CN101489623A - 带有流体储器的可植入神经刺激电极 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了用于对耳蜗组织进行电刺激的可植入的耳蜗电极阵列，包括聚合物材料的药物洗脱部分，适合于随时间释放治疗有效量的用于内耳的药剂。

Description

带有流体储器的可植入神经刺激电极
发明领域
本发明涉及用于将药理药剂瞬时洗脱到内耳中的药物洗脱性耳蜗植入电极。
背景技术
对内耳进行电刺激在恢复耳聋患者的听觉上已经非常成功。耳蜗内电极的目的在于通过对电极触头附近的神经组织进行直接电刺激来恢复部分听觉。电刺激通过与插入到鼓阶室深部中的电极相连的植入的耳蜗植入式刺激器来实现。
但是，电极的插入引起不同程度的结缔组织生长和创伤。创伤的量非常难以预测，取决于耳蜗构造、电极设计和插入技术。组织承受的创伤随后可能引起神经组织(即毛细胞和螺旋神经节细胞)的凋亡和/或坏死。组织的生长和创伤可能限制植入物的性能。并且，对螺旋神经节细胞的创伤是积累性的，在目前的技术状态下不能被消除。因为接受耳蜗植入物的许多患者仍具有明显有用的残余听力，因此使用创伤性最小的电极变得更加重要。此外，因为许多患者在年轻时就进行了植入，在他们的一生中还将重新植入几次，每次的相继插入应该将对螺旋神经节细胞的创伤限制到最小。
创伤通常是由电极插入到内耳的精细组织中而引起的。插入需要在电极上施加机械力以克服电极对螺旋式耳蜗的摩擦力。为了减小对器官或组织的创伤，电极和导管应该是柔软的和柔性的，并且插入的力应该最小。不幸的是，目前市场上大多数的耳蜗植入电极需要显著的力来插入，即使距离远小于鼓阶的全长。
插入电极或导管所需的力与其大小、几何构型以及制造材料相关。在这样的装置中使用的材料包括用于导线、触头、功能性的金属或聚合物部分、以及基体材料的材料。装置的大小、所用材料的刚性、以及电极阵列外壳的疏水性、在电极中以某种方式储存的能量、以及装置的插入过程，全都对电极放置过程中将遭受的组织损伤的量和位置有影响。
损伤和创伤引起流血、炎症、软组织穿孔、膜的撕裂和穿孔、薄的骨结构折裂。产生的损伤可能导致尚存活的毛细胞的丧失、对柯替(Corti)器进行神经支配的树突的退行性变性，以及最坏的情况是蜗轴螺旋管(Rosenthal canal)中螺旋神经节细胞的死亡。细胞的死亡意味着在定量上是可用于刺激的神经组织较少，而定性上是可用于呈递频率信息的频率调谐纤维较少。毛细胞的进一步丧失和树突的丧失但是螺旋神经节细胞没有丧失，意味着声学刺激不再可能，并且在声学刺激和电刺激之间没有可用的协同效应。电学-声学协同效应对于在嘈杂环境中良好的声音辨别可能是重要的。
使用耳蜗植入物的另一个不便之处是术后测量到的电极阻抗升高。这种升高被认为是由于电极被紧密膜包裹、通过在触头周围产生了离子耗尽区域而降低了电刺激的效能所引起的。在术后将某些药物导入耳蜗以维持较低的电极阻抗，将是有意义的。例如，业已证实，导入皮质类固醇可以降低手术后阻抗的升高。这已经通过在电极上沉积或擦上药物来进行。但是，因为电极被导入到鼓阶的流体中，药物溶液快速地溶解，因此可能不会到达它最有利的位置。
已经尝试了对非耳蜗植入的患者投送药物到内耳，以治疗梅尼埃病(Meniere′s disease)或眩晕。在推注到中耳中之后，通过某种程度上可通透的正圆窗膜而发生药物投送。正圆窗投送药物的一个问题是膜对分子物质的通透性在一天的过程中变化，并且大的分子不能通过紧密的膜。据认为，只有非常少的药理性物质到达超过耳蜗长度的前几毫米之外的耳蜗区域。
在耳蜗植入后，没有现有的容易方法将药物投送到内耳中。中耳不容易进入，内耳则是密封的系统，除了在耳蜗植入手术时之外，不容许直接放置或注射药物。手术后，耳蜗被不应该被移动或取出的电极部分填充。
