是示出了可變阻抗元件可以是電容器元件的示意圖。
圖117是類似於圖116的示意圖，示出了可變阻抗元件可以是饋通電容器元件。
圖118是類似於圖116和117的示意圖，示出了可變阻抗元件可以是L-C陷波濾 波器。
圖119是類似於圖118的示意圖，示出了電容器元件與L-C陷波濾波器並聯使用。
圖120類似於圖115，強調了串聯可變阻抗元件。
圖121示出可變阻抗元件可以是電感器。
圖122示出可變阻抗元件可以是L-C帶阻濾波器。
圖123是示出了各種濾波器的阻抗特性的衰減與頻率關係圖。\
圖124是在業界常常被稱為L-C陷波濾波器的串聯電感器-電容器濾波器的示意 圖。
圖125是給出L-C串聯陷波濾波器的共振頻率公式的圖表。
圖126示出圖IM的串聯共振L-C陷波濾波器的以歐姆表示的阻抗Z與頻率的關 系曲線。
圖127類似於圖1 的圖表，示出了以歐姆表示的阻抗對兩個分離的串聯共振L-C 陷波濾波器的頻率。
圖1 是示出被植入人的心臟的帶有心內引線的心臟起搏器的總體輪廓圖。
圖129是示出深度大腦刺激器電極的人的頭部的截面圖。
圖130是AIMD的單極導線系統的示意圖。
圖131是類似於圖130的例示，包括L-C陷波濾波器。
圖132是類似於圖130的另一例示，其中頻率可選組件包括電容性元件。
圖133是類似於圖130和132的另一例示，其中電容值C被選擇成使電容電抗將 與所植入導線的感抗大小相等、方向相反。
圖134示出通常用於軍事、航天、醫學、電信及其他行業的現有技術的氣密和非氣 密連接器。
圖135和136示出現有技術的子D型連接器。
圖137和138示出現有技術的氣密連接器。
圖139示出現有技術的多引腳連接器和屏蔽三端子平通EMI濾波器的分解圖。
圖140類似於圖139，只是附連了本發明的屏蔽三端子平通EMI濾波器。
圖141是一般從圖139的部分141-141截取的分解圖，示出了表面安裝的MLCC電容器。
具體實施方式
為了說明，如附圖所示，本發明涉及可包含在襯底或柔性電纜組件中的屏蔽三端 子平通EMI/消能濾波器190。新穎的概念在於設計嵌入式平通電容器，其中在提供互連電 路的同時可以附連可任選的表面安裝的無源或有源組件。新穎的屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器190包含具有與現有技術的饋通EMI濾波器電容器相似的特性的平通電容器。本 發明的平通EMI/消能濾波器190提供三端子電容濾波，同時提供對電路和通過平通電容器 的穩健的高電流容量電極的信號的屏蔽。本發明的平通EMI/消能濾波器190以與現有技 術的饋通電容器非常等效的方式運轉，因為a)其內部接地板充當電子裝置或模塊的整個 電磁屏蔽外殼的連續部分，該部分在物理上阻止高頻RF能量直接進入氣密封或以別的方 式完全屏蔽的外殼中的引線入口和出口的等效通孔(此類RF能量，如果它確實穿透屏蔽 外殼，則可以耦合到敏感的電子線路並幹擾該電子線路)；以及，b)類似於現有技術的饋通 電容器，本發明的平通EMI/消能濾波器190非常有效地將不合需要的高頻EMI信號從引 線(電極)分流到整個屏蔽外殼，在那裡此類能量在渦電流中被耗散，導致非常小的溫度上 升。當然，與現有技術的盤狀/饋通電容器不同，在本發明中電路電流(例如，起搏器起搏 脈衝或ICD HV去顫高電流電擊)必須通過嵌入式平通電容器的內部電極。通過將平通技 術集成到現有技術的電路板、襯底或柔性電纜中，可以製造帶有厚得多的電極的平通電極(如銅片)，其大大地提高它們安全地攜帶相對更高的直通電路電流(如外部或內部心臟去 顫脈衝)的能力。
圖41與圖10中所示出的四極EMI濾波氣密封非常類似。在圖41中，根據本發明， 饋通電容器元件被完全消除，由此大大地降低製造成本。在圖10中所描述的饋通電容器 132以及其相關聯的絲焊襯底136被替換為新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190。 在圖41中，絲焊焊盤138、138' ,138" ,138"『和140與圖10中所示出的絲焊焊盤非常類 似。它們被附連到相對較高K的陶瓷或合適的混合型襯底192。本發明的新穎的寄生平通 電容器被集成到襯底192中。通過參考圖42到46，可對其進行更好的理解。
圖42示出了接地屏蔽板194。在此情況下，中心引腳196被接地。S卩，在襯底 192的下面有腹板(未示出)，其中接地引腳196被電耦合到氣密封112的金屬套圈120。 重要的是，這是低電感RF地線。換言之，腹板將是帶有只用於讓引線114、114' ,114"和 114"『穿過的隙孔的大面積板。此RF接地腹板可以例如將其外徑雷射焊接到氣密端子的 套圈120，並將其內徑孔焊接到接地引線或引腳196。將中心引腳196接地的備選方法被示 為利用如圖48所示的氣密封內的嵌入式接地板。參考圖48，可以看出，有引線與金屬套圈 120成非導電關係地穿過的氣密絕緣體118。示出嵌入氣密封112的絕緣部分118的接地 板198，它們通過金銅焊材料被附連到中心接地引腳196。在美國專利No. 7，199，995中描 述了使用嵌入氣密封112的絕緣體118的板來將此中心引腳196接地，該專利申請的全部 內容以引用的方式納入本文中。在美國專利No. 5，905，627和6，529，103中進一步描述了 將引腳196接地的其他方法，這些專利申請的內容也以引用的方式納入本文中。
圖43到46示出內部有源電極板布局176、176'、176〃和176〃 『。這些有源電 極板各自的或者稱為有效電容區域(ECA)的重疊區被最大化，以便最大化平通電容。最大 化有源電極板176-176"『的厚度和面積還具有一個優點它們的總電阻被降低(而其電 流額定值大大地增大)。這是重要的，因為新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的 電路電流必須通過相應的電極板176-176"『，以便實現新穎的屏蔽平通電容器特性。
如上文所提及的，諸如圖37所示的現有技術的平通電容器174的一個嚴重缺點 是，它無法方便地安裝從而成為整個電磁屏蔽的整體組成部分。總會有一個頻率會導致發 生跨器件的不合需要的RF耦合188。這通常直到IOOMHz或以上才不會發生。在非常高的 頻率，諸如高於1GHz，此問題變得相當嚴重。與現有技術的盤狀饋通電容器110和132相比 (其中，電路電流通過饋通孔中的穩健導線)，第二個缺點是平通電路電流必須流過平通電 容器174本身的電極。對電極厚度和導電性的限制意味著，現有技術的平通電容器174具 有相對較高的串聯電阻，且只能定額到幾個毫安或充其量幾個安培。然而，接受外部(AED) 去顫的患者的起搏器導線或植入型除顫器必須提供高於20安培的高電壓脈衝。通過在包 圍至少頂部和底部的接地屏蔽板194中包括新穎的大表面積和相對較厚的平通有源電極 板176(最高30安培或更大的電路電流可以通過)，本發明的新穎的屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器190克服了與現有技術的平通電容器相關聯的前述兩個缺點。從後面的附圖可 以看出，屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的新穎的大表面積電極176可以可任選地包 括電感器部分，這些電感器部分不僅合乎需要地給濾波器添加串聯電感，而且還通過增大 有效電容面積(ECA)來增大平通電容。
通過參考如圖47所示的分解圖，可以最佳地理解新穎的混合型襯底192的總體內部結構。可以看出，平通有源電極176到176"『中的每一個都夾在多個接地屏蔽板194、 194' ,194" ,194" 『 ,194"『和194〃 「之間，如圖所示。所得的大ECA具有產生用於 EMI濾波的極高平通電容值的效果(通常為幾十個或幾百個微微法)。相比之下，美國專利 No. 5，683，435和6，473，314講述的窄(小表面積)電路跡線型平通設計不是有效的電容器 電極。這導致幾乎為零的平通電容(只有本身不提供有效EMI濾波器衰減的雜散微微法)。 另外，通過在重疊接地屏蔽板194之間產生平通電容，消除了前面結合圖37的現有技術結 構所描述的問題。在圖37中，示出了對於典型的現有技術平通電容器，有將會發生耦合188 的頻率。此時，RF信號可以通過雜散電容、天線動作或互感避免通過電極板175，相反直接 跨電路跡線耦合，或耦合到相鄰的電路跡線。如前面在圖40中所描述的，這最好理解為由 於交叉耦合而導致的下降和衰減。通過利用兩側(以及可任選地，共面側)的接地屏蔽板 194屏蔽本發明新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的大表面積電極176，此雜散 耦合問題以及相關聯的高頻衰減下降被完全消除。再參考圖37，可以看出，確實沒有來自現 有技術平通電容器174的端對端屏蔽屏障。在某些頻率，例如約IOOMHz到lGHz，EMI或RF 將不合需要地跨現有技術平通電容器174交叉耦合，或潛在地，更糟的是，耦合到相鄰的電 路。
再參考如圖41到48所示的新穎結構，平通電容被很好地屏蔽。在此情況下，平通 電容將充當理想電容器，並無諧振和寄生RF耦合下降。在圖48中，可以看出連接到內部接 地屏蔽電極板194的可選外部金屬鍍層108。這有助於防止可以耦合到電子裝置的總體屏 蔽外殼內的敏感電子電路的高頻RF能量的邊緣再輻射。在優選實施例中，外部金屬鍍層 108將直接電連接到金銅焊材料124(在此情況下，套圈120的直徑將需要放大)。因此，在 屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的套圈120和外金屬鍍層108之間將降低RF接地和 阻抗。在此情況下，顯然，可消除中心接地引腳196，並且還可以消除氣密絕緣體118內的內 部接地電極198。換言之，可以通過如圖48所示的中心引腳196實現屏蔽電極板194的接 地，或者，利用外部金屬鍍層108以及(例如)金銅焊材料IM之間的附連在外周或周邊執 行。添加金屬鍍層108意味著，嵌入式有源平通電極板176被頂部和底板194RF屏蔽，並在 它們共面邊緣被護罩108屏蔽。這意味著，有源電極板176被完全屏蔽，以使不會發生RF 再輻射或交叉耦合。
再次參考圖48，有安置在屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190和氣密絕緣體118 之間的絕緣墊圈200。這將確保電連接材料1 不會移動到混合型襯底192下面並導致相 鄰引腳之間的短路。例如，如果導電材料1 將在引腳114"和114"『之間移動，則這會 使心臟起搏器的輸出短路。在優選實施例中，絕緣層200也是粘接劑。這在製造過程中是 合乎需要的，以使屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190被穩固地固定到氣密封112。這使 得通過焊接、使導熱聚醯胺或環氧樹脂等等離心的後續電氣附連操作更方便。
再次參考圖48，在氣密絕緣體118的底部示出了體液一側。AIMD的電子電路在氣 密和電磁屏蔽外殼內部是典型的。然而，本發明不僅限於只將屏蔽三端子平通EMI/消能 濾波器190放置在AIMD的外殼內。如果用完全生物相容的材料製造屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器190，則沒有理由它不能被安置在體液一側。參考美國專利No. 7，113，387，該專 利描述了為直接體液暴露設計的EMI濾波器電容器，該專利申請的全部內容以引用的方式 納入本文中。例如，有源平通電極和它們的對應電極屏蔽板可完全安置在包含高介電材料的非導線內，連接以及電極和屏蔽板由諸如純鉬、金、鈮、鉭、鈦等等之類的生物相容材料制 成。換言之，圖48的結構可製造成使它適於直接體液暴露。
圖49是圖41的新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的示意圖。屏蔽板 194到194"「示出了這一事實大表面積有源電極板176至少在頂部和底部被接地屏蔽電 極板194包圍，這些接地屏蔽電極板194形成平通有效電容重疊區，同時防止跨平通電容濾 波器的不合需要的RF耦合。由各個有源電極176與在頂部和底部包圍有源電極的對應屏蔽 板194之間的重疊區(ECA)形成饋通電容C1、C2、C3和C4。例如，再參考圖47，可以看出， 有源電極板176-176" 』在頂部和底部被接地屏蔽板194-194"「包圍。接地屏蔽板194" 可以通過金屬電鍍、厚膜沉積(絲網印刷)、分立金屬片或類似工藝沉積到具有特定介電厚 度d的介電層上。如電容器設計師所眾所周知的，總平通電容的公式由公式C = kA(n-l)/ d給出。在此公式中，k是絕緣介電材料本身的介電常數；A是由接地屏蔽板194和194' 與例如有源電極176的重疊確定的平方英寸(in2)或平方毫米(mm2)為單位的有效電容面 積(ECA) ；η是總電極區域的數量；而d是介電厚度。參考圖47，可以添加絕緣介電覆蓋層 板(未示出)，它們可以是在每一個電極層上形成介電層的相同或不同絕緣和/或介電材 料(這將添加額外的電氣和機械保護)。對設計電容器的本領域技術人員顯而易見的是，空 白覆蓋層板(按需需要那麼多的)還可被插入有源電極層176和相關聯的或包圍的接地屏 蔽板層194之間。這將導致介電厚度d變得更大，會具有兩個效果。第一效果將是增大介 電厚度，因此會增大平通電容器的額定電壓。薄的介電層趨向於在相對較低的電壓下被擊 穿。因此，對於高電壓應用，諸如植入型心臟復律除顫器(ICD)，將希望相對大於例如低電壓 起搏器的介電厚度。當檢查電容公式時，介電厚度d出現在分母中。因此，當增大介電厚度 時，總的平通電容將下降。因此，設計師作出的第一判斷是對於該應用的額定電壓所需的介 電厚度，然後調整ECA以便實現所需的平通電容。在某些情況下，將實現不足的平通電容， 以適當地過濾所有頻率。如下文結合後面附圖所描述的，示出了如何通過表面安裝或嵌入 或厚膜沉積添加商用的分立的電容器、電感器、二極體及其他組件，從而增強本發明的其總 體性能，具體而言，增強新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的低頻性能。
圖50示出用較少的層和相應較小的總襯底厚度產生圖41的新穎的混合型EMI濾 波器襯底192的方式。這可通過將兩個(或更多)有源電極176和176'結合到單一共面 層上來完成。將多個有源電極板置於共面層上，可以具有使屏蔽三端子平通EMI/消能濾波 器190更薄、更容易製造並且成本更低廉的所需效果。然而，這也具有縮小每一個有源電極 板176的有效電容面積(ECA)的不合需要的效果。然而，當使用高K材料時，有效電容區 域大到不足以產生損害。此外，後面附圖還示出添加共面電感器-電極以增強濾波器衰減 的方法。對於本領域的技術人員顯而易見的是，也可以按類似的方式將有源電極176"和 176〃 『包括到單一組合層中。新穎的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190，具體而言其 混合型襯底192，可以由現有技術的柔性電路技術(如聚醯亞胺柔性電路)、多層剛性襯底 (如氧化鋁或FR4板)、襯底或載體上的厚膜沉積等等構建。對於這些製造技術中的每一種 技術，對於可以形成的層數有實際限制。此限制與固有的製造工藝的限制有關。例如，當形 成足夠的層數(多於8到10)時，柔性電路開始變得十分剛硬。事實上，在柔性電纜設計中， 柔性電纜的一部分被形成並變為被稱為「剛柔」的部分是常見的。本發明允許屏蔽三端子 平通EMI/消能濾波器技術用於完全柔性襯底中、具有柔性和剛性層的混合型襯底設計中、23或完全剛性的板中。
