[发明专利]对可植入电引线的冲击保护

说明书

本申请要求2013年1月25日提交的美国临时专利申请61/756,502的优先权，其全部内容通过引用的方式并入本文。

技术领域

本发明涉及医用植入物，更具体而言，涉及在医用植入物系统中使用的可植入电极布置结构，例如中耳植入物(MEI)、耳蜗植入物(CI)和前庭植入物(VI)。

背景技术

如图1中所示，正常的耳朵通过外耳101向鼓膜(耳膜)102传播声音，该鼓膜(耳膜)102使中耳103的骨(锤骨、砧骨和镫骨)移动，中耳103的骨(锤骨、砧骨和镫骨)使耳蜗104的椭圆窗和圆窗开口振动。耳蜗104是围绕其轴线螺旋地旋绕约2圈半的狭长管道。它包括被称为前庭阶的上通道和被称为鼓阶的下通道，它们通过耳蜗管连接。耳蜗104形成垂直的螺旋锥体，其中心被称为蜗轴，听神经113的螺旋神经节细胞位于该蜗轴处。响应于所接收到的由中耳103传播的声音，充满流体的耳蜗104起到换能器的作用，以产生电脉冲，该电脉冲被传输至耳蜗神经113，最终被传输至大脑。

当在将外部声音转换为沿着耳蜗104的神经基质的有意义的动作电位的能力方面存在问题时，听力就受损了。为了改善受损的听力，已经开发了听觉假体。例如，当该损伤与中耳103的功能有关时，可使用传统的助听器以放大声音的方式为听觉系统提供声音-机械刺激。或者，当该损伤与耳蜗104有关时，具有植入的电极触点的耳蜗植入物能够通过由沿着电极分布的多个电极触点传输的小电流来电刺激听觉神经组织。

图1还示出了典型的耳蜗植入物系统的一些部件，该耳蜗植入物系统包括外部扩音器，它为外部信号处理器111提供声音信号输入，各种信号处理方案能够在该外部信号处理器111中执行。处理后的信号然后被转换为数字数据格式，例如数据帧序列，用于传输到植入物108中。除了接收处理后的声音信息，植入物108还进行另外的诸如误差校正、脉冲形成等的信号处理，并产生刺激模式(基于所获取的声音信息)，该刺激模式通过电极引线109被发送至所植入的电极阵列110。典型地，此电极阵列110包括在其表面上的多个刺激触点112，这些刺激触点112提供对耳蜗104的选择性刺激。

电极阵列110包括内置在被称为电极夹持器的软硅胶体内的多根导线。电极阵列110需要在机械方面是稳定的，但还具有柔性和小尺寸，以插入到耳蜗104中。电极阵列110的材料需要是柔软的且是柔性的，以使对耳蜗104的神经结构的创伤最小。但是，太松垮的电极阵列110通常太易于弯曲，导致电极阵列110不能插入到耳蜗104中而达到期望的插入深度。

美国专利公报2010/0305676(发明人“Dadd”，该专利通过引用的方式并入本文)描述了所述导线在电极引线的耳蜗外节段中以螺旋形状缠绕，从而使电极引线的该部分更坚固。Dadd相当清楚，这种螺旋部分不会延伸到耳蜗内电极阵列中，该耳蜗内电极阵列需要比耳蜗外引线更柔性，以使该阵列插入时对耳蜗组织的创伤最小。

美国专利公报2010/0204768(发明人“Jolly”，该专利通过引用的方式并入本文)描述了多个单独的导线在耳蜗内电极阵列中以细长螺旋形状缠绕，其中，每条导线都是单独的且是独立的。

包括中耳植入物(MEI)、耳蜗植入物(CI)、脑干植入物(BF)和前庭植入物(VI)的有源可植入医用装置的电极引线需要直径很小，但它们还能携带多条导线。该电极引线还需要是稳健的，以抵抗外部的机械冲击，尤其是在电极引线置于仅由皮肤覆盖的颅骨顶部上的位置。如果机械冲击发生在未受保护的电极引线上，弹性的硅树脂电极夹持器材料被压缩并且电极引线变得局部暂时更薄且是细长的。被影响的位置处的导线受到局部拉力，甚至可能会破裂。这也是硅树脂电极夹持器中螺旋地形成的导线的情形，因为它们被迫膨胀与夹持器材料本身几乎相同的量。

为了解决这一问题，某些植入物设计将电极引线布置为离开可植入处理器壳体，从而使电极引线从不表面地位于骨骼的顶部上。在耳蜗植入物的情形中，这种设计的一个缺点是植入物壳体必须置于相对于耳朵非常精确的预定位置。对于电极引线从植入物壳体的侧面露出的植入物设计，外科医生被建议将电极通道钻到骨中，这是耗时的，从而并不是每一位外科医生都遵循这一建议。一些电极引线设计包括围绕电极引线的刚性冲击保护器，但这种方法减小了电极引线的柔性，这转而使外科手术植入过程更困难。并且，在电极引线的区域内发生机械冲击的情况下，刚性冲击保护器可保护电极免于损伤，但当它被挤压到保护器上时，也可能在周围组织中引起损伤。

发明内容