含有皮质类固醇的药物洗脱电极引线在过去已经被成功地用于心脏起搏器电极，以减小触头阻抗。此外，载有药剂的硅弹性体在几种应用例如节育、血管损伤治疗和支架中，已经被用作洗脱结构。药物洗脱电极还没有被用于耳蜗植入物。
发明简述
本发明的实施例针对包括电刺激耳蜗组织的耳蜗电极阵列的可植入装置。阵列包括聚合物材料的药物洗脱部分，适合随时间向内耳释放治疗有效量的药剂。
在特定的实施例中，电极阵列可以包括含有聚合物材料的槽，槽的几何构型决定药剂释放的速度。药剂可以是掺入到聚合物材料中的凝胶或粉末。聚合物材料可以是基于硅的弹性体。
在某些实施例中，药物洗脱部分是夹在两层非药物洗脱材料之间的聚合物材料层。药物洗脱部分可以占电极阵列质量的1％到2％。药物洗脱部分可以包埋在非药物洗脱材料内。非药物洗脱材料的厚度可以决定药剂释放的速度。药物洗脱部分可以从距离电极阵列进入内耳处的3mm以上的地方开始。
药剂的释放速度可以基于药物洗脱部分中聚合物材料的交联密度、药物洗脱部分暴露于内耳流体中的表面积的量、和/或药物洗脱部分的体积。药剂的释放速度可以基于令药剂的颗粒有多种确定的大小。药剂可以以小于200μm的固体颗粒的形式混合在药物洗脱部分的材料中。至少90％的颗粒可以小于200μm，或至少50％的颗粒可以小于50μm。
药物洗脱部分可以包括第一个和第二个药物洗脱部分，每个部分适合释放不同的药剂。电极阵列可以包括多个电触头，用于对耳蜗组织进行电刺激，至少一个触头被药剂包被。
药剂可以是皮质类固醇例如倍他米松、氯倍他索(clobethasole)、双氟拉松、醋酸氟轻松、曲安西龙(triamcilione)，或其盐或组合；或地塞米松。例如，电极阵列可以适合在使用的最初24小时期间释放5mg到600mg之间的地塞米松。或者药剂可以是抗炎剂；例如其中抗炎剂在37℃下、在生理盐水中的饱和溶解度不超过26.4μg/ml，和/或电极阵列可以适合在植入后的第一个星期内释放5mg到250mg之间的抗炎剂。或者药剂可以是杀菌剂。
附图简述
图1显示了本发明的一个实施例的流体投送系统图示。
图2是按照本发明的另一个实施例，与耳蜗植入物融合的流体投送系统图示。
图3是按照本发明的一个实施例，与耳蜗植入物平行植入的流体投送系统图示。
图4是按照本发明的另一个实施例，流体投送系统图示。
图5是按照本发明的另一个实施例，流体投送系统图示。
图6是按照本发明的一个实施例，具有流体罐的流体投送系统图示。
图7是按照图1-5中的实施例，可以皮下植入的开关的图示。
图8是按照图5中的实施例，可以植入对象中耳中的开关的图示。
图9是按照本发明的另一个实施例，可重新填充的储液器的图示。
图10是按照本发明的另一个实施例的自闭阀的图示。
图11是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象内耳中的流体投送系统的图示。
图12是按照本发明的另一个实施例，与泵和投送导管一起使用的可植入的微隔膜连接器构造的图示。
图13是按照本发明的另一个实施例，与端口(port)或储液器和投送导管一起使用的可植入的微隔膜连接器构造的图示。
图14是按照本发明的另一个实施例，与电子修复体一起使用的可植入的微隔膜连接器构造的图示。
图15是按照图12-14中的实施例，可植入端口连接器与可植入矛型连接器在连接之前的微隔膜连接器的图示。
图16是按照图15中的实施例，可植入端口连接器与可植入矛型连接器在连接之后的微隔膜连接器的图示。
图17是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象内耳中的装置的图示。
图18是按照本发明的另一个实施例的导管的图示。
图19是植入到对象耳中的图18的导管的绘图说明。
图20是按照本发明的另一个实施例，可植入电极的图示。
图21是植入到对象内耳中的图20中的电极的图示。
图22是与图20和21中的电极连接的导线的绘图说明。