再參考圖41，可以看出，有如圖所示的絲焊焊盤138到140。添加絲焊焊盤也會增 大電路連接方便性以及額外開銷。比較起來，圖51示出例如可以修改如圖43所示的有源電 極板176，以使它連接到通孔202。此通孔202可便於方便地連接如圖52所示的引線204， 或如圖53所示的圓形(或矩形、正方形或者其他未示出的)絲焊焊盤206。
圖M是類似於圖3中所示的單極起搏器氣密封112的等軸圖，只是饋通電容器被 替換為本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190，其被示為安裝在絕緣體118和金銅 焊材料124的頂部。可利用前面所描述的任意數量的技術製造屏蔽三端子平通EMI/消能 濾波器190的混合型襯底192。混合型襯底192的主體可以是常規襯底，由高介電常數陶 瓷、氧化鋁、玻璃纖維、FR4或任何其他剛性型的多層板技術構成。另外，它可由若干個柔性 電纜變體構成。這些可包括基於聚醯亞胺、Kapton和丙烯酸結構層疊在一起的柔性電纜。 另一實施例將是帶有在高溫下層疊在一起的所有聚醯亞胺連接的聚醯亞胺柔性電纜。所有 這些類型的板和/或襯底和/或柔性電纜在本領域中是已知的。此處所描述的是將那些板 和襯底非常新穎地修改為平通濾波器技術。下面，包括各種形式的新穎屏蔽平通EMI濾波 器技術的新穎襯底將被稱為混合型襯底192。
在圖M中，可以看出，在混合型襯底192上有金屬化區域208。此環繞式金屬化 區域208與嵌入在混合型襯底192內的內部接地屏蔽板194和194'建立連接，如圖56所 示。在圖M中可以看出如圖所示的多個電連接210、210'和210"『(位於襯底192對面 一側的等效的電連接210"和210"「未示出)。這些電連接被連接到金銅焊材料124，該 金銅焊材料1 是氣密封的一部分，並提供「無氧化物」 RF接地多點連接。通過參考從圖 54的部分56-56截取的圖56，可以對其進行更好的理解。通過參考美國專利No. 6，765，779 和6，765，780，可以更全面地理解連接到金銅焊材料而不直接連接到鈦套圈120的重要性， 這些專利申請的全部內容以引用的方式併入本文中。從圖56可以看出，有現有技術的氣密 封112，其中包括通常由鈦等等製成的金屬套圈120。示出了凸緣區域212，該區域便於激 光焊接到諸如心臟起搏器等等之類的AMD的鈦外殼。存在氣密絕緣體118，其可以由氧化 鋁、陶瓷材料、玻璃或等效物製成。在此特定實施例中，有金銅焊材料124，該區域在絕緣體 118和套圈120之間形成機械氣密封。金銅焊材料122在引線114和絕緣體118之間形成 類似的機械氣密封。在此示例中，體液一側將朝著圖56的截面圖的底部的方向。在引線 114和金屬化通孔202(是新穎的混合型襯底192的一部分)之間進行電連接。通孔202與 內部有源電極(或者稱為平通電極)板176進行電連接，如圖所示，而內部有源電極板176 又連接到通孔202'。接地電極屏蔽板194和194'連接到混合型襯底192的外部金屬鍍 層表面208。此金屬鍍層208又經由材料210電連接到氣密封112的金銅焊材料124。如 前所述，與金的此直接連接構成可靠的無氧化物低阻抗連接，在美國專利No. 6，765，779和 6，765，780中詳盡地描述了其重要性。還可以看出，通過在混合型襯底192的側面周圍包裹 金屬鍍層表面208，可以防止在有源電極176上傳導的EMI可以輻射或交叉耦合到AIMD的 內部的任何機會。通過使接地屏蔽板194和194'之間的EMI保持「抑制」，形成幾乎完整 的法拉第筒屏蔽，這是理想的解決方案。由於薄的幾何形狀，RF能量的襯底邊緣再輻射是 非常小的問題，如果層176和194、194'之間的介電厚度變大，則該問題可以通過結合圖60 描述的共面邊緣屏蔽來解決。這種新穎的屏蔽包容方法適用於此處所描述的任何一個實施例。
再次參考圖M，可以看出，現有技術的單片陶磁晶片電容器(MLCC) 142已經電連 接到連接盤，而連接盤連接到通孔202'和202"。通過參考如圖58所示的圖M的分解 圖，可對其進行更好的理解。可以看出，通孔202'連接到有源電路電極176。MLCC電容器 142的另一側通過通孔202"連接到接地屏蔽電極板194和194'中的兩者。對MLCC電容 器142的兩側進行非常低的阻抗連接是重要的。在此實施例中，可以使用任何類型的片形 電容器，即，單片陶瓷、層疊薄膜、鉭、電解質等等。對於本領域技術人員顯而易見的是，MLCC 電容器142的地線(左)不必通過如圖所示的通孔202"連接到RF地線。相反，位於MLCC 142的左邊的放大連接盤可以直接RF接地到外部環繞式金屬鍍層表面208。
在圖M中，可以看出，有固定到混合型襯底192的絲焊焊盤138。這構成附連引 線204的方便的安裝墊片。引線204將被路由到一般電子裝置或AIMD的內部電路。弓丨線 204可通過熱或超聲波焊接、錫焊等等固定到絲焊焊盤138。圖55示出已經消除了絲焊焊 盤(通常將由鐵鎳鈷合金構成)的備選方案。在圖陽中，有不同電鍍類型的金屬沉積絲焊 焊盤139。在此情況下，不需要鐵鎳鈷合金塊138的單獨附連，如圖M所示。在此情況下， 在圖55中，絲焊焊盤139可以是外部電路跡線的整體組成部分，並通過電鍍、厚膜沉積技術 等等來沉積。
再次參考圖56，有源電極板176夾在兩個接地電極屏蔽板194和194'之間。現有 技術的MLCC電容器142連接在通孔202'(其也連接到有源電路板176)和通孔202"(其 與接地屏蔽板194和194'兩者成導電關係)之間。從電學角度來講，這意味著MLCC電容 器142從有源電路板176連接到地線。因此，它充當電氣旁路低通濾波器元件以提供額外 的EMI濾波，從而補充如前所述的平通電容。
再次參考圖56，可以看出，有被安置在引線114和通孔202之間的電連接材料 214。這可以是熱定型導電聚合物，諸如導電環氧樹脂或導電聚醯亞胺等等。材料214也可 以是在本領域中作為焊料隆起焊盤結構或者甚至球柵陣列(BGA)已知的焊錫或焊銅。它被 示為處於重熔狀態，因此作為圓球開始是不明顯的。為了在此材料214和金銅焊材料IM 之間提供電絕緣，在氣密封112和混合型襯底192之間安置了一個或多個粘接劑塗底的絕 緣墊圈200。通常，此墊圈200將是粘接劑塗底的聚醯亞胺等等，以確保諸如214之類的導 電材料停留在原位置，並且不能短路和/或遷移到不需要它們的區域(如短路到地線)。如 美國專利No. 7，327，553中所述，在墊圈200之間可以提供片狀的滲漏檢測路徑，以便於對 氣密封進行氦檢漏，該專利申請的內容以引用的方式納入本文中。
有類似的電連接材料210被安置在金屬鍍層表面208和金銅焊材料IM之間。材 料210通常也是熱定型導電粘接劑、焊錫、低溫焊銅、雷射焊等等。絲焊焊盤138被示為連 接到有源電極板176。此時，從體液一側進入引線114的任何電噪聲(EMI)被在圖56中示 為CP和CP'的平通電容和MLCC 142—起協作的濾波作用解耦。平通電容的值相對來說 比MLCC 142低一些；然而，這對於衰減高頻非常有效。較低的頻率通過電容值較大的MLCC 電容器142來衰減。絲焊焊盤138便於一條或更多條引線204連接到一般電子屏蔽模塊或 AIMD內的內部電路組件。
在圖56中，可以看出，通孔202通過導電材料214連接到引線114，該導電材料214 可以是焊錫、低溫焊銅、熱定型導電粘接劑等等。在圖57中示出了備選方法，其中通孔202被填充，然後將其附連到焊料隆起焊盤216，如圖所示。焊料隆起焊盤216與通孔202的金 屬鍍層106進行接觸。通過將整個組件提高到某一高溫，焊料隆起焊盤216熔化到釘頭導 線218，形成可靠的電氣和機械連接。
圖58是圖M的分解圖。與接地屏蔽板194和194'的低阻抗RF電連接非常重 要。因此，可以看出，有多個電氣附連210到210"「。當然，這可以是全部都在地線金屬鍍 層208到金銅焊材料IM周圍的一長的連續連接。然而，需要不阻塞氦滲漏通道。這些氣 密端子的完整性對於排除體液進入AIMD是關鍵的。
再次參考圖56，可以看出，如果在氣密端子絕緣體118或在對應的金銅焊材料122 中有裂縫220或其他的缺陷，那麼體液(水分)能夠進入封閉的電子外殼中，或者更糟進入 諸如心臟起搏器之類的AIMD的氣密外殼。使用氦滲漏檢測介質來測試這些端子是本領域 非常常見的。然而，問題是，安裝諸如本發明的混合型襯底192之類的附屬組件，會臨時阻 塞氦的流動。通常，在幾秒鐘內執行氦檢漏。因此，諸如導電熱定型粘接劑210等等的連續 覆蓋之類的任何附屬密封劑，可以減慢氦經過這樣的覆蓋物的流動。因此，在本發明的優選 實施例中，需要在電氣附連區域之間保留如圖M和58所示的開放間隔。以此方式，如果在 氣密端子絕緣體118或其相關聯的金銅焊材料122和IM中有任何缺陷220，氦將能夠自由 穿過，並被檢漏設備檢測到。如美國專利No. 6，566，978(該專利申請的全部內容以引用的 方式納入本文中)所講述的，對於本領域的技術人員顯而易見的是，可以提供策略地安置 的穿過混合型襯底192的開放通孔，以便在氣密封測試過程中使氦通過。
再次參考圖58，本發明的新穎方面是，在電路有源電極板176和周圍的接地屏蔽 電極板194和194'之間形成平通電容。此電容被示為CP和CP'。此平通電容的電容值 取決於由C = kA(ii-l)/d給出的典型電容公式。其中k是材料的介電常數。如上文所提 及的，如圖56所示的新穎的混合型襯底192可以由各種不同的材料構成。例如，聚醯亞胺 材料的介電常數將在3和4之間，而氧化鋁陶瓷材料可以高達9到11。鈦酸鍶鋇介電體可 以具有超過5000的介電常數。在公式中，A代表面積，該面積是有效電容面積(ECA)。這是 通過在電路有源電極板176與對應的接地電極屏蔽板194和194'的面積之間的夾層狀重 疊來計算。忽略邊緣效應，計算此面積的簡化方式只是計算有源電極板176的包圍在夾層 狀的接地屏蔽板194和194'之間的面積。在該公式中，η是重複的電極板的總數。在此 情況下，有包括194、176和194'的三個板。這給出了產生兩個寄生平通電容CP和CP'的 n-Ι。介電厚度d只是分隔194和176以及176和194'的介電材料的厚度，如圖所示。平 通電容CP和CP'的存在對本發明的整體寬帶EMI濾波性能來說是極為重要的。通過參考 圖59的示意圖，可對其進行更好的理解。除平通電容CP、CP' ...CPn之外，還有沿著有源 電極板176的長度形成的寄生電感。這被示為LP、LP'和LPn。對於本領域技術人員顯而 易見的是，在有源電極板176與相鄰接地屏蔽板194和194'之間重疊的有效電容面積的量 越大，寄生電容CP將越大。在此情況下，寄生電感非常小，且對於濾波確實不會有幫助。對 於本領域技術人員還顯而易見的是，有源電極176的寄生電感將與其長度和其寬度兩者成 比例。換言之，有源電極176越長，其電感LP就越大。串聯電感的存在非常重要，因為這將 提高屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的總體高頻性能。如下文所描述的，有使此微小 串聯寄生電感大得多的方式。
再參考示意圖59，可以看出，在多個位置有屏蔽符號194-194 "『(有時示為"Sh")。這是這樣的指示由平通電容CP和由MLCC電容器142所貢獻的電容C構成的 整個組件一般而言將其有源電極都包含在屏蔽板194內(夾在屏蔽板194之間)。如上文所 提及的，這是非常重要的，以使高頻的不合需要的電磁幹擾不會繞過或從體液一側跳過並 由此進入電子裝置或AIMD外殼從而可能干擾敏感的電子電路。在美國專利No. 4，424，551、 5，333，095和5，905，627中描述了對於諸如心臟起搏器之類的AIMD的濾波的重要性，這 些專利申請的全部內容以引用的方式納入本文中。關於這一點，本發明的屏蔽三端子平通 EMI/消能濾波器190以與現有技術的饋通電容器等效的方式起作用，因為屏蔽三端子平通 EMI/消能濾波器190不僅是有效的濾波器和消能元件，其接地電極板194還充當AIMD或其 他等效的屏蔽電子電路的整體電磁屏蔽外殼的有效部分。
再參考圖58，可以看出，在本配置中，由於有源電極板176的相對較長的長度和它 相對來說比較細這一事實，電感(雖然十分小)相對來說被最大化。還將注意到，平通(寄 生)電容是CP和CP'的並聯組合的總和，並且由於有源電極176的大面積和由其與接地 屏蔽板194和194'重疊實現的大ECA而相對來說被最大化。進一步增大平通(寄生)電 容的總量的一種方式將是增大圖58中的層數。在單片結構中，重複若干個冗餘層將使電容 增大電容公式的n-i項。增大平通電容的量的其它方式將是進一步增大有效電容重疊區 ECA、增大介電常數或減小介電厚度(d)。
現有技術的饋通電容器，如圖2和5所示並在圖10中的組件中示出，有助於極低 電感寬帶低通濾波器。這是為什麼它們一般是在AIMD及其他裝置的引線入口和出口的點 的優選EMI濾波器。然而，饋通電容器在業界一般被少量生產。因此，當與量大得多的MLCC 電容器相比時，它們價格相對來說比較高。單個饋通電容器要花幾美元是平常的，而MLCC 電容器只有幾美分。另外，現有技術的饋通電容器電容值趨向於十分低(主要在400到4000 微微法的範圍內)。這意味著，現有技術的饋通電容器產生高於25MHz的非常有效的高頻濾 波器，但是在低頻時(低於5MHz)衰減很小。饋通電容器一般而言會比等效值的MLCC電容 器貴幾百倍。然而，再參考圖13，對於MLCC電容器以及其高頻性能曲線，如圖18所示，這不 會產生寬帶低通濾波器。一般而言，MLCC是邊緣的或者不足以衰減AIMD患者會暴露其中 的高頻輻射源。這包括蜂窩電話、RF標識(RFID)、機場雷達、微波爐等等。如結合圖37所 描述的，一個可能的解決方案將是使用平通電容器技術。然而，如圖40所示的由於交叉耦 合造成的衰減的寄生下降是一個嚴重問題。與圖37的現有技術的平通電容器相關聯的另 一問題是它相對來說比較貴。這不僅僅因為它的生產量相對來說比較低。有如圖37所示 的附加平通端接222和222'所需的額外成本。這些添加的端接難以自動化，並添加了大 量的手工作業和附加費用。通過包括作為夾在接地屏蔽板194和194'之間的分布式寄生 元件的平通電容器電極板176，如圖58所示，實現若干個合乎需要的目標。首先，消除了跨 平通電容器的交叉耦合的問題。這是因為它包含在或夾在完全屏蔽的結構內。因此，高頻 EMI沒有辦法跨本發明的新穎屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190耦合。另外，電路板的 柔性電纜常常用於現有技術的包括AIMD的電子裝置中。換言之，通過不添加任何額外的結 構，可以嵌入平通電容，然後將它與MLCC電容器142 (或額外的組件)組合起來，如圖58所 示。MLCC電容器142對於低頻衰減是有效的，而寄生平通電容CP用來衰減高頻。寄生電 容或平通電容與分立的MLCC電容器142的電容並聯工作，這會導致非常有效的寬帶低通濾 波器，從千赫茲頻率一直到10千兆赫或更大。這在如圖59所示的示意圖中全部進行了概述。屏蔽板194-19 是說明性的，以表明整個平通濾波器被以這樣的方式夾在RF屏蔽板 之間，從而高頻EMI信號不會從有源電極板176再輻射出。這是非常重要的概念。直到不 合需要的EMI能量被解耦到地線，它才能在電子裝置或AIMD的整體電磁屏蔽的外殼內保持 未屏蔽。如果保持未屏蔽，則這樣的高頻噪聲可交叉耦合到敏感的AIMD感測電路。例如， 如果心臟起搏器將這樣的高頻噪聲感測為心跳，則起搏器可以抑制那些可能危及依賴起搏 器的患者生命的現象。