图23是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象体内的可植入电极的图示。
图24是按照本发明的另一个实施例，植入到对象内耳中的图23的电极的图示。
图25是图23的电极的横截图示面的示意图。
图26是按照本发明的另一个实施例，与可植入盒体相连使用的电极的图示。
图27是按照本发明的另一个实施例的可植入电极的图示。
图28是图27中的电极的横截面的图示。
图29是植入到对象内耳中的图27的电极的图示。
图30是包括连接部件的夹子的图27的电极的图示。
图31是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象体内的装置的图示。
图32是图31的实施例的针的图示。
图33是按照本发明的另一个实施例，可植入的通入端口的图示；以及
图34是按照图31-33，用于将流体投送到对象体内的装置的示意图。
图35显示了在植入的耳蜗电极上部分装载药物洗脱硅(drugeluting silicone)的各种不同方法。
图36显示了带有药物洗脱硅的耳蜗电极的各种不同的具体实施例。
图37显示了具有药物洗脱硅和在电极上槽中的药物洗脱硅棒的实施例。
图38显示了将药物洗脱硅与电极整合的可选实施例。
图39显示了含有流体储器的可植入电极载体，该储器中容纳了一定体积的治疗性流体。
图40A-C显示了图39中电极载体的各种可替换的细节。
图41A-B显示了包含流体储器的双通道电极载体。
图42显示了在图41的电极载体中投送端口部分的特写。
特定实施例的详细描述
图1是符合本发明的一种实施例的流体投送系统的图示。出于本实施例的目的，流体投送系统被用于将药物投送到例如对象的内耳。但是，本文描述的流体投送系统和装置可以用于将许多不同类型的流体投送到对象身体的一个或多个内部区域。图1显示的系统包括生物相容的和密封的微型阀101，其具有内耳侧103和中耳侧105。微型阀101在中耳和内耳之间通过耳蜗的岬骨107或通过正圆窗提供了可靠的通道。连接可以通到例如鼓阶、前庭窗或中阶。微型阀101提供了进入内耳的永久性通路，用于投送具有各种不同粘度和治愈功能的流体。微型阀101可以由例如聚合物、钛(通过激光微细加工精确切割，可由Kurtz GmbH，德国生产)、镍-钛合金或生物材料的任何组合制成。对于内耳中的使用来说，微型阀101可以锚定在耳蜗岬骨107上。同样地，微型阀可以定位于内耳的正圆窗或半规管上。基于金属和/或聚合物的微型阀101与岬骨107之间的锚定和密合通过使用例如生物相容的接合剂、和/或螺纹轴(treaded shaft)中的机械接头、和通过骨整合来完成。微型阀101与岬骨107之间的连接可以通过例如具有内部和外部螺纹的管。如果需要和需要时，微型阀101可以从岬骨107上卸下。
微型阀101的放置，通常但不是必需地，需要在岬骨上钻一个直径大约为0.8到2mm或更大的孔。当没有感应到通过导管、储液器或泵的流体压力时，微型阀101可以是自关闭的，如图10所示。微型阀101可以被表面包被，或者通过化学蒸汽沉积或其它方法进行处理，以防止耳蜗内区域中随时间出现的组织生长和阀孔的阻塞。微型阀101也可以包括磁铁，和通过鼓室成形术放置的磁性控制系统。通向微型阀101的流体输送可以通过柔性导管109来完成，该导管可以是但不限于内径为0.5到2mm。导管109的一端可以牢固连接到例如微型阀101的中耳侧105。该连接足够牢固，以防止流体从导管泄露到中耳中。该连接通过外科手术方法可以是永久性的或可脱离的。导管109的内表面可以被处理以赋予内腔亲水性质，因为亲水性质对于输送粘性流体来说是有利的。导管的另一端可以与流体源相连，例如带有储液器113的泵111。同样地，流体源可以包含带有被动卸载系统的储液器401，该卸载系统例如弹簧触发的活塞，或图4中显示的包含有磁铁并通过磁力从外部或内部运行的活塞。导管109也可以与渗透泵相连。泵111可以被启动，意味着它可以由经肤传送到电子控制盒的能量来操作，例如与耳蜗植入物或其它可植入的修复体一起使用的电子控制盒。泵111也可以是被动的，通过例如泵室中装载的气体或其它流体进行能量传送。
当将能量输送到泵111以驱动流体从储液器113流下导管进入内耳时，或当流体通过装载弹簧的储液器401移动时，压力足以打开微型阀101。当微型阀101没有感应到能量或压力时，微型阀101可以自动关闭，从而将内耳与中耳密封隔开。微型阀101的关闭可以通过使用图10中所示的与阀的内耳侧上的弹簧1003相连的钛球1001来进行。但是，也可以使用打开和关闭微型阀101的其它方法，例如流体压力或压电体。
在本发明的另一个实施例中，微型阀101可以直接与旋上的罐601牢固连接，如图6中所示。这允许一次性流体投送。罐601可以被取出并重新装填，或用具有被动流体投送功能的另一个罐代替。
正如上面注意到的那样，本发明的流体投送系统可以与电子修复体或植入物、例如耳蜗植入物组合使用。这可以通过两种方式实现：将导管和与修复体或植入物连接的电极融合，或平行地将流体和电流输送到体内。图2是本发明的一个实施例中，与耳蜗植入物融合的流体投送系统的图示。该流体投送系统的导管109与耳蜗植入物201通过其电极203相连。电极203在从导管和电极接合处205开始的一段长度内是中空的。(注意上面描述的阀也可以用于本实施例)。电极203的中空部分在长度上可以延续到耳蜗内的某处。中空电极203充当流体投送到内耳的通道。在电极的耳蜗内部分上，在电极203的材料中构建的一个或几个大小适当的通道允许通向内耳的流体。连接流体源和植入物的导管109可以是或可以不是可以从电极203上脱离的。当不可脱离时，阀门或开关(未显示)阻止了内耳与颞骨的其它结构、包括中耳之间的任何连通(流体、组织或空气)。
图3是按照本发明的一个实施例，与耳蜗植入物平行植入的流体投送系统的图示。平行投送意味着耳蜗植入物301和流体投送系统305没有融合。可以使用单次大的耳蜗造孔(cochleostomy)或两次分别的但接近的耳蜗造孔装入电极303和流体投送系统305的分离的引线。耳蜗造孔可以在岬骨上彼此相邻。这种情况下，耳蜗植入电极303和流体投送系统305可以通过经典的外科手术引入到内耳中，该手术包括后入路鼓膜切开术或一个扩大的耳蜗造孔，使得电极和流体投送都通过相同的或相邻的岬骨开口。典型的方法需要在两次分别的外科手术操作后在岬骨上钻两个孔进行耳蜗造孔。第一次外科操作是经典的后入路鼓膜切开术。第二次外科操作是Kronenberg教授、Hausler教授和Kiratzidis博士描述的所谓内耳道上入路方法的变化形式。电极或流体投送系统可以在后入路鼓膜切开术后的经典耳蜗造孔中插入。电极或流体投送系统可以在内耳道上入路方法后的耳蜗造孔中插入。电极或流体投送系统也可以通过正圆窗植入。以两次耳蜗造孔或一次耳蜗造孔和正圆窗开口来说，电极和流体投送系统的所有排列都是可能的。
图5是按照本发明的另一个实施例的流体投送系统的图示。根据该实施例，导管可以直接插入到内耳中而没有岬阀的存在。在这种情况下，进行耳蜗造孔的钻孔，将导管插入到开口中一定的距离。导管可以用(例如)纤维蛋白胶牢固封合在岬骨上。图7是按照本发明的实施例，可以植入到皮肤下的开关的图示。在各种不同的实施例中(带有活塞的储液器，储液器和泵，旋上的罐，可重新装填的和不可重新装填的储液器，与耳蜗植入系统整合的储液器，在岬上带有或不带有阀的药物投送系统等)，可以整合防备措施，以便在流体投送过程中，如果患者遭受副作用，可以在任何时间停止流体的流动。当例如设计中包含了带有遥测接收器的泵时，流体流动可以通过例如遥测来停止。流体也可以通过被动的开/关机械开关701来停止。这样的开/关开关701可以整合在例如导管上、储液器上或阀上。当可以从外部到达时(例如如果位于紧挨着皮肤下面的颅骨表面)，开关701可以被手动激活或关闭。开关701也可以通过经皮传导的磁能或通过鼓膜801激活，如图8中所示。开关也可以通过在阀中插入特别设计的工具后鼓膜上的小开口(鼓室成形术)、或特别定位到靠近阀的中耳中的开关上的小开口来激活或关闭。特别定位的开关可以是悬挂在岬上的金属部件，并可以通过鼓室成形术接入。