圖60示出前面在圖58中描述為176的有源電極層的備選有源電極層。參考圖 60，必須想像移除圖58中的分解有源電極視圖層176，並將它替換為有源電極176'。有源 電極板176'本身與前面在圖58中示出的並無很大不同(其表面積略小一些)。所不同的 是，在同一共面表面上的有源電極176'周圍沉積接地或第三屏蔽跡線224。與有源電極 176'在同一平面上的周圍接地屏蔽跡線224的用途是進一步幫助有源電極板176'的同 軸屏蔽。當假設有源電極176'已被夾在接地屏蔽板194和194'之間時，這意味著，它在頂 部、底部以及兩側都被屏蔽。添加可任選的邊緣屏蔽板224防止來自屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器190的高頻的邊緣輻射。
可通過額外的低通電路元件來進一步提高平通電容器的濾波性能。參考圖61，可 以看出，已通過添加Wheeler螺旋電感器元件158修改了有源電極板176〃。Wheeler螺旋 電感器在現有技術中是眾所周知的，可用於各種其他應用。Wheeler螺旋設計方程也是現成 的。螺旋電感器電路跡線158向有源電極板176"添加了相當大的串聯電感，還增大了平通 電容重疊面積(ECA)。在圖61中，通過也具有寬有源電極板區域176"，也可最大化如前所 述的寄生平通電容。換言之，因電感器電路跡線158和有源電極板176"被夾在兩個接地屏 蔽板194和194'之間而增大的它們兩者之間的總有效重疊面積(ECA)大大地增大了平通 電容CP和CP'。在EMI濾波器設計技術中，當將與電路串聯的電感器與電容一起接地時， 這被稱為L形低通濾波器。在圖62中示出了圖61的L形濾波器的示意圖。
參考圖62，可以看出，Wheeler電感器螺旋158與有源電極176〃串聯，而有源電 極176"具有與地線並聯的平通寄生電容CP以及MLCC電容器142，以形成L形濾波器。在 圖62中未示出寄生電容CP確實是分布式元件，並應該在整個電路中示出。因此，圖62應 該被視為相對低頻的模型，其中高頻模型將由分布式傳輸線路構成。
圖63示出了根據本發明的四極濾波饋通組件。它在結構上非常類似於如前針對 圖54、56和58的單極器件所描述的。在圖63中，可以看出，有多個接地電極屏蔽板194、 194'和194"。相關聯的通孔對於本領域的技術人員是顯而易見的。夾在這些接地電極屏 蔽板之間的是有源電路電極層2 和228。平通電極電路176和176'被包含在電極電路 跡線層226。如前所述，由於兩側的ECA重疊面積，形成了寄生電容或平通電容。接地屏蔽 板194和194'的間隔十分重要，因為它們不應該被間隔太遠，或者由於電磁幹擾信號再從 平通電極板176和176'輻射出並穿過外緣，可能發生高頻RF洩漏。通過在周圍包裹金屬 鍍層表面208，在圖M的單極設計中防止此RF洩漏。這也可以通過縫合如圖64所示的若 幹個導電被填充通孔230來完成。圖64是圖63的接地屏蔽板194-194"的變體。可以看 出，在周邊的周圍甚至在內部有多個這些縫合通道230或接地通道。這些縫合通道230的 用途是以多點低電感配置電連接三(或Π)個接地屏蔽層194-194"。這些縫合通道的另 一非常重要的用途是，當看此層疊的夾層結構的側視圖時它們減小了有效長度。在波導工程中，波導的截頻取決於其幾何形狀是常理。對於矩形波導，長寬比非常重要。通過縮短長 度，大大地增大了波導器可開始通過它傳遞電磁信號的頻率。因此，通過包括許多縫合通道 230，可保證夾層結構關於邊緣再輻射完整性將RF屏蔽保持到5-lOGHz區域。這比AIMD所 需的有效濾波頻率高得多。AIMD的上限頻率由本領域專家定義為3GHz。AIMD EMI濾波器 不需要3GHz以上衰減的原因與極短波長時身體組織的反射和吸收有關。因此，電磁濾波器 需要在高達3GHz (但不超出)之前非常有效是植入型醫療裝置EMC群體普遍接受的。為此 請參考已公布的ANSI/AAMI標準PC69。
再次參考圖63，對於本領域技術人員顯而易見的是，多個層η可以層疊起來。這樣 做的理由是雙重的。即，為了增大在有源電極板176η和周圍的接地屏蔽板19 之間形成 的平通電容的有效電容面積(ECA)，以及為了通過並聯地放置附加冗餘電極，增大有源電路 電極板的電流處理能力。這將趨向於降低所述有源電路電極的串聯電阻值，同時增大它們 的電流和功率處理能力。
再次參考圖64，多個通孔230的另一用途是增大柔性混合型襯底192的機械完整 性。通過將多個通孔230縫合，所述結構可以分層的可能性小得多。在圖65中示出了通過 使用槽形232來實現這一點的另一方式。
在圖65中，有如圖所示的多個槽232。這些槽可以被設置在若干個區域。槽232 一般不以填充通孔的相同方式來填充。然而，確實允許粘接劑層通過被噴塗金屬的電極屏 蔽進行接觸。例如，在典型的聚醯亞胺柔性電纜布局中，利用丙烯酸粘合劑疊合多層聚醯亞 胺。以此方式，通過提供槽232，丙烯酸粘合劑可以接觸底層的襯底材料234。
再參考圖65，在本發明中，優選在有源電極電路電流的方向對齊槽232從而不會 對電流產生彎曲路徑。這也趨向於維護接地板的電感完整性。作為示例，如果在心臟起搏 器的引線入口點使用了本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190，則有源電極必須是 低損耗的，以便於傳導起搏器起搏脈衝以及傳導生物感測信號。換言之，現代的心臟起搏器 積極地檢測並監視心臟的電活動。低損耗有源電極的一個用途是作為AIMD電池節省用途。 某些患者不是依賴於起搏器的，意味著他們只需在他們的心率下降得太低時在某些臨界時 間被起搏。因此，起搏器電子電路不斷地監視心臟。當需要起搏脈衝時，起搏器激活並通過 植入的導線向適當的心臟組織提供起搏脈衝。然後，刺激脈衝將心臟還原到其自然的竇性 心律。因此，諸如圖63的層2 和2 所示出的那些有源電極相對來說損耗較低非常重要。 即，有源電極的電阻率不應該高到使起搏脈衝或感測信號大大地衰減。
圖66示出在噴塗了金屬的電極屏蔽中設置多個孔236的方法。這些多個孔236 與前面在圖65中所描述的槽幻2的用途相同。
圖67示出了前面如圖63所示的有源電極層2 的備選方案。在圖67中，可以想 象此層226'可以替換圖63中的層226。
圖68是示出了衰減與頻率的關係曲線圖，對圖63的屏蔽三端子平通EMI/消能 濾波器190的性能與現有技術的饋通電容器和現有技術的MLCC作了比較。在常規饋通電 容器與MLCC電容器和本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的饋通電容器的比較中， 可以看出重大的區別。在圖68中，饋通電容器和MLCC具有相等的電容值。屏蔽三端子平 通EMI/消能濾波器的電容值小得多。饋通電容器表現了被示為SRFl的小自共振傾角。饋 通電容器是唯一的，因為在它們經過這種傳輸線路自共振之後繼續充當非常有效的寬帶濾\波器。現有技術的MLCC電容器則相反。MLCC電容器在其共振頻率SRF上實際優於其他電 容器技術，然而在大於其自共振頻率SRF的頻率它非常迅速地變為電感性，在該點衰減相 相對頻率降低。這是很不合需要的，因為諸如蜂窩電話之類的高頻輻射源將不會被正常衰 減。本發明中的平通電容是寄生電容，它趨向於具有相對較低的電容值。這意味著，其有 效的3dB點(或它開始變為有效濾波器的點)在頻率方面相對來說比較高。在此情況下， 3dB點大致是1000MHz。根據圖63的設計，當將MLCC電容器響應曲線與平通寄生曲線組合 起來時(將這兩個電容並聯地相加)時，圖68示出了複合的或相加的響應衰減曲線(對於 有源電極176，是將圖59中所示出的並聯的所有電容性元件相加)(寄生電感LP的值這樣 小，以至於可以將它們忽略)。當將此實的複合曲線與現有技術的饋通電容器的曲線進行 比較時，可以看出，現有技術的饋通電容器在高於1000MHz的頻率優於複合曲線。對於本領 域的技術人員顯而易見的是，關於此的一種方式將是增大平通寄生電容器的電容值，以使 它可開始以較低頻率執行。增大寄生電容器的電容值的一種有效方式是增大周圍介電材 料的介電常數。再參考圖63的介電襯底層2 和228，這意味著例如使用諸如鈦酸鋇或鈦 酸鍶之類的高介電常數(k)電介體來作為絕緣襯底材料234。這會將介電常數(k)提高到 2000以上的區域。因此，平通電容的值將上升得如此之高，以至於甚至不會需要包括MLCC 電容。實現相同的東西並使用成本較低的材料的另一方式將是使用諸如如前所述的聚醯亞 胺或Kapton之類的柔性電纜技術。這方面的問題是這些材料的介電常數相對較低(通常 低於10)。然而，對此進行補償的一種方式將是增大有源電極板176以及它們周圍的夾入接 地屏蔽板194和194'的重疊區中的有效電容面積(和/或減小介電厚度d)。
圖69是本發明的類似於前面如圖63所示的四極混合型EMI濾波器的分解圖。在 圖69中，修改圖63的電路層2 和228以添加電感器跡線158-158"『。這些電感器跡 線被包括為有源電極176-176"『的一部分，並與它們串聯。對於本領域技術人員顯而易 見的是，最有可能選定一個電感器模式並保持。例如，在電極板176中，有矩形Wheeler螺 旋電感器158。在電極板176'中，我們以電感器曲流158'作為示例，這可以是許多模式 中的一個，包括圖74中所示出的那些。在電極板176"和176"『，我們具有如圖所示的圓 形Wheeler螺旋電感器158"和158"『。嵌入與有源電極串聯的共面電感器幾乎是無成 本追加。這方面的理由與通常用於生產柔性電纜或者甚至固體襯底的製造方法有關。艮口， 通過電鍍或其他金屬沉積工藝，在整個表面上覆蓋固體金屬層，然後，通過絲網印刷或類似 的過程敷設電阻材料。然後，使用化學蝕刻來去除所有金屬，所希望的電極圖案除外。因 此，一旦進行了設置，添加如圖69所示的電感器元件158-158"『變得非常便宜，並輕而易 舉。添加如圖69所示的電感器的優點包括將低通EMI濾波器從單個元件製造為所謂的對 偶元件L形低通濾波器。對偶元件濾波器具有更陡峭的衰減斜率，因此，更加有效。添加如 圖69所示的電感器形狀有另一個優點。通過這樣做，增大ECA，因此也同時增大寄生平通電 容。因此，結果產生非常有效的分布式濾波器，包括與有源電極串聯的電感和與地線並聯的 寄生電容。
圖70非常類似於圖69，只是通過添加可任選的周圍的共面接地屏蔽板224，修改 了有源電極跡線層226"和228"。前面參考圖60描述了用於防止襯底邊緣再輻射的此 周圍接地屏蔽概念。然而，圖70中的區別是，在層226"和228"上，在每一條有源電極跡 線176和176'以及176"和176"丨之間也安置了可任選的共面接地屏蔽板224『。例\如，參考圖70的層226"，可以看到被安置在電路跡線176和176'之間的共面接地屏蔽板 224'。這將用於防止相鄰的電路跡線176和176'之間的串話很重要的情況。例如，在耳 蝸植入裝置中使刺激聽神經的每一個數字或模擬語音信道無來自相鄰信道的扭曲噪聲可 能是重要的。當在其上面沉積電路電極176和176'的介電層226"是高k介電材料時， 這變得特別重要。使用高k介電材料增大將在電路電極層176和176'之間產生的寄生電 容。共面接地屏蔽跡線224'的存在防止相鄰的電路跡線之間的串話。如圖70所示，此串 擾屏蔽板2 '可以與周圍邊緣屏蔽板2 —起使用，或不與周圍邊緣屏蔽板2 —起使用 (未示出)。串擾屏蔽板224'也不必在特定屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190中的所 有有源電極層上使用，而是只在那些其中串擾在相鄰電路之間成問題的層中使用。換言之， 串擾屏蔽板224'可以在層226"使用，但不必在層228"上使用。對於本領域技術人員顯 而易見的是，在特定襯底層上，若干個電路有源電極(以及可選的串擾屏蔽板)不僅限於兩 個(諸如如圖70所示的176和176')，而是可以是任何數量η。
圖71是如前參考圖70所述的四極屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的再一 個替換方案。圖70和圖71之間的區別是添加了饋通電容器132，該饋通電容器132通過絕 緣粘接劑墊圈200粘接到氣密端子112。饋通電容器132在現有技術中是已知的，並提供非 常有效的高頻濾波。圖71示出了這些現有技術的饋通電容器可與本發明的新穎的屏蔽三 端子平通EMI/消能濾波器技術組合地使用。在優選實施例中，如圖71所示的結構將允許 去除如圖所示的MLCC電容器142-142"『(或者它們可以被替換為較高值的MLCC、薄膜芯 片電容器、鉭技術等等)。換言之，將會有來自饋通電容器132的足夠的電容與混合型襯底 電極的平通電容相結合，以使高頻(高於100MHz)衰減將需要額外濾波是不太可能的。然 而，如果將需要特低頻的濾波，則可將如圖71所示的單片陶瓷饋通電容器與屏蔽三端子平 通EMI/消能濾波器技術和表面安裝的有非常大電容值的鉭電容器一起使用。這將產生將 自從千赫茲頻率範圍一直向上直到IOGHz都有效的濾波器。對於AIMD應用，這對於針對諸 如從電子防盜檢測(EAQ門或低頻RFID讀取器產生的那些輻射源之類的低頻輻射源(在 125到132KHz或13. 56MHz範圍)的濾波非常重要。這些EAS門是包括起搏器患者在內的 人在離開零售商店時通常遇到的基座。它們檢測商品上的標記，以便防盜。一個常見的系統 由knsormatic製造，以58kHz運轉。很多出版物都表明，這些EAS門會干擾起搏器和I⑶。 如圖71所示的本發明將對衰減58kHz —直向上直到GHz範圍內的蜂窩電話頻率的信號有 效。
圖72是圖69的圓形Wheeler螺旋158〃和158〃 『的放大視圖。
圖73是正方形Wheeler螺旋，其非常類似於前面如圖69所示的矩形Wheeler螺 旋 158。
圖74示出了某些典型的電感器曲流形狀158'。對於本領域技術人員顯而易見的 是，可以輕鬆地在同一個共面襯底層上串聯地沉積任意數量的不同電感器形狀，並作為本 發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190技術的有源電極板176的整體組成部分。
圖75鮮明地示出了向低通濾波器添加額外元件的優點，示出了各種低通濾波器 的衰減曲線。作為參考，示出了典型的MLCC電容器曲線。可以看出，MLCC不合需要地穿過 自諧振頻率SRF，在自諧振頻率之後其衰減相對頻率下降(MLCC不合乎需要地變得越來越 電感性)。然而，對於本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，實現了直到高達IOGHz並包括IOGHz的寬帶濾波器性能。可以看出，單個元件或C形濾波器具有20dB每十倍頻的衰 減斜率。當向此添加串聯電感器時，如L形濾波器所示，衰減斜率增大到40dB每十倍頻。添 加第三元件，這使得濾波器成為η或者T形，將衰減斜率增大到60dB每十倍頻。再深入一 步，可以具有兩L，被示為LLl或LL2，意味著，電感器可以指向體液一側或者指向裝置一側， 具有SOdB每十倍頻的衰減斜率。可以以此方式添加任意數量的元件。例如，5元件濾波器 將具有IOOdB每十倍頻的衰減斜率。對於本領域技術人員顯而易見的是，可以使用任意數 量的元件。