按照药物投送系统的各种不同的实施例，储液器或罐可以是可重新装填的。图9显示了重新装填可以通过例如将治疗性流体注射通过位于储液器顶部的厚的不渗透膜或注射通过专门的出口阀来进行。这样的重新装填可以在局部麻醉后、并切开覆盖储液器的皮肤后进行。重新装填也可以通过鼓膜上的小切口并在储液器的储池中导入针来进行。例如当投送系统是装载了弹簧的储液器时，可以使用阀开关系统来重新装填储液器。通到装置后，将阀开关901关闭，将阀开关902打开。流体可以用例如针注射通过开关阀902，从而将活塞903推后并装载泵流体，并压缩弹簧905。
图11是用于将流体投送过对象鼓膜的流体投送系统的图示。在这里，泵和/或储液器111、113位于外耳的外部，导管穿过外耳和鼓膜。导管1101在中耳的部分与位于岬骨、正圆窗或卵形窗上的阀相连。导管1101的连接可以通过回拉导管并产生从中耳朝向外耳的力来脱离。如在上面描述的实施例中，泵/储液器可以包含开/关开关，储液器可以是可重新装填的。图12-14显示了另一种用于将流体投送到对象身体中的装置。该装置包括流体源，例如流体泵1201(如图12中所示)或流体端口或储液器1301(如图13中所示)。装置还包括微隔膜连接器1203。该微隔膜连接器与矛状导管1205在近端流体连通，矛状导管又与流体源流体连通。微隔膜连接器1203也与端口导管(port catheter)1207在远端流体连通。端口导管1207可以与另一个导管(未显示)或与一个或多个电极或电子修复体1401流体连通，如图14中所示。每个电极或电子修复体1401可以具有一个或多个带有出口流体通道1403，以便每个电极或电子修复体1401可以部分作为具有一个或多个出口的导管。
如上所述，微隔膜连接器1203与可植入流体泵、流体端口或储液器、或渗透泵借助于矛状导管1205流体连通，并与对象的身体借助于端口导管1207流体连通，端口导管又可以与另一个导管或者电极或电子修复体(例如1401)相连或流体连通。流体投送装置(例如端口导管1207和电极或电子修复体1401)和驱动并投送流体的装置(例如流体泵1201或流体端口1301)被设计成在外科手术过程中植入到人类对象或动物对象中。两种装置之间的连接通过微隔膜连接器1203实现。
图15是按照本发明的实施例的微隔膜连接器的图示。微隔膜连接器含有可植入的端口连接器1501和可植入的矛状连接器1503(在图15显示未连接的，图16显示连接后)。可植入端口连接器1501包括隔膜1505，并可以与端口导管1207流体连通，该端口导管在其远端将流体运送到对象身体中的特定位置。(当与端口导管1207流体连通时，端口连接器1501位于端口导管1207的近端，如图12-14中所示)。端口导管1207的远端可具有一个或多个开口，允许流体散布在周围的生物组织中。矛状连接器1503包括针1507，并可以与矛状导管1205在其远端流体连通。向着矛状导管1205的近端，连接有流体源。