再次參考圖69，所示出的結構具有如在圖62被示為L形電路的示意電路圖。此 L形部分的電容由在包括由電感器158構成的ECA的有源電極板176以及相對的接地屏 蔽194和194'之間形成的寄生平通電容CP的總和構成。圖62中的MLCC電容器142表 示表面安裝到混合型襯底192上的電容器142-142" 『。MLCC電容器一直到其共振頻率 都是有效的；然而，在那裡平通電容佔優勢，對於L形濾波器產生如圖75所示的相對平滑 的曲線。對於本領域技術人員顯而易見的是，可以顛倒L形部分。換言之，電感器螺旋可 以被設計並放在電容器的與體液一側相對的另一側，如圖61和62所示。另外，對於本領 域技術人員顯而易見的是，可以將多個電感器置於新穎的混合型襯底192的內部，以便形 成"η 〃、『『 Τ"、『『 LL"或者甚至〃 5〃或〃 η"元件裝置。因此，本發明包括構造在 本領域已經公知的現有技術的低通EMI濾波器電路的新方法。換言之，饋通電容器L、π、Τ 和LL濾波器是已經眾所周知的。然而，就發明人所知，這是第一次平通電容被嵌入在接地 屏蔽194和194'內。
圖76是與前面圖68中所示相似的一系列濾波器衰減曲線。在圖74中，可以看出， 3dB截止點、或屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的平通(CP)曲線開始起作用的點，在頻率 上顯著地向下移動(向左)。在此情況下，其3dB點大致是40MHz。另外，由於它現在是L形 濾波器的一部分，因此其衰減斜率已經從20增大到40dB每十倍頻。在圖76中，所引用的 饋通電容器曲線以及MLCC曲線不變(這些只是分立的組件比較曲線)。然而，複合曲線現 在被顯著地改善，該複合曲線是將MLCC曲線(該MLCC被表面安裝到屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器襯底)與屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器有源電極平通曲線相加的結果。在 各方面，屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器與表面安裝的MLCC的複合曲線優於引用的現有 技術的饋通電容器(比引用的現有技術的饋通電容器具有更大的衰減)。在很多情況下，改 善的程度相當大。例如，在MRI頻率(對於1. 5特斯拉機器為64MHz，對於3特斯拉機器為 128MHz)，從10到20dB上方的任何位置都有改善。這對於防止有源植入型醫療裝置在MRI 掃描過程中被幹擾非常有意義且非常重要。
圖77示出了本發明的雙極氣密封混合型襯底濾波器190。
圖78是沿著圖77中的線78_78截取的內層的分解圖。可以看出，在有源電極板 176和176'中，正方形Wheeler螺旋158和158'已經被大大地放大。為了使接地屏蔽板 194-194"被適當地EMI屏蔽和RF接地，經由電連接材料210-210"它們被適當地接地到如 圖77所示的氣密封112的套圈120的金銅焊環IM是必不可少的。對於AIMD，套圈120通 常由鈦、不鏽鋼或合適的不鏽材料構成。令人遺憾的是，在製造過程中或隨著時間的推移， 鈦會聚集不合需要的氧化物。這些氧化物可以充當電絕緣體或者甚至半導體。電組件附連 到此氧化物會導致不合需要的電路行為。在低通EMI濾波器的情況下，這會導致EMI濾波32器性能下降。因此，與不氧化的表面進行連接是必不可少的。幸運的是，如圖77所示，金銅 焊材料124的存在構成用於這樣的附連的方便的不氧化表面。在美國專利No. 7，038，900 和7，310，216中描述了此金銅焊材料的附連，這些專利申請的全部內容以引用的方式納入 本文中。
在圖77中，可以看出，有連接在金屬鍍層帶222和金銅焊材料IM之間的電連接 材料210"。在相對的一側，有在金屬鍍層帶222'和相同金銅焊材料之間進行的類似的電 連接210。在混合型襯底192的左邊，也從金屬鍍層帶208和相同金銅焊材料IM連接電連 接材料210'。通過查看接地屏蔽層194-194"的電連接210-210"，也可以在圖78的分解 圖中看到這一點。在此情況下，這被稱為構成本發明的適當的(但不理想)RF地線的三點 接地系統。在這些電附連210-210"之間接觸越大，越好。這是因為，隨著增大與接地屏蔽 板194-194"的接觸面積將減小電阻抗，因此會改善它們的屏蔽效率，特別是在高頻時。
圖79是示出了被設計成部分地插入到如分解圖所示的氣密封組件112的套圈 120的本發明混合型襯底192的替換實施例。有如圖所示的方便的絲焊或電連接焊盤 139-139"「。在此情況下，139〃 「將是地線焊盤，而焊盤139-139「『將是電路連接。如 前所述，MLCC電容器142-142〃 『將通過通孔從屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的有源 電極板(未示出)內部地連接到內部接地屏蔽板(也未示出)。如前所述，如果在混合型 襯底192內可生成足夠的平通寄生電容，則將不需要MLCC電容器142-142"『。還示出了 可任選的嵌入式Wheeler螺旋電感器158。如前所述，這些電感器之一將與MLCC電容器 142-142" 』中的每一個串聯。屏蔽環242被設置成使它通過雷射焊接、銅焊、錫焊等等連 接到套圈120。這是重要的，從而電磁幹擾不會直接穿透絕緣體118並再輻射到電子裝置的 內部(氣密絕緣體構成心臟起搏器的鈦電磁屏蔽外殼中的孔)。屏蔽環M2經由錫焊到通孔 連接到屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器結構的內部接地屏蔽板。連接焊盤240到M0"『 被設計成電連接到引線114到114"『。
圖80是從圖79截取的部分分解視圖。在此情況下，導線114"和114"『通常被 焊接、銅焊或錫焊244和對4'到如圖所示的引線夾持塊M0"和M0"『。也可以看出，在 氣密封112的法蘭120內部有可任選的電連接246和。此電連接與混合型襯底192 的內部接地屏蔽板(未示出)進行接觸。可以看出，電連接材料246和對6'不僅與鈦法 蘭120進行接觸，而且還與金銅焊材料IM進行密切接觸，從而有無氧化物的電連接，以便 於保證高頻性能。在圖80中，可以看出，外屏蔽環242被除去並替換為金屬鍍層M7。金屬 鍍層區域247在非導電絕緣體118上構成環形環，從而防止EMI通過氣密封112的再輻射。
圖81是圖79和80的四極混合型EMI濾波器的電氣示意圖。圖81示出L形低通 濾波器。
圖82示出本發明的內聯混合型襯底192。在此情況下，有已經被很好地描述的內 部接地屏蔽板(未示出)。有由210-210"「構成的到金銅焊材料124的多個電連接。在 此情況下，並聯地包含了背靠背MLCC電容器142和電壓抑制二極體也稱為齊納二極 管)。通過參考如圖83所示的結構的電氣示意圖，可對其進行最佳的理解。從AIMD的體液 一側的電子模塊的外部(在左邊)開始，可以看出，隨著EMI進入，它首先遇到根據本發明 的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的新穎貫穿電極的平通電容CP。然後，隨著移到圖83 的右側，EMI遇到通常來自包含在混合型襯底192的有源電極板內的嵌入式共面Wheeler螺旋電感器(未示出)的電感Li。然後，它遇到MLCC電容器142和高壓抑制二極體248的並 聯組合。然後，在到達如圖所示的電連接焊盤A到F之前，可有將嵌入在混合型襯底192內 的另一電感器(可任選)L2，以及額外的平通電容CP'。
再次參考圖82和83，電感器(例如電感器Lla和L2a)可以由正方形、矩形或圓形 Wheeler螺旋或前面所描述的其他曲流形狀中的任何一個構成。圖83示出了非常有效的5 元件低通濾波器。
圖84示出了本發明的新穎混合型襯底192的另一形式。屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器190包括被分成兩個部分(192'和192")的混合型襯底192。部分192'是柔 性電纜的相對較薄區域，因此非常柔性。部分192"可以由與部分192'類似或相同的材料 構成(或者它可以是軟性部分192'所連接的剛性板或襯底)，但是，其厚度被增大，直到它 構成本領域中所謂的「剛性」電纜部分。此剛性部分192"可以具有聚醯亞胺、Kapton或其 他典型的柔性電纜結構。對於本領域的技術人員顯而易見的是，這也可以是一塊剛性多層 襯底或電路板，包括陶瓷或FR4板等等中的任何一種。柔性電纜部分192'被設計成滑落 到AIMD或諸如那些通常用於電信、消費電子產品、軍事或者甚至空間應用中的任何其他電 子裝置(氣密或非氣密)的氣密封112的引腳114-114"『上。氣密封112可以是任何類 型的端子，包括非氣密端子或者甚至塑料端子。本發明適用於任何電子組件或任何引線引 入和引出電子組件、子組件或外殼的點。將結合後面附圖來描述附連到氣密封112的端子 引腳114-114"『和接地引腳196的方法。
現在參考剛性部分192"，可以看出，可以安裝若干個無源或有源表面安裝的電子 組件(它們也可以被嵌入，這在多層襯底設計的現有技術中也是公知的)。在此特定的情況 下，圖84的混合型襯底192被設計成具有方便的引線204-204〃 『和196，用於方便地連接 到電路板250的連接盤，或許與有源植入型醫療裝置內的集成電路或微晶片252連接。電 路板250不是本發明的一部分，但是其重要性在於本發明能夠與之相連接並與之通過接口 相連。
圖85非常類似於圖84，只是二極體陣列Dl被替換為無源或者有源RFID晶片 (RFID)。在優選實施例中，這將是低頻無源RFID晶片，意味著它將以可以容易地穿透典型 的AIMD或其他EMI屏蔽電子裝置的鈦電磁屏蔽的頻率運轉。在優選實施例中，RFID晶片 將在125到135kHz的國際標準化組織頻帶中操作。RFID晶片可以用於若干個不同的用途， 包括AIMD的型號、序列號的標識、重要患者或植入醫生信息等等。參見美國專利申請公開 No. US 2006-0212096 Al，該專利申請的全部內容以引用的方式納入本文中。
如圖85所示的RFID晶片可以簡單地安裝，但不電連接到屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器的有源電極。無源RFID晶片不需要電連接。換言之，當使用外部詢問器/讀取器 時，強大的電磁場將激活RFID晶片內的天線，並且它將自動地使用接收到的功率打開其微 晶片，並發射回波脈衝。然而，在另一實施例中，如圖85所示的RFID晶片可以電連接到嵌 入在屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器內的電源電路，以使得它從AIMD的內部電池接收電 能。在此情況下，它將被稱為有源RFID晶片。利用有源(通電的)RFID晶片，它可以體現 敏感得多的接收電路，也發射強大得多的回波脈衝。在另一實施例中，如圖85所示的RFID 晶片可以用作AIMD RF遙測電路的叫醒功能。
過去，起搏器和I⑶和神經刺激器遙測是通過緊密耦合的電磁線圈來執行的。在此較舊的技術中，AIMD在AIMD的鈦外殼內將具有多匝導線天線是典型的。甚至有使用這一 類型的外部環形天線的AIMD。為查詢或重新編程AIMD，內科醫師或其他開業醫生將引入其 中嵌入了類似天線的棒，其非常接近於AIMD。例如，對於典型的起搏器應用，遙測棒將被直 接置於植入裝置上方，並有連接至外部編程器的電線。開業醫生將四處移動該棒，直到定位 到「最有效擊球點」(sweet-spot)。此時，外部編程器將變為有源的，且將顯示電描記圖及 其他重要信息。通常，棒將正對著患者的皮膚表面，或相差至多幾個釐米。近幾年，距離RF 遙測正變得越來越常見。在此情況下，例如對於心臟起搏器，將會有將嵌入在AIMD的塑料 端板塊內(在EMI屏蔽鈦外殼的外部)的高頻天線。這將與外部RF接收器-發射器編程 器進行通信。此類通信的典型頻帶將在402到405MHz (被稱為MICS頻帶)中。其他裝置 為距離RF遙測使用更高的頻率。此類距離遙測電路的問題是必須始終處於打開狀態的接 收器電路的能耗。有一種在本領域中稱為Zarlink(扎連)晶片的方法。Zarlink晶片使用 更高的頻率(在GHz範圍)來喚醒較低頻率的RF遙測電路。更高的頻率更有效；然而，裝 置或晶片仍消耗一定量的來自AIMD電池的空轉能量，以便被警告以完成其叫醒呼叫。這種 做法的一替代方案在於本發明，其使用無源RFID晶片作為叫醒功能部件。可將此RFID集 成到本發明的混合型襯底192中(或安裝在AIMD的外殼的內部或外部的任何其它地方)。 在優選實施例中，外部RF編程器可包括低頻RFID讀取器，該讀取器將發射將穿透AIMD的 鈦外殼並激活嵌入的無源RFID晶片的信號。RFID晶片的電路將連接到AIMD內包含的遙測 電路。例如，在起搏器的情況下，外部編程器將發送RFID信號作為叫醒呼叫，以打開遙測接 收電路，以使起搏器可以與外部編程器進行通信。
圖86非常類似於圖84。在此情況下，使用環形電感器L3-L3 "『來替換表面安 裝晶片電感器。晶片電感器的電感值以及電流額定值都低。可以以兩種主要形式獲取芯 片電感器a)有鐵氧體磁心，以及；b)沒有鐵氧體磁心。對於暴露在磁共振成像應用中，通 常希望除去鐵氧體材料，因為由於MR掃描器的主要靜態場它將飽和。參見美國專利申請 公開No. US 2007-0112398 Al和美國專利No. 7，363，090，這些專利申請的全部內容以引用 的方式納入本文中。在圖86中，可以看出，環形電感器L3'確實具有鐵氧體磁心TC，其周 圍卷繞著許多匝電線W。這會產生非常大的電感器值。然而，如上文所提及的，在MRI環境 中，由於鐵氧體元件TC本身的飽和電感將下降到非常低的值。本發明的一個特徵是，鐵氧 體元件將被選擇成使它將不會表現出永久性的殘量。即，一旦從磁共振(MR)掃描器中取出 裝置，磁偶極子將返回到它們的散射狀態，且電感器將繼續如以前計劃地來操作。環形電感 器L3-L3"『的用途將是為低通濾波器提供非常大的電感值，以使其3dB截止頻率的頻率 非常低(例如，對於EAS門，低於IMHz或者甚至降至58kHz)。事實上，對本領域技術人員 顯而易見的是，電感器晶片也可以是帶有鐵粉或鐵氧體環形磁心的大值纏繞電感器。在MR 掃描器中，電磁場環境十分惡劣，而且也是公知的。例如，對於1. 5特斯拉掃描器，脈衝RF 場處於64MHz。因此，屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器可被設計成其寄生平通電容與MLCC 電容器C2 —起將在64MHz提供足夠的衰減，以使AIMD可以免於EMI並在MR掃描器中安全 地操作。因此，環形電感器156的磁心飽和並且在MR掃描過程中低頻濾波不可用也沒有關 系。顯然，MR掃描器中的人不太可能遇到通常在離開零售商店時發現的EAS門或RFID讀 取器。重要的是，在患者離開MR掃描器之後，環形電感器(或帶有鐵氧體磁心或層的晶片 電感器)不表現出永久性的殘留，並返回到它們的原始狀態，從而它們將繼續針對患者在35他們的日常環境中可能發現的輻射源提供有效的低頻濾波。
圖87示出了部分192'的柔性。可以看出，將整個柔性部分192『彎曲成直角非 常容易。這是重要的，從而整個組件可以輕鬆地裝配在包括心臟起搏器等等的有源植入型 醫療裝置的典型空間內並匹配它們的幾何形狀。
圖88是從圖84的混合型襯底192取得的內部截面圖示。在圖88中，可以看出，在 左邊示出了氣密封112的金銅焊材料124。在至屏蔽板194和194'的內部接地通道V和 金銅焊材料1 之間進行電連接BGA。根據本發明所示，這些電極/RF屏蔽板194和194' 在整個柔性部分192'和剛性部分192"中全寬延伸。使用其他環形通孔V(未示出)來提 供接地屏蔽板194和194'之間的附加點到氣密封的金銅焊材料124的低阻抗附連，如圖所 示。還有通過通孔V2連接到可任選/附加的RF屏蔽板194" -194"「的附加接地屏蔽， 如圖所示。如上文所提及的，非常重要的是，與金銅焊材料124的電連接BGA是多點連接， 以便實現非常低的阻抗，從而接地屏蔽可以適當地充當高頻率的法拉第筒屏蔽。