在本发明的一个实施例中，端口连接器1501的近端和矛状连接器1503的远端不是表面对表面连接。这是为了防止当端口连接器1501和矛状连接器1503通过针1507连接起来时，在微隔膜连接器1203的平表面之间产生死空间。在这样的实施例中，矛状连接器1503的针1507穿过隔膜1505，但是在隔膜1505前部的针1507的剩余部分暴露于体液和身体组织中。这种情况促进了在针1507进入隔膜1505的位点，组织密封良好。此外，包裹组织受到周围组织的冲洗，可以对任何炎症作出良好的反应。组织、筋膜或肌肉被引导通过针1507直达矛状连接器1503的平末端也是可行的。组织的导入将促进端口连接器1501和矛状连接器1503的平末端之间的健康组织生长良好。正如可以在图16中看到的那样，一旦连接后，端口连接器1501和矛状连接器1503允许安全的流体运送，而不会泄漏到周围的生物环境中。
端口连接器1501的一个重要特点是隔膜1505。隔膜1505优选由硅橡胶制成。端口连接器1501也可以包含压缩环1511。压缩环1511(或其它的压缩装置)将有机硅压缩，赋予装置隔膜的性质。压缩环1511优选由医用级钛制成，但是，也可以使用任何能够在圆柱形部件中压缩有机硅的其它材料。这样的材料可以包括形态记忆的镍钛诺金属和形态记忆聚合物。压缩环1511可以通过导向装置或导向机构1513、停止器或其它停止装置1515和锁闭机构1517，朝向端口连接器1501的连接侧终止。在端口连接器1501和端口导管1207之间可以放置或可以不放置细菌过滤器1509。端口连接器1501也可以包含衬有钛壳或为钛壳的储液器1521，以防止被针1507刺穿。端口导管1207的近端可任选是与端口连接器连接的有机硅。可以在整个端口连接器1501上沉积有机硅层，以防止金属暴露于环境，并利于包裹。沉积可以通过将端口连接器1501在适当的硅橡胶溶液中浸涂来实现。
矛状连接器1503可以由有机硅或环氧化物或任何其它的被认为对本发明是必需的或有益的生物相容材料制成。适当大小、材料和形状的医用针(例如1507)被插入到模子中，使得针的两端从模子中突出。有机硅和/或医用级环氧化物的注射模制牢固地包住了针芯。导管(例如矛状导管1205)被引入到针的一端，加入有机硅并固化以密封矛状连接器。针1507在要刺穿隔膜1505的一侧可以是倾斜和锐利的。注意针1507上用于输送流体的孔可以位于针的末端或可以在距离尖端一段短距离的针侧面上。正如上面注意到的那样，微隔膜连接器1203也可以包含导向装置或导向机构(例如1513)，以便在针1507刺穿隔膜1505之前使针1507和端口连接器1501对齐。导向装置或导向机构1513使得针1507的尖端与隔膜1505的中心对齐。导向装置或导向机构1513也防止了针1507向上或向下或侧向的大的偏离。这样的偏离可能将针1507的尖端卡在端口连接器1501的内壁中，阻止流体流动。
停止器或停止装置1515可用于防止矛状连接器1503和端口连接器1501在它们的平表面上融合。停止器或停止装置1515使得针1507即使是在完全插入时也有一部分暴露于体液中。因此，停止器或停止装置1515防止了在连接时，可植入端口和矛状连接器末端的平表面之间产生死空间(除非这样的平连接对本发明是有利的，例如具有抗生素涂层以便在所有时间防止形成感染滋生地。
锁闭机构1517可以被包含在微隔膜连接器1203中，以促进微隔膜连接器1203在正常身体运动和使用应力下的稳定性。锁闭机构1517可以是可逆的，以允许替换上面描述的一个或多个部件。
一旦通过适当的方法装配好并灭菌后，外科医生可以通过将针1507导入通过隔膜1505，并且任选用锁闭机构1517锁上微隔膜连接器1203，来将端口连接器1501和矛状连接器1503连接起来。在将端口连接器1501与矛状连接器1503连接之前，可以将它们每个分别填充流体状药剂。分别填充使得可植入连接器1501和1503在连接前可以良好地启动(priming)。矛状导管1205的填充可以通过对泵(通常通过泵隔膜)、带有隔膜的端口和储液器、或渗透泵进行填充来完成。也可以在对装置进行任何填充和启动之前将可植入连接器1501和1503相连。