從圖88的左側開始並移動到右側，就沿著平通電容器有源電極板176而行。在左 側，有源電極板176通過通孔和孔眼Vl從氣密端子電連接到引線114。為簡明起見，將只 跟蹤四極電路176之一，雖然對於本領域的技術人員顯而易見的是，其他三個也是採用與 此處所描述的類似的或相同的平通電容器構造技術。由於沿著夾在相對接地屏蔽板194和 194'之間的有源電極板176的長度形成的ECA，形成寄生平通電容CP。通孔V2、V3、V4、 V5、V6和V13(及其他未示出的)是多點接地系統的一部分，從而接地板194和194'被保 持在相同的低阻抗屏蔽電勢。
進一步向右，遇到通孔Vx和Vy，它們將MLCC 142與電感器晶片156並聯連接，從 而形成新穎的諧振槽濾波器，用於衰減MRI RF信號等等，如前面在美國專利No. 7，363，090 以及美國專利申請公開 No. US 2007-0288058 Al、US 2008-0071313 Al、US 2008-0049376 Al、US 2008-0161886 Al、US 2008-0132987 Al 和 US 2008-0116997 Al 中所述，這些專利 申請的全部內容以引用的方式納入本文中。可以看出，根據引用的共同待審的專利序列，電 感器晶片156和片形電容器142的此並聯組合形成與有源電極板176電串聯的並聯組合。 使MLCC 142和電感器晶片156置於混合型襯底192的相對兩側(頂部和底部)只是形成 並聯諧振組合的一種方式。例如，如果參考美國專利申請公開No. US 2007-0112398A1的圖 80,85或87，可以使用這些新穎的集成L-C晶片中的任何一個作為將替換MLCC 142和電感 器156兩者的混合型襯底192的頂部(或底部)的單個元件。對於本領域的技術人員顯而 易見的是，可以將由Cl和Ll形成的並聯的帶阻濾波器置於屏蔽三端子平通EMI/消能濾波 器的有源電極電路中的任何地方。換言之，可以將它進一步向右移，例如在L2之後或者甚 至在L3之後。對於本領域的技術人員還顯而易見的是，電路元件的任何組合都是可能的， 包括將電路元件142和156作為電感器-電容器(L-C)陷波濾波器串聯地放置在有源電極 176和地線194，194'之間的任何地方。
再次參考圖88，有源電極板176被引向通孔V7到電感器L2，然後回落到通孔V8， 再回到有源電極板176。然後，有源電極板176電連續到另一通孔V9，該通孔V9連接到 MLCC電容器C2的右端面。電容器C2的其他端接末端通過通孔V4連接到接地屏蔽襯底 194-194"『。這導致電容器C2的極低阻抗RF接地連接。然後，有源電極板176延伸至通 孔V10，並向右到電感器L3，電感器L3的另一端接通過通孔Vll回流到與有源電極板176串聯的L3。如前所述，電感器L2和L3可以是片形電感器，包括鐵氧體片形電感器，或者它 們可以是環形纏繞的電感器或其他類型的電感器。然後，有源電極板176通過通孔V12連 接到高壓抑制二極體陣列Dl的右側。二極體陣列Dl的左側通過通孔V13連接，以使它與 接地屏蔽板194-194"『連接。然後，有源電極板176從通孔V12退出到通孔V14，然後一 直到絲焊焊盤138，這非常便於連接引線204，如圖所示。在混合型襯底192的頂部提供了 接地焊盤GP，其通過通孔V6連接到嵌入的接地屏蔽板194-194"『。
現在再參考圖84，可以看出，連接到接合焊盤區域GB的接地線196。這不是所有 AIMD所需的，但是它是將集成電路襯底250接地電路跡線經由導線196連接到AIMD的外 殼，然後連接到混合型柔性屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的接地屏蔽板194，194'的非 常方便的點。如前所述，接地屏蔽板連接到氣密封112的金銅焊材料124，金銅焊材料IM 通常被雷射焊到AIMD的整體鈦外殼(在圖114中示為300)。外殼可以充當EMI屏蔽、電極 或消能表面。在任何情況下，需要低阻抗RF地線，這通過本發明的屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器190的接地屏蔽板來完成。再參考圖88，可以看出，有若干個寄生平通電容CP，這 些電容CP是根據本發明在頂部和底部包圍有源電極板176的屏蔽板194和194'之間形成 的，如圖所示。
圖89是圖84的新穎混合型襯底192的示意圖。例如，跟蹤其中一個四極電路到 例如標記為176的電路，點「a」朝向從如圖84所示的氣密封112連接的引線114的體液一 側。通常，這將通過連接器插頭塊或直接連接到導線系統，在此電極將接觸到身體組織(在 單極起搏或感應模式，AIMD外殼將充當反回電極)。在氣密端子的相對一側，具有相同引線 114，然後該引線114連接到柔性混合型襯底192'的通孔VI。有源電極板176進入包括並 聯電感器Ll和MLCC電容器Cl的帶阻濾波器BSF，可以看出，現在已經進入襯底的屏蔽部 分，意味著整個有源電極板176都包含在接地屏蔽板194和194'內。在退出帶阻濾波器 BSF，142，156之後，我們經過電感器L2，然後MLCC電容器C2連接到地線194、194'。然後， MLCC C2與電感器L3相連接。在有源電極176退出電感器L3之後，它仍被屏蔽/夾在混合 型襯底192的接地板194、194'內。然後，遇到瞬時電壓抑制二極體陣列DA。在此情況下， 二極體陣列被示為接地，並充當高電壓抑制裝置。這一類型的二極體陣列DA常常用於AIMD 中。這方面的理由ICD或者自動外部除顫器(AED)有關。AED現在常常用於政府大樓、賓 館、飛機上以及許多其他公共場所。這些救生裝置非常重要。如果某一人已經不省人事，則 將AED電極置於此人的胸部。然後，AED自動地檢測危險的室性心律失常(如心室纖維性 顫動)，然後向電極施加自動化的高電壓雙相電擊。如果此人具有植入型起搏器(常常有這 種情況)，那麼植入的導線拾取被用來對心臟組織進行心臟復律的此高電壓電擊。由於植 入型起搏器是低電壓裝置，則此高電壓電擊會損壞心臟起搏器的敏感的內部電路。因此，常 常使用二極體陣列，包括背對背二極體、齊納二極體、Transorbs 等等來將高電壓峰值在它 會損壞敏感的有源電子電路(如集成電路、混合型晶片等等)之前短路到地線。由於通常 使用的二極體陣列在電路板上佔用很大的空間，本發明的一個特徵是，可以通過將它置於 互連電路上來輕鬆地將它集成到本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190中，以節省 空間。然後，在點「a' 」退出本發明的新穎混合型襯底192，並與IC絲焊焊盤139進行電連 接，如圖所示。考慮如圖89所示的示意圖的另一種方式是，所擁有的是與高電壓抑制二極 管串聯的帶阻濾波器，其用於抑制如前結合圖73所述的三元件T形濾波器所串聯的MRI或其他強大的單頻率輻射源。對於本領域技術人員顯而易見的是，帶阻濾波器可以定位在C、 !^^!、！■或！！元件濾波器的右邊。它也可以與L-C陷波濾波器組合地放置以接地。因此， 可以看出，多個組件被組裝為一個方便的封裝。
再參考圖84，存在需要指出的新穎混合型柔性襯底192的若干個其他特徵。通過 再參考圖84來最好地描述其中一個特徵，其中通孔具有放大的矩形部分A、B、C和D，用於 合適的電氣探測或電試驗。此部分允許機器人或單高蹺彈簧連接器被置於上焊盤上，以便 於電試驗、加速壽命試驗、老化、絕緣試驗、電介質耐電壓測試或根據需要進行其他合適的 電氣試驗。常常在高溫下執行的這些試驗，對確保本發明的新穎的屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器的長期可靠性是必不可少的。在襯底192"的剛性部件的相對(右邊)一端，提供 了類似的放大焊盤區域139，用於與如前所述的測試儀表進行類似電接觸。為便於製造，整 個混合型柔性襯底192如所示的那樣平放也是方便的。平放特別適合於被置於現代機器人 的設備中。這些機器人通常通過裝有所有電子組件的皮帶和捲軸組件或託盤來饋送。通過 使基本混合型襯底192平放，所有組件都可以通過機器人快速地放置。由於表面安裝的組 件的小尺寸，手工組裝是不切實際的。例如，MLCC晶片可以是0201或更小一些，這是胡椒 顆粒的大小(0.020英寸X 0.010英寸)。與所有組件進行電氣和機械連接是現有技術的超 聲波焊接或等效技術的事情。通過自動化光學檢測、電氣試驗，甚至在需要時用X射線來增 援。
再次參考圖84，為了給敏感的AIMD電子器件和感應電路提供適當的電磁幹擾保 護，電感器L2優選地是非鐵氧體磁心，電容器C2的值將足以與平通電容CP —起協作，以使 那些組件將在MRI脈衝頻率上獨自提供充分的保護。例如，對於1. 5特斯拉MR(磁共振) 掃描器，射頻脈衝頻率是64MHz。希望組件CP、L2和C2在64MHz上具有超過40dB衰減以 向裝置電子元件提供充分保護。利用極大值的電感器L3，如圖86所示，可以提供針對低頻 輻射源(如通常用於零售商店的58kHz電子防盜檢測器(安全性)門)的非常高度的(衰 減)抗擾性。另外，可以提供針對低頻(LF)RFID讀取器的大量抗擾性。這些通常用於汽車 無鑰匙進入系統等等。由於在MR掃描房間既沒有RFID讀取器，也沒有商店安全門存在，因 此即使L3'確實在MR環境中飽和也不要緊。因此，在混合型襯底192中提供了使某些濾波 器組件在MR掃描過程中不飽和，而其他的組件卻飽和的新穎方法。對於本領域技術人員顯 而易見的是，電容器元件C2可以是單片陶瓷電容器(MLCC)或非常大值的電解鋁或鉭電容 器。換言之，對於極低頻濾波，幾微法拉的電容器可以與幾百微亨的環形纏繞電感器一起使 用。這將提供直到非常低的頻率的衰減。
在圖89中，可以看出，與C2和L3組合地起作用的L2構成本領域已知的低通「T」 濾波器。有源或無源電路元件的任何組合都可以輕鬆地適用於本發明的屏蔽三端子平通 EMI/消能濾波器。這包括如圖75所示的低通濾波器電路中的任何一個，以及L-C陷波和/ 或帶阻濾波器(BSF)的任何組合。本發明的一個特徵是，通過在周圍的接地板之間夾入大 表面積的貫穿電極而獲得的三個端子平通電容，導致適合於現有技術的(並且成本非常低 的)MLCC的補償自共振特性的平通電容(參見圖18)，並允許它們與本發明的屏蔽三端子平 通EMI/消能濾波器相結合使用，以實現非常寬帶並且有效的EMI濾波器和大度有效的消能ο
圖90是圖86的一個電路A的電氣示意圖。在此情況下，T電路低通濾波器被替換為包括C2、L2和03的π電路低通濾波器。在圖90中，並聯地起作用的包括組件Ll和 Cl的帶阻濾波器BSF被替換為包括被串聯地接入地線194、194'的Ll和Cl的L-C陷波濾 波器。眾所周知，當L-C串聯組件共振時，它們在共振頻率上理想地構成短路。在美國專利 No. 6，424，234中對其進行了詳盡的描述，該專利申請的全部內容以引用的方式納入本文 中。再次參考圖90，當設計陷波電路時，必須對CP和C2的並聯作用非常小心。必須非常仔 細地模型化電路，以確保陷波濾波器在存在這些寄生電容的情況下正常地運轉。在本領域 中將L-C陷波濾波器與串聯帶阻濾波器隔離常常是合乎需要的，並且是公知的，以便它將 不會與其他寄生電容相互作用。對於本領域技術人員顯而易見的是，可以在陷波濾波器的 一側或兩側或在多個陷波濾波器之間插入帶阻濾波器，以提高其或它們的效能。
再次參考圖90，如果AIMD將暴露於磁共振成像環境中，則使用陷波濾波器將特別 有利。例如，如果系統被設計成用於1. 5特斯拉掃描器中，則陷波濾波器可以被設計成在 64MHz共振。這將使64MHz信號短路到地線(AIMD的鈦外殼)。這將不僅對裝置電子元件 提供大量的抗擾性和保護，也將如願地將MR能量短路到AIMD的金屬外殼，以使它不會反射 並導致遠端電極頭與組織的接口過熱。在美國臨時專利申請No. 61/144，102描述了使用外 殼來耗散能量的技術，該專利申請的全部內容以引用的方式納入本文中。
再次參考圖90，π電路可以包括在高頻上非常有效的MLCC電容器C2。L2可以是 如前面圖86中作為L3'所描述的帶有鐵氧體磁心的環形纏繞電感器。C3可以是高位值鉭 電容器。如果當AIMD在MR掃描器中操作時π電路有效，也沒有關係。這是因為，L-C陷 波將由不在磁場環境中飽和的組件構成。換言之，電感器Ll將是非鐵磁的，而電容器Cl 一 般將是MLCC結構的。因此，對於MR環境的EMI濾波抗擾性將完全由與本發明的新穎混合 型襯底192的寄生電容(平通電容)組合地操作的陷波濾波器的操作構成。因此，當患者 在MR環境之外時，π形濾波器對於衰減低頻信號和整個頻率範圍內的信號非常有效。換 言之，當超出MR環境的範圍時，如圖90所示的結構將執行從大致30kHz —直到IOGHz的有 效濾波。當在MR環境中時，它將在如圖所示的一個或更多個陷波濾波器的選定頻率執行有 效的濾波。只示出了一個陷波濾波器，但是，對於本領域技術人員顯而易見的是，可以並聯 地放置任意數量的陷波濾波器，以便使多個RF頻率短路。例如，如果希望AIMD與1. 5和3 特斯拉掃描器兩者兼容，則將需要兩個陷波濾波器；一個在64MHz共振，另一個在128MHz共 振。同樣，如前所述，L-C陷波濾波器可以各自通過包括與電感器並聯的電容器的串聯帶阻 濾波器來分隔，以使每一個單個陷波濾波器的組件彼此不相互作用。
參考美國臨時專利申請S/N. 61/144，102，該專利申請描述了可以用來在MRI掃描 過程中平衡能量的若干個其他頻率選擇電路。目標是從植入的引線系統轉移非常多的能 量，並將它分流到AIMD的導電外殼，該外殼變為其自己的消能表面。對於本領域技術人員 顯而易見的是，在美國臨時專利申請S/N. 61/144，102中所公開的任何圖表都可以在本發 明的新穎混合型襯底192中體現。
圖91非常類似於圖84、85和圖86。區別是，現有技術的饋通電容器132與 本發明的混合型襯底192—起使用。饋通電容器在現有技術是已知的，包括美國專利 No. 4，424，551 ；5, 333，095 ；5, 905，627 ；以及6，765，779，所有這些專利申請的全部內容以 引用的方式納入本文中。再次參考圖91，饋通電容器132將提供一般在100-10，OOOMHz的 頻率範圍內的高頻濾波。如對於圖86所描述的，其他板裝組件都可以涉及極大電容的鉭或39鋁電解電容器，或使用高滲透率鐵氧體磁心的環形電感器。例如，饋通電容器132將會在 MRI掃描過程中提供足夠的抗擾性，以使其他組件都可以飽和。這將提供一般在從IOkHz — 直到IOMHz的頻率範圍內運轉的非常有效的寬帶濾波器。
圖92示出來自圖84的混合型襯底的柔性部分192'的背面。可以看出，機器人分 發導電熱定型粘接劑254的圓形部分。這被設計成準確地與圖84的氣密端子112的金銅 焊材料IM對齊。因此，整個襯底可以被置於氣密端子組件112上方，然後，熱定型導電材 料2M可以在烤箱、爐子中或其他等效過程中硫化。這與暴露的接地屏蔽電極板194'進行 合適的電氣和機械連接。再參考圖92，將看出，在環形的熱定型導電聚合物254中保留了 間隙。該間隙在如前所述的精細滲漏檢測過程中允許氦自由流動。還有通孔V1、V2、V3和 V4，它們被用來連接到其他內部接地屏蔽板，包括板194。
圖93是沿著圖84和92的線93-93截取的截面圖。可以看出，例如，由通孔V3和 金銅焊材料1 之間的熱定型導電粘接劑2M形成的電連接。圖94到97示出了執行與本 發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的接地屏蔽板194、194'的這一低阻抗RF接地連 接的替代方法。