如果希望取下或替换可植入连接器1501和1503中的一个或这二者，外科干预可以包括仔细除去端口连接器1501周围的组织生长和膜包裹，并通过往回拉一个或另一个连接器来取下矛状连接器1503。在该阶段，端口连接器1501和矛状连接器1503中的任何一个或这两个可以位于目的生物环境中。这可以在以上面描述的通常方式启动系统后进行。一旦更换并定位后，端口和矛与连接器的连接通过使端口连接器1501和矛状连接器1503咬合(可能通过使用导向器1513)、刺穿隔膜1505、以及如果需要的话借助于锁闭机构1517锁住这些机构来完成。
关于图12-16描述的系统，其可以用于向对象的内耳提供流体。图17是按照本发明的另一个实施例，用于向对象的内耳投送流体的装置的图示。内耳包括耳蜗和半规管(未显示)。流体投送可以在如果需要这的情况下通过耳蜗植入物的电极、或者通过部分或完全插入到内耳中的加固的流体投送导管、或通过紧挨着正圆窗膜的导管来完成。当需要这样应用时，可以在颅骨的表面上形成骨凹槽，以部分包埋住连接器组件。连接器的包埋防止了连接器头皮下突出。
按照图17的实施例，矛状连接器1205和针1507被用于给隔膜1701提供流体。隔膜1701可以具有适当的大小和形状，以在手术后被包埋在对象的内耳中或岬骨1703上。可以使用金属瓣或表面凹陷作为骨固定零件1705，以便将隔膜1701固定到内耳或岬骨1703上。例如，在岬骨1703上钻出2mm或更小的孔后，可以在骨上制造出锥形床。简单的锥形隔膜(例如1701)可以嵌在耳蜗管1708的开口处，并锚定在耳蜗的岬骨1703上。然后通过与矛状连接器1205相连，隔膜1701将仍可用于流体投送。在这种构造中，半规管(包括卵圆囊)对于流体投送来说是可接通的。此外，图17中的构造也可包括压缩环1707和停止器1709，其目的可以参考上面的实施例的解释。
图12-17的流体投送系统可以容易地并快速地与连接器相连。连接可以是长期的和防漏的，且流体投送系统可以被容易地拆开。拆开后，端口导管可以保持密封，流体投送系统可以与不同的或与同样的流体驱动器重新连接。当驱动器被取出后，端口导管可以保持植入使用多年。如果装置与电极一起使用，若流体驱动器被取出，电极不需要取出。此外，流体驱动器可以在以后的时间与电极重新连接。如果需要，流体投送模块可以与单个端口导管平行相连。
图18和19显示了按照本发明的另一个实施例的导管。导管1801被设计成部分或完全插入到对象的身体中。例如，导管1801可以通过耳蜗造孔插入到内耳(鼓阶、前庭阶或半规管)中，并投送药剂到内耳的流体中。导管1801的无创伤插入取决于导管的机械性质。机械性质必须使得在阶的曲度周围无创伤插入是可能的。
导管1801形状可以是锥形或圆柱形的，横截面可以是圆形或椭圆形的，并可以具有圆形尖端1811以易于植入。导管1801可以基于聚合物，聚合物可以包括有机硅以具有良好的柔性。或者，导管可以由可生物降解的聚合物制成。同样地，导管1801可以由在拉伸时收缩的材料制成。
导管1801可任选包含一个或多个加固导线和/或带1807，它们由硬聚合物丝或金属或金属合金制成，以增加装置的可推性并增进植入。导管1801也可以在聚合物表面上包含标志1805以指示插入深度，和/或可调整的阻塞物，以封闭插入导管的耳蜗造孔。导管1801的实施例包括双出口1809以提供在流体中的自由流动，这些出口1809可以位于相反的方向上。同样地，导管1801在导管体的中央(或朝向边缘)可以包含超过一个的通道1803、1817、1819，以控制流体或药物的浓度-分布情况。导管1801还可以包含润滑涂层以增进插入。同样地，导管1801可以用皮质类固醇和/或抗生素包被以防止感染。