圖94示出將電阻焊電極焊盤256推到柔性電纜鉚釘孔眼258上由此產生電流的 方法，該電流產生足以將低溫度銅焊260焊料等等重熔到金銅焊材料124的高溫。
圖95示出被雷射焊到套圈120的外引腳沈2。引腳的最小數量是一個，但是最佳 數量是四到六個，以提供到本發明的內部接地屏蔽板194和194'的合適RF連接。
在圖96中示出了替代方法，其中在法蘭120的頂部提供了一系列錐口孔沈4，從而 可以與金銅焊環266 —起放置多條引線196。使用高溫釺焊爐來重熔金銅焊環沈6，並將引 腳/導線196電機械地附連到套圈120。以此方式，若干個接地引腳196將豎起，以使本發 明混合型襯底192的柔性部分192'的開放通孔可以被敷設，並電附連到接地屏蔽板194、 194'。
在圖97中示出了另一 RF接地方法，其中套圈120是通過壓粉冶金工藝製造的。在 此情況下，作為粉末冶金工藝的一部分，形成基座引腳268 (4到6或更多個是基座的理想數 量)。在此情況下，所有材料通常都是鈦，該材料對於此用途是理想的。由於二氧化鈦形成 存在問題，在端子基座268上施行金濺射270、電鍍或銅焊，從而可以與本發明的混合型襯 底192進行適當的無氧化物電連接。
圖98示出圖84的柔性電纜組件的柔性部分192 『的修改版本，其帶有適於安置於 圖95到97中所描述的任何一個實施例中的四個(或更多)通孔VH，用於電連接到其接地 屏蔽板194和194'。
圖99示出來自圖93的再一個實施例的截面99_99，示出了連同某種焊接環或或銅 焊環，襯底192'的有源電極附連到端子引腳114上。示出了與焊接材料274的電連接。
圖100示出了其中前面如圖84所示的引線114可以彎曲，然後在新穎的混合型柔 性襯底192的放大孔眼276形成低溫銅焊沈0的另一方法。
圖101示出了帶有切口部分觀0的新穎雷射焊封蓋278。形成或切割切口區域 觀0，從而金屬帽278可在屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器的柔性部分的狹窄區域192'上 方滑落。雷射焊封蓋278可以是衝壓的鈦、機加工的鈦、注塑鈦或多種其他金屬。
圖102是一般從圖101的部分102-102截取的以及從圖84的部分102-102截取的40組合截面。然而，混合型襯底192已被修改以接納如圖101所示的新穎的雷射焊封蓋278。 在圖102中，雷射焊封蓋278被滑落，以使它與氣密端子12的法蘭120緊密接觸。如圖所 示，形成了連續的或不連續的雷射焊或銅焊材料觀4。這使固體冶金和低阻抗地線與氣密法 蘭120和雷射焊封蓋278進行接觸。然後，與屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的地線 金屬鍍層194進行電連接觀2，從而提供極低阻抗RF地線。可以看出，在圖102中，為便於 說明接地屏蔽板194和194' X'是外部的；然而，如前面所說明的，它們也可以是內部板。
圖103適用於本發明的許多例示實施例，並簡單地示出使電路跡線Tl或T2避開 通孔V以使它維護大表面積(以最大化ECA)並仍保持電絕緣的方法。可以看出，在視圖上 部，電路跡線Tl可以在通孔周圍以圓形方式路由，或者它可簡單地在通孔周圍路由。為了 最大化平通電容ECA，上跡線是優選實施例。
圖104示出圖82的替換實施例，它是八極設計代替四極設計。同樣，代替具有用 於過渡到集成電路板的引線，它具有絲焊焊盤觀6，用於將跳線方便地連接到其他電路。
圖105非常類似於圖104，只是它示出了將混合型襯底192的柔性電纜部分192' 分離為多個單獨臂/跡線以便直接電連接到其他位置，例如電連接到一般電子模塊或AIMD 內的IC板的方法。
圖106示出聯線八極氣密或非氣密端子112，其中本發明的混合型襯底192與它 分開，但是，被設計為安裝到它上面。可以看出，有若干個與嵌入的電感器曲流158串聯的 MLCC電容器142。在末端提供了絲焊焊盤139，用於將跳線方便地連接到AIMD或其他電子 裝置電路。
圖107是示出了製造本發明的成本非常低並且非常可靠的方式的製造生產流程 圖。作為說明，我們將參考前面如圖84所示的特定混合型襯底192。如上文所提及的，在組 裝過程中將此襯底192平放是極為合乎需要的。然後，可以將它彎成如圖87所示的任何所 需形狀。第一步驟是使用機器人來分發導電環氧樹脂，以實現如前面結合圖92所述的熱定 型導電粘接劑2M的環。然後，將此組裝為氣密封112，並在從150到300攝氏度的溫度硫 化。然後，從輸送帶和捲軸或者從輸送託盤，利用機器人裝載電氣晶片組件。晶片組件可以 包括MLCC電容器142、片形電感器156、二極體154、帶阻濾波器、L-C陷波濾波器、RFID芯 片或任何其他電子組件的任何組合。然後，這些組件經過自動化錫焊操作和清洗操作，其中 它們還經過自動化光學外觀檢查。電氣檢查也是自動化的。然後，自動地執行諸如老化、壽 命試驗等等之類的高可靠性篩選。然後，部件已準備好封裝和裝運。
圖108示出了通常將在耳蝸植入裝置中發現的典型的16導線玻璃氣密封112。還 示出了包括剛性部分192"和薄的軟性部分192'的本發明的新穎混合型襯底192。在此情 況下，薄的軟性部分192'被彎曲90度，以便方便地連接到氣密封組件112。示出了安裝的 若干個MLCC電容器142。未示出本發明的內部接地屏蔽板。在此應用中，MLCC 142可以支 持兩種用途。一些MLCC 142與平通電容器有源電極串聯地使用，這在本領域中也被稱為DC 阻塞電容器。這是為了防止身體組織被過多地電刺激。還示出了另一行MLCC電容器142， 它們一般接地以執行根據本發明的EMI濾波。通過參考圖109中的示意圖，可對其進行更 好的理解。
參考圖109的體液一側，從頂部示意圖開始，隨著進入屏蔽區域證，首先遇到本發 明中的在嵌入接地屏蔽(未示出)和特定的電路電極之間形成的平通寄生電容CP。然後，遇\到MLCCA，該MLCCA根據本發明提供附加低頻EMI濾波。然後，進入串聯的MLCXD，該MLCXD 是與電路跡線串聯地放置的DC阻塞電容器。注意，由於它們兩者都被屏蔽，MLCCA和MLCCD 的順序可以顛倒，而不會損失EMI衰減或身體組織保護。串聯的DC阻塞電容器MLCCD的用 途是防止DC偏壓到達身體組織並可能導致損壞或壞疽。事實上，這些DC阻塞電容器在本 領域中是已知的，一般由諸如聯邦食品與藥物管理局(FDA)之類的管理機構所必需。
圖110示出包括四個四極引線114-114"『的本發明的5端子引腳氣密封112，這 些四極引線114-114" 』被設計成連接到帶有接觸身體組織的電極的導線。還示出了被稱 為RF天線引腳288的第五引腳。RF距離遙測對於AIMD正在變得非常受歡迎。在較舊的裝 置中，通過AIMD內的嵌入線圈執行遙測是典型的。使也稱為遙測棒的緊耦合線圈接近植入 裝置上的皮膚。通過此緊耦合的遙測場發送信號，以便查詢植入的醫療裝置、執行重新編程 等等。此類遙測的問題是，為了通過皮膚有效地耦合RF能量，它的頻率必須非常低(一般 低於200kHz)。由於低頻，數據傳輸速率十分慢。由於現代的植入型醫療裝置常常具有超過 4000個編程功能，也存儲諸如ECG波形之類的大量數據，因此慢傳輸速率對於醫務人員來 說令人惱怒並且費時。另外，由於相對來說耦合效率低，必須將棒放置在植入裝置附近。常 常要花少量的時間發現「最有效擊球點」，從而將能夠適當地與AIMD進行通信。由天線288 構成的高頻RF遙測變得非常普遍，一般在402MHz (MICS頻帶)或在更高頻率實現。由於高 頻，能量傳遞是非常有效的。醫生現在可能坐在他的辦公桌查詢坐在椅子上的起搏器患者。 還由於高頻，數據傳輸速率高得多。換言之，此系統具有大得多的帶寬。然而，這方面的特 定問題是，現在具有進入AIMD的內部的引線洲8，AIMD根據定義不能是EMI濾波的。寬帶 EMI濾波的存在將趨向於剝去合乎需要的高頻遙測信號。因此，以此類方式屏蔽並路由此未 經濾波的天線導線觀8，以使EMI不能進入有源植入型醫療裝置並交叉耦合到敏感的電路 是重要的。
參考圖111，可以看出，在包圍所有端子引腳114-114"『的橢圓(可以是任何封 閉的形狀)中形成了外金屬屏蔽組件四0。這還提供了用於安裝本發明的混合型襯底192 的方便位置。所示是連接在電路跡線和地線金屬鍍層292之間連接的MLCC電容器142。還 示出了新穎的蓋子組件四4，該組件294是金屬的，並被用來提供完全封閉RF遙測引腳天 線288的屏蔽室。示出了方便的進入孔四6，該進入孔296將適於連接同軸電纜。同軸電纜 的外端或屏蔽將與地線屏蔽板290進行電氣和機械連接。同軸電纜的內部引腳將進入由蓋 子組件294形成的空腔內並在點288與RF遙測弓|腳進行電連接。在此裝配工作之後，蓋子 294將通過雷射焊接、錫焊、銅焊、導電粘接劑等等被附連到外殼四0。圖111的另一替換方 案將是在蓋子294的下面製造足夠大的空腔，以放置所需的電子RF模塊，從而將由天線觀8 拾取的高頻RF遙測信號轉換為數位訊號。然後，這些數位訊號將是無EMI噪聲的，並可以 被通過連接器引腳或者通過縫隙296路由。
圖112是圖111的結構的替換實施例，其中使用反向幾何形狀MLCC 142來提供高 頻衰減。另外，還使用可選鐵氧體輪緣298來進一步改善高頻衰減。
圖113是描述了製造本發明的電子組件中的任何一個的替代方法的製造流程圖。 單片陶瓷電容器製造已為大家所熟知。然而，這樣做的一種更加有效的並且經濟合算的方 式將是使用厚膜技術並將屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的組件一次全部鋪放在一 個混合型襯底192上。參考圖113，首先調節襯底，以便粘接各種介電和電極材料。然後，\通過多個印刷操作，印刷電容器介電或二極體材料。在多個印刷操作中的每一個操作之間 通常有乾燥操作。這可以根據需要執行若干次(結束次數)，直到達到所電容值、電感值等 等。通常在從850到950°C的溫度在氮氣中燒制厚膜組件。然後，將此層疊到襯底結構中。 印刷並蝕刻多個層，以形成電容器電極和端接，並將此層疊到襯底或多層板中，並使用現有 技術的塗敷工藝來層疊。然後，使用常規通道或微通道進行互連，以完成使用全部現有技術 的過程的製造。
本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的新穎的混合型襯底192也可被 用來安裝要和外部或基於導線的傳感器一起使用的各種傳感電路。例如，對於心臟起搏器 應用，可以在新穎的襯底上安裝若干個生理傳感器，包括呼吸率傳感器、血液PH值傳感器、 心室梯度傳感器、心排血量傳感器、預/後心臟負載傳感器、收縮力傳感器、血流動力學和 壓力監測傳感器。此類組件也可以與血液氣體或氧傳感器結合使用。
圖114是諸如心臟起搏器之類的AIMD的輪廓圖。所示是金屬(通常是鈦)外殼 300。它用如圖所示的雷射焊302來氣密封。它具有也被雷射焊接到鈦外殼300的氣密封 112。外殼也通過雷射焊302被氣密封。氣密封112具有在現有技術中已知的絕緣體118， 引線114-114〃 『與導電外殼300成非導電關係地穿過該絕緣體118。示出了典型的起搏 器連接器插頭塊304。這可以根據諸如IS-1、DF-U IS-4等等之類的各種國際標準化組織 (ISO)規範。凹形連接器插頭塊304允許將導線與凸形近端插頭方便地連接，該連接可以被 路由到要感應或刺激的適當身體組織。引線114到114"『 一般被路由到有源植入型醫療 裝置外殼300內的電路板、混合型或集成電路或襯底250。這些可包括心臟感測電路、起搏 電路等等。在引線114"『上還有如圖所示的可變阻抗元件306和308。應該注意，這些可 變阻抗電路元件將出現在所有引線114-114" 』上。為簡化圖形，它們只在引線114" 』上 示出。一個新穎的特徵是使用AIMD的金屬外殼作為大表面積消能表面(EDS)。在美國臨時 專利申請No. 61/144，102和61/149，833也對此進行了描述，這些專利申請的全部內容以引 用的方式納入本文中。本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190是減少實施和安裝如 美國臨時專利申請No. 61/144，102和61/149，833所描述的所有各種線路組件的理想方式。 通常，AIMD被安裝在胸肌囊、腹部囊中或不與身體器官密切接觸的某些其他位置。因此，如 果外殼300將過熱，則將被幾乎不象例如心臟組織或腦組織那樣對熱損傷敏感的脂肪和肌 肉組織所包圍。還是再參考圖114，可以看出，對於AIMD，與位於植入導線的末端的電極頭 相比，外殼300的相對表面積相當大。換言之，它體現了用於耗散MRI RF能量的大量表面 積。因此，與能量被集中在電極頭中的小區域中(熱脹升高可以超出30或者甚至60攝氏 度)；相反，熱脹升高非常低(只有幾度)。因此，本發明的一個特徵是，AIMD的外殼被用作 可任選地並理想地與安裝在遠端電極與組織的接口上或附近的帶阻濾波器組合地起作用 的消能表面。在圖114中，此消能通過標記為EDS的箭頭來表示。事實上，能量正在從金屬 外殼300周圍的各個點耗散到包圍的體液和組織。
圖115是來自圖114的位於AIMD的外殼300內的可變阻抗元件306和308的近 視圖。如上文所提及的，可變阻抗元件306和308將安裝在引入和引出AIMD的所有導線 上。示出了地線符號g，以表明可變阻抗元件306通過本發明的三端子平通EMI/消能濾波 器的屏蔽地線板連接到AIMD的金屬外殼300。引線長度不是特別的問題，因為它們嵌入在 本發明的新穎屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器技術內。這是非常重要的，因為本發明的每43一個電路電極都被屏蔽，以使來自MRI的幅值非常大的電磁能量不會再輻射或交叉耦合到 敏感的AIMD電路(諸如起搏器感應電路)。引線Sl和S2部分地被限制在屏蔽三端子平通 EMI/消能濾波器的屏蔽板194和194'之內，以使來自MRI的高頻能量將不會再輻射到敏 感的AIMD電路。理想地，電路元件306將是粘接在引線入口和出口的點的MLCC晶片142。
圖116示出圖115的可變阻抗元件306可以是任何類型的電容器(C)元件，包括 MLCC片形電容器142等等。圖117示出可變阻抗元件306也可以是饋通電容器C 132，如 在現有技術中指出並在圖91中所示出的。
圖118指出可變頻率可選擇的元件306也可以是與電容器(C)串聯的電感器(L)， 也稱為L-C陷波濾波器。
圖119示出了圖118的陷波濾波器可以與如前面在圖116中所示出的片形電容器 CX或等效電容器或者如圖117所示的饋通電容器組合地使用。對於起搏器或ICD，這將是最 常見的實施例。串聯諧振陷波的典型電容值將是270毫微亨利的電感和22微微法的電容。 這將使串聯陷波濾波器在64MHz串聯共振。同樣重要的是，設計師認識到，在某一頻率，陷 波濾波器306和EMI濾波器CX的組合在某個點將變為並聯諧振帶阻濾波器。這會在陷波 濾波器變為電感性的頻率上發生。換言之，在共振時，感抗抵消電容電抗，除其真正或電阻 損失外串聯陷波的阻抗基本上是零。然而，在高於共振的頻率，感抗項趨向於增大，並支配 電容電抗項。換言之，在高於共振的頻率上，串聯LC陷波將趨向於看起來像電感器，然後該 電感器可以導致與饋通電容器CX並聯的次級共振。這意味著，在對電磁幹擾的總衰減中將 會有輕度減弱。此諧振點不應該出現在新的和強大的輻射源的頻率。因此，應該避免在這 些輻射源頻率的共振。
圖120基本上與圖115相同，只是焦點現在在串聯可變阻抗元件308上。串聯阻 抗元件308的使用是可任選的，但是對於具有感應電路的AIMD是高度合乎需要的。
圖121指出可變阻抗元件308可以是如圖所示的電感器L。這形成了本領域中所 謂的單元件低通濾波器。電感器元件L將自由地通過諸如生物頻率之類的低頻率，但是將 提供對諸如MRI射頻脈衝頻率、蜂窩電話等等高頻率的更高阻抗。
圖122示出可變阻抗元件308可以是包括如圖所示的並聯諧振L-C組件的帶阻濾 波器(BSF)。在美國專利申請公開No. US 2007/0112398 Al中描述了帶阻濾波器的操作，該 專利申請的全部內容以引用的方式納入本文中。
圖123示出可選串聯阻抗元件308可以是一系列低通濾波器中的任一個。如前面 結合圖121所述，這可以是包括單個電感器元件LJ6或單個電容器元件C，20 306的單元 件低通濾波器。這也可以是包括電感器元件308，沈，以及第二電容器304，20的L濾波器。 可變電抗頻率可選擇的元件308也可以是T濾波器或η元件濾波器，包括π、LL、5元件等 等類型的低通濾波器。從圖123可以看出，衰減對頻率斜率隨著電路元件的數量增大而增 大。其他合乎需要的效果是通過具有連接到AIMD的外殼300的附加電容器，產生附加電路 路徑，用於將能量耗散到消能表面EDS。因此，在優選實施例中，將具有一個或多個並聯的可 選擇頻率元件306與如圖115和120所示的一個或多個串聯頻率電抗元件308協作。
對於現有技術的饋通電容器的描述，一個被稱為美國專利No. 4，4M，551或 5，333，095或6，765，779，其中，具有非常低電感的饋通電容器被安裝在到有源植入型醫療 裝置的引線入口點。對於圖117中所示出的L-C陷波濾波器的進一步描述，一個涉及美國專利No. 6，424，234，該專利示出在AIMD的引線入口或出口點或屏蔽三端子平通EMI/消能 濾波器中的任何位置安裝陷波濾波器的極低電感(無引線)方法。
圖124示出了在業界常常被稱為L-C陷波濾波器的串聯電感器L-電容器C濾波 器的示意圖。前面在圖118中描述了陷波濾波器。再次參考圖124，當電容電抗變成與感抗 大小相等方向相反時，對於陷波濾波器有特定頻率。在此單個頻率，電容電抗和感抗互相抵 消為零。此時，所保留的是寄生電阻R。如果選定大品質因數(Q)組件，意味著，它們的電阻 非常低，那麼圖IM的陷波濾波器理想地趨向於在點A和B之間以其共振頻率fr看起來像 短路，點A和B可包括分別到連接到屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190的有源電極的引 線 114-114"『。
圖125給出共振頻率公式，其中在此情況下fr以赫茲為度量單位。再次參考圖 124，電阻R的大小受控制是非常重要的。通過參考圖126，可以對其進行更好的理解。
圖1 是示出以歐姆表示的阻抗Z與圖IM的串聯共振L-C陷波濾波器的頻率的 關係曲線圖。可以看出，在達到共振頻率fr以前阻抗十分大。在共振頻率fr時，串聯L-C 陷波的阻抗變得非常低(幾乎為零歐姆)。對於高於或低於共振頻率fr的頻率，取決於對 分量值以及它們的品質因數(Q)的選擇，阻抗可以高達100到1000，或者甚至10，000歐姆 或更大。在共振時，阻抗試圖變為零，並只受寄生電阻R(圖124)的大小的限制，寄生電阻 R一般由來自電感器L的電阻以及主要來自電容器C的電極板的等效串聯電阻組成。對控 制所謂的3dB帶寬的組件的適當選擇有折衷。如果電阻非常小，那麼3dB帶寬將更窄。然 而，這使得陷波濾波器更加難以製造。因此，優選地選定3dB帶寬和電阻元件R從而便於制 造濾波器，並將它調諧到例如64MHz，同時在共振頻率時提供非常低的阻抗R。對於理想的 L-C串聯諧振陷波濾波器，其中理想表示電阻R將是零，那麼在共振時阻抗將為零歐姆。然 而，在此情況下，3dB帶寬將窄到以至於將幾乎不可能製造它。因此，電阻R的某個值事實上 是合乎需要的。
圖127是阻抗對頻率的關係曲線，其中安裝了被設計成在兩個在不同的頻率共振 的兩個陷波濾波器。在此情況下，包括電容器元件C和電感器元件L的第一陷波濾波器被設 計成在1. 5特斯拉MRI系統的射頻脈衝頻率(64MHz)自共振。並聯安裝了第二陷波濾波器， 包括電容器元件C'和電感器元件L'，且分量值被設計為自共振，或者被設計為使陷波濾 波器在128MHz(3 Tesla MRI系統的操作頻率)自共振。再次參考圖127，可以看出包括電 感器LX和電容器CX的並聯配置的可選帶阻濾波器BSF。帶阻濾波器的用途是隔離兩個陷 波濾波器，以使它們可以獨立地工作。由於電容器C和C'要並聯出現以及電感器L和L' 要並聯出現的趨勢，帶阻濾波器的存在防止次級共振發生。換言之，當以所感興趣的頻率使 用帶阻濾波器來將L-C陷波電隔離為單獨的組件時，獲得更加平穩的翻倍的陷波響應。
圖1 是示出被植入如圖所示人的心臟的帶有心內引線的心臟起搏器310的總體 輪廓圖。每一條導線都是雙極的，意味著它包含兩條引線。可以看出，導線312被路由到右 心房，而引線312'被路由到右心室心尖部(RVA)。在末梢316和環形電極318示出了心房 導線的遠端電極。在右心室，遠端電極頭316'被示為在遠端環形電極318'的附近。如上 文所提及的，根據美國專利No. 7，363，090的帶阻濾波器將根據需要被置於遠端電極316、 316' ,318,318'上或附近。參考AIMD外殼310，可以看出，有與每一條引線相關聯的可變 阻抗元件306和308，它們可被包括到屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190內。
圖129是示出深度大腦刺激器電極320的人的頭部的截面圖。引線312和312' 通常路由到頸部的背面，並路由到胸肌區，並連接到AIMD (大腦神經調質)。圖1 只是示 出本發明的性質不僅限於心臟起搏器，而且對如前面參考圖1所述的寬泛範圍的AIMD具有 很廣泛的適用性。可以將圖1 中所描述的頻率可選擇組件集成到本發明的屏蔽三端子平 通EMI/消能濾波器中，該本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器置於外殼320中的也 支持深大腦電極的錐顱鑽孔中，或置於如圖114所示的AIMD外殼中。
圖130示出有源植入型醫療裝置的單極導線系統312。為簡明起見，示出了單極 導線系統。對於本領域技術人員顯而易見的是，可以使用任意數量的引線312。在圖130 中，將看出，此系統涉及附連到連接到人的心臟314的單極引線312的AIMD和外殼300。在 引線312的遠端是位於刺激/感應電極上或其附近的可任選帶阻濾波器BSF。在美國專利 No. 7，363，090中對位於遠端電極附近的可選帶阻濾波器BSF進行了詳盡的描述，該專利申 請的全部內容以引用的方式納入本文中。植入的導線312沿著其長度具有電感L和電阻R 屬性。由如圖130所示的公式+jcoL給出以歐姆表示的導線312的總感抗。如上文所提及 的，帶阻濾波器BSF可以存在，也可以不存在。再次參考圖130，可以看出，在AIMD的一般金 屬外殼300的內部，有頻率可選擇組件306和308。這些頻率可選擇元件可以包括電容器、 電感器和電阻器，或者甚至短路，如在圖131到133中更加全面地描述的。
圖131示出圖130的導線系統，其中L-C陷波濾波器306被置於本發明的屏蔽三 端子平通EMI/消能濾波器組件中的外殼300內部。在此情況下，LS和CS被設計為L-C陷 波濾波器，以在MRI設備的脈衝RF頻率共振。因此，這形成短路到AIMD外殼300的RF，外 殼300變為美國臨時專利申請No. 61/144，102以及61/149，833中所公開的本發明的消能 表面EDS。理想的是，AIMD外殼300的表面積相對比較大，以便隨著MRIRF能量正在耗散到 表面300上發生極少的溫度上升。
圖132是圖130的單極導線系統的另一例示。在此情況下，元件306以其電容電 抗由公式-j/ c給出的電容性元件C為特色。在優選實施例中，將首先計算(建模)或測 量植入導線的以歐姆為單位的感抗。因此，電容的值可選擇成使電容電抗-j/ c將與導線 的以歐姆為單位的感抗+j ω . L大小相等，方向相反。在此情況下，阻抗互相抵消，從而獲得 到消能表面300，EDS的最大能量轉移。
圖133類似於前面在圖130和132中所描述的單極導線系統。在此情況下，關於圖 132，電容值C被選擇成使電容電抗將與植入導線的感抗大小相等，方向相反。然而，在此情 況下，電阻也是平衡的。換言之，植入導線的電阻R的值等於被置於AIMD的外殼300內部 或外部的分立電阻器RX。理想地，電阻器RX將被包括到本發明的屏蔽三端子平通EMI/消 能濾波器中。在此情況下，最大功率傳輸或能量將通過此分立的電阻器RX作為熱被耗散。 在優選實施例中，將導熱但是電絕緣的材料放置到電阻器RX上方的屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器以及AIMD外殼300之上，從而進行從電阻RX的最大能量轉移。事實上，在優選 實施例中，電阻器RX應該具有裝有肋片的大表面積外殼，從而有到包圍密封劑的最大傳熱 面積。再次參考圖133，可以看出，從被示為EDS的分立電阻元件RX輻射並傳導能量。正在 耗散的此能量變成熱能量。希望在外殼300內具有相對較大的蓄熱物質。然後，AIMD外殼 300變為輔助熱耗散表面(HDQ。此熱能將在相對較大的表面積300上方耗散到包圍AIMD 的體液和組織中。例如，在心臟起搏器應用中，外殼300將處於胸大肌囊袋中。46
再參考圖132和133，沒有必要讓阻抗完全抵消，或者在圖133的情況下，讓電阻完 全相等不是特別重要。事實上，在對輸入電容的EMI濾波和+j ωL組件導線系統的完全抵 消之間有折衷。結果，通過實際試驗，阻抗一般在導線系統中被抵消確實重要，以使來自MRI 射頻脈衝場的過剩能量的至少大部分將被耗散到AIMD的外殼300。例如，如果計算出75微 微法電容器將完全抵消導線系統的感抗，則可相反選擇使用屏蔽三端子平通EMI/消能濾 波器的1000微微法電容。1000微微法總電容(CP+C)仍從導線系統將大量的MRI RF能量 吸入到外殼300中。這樣做的原因是，1000微微法電容器將不僅向射頻脈衝頻率(64MHz或 1.4特斯拉MR系統)，而且對於在起搏環境中常常發現的蜂窩電話及其他輻射源，提供有效 得多的EMI濾波。
圖134示出通常用於軍事、航天、醫學、電信及其他行業的濾波連接器32h_322h。 在諸如通常用於航天、軍事、電信和醫學應用的那些EMI濾波連接器中，很難在不會對陶瓷 電容器導致過大機械應力的情況下，將饋通電容器類型的平面陣列安裝到連接器外殼或背 面外殼。在現有技術中描述了若干個獨特安裝方案，它們是以機械方式隔離饋通電容器同 時提供適當的低阻抗接地連接和RF屏蔽特性的設計。由於在濾波連接器中引起的機械應 力，因此這是重要的。由於包圍材料的熱膨脹係數不匹配，以及在連接器匹配過程中發生的 顯著軸向和徑向應力，在濾波連接器中安裝相對脆弱的陶瓷饋通電容器是有問題的。
根據定義，連接器有在電纜連接過程中要匹配的凹形和凸形版本。EMI濾波通常在 凹形或者凸形部分執行，但是通常不在兩個部分同時進行。在插入或匹配連接器兩半的過 程中，施加相當大的機械力，這些機械力可以傳輸到饋通電容器。概括地說，現有技術的濾 波連接器中的饋通電容器或分立電容器涉及非常昂貴的安裝技術。如圖134所示，每一個 濾波連接器要花費幾百或者甚至幾千美元不是罕見的。本發明使用屏蔽三端子平通EMI/ 消能濾波器技術，與濾波連接器平面陣列饋通電容器相比，提供相等或者甚至更高的性能， 但是具有成本和尺寸大大地降低的優點。
參考圖135和136，示出了現有技術的利用平面陣饋通電容器(未示出)的子D型 過濾連接器324。
圖137和138示出了其他類型的非常常見的連接器。在此情況下，圖137和138 所示出的現有技術連接器3 不被濾波。具體而言，在圖137中，可以看到暴露的連接器引 腳P。這些引腳與連接器的安裝一起凸出到屏蔽外殼是非常常見的。可以看出，這些引腳P 可容易地連接到本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器。
圖139示出典型連接器組件330，且帶有本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波 器190的分解圖。屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190可以呈現為本發明中所描述形式 中的任何一種。例如，圖141是一般從圖139的部分141-141截取的。可以看出，屏蔽三端 子平通EMI/消能濾波器體現MLCC電容器C，306。圖140示出了連接器組件330，其可以是 氣密的或非氣密的，其被附連到本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器190。
從前面的描述中可以看出，可以理解，本發明的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器 190具有廣泛的應用，當引線引入/引出電子模塊或屏蔽外殼時，可以與寬泛範圍的支持引 線的連接器、端子和/或氣密封一起使用。本發明的平通EMI/消能濾波器190提供三端子 電容濾波，同時提供對通過平通電容器的穩健的大電流能力電極的電路和信號的屏蔽。構 成本發明的消能濾波器190的混合型襯底192以與現有技術的饋通電容器非常等效的方式運轉，因為其內部接地板充當電子裝置或模塊的整個電磁屏蔽外殼的連續部分，以在物理 上阻止高頻RF能量直接進入氣密封或引線入口和出口的等效通孔；以及平通EMI/消能濾 波器有效地將不合需要的高頻EMI信號從引線(電極)分流到整個屏蔽外殼，在那裡此類 能量在渦電流中被耗散，從而導致非常小的溫度上升。
在其最基本的形式中，屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器包括在第一端子和第二 端子之間有電路電流流過的有源電極板)，以及基本上包圍了有源電極板的多個屏蔽板， 其中屏蔽板共同地耦合到接地的第三端子。更具體而言，該多個屏蔽板包括位於有源電極 板的第一側的第一屏蔽板，以及位於有源電極板的第二側的與第一屏蔽板相對的第二屏蔽 板。
雖然為了進行說明詳細描述了本發明的多個實施例，但是，可以在不偏離本發明 的範圍和精神的情況下進行各種修改。相應地，本發明不受限制，只受所附的權利要求書的 限制。
權利要求
1.一種屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，包括有電路電流在第一端子和第二端子之間通過的有源電極板；位於所述有源電極板的第一側的第一屏蔽板；以及位於所述有源電極板的第二側的與所述第一屏蔽板相對的第二屏蔽板；其中，所述第一和第二屏蔽板導電地耦合到接地第三端子。
2.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板通過介電材料與所述屏蔽板絕緣，以使所述有源電極板和所述屏蔽板協同形成平通電容ο
3.如權利要求2所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括成非導電 關係地穿過所述屏蔽板的至少之一延伸的引線，所述引線導電地耦合到所述有源電極板以 形成所述第一端子。
4.如權利要求3所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括多個有源 電極板，每一個有源電極板都在其第一側具有第一屏蔽板，在其第二側具有與所述第一屏 蔽板相對的第二屏蔽板，其中每一個有源電極板都通過介電材料與其相鄰的屏蔽板絕緣， 以使每一個有源電極板與其相鄰的屏蔽板協同形成平通電容器。
5.如權利要求3所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述屏蔽板導 電地耦合到一公共地線。
6.如權利要求3所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括多條引線， 每一條引線都成非導電關係地穿過至少一個所述屏蔽板延伸，其中每一條引線都導電地耦 合到相應的有源電極板，以形成所述有源電極板的所述第一端子。
7.如權利要求3所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括屏蔽夾具， 所述弓I線成非導電關係地穿過所述屏蔽夾具延伸。
8.如權利要求7所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述夾具包括 氣密封。
9.如權利要求3所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括相鄰的饋 通電容器，在導電地耦合到所述有源電極板以形成第一端子之前所述引線穿過所述饋通電 容器延伸。
10.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括導電地耦 合到所述有源電極板並形成所述第二端子的導電焊盤。
11.如權利要求10所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述導電焊 盤包括被置於介電材料的主體的外表面上的絲焊焊盤，所述有源電極板穿過所述絲焊焊盤 延伸。
12.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括通過介電 材料與所述屏蔽板絕緣的多個共面有源電極板，以使每一個有源電極板和所述屏蔽板協同 形成平通電容器。
13.如權利要求12所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述共面有 源電極板的至少之一包括電感器。
14.如權利要求12所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括在所述 共面有源電極板之間延伸的共面第三屏蔽板。
15.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括成非導電 關係地穿過所述屏蔽板的至少之一延伸的引線或引腳，所述引線或引腳導電地耦合到所述 有源電極板以形成所述第二端子。
16.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括在所述有 源電極板和所述接地屏蔽板的至少之一之間導電地耦合的單片片形電容器(MLCC)。
17.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括一般與所 述有源電極板共面地安置的第三屏蔽板，其中所述第三屏蔽板導電地耦合到所述接地第三 端子。
18.如權利要求17所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述第三屏 蔽板基本上包圍所述有源電極板，並被安置在所述第一和第二屏蔽板之間。
19.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板的至少一部分包括電感器。
20.如權利要求19所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述電感器 包括螺旋電路跡線。
21.如權利要求2所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括用於將所 述屏蔽板彼此導電地耦合的至少一個通孔。
22.如權利要求21所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述通孔被 安置在所述有源電極板的周邊的周圍。
23.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板的表面積被最大化，以增大寄生電容並最小化對電流的阻抗。
24.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板被配置成形成〃 L"、〃 π〃、〃 T〃、〃 LL"，「 5元件〃、「η"元件無源電子低 通濾波器中的至少一個組件。
25.如權利要求M所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電 極板被配置成形成帶阻濾波器、二極體陣列或RFID晶片中的至少一個組件。
26.如權利要求M所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述無源電 子設備被優化以在MRI頻率使用。
27.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板以及所述第一和第二屏蔽板被安置為大致垂直於導電地耦合到所述有源電極板的引線， 以形成所述第一端子。
28.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板以及所述第一和第二屏蔽板被安置為大致平行於導電地耦合到所述有源電極板的引線， 以形成所述第一端子。
29.如權利要求2所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板和所述屏蔽板被至少部分地安置在混合型平通襯底內。
30.如權利要求四所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述混合型 平通襯底包括形成所述第三端子的表面金屬鍍層。
31.如權利要求30所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述混合型 平通襯底被安置在植入型醫療裝置的氣密封附近，以使所述表面金屬鍍層導電地耦合到所述植入型醫療裝置的外殼。
32.如權利要求29所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述混合型 平通襯底包括柔性電纜部分。
33.如權利要求32所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述柔性電 纜部分包括聚醯亞胺、開普頓(Kapton)或丙烯酸材料。
34.如權利要求29所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述混合型 平通襯底包括剛性部分。
35.如權利要求34所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述剛性部 分包括高介電常數陶瓷、氧化鋁、玻璃纖維或FR4材料。
36.如權利要求34所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述剛性部 分包括導電地耦合到所述有源電極板的至少一個無源電子元件。
37.如權利要求36所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述無源電 子元件包括RFID晶片、電容器、電感器、帶阻濾波器、L-C陷波濾波器、二極體或二極體陣 列。
38.如權利要求37所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述電容器 包括單片片形電容器。
39.如權利要求37所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述電感器 包括單片片形電感器或環形電感器。
40.如權利要求32所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述柔性電 纜部分包括多個柔性部分。
41.如權利要求34所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電 極板的所述第二端子導電地耦合到一電路板。
42.如權利要求29所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述混合型 平通襯底包括其中嵌入所述有源電極板的介電材料，所述有源電極板通過所述襯底導電地 耦合到至少一個通孔的表面金屬鍍層，並且其中所述屏蔽板包括施加於所述混合型平通襯 底的外表面的表面金屬鍍層。
43.如權利要求42所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括被配置 成捕捉所述混合型平通襯底並將所述屏蔽板導電地耦合到地線的導電封蓋。
44.如權利要求43所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括植入型 醫療裝置的氣密封，所述氣密封包括所述導電封蓋被導電地附加到其上的導電套圈，至少 一條引線成非導電關係地穿過所述套圈延伸並導電地耦合到所述通孔的所述表面金屬鍍 層。
45.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，其所有外部組 件都包括為直接體液暴露設計的生物相容材料。
46.如權利要求37所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述RFID芯 片包括用於初始化AIMD RF遙測電路的叫醒功能。
47.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，被包括到有源 植入型醫療裝置(AIMD)的植入型導線的無源元件網絡中，包括具有在近端和位於遠端的組織刺激或生物感應電極之間延伸的長度的至少一條引線;被置於遠離所述電極的一點的患者的組織附近或血液或淋巴流內的消能表面；以及與所述引線相關聯的轉移電路，用於有選擇地將高頻能量從所述電極轉移到所述消能 表面，以便將所述高頻能量作為熱消散。
48.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述無源元 件網絡包括與所述轉移電路相關聯的阻礙電路，用於提高所述引線的所述高頻阻抗，所述 阻礙電路被安置在所述轉移電路和所述至少一條引線的遠端之間。
49.如權利要求48所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述阻礙電 路包括電感器或帶阻濾波器。
50.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述至少一 條引線包括探針或導管的一部分。
51.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述消能表 面包括護套、絕緣體、或導熱元件。
52.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述至少一 條引線包括至少一對引線，每一條引線都具有在近端和位於遠端的組織刺激或生物感應電 極之間延伸的長度
53.如權利要求52所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述轉移電 路將所述引線中的每一條都耦合到所述消能表面
54.如權利要求53所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述轉移電 路耦合在所述那對弓I線之間。
55.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述高頻能 量包括磁共振掃描機的一射頻脈衝頻率。
56.如權利要求55所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述高頻能 量包括一範圍的選定射頻脈衝頻率。
57.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述轉移電 路包括低通濾波器。
58.如權利要求57所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述低通濾 波器包括C濾波器、L濾波器、T濾波器、π濾波器、LL濾波器、5元件濾波器或「η」元件濾 波器中的至少一個。
59.如權利要求47所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述轉移電 路包括至少一個串聯共振L-C陷波濾波器。
60.如權利要求48所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述阻礙電 路包括非線性電路元件。
61.如權利要求60所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述非線性 電路元件包括二極體或瞬變電壓抑制器。
62.如權利要求61所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述轉移電 路包括至少一個串聯共振L-C陷波濾波器。
63.如權利要求61所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述阻礙電 路包括電感器或帶阻濾波器。
64.如權利要求1所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電極 板以及其周圍的接地屏蔽板的有效電容面積已被相對最大化，以便實現它們之間形成的三 端子平通電容器的更高電容值。
65.如權利要求64所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，所述有源電 極板和所述接地屏蔽板之間的絕緣層的所述介電常數也已被顯著提高，以便實現所述三端 子平通電容器的更高的電容值。
66.如權利要求64所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，分隔所述有 源電極板和所述接地屏蔽板的介電材料的厚度被相對最小化，以便實現所述三端子平通電 容器的更高電容值。
67.如權利要求64所述的屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器，其特徵在於，包括所述有 源電極板和周圍接地屏蔽板的若干個冗餘的平行層，以便增大所述三端子平通電容器的總 電容值。
全文摘要
屏蔽三端子平通EMI/消能濾波器包括在第一端子和第二端子之間有電路電流流過的有源電極板，位於有源電極板的第一側的第一屏蔽板，以及位於有源電極板的第二側的與第一屏蔽板相對的第二屏蔽板。第一和第二屏蔽板導電地耦合到接地第三端子。在優選實施例中，有源電極板和屏蔽板被至少部分地安置在混合型平通襯底內，該襯底可包括柔性電纜部分、剛性電纜部分，或兩者。
文檔編號H01G4/35GK102037528SQ200980118905
公開日2011年4月27日 申請日期2009年3月19日 優先權日2008年3月20日
發明者B·E·特魯艾斯, C·A·弗賴茲, H·海珊, J·L·L·阿達梅, R·A·史蒂文森, R·L·布蘭德爾, R·S·詹森, S·布雷納德, W·S·達布尼 申請人:格瑞巴奇有限公司