在相关的实施例中，导管1801可以具有可以由对象接通的开/关开关或阀1813(通过磁铁或通过机械压力激活)，它们位于对象的身体上例如皮肤上，或者当与通向内耳的流体投送相连使用时，位于流体投送储液器与内耳内部区域之间的颅骨上。阀或开关1813可以用于防止流体的回流。导管1801还可以包含可移动的停止器1815，以促进插入的容易度和精确性。导管1801被设计带有用于流体投送的内部通道1803。例如，将流体定位投送到内耳可以维持螺旋节细胞的功能特征、再生树突、以及促进残余听力的保留、制止进行性的听力丧失。应用可以包括投送皮质类固醇以防止炎症，投送药物以制止硬化和组织生长，并可以用于耳鸣和眩晕的新治疗。
流体投送通过在导管上形成的中空通道1803一直通到阶内的位置来实现。在导管1801中可以包含一个或多个出口1809。通道1803可以与内部微型泵相连或与包含隔膜的端口相连以从外部泵入药剂。被安置在接近导管1801的中心或更偏离中心向着边缘的中空通道1803，是通过反向模制形成的。这意味着在注射模制之前可以在模子中包含占位架。在注射模制后，将占位架取出，在其位置上留下了中空的通道。流体投送通道的出口1809可以位于底端和/或顶端。流体投送的出口1809可以被一圈缓慢释放的生物活性剂包被，以防止随着时间组织生长和出口堵塞。
每个流体投送的单一出口1809可以包括两个分开180度的出口通道1817和1819。两个出口通道1817和1819或者以直线的形式相连，或者彼此有偏移(offset)。在设计用于将流体投送到内耳的导管中具有两个分开180度的出口通道的目的(如图19所示)，是确保总是有一个出口通道面对外淋巴液。出口1809只具有一个出口通道面对基底膜或鼓阶的侧壁，将存在出口通道变得阻塞的可能性。每个出口通道可以由微机械钛和金属形成，在钛微管上带有掺有皮质类固醇的有机硅(药物洗脱)覆盖层(共形涂层、浸渍、等离子沉积)。这样的表面改性是为了防止出口1809的堵塞。
图20是按照本发明的另一个实施例的可植入电极的图示。电极2000含有电极引线2001和电极阵列2003。电极阵列2003包括前端2007和后端2005。电极阵列2003被定义为从前端2007上的第一个触头2009到后端2005上的最后一个触头之间的距离。电极2000由聚合物制成，在聚合物中包埋或沉积有导线和触头2009。聚合物可以是有机硅、含氟聚合物或其它生物相容的材料。大多数被设计放置在鼓阶外侧壁上的耳蜗植入电极具有有限的电极范围，大约为16mm。电极在鼓阶中的插入深度通常被限制到大约23mm。范围为16mm的电极沿着鼓阶外侧壁插入23mm，在耳蜗中覆盖了有限的声音频率范围和带宽。当电极朝向内侧壁部分移动时，频率范围增加了，但是仍只有全部带宽的一部分，因为一些电极或多或少靠近外侧壁。当电极的范围超过26mm并沿着外壁插入28到31mm时，可以在第一耳蜗回中的螺旋节细胞处和/或在第二回的轴突突起上刺激到耳蜗的几乎全部带宽。当深插入时，不需要电流扩布来刺激电极阵列上的第一个和最后一个触头范围之外的纯音定位区域(tonotopic region)。获得与电极的深插入相关益处的先决条件是从底部到顶部插入创伤最小。
电极2000被设计成具有减少导入耳蜗时所需的力量的性质。减小电极插入力和增加电极的柔性，减少了排列在鼓阶壁上的软组织所遭受的创伤的量。最大程度减少插入创伤，对于患有严重的耳聋并可以在同侧耳中使用助听器、或具有残余的听力允许其用不需帮助就能够感觉到低频声音但对语音辨别差的患者来说，是最有益的。保持电极创伤最小化的利益还需要与这样的事实结合在一起，即今天进行了植入的患者可能会接受修复变性的神经通路的某些方面的替换装置或添加装置。如果这样的神经通路在电极插入过程中被机械扰动了，则有很大的可能性该通路将被永久性破坏。
耳蜗植入电极通常通过在保护螺旋状耳蜗的骨状表面上钻的孔插入到内耳(鼓阶或前庭阶)中。如果还存在残余的听力，将插入的深度限制到低于存在声学听力的区域可能是有利的。电极2000上的停止器2015可以将插入深度限制到固定的预定值，例如20mm(但不限于20mm)，20mm对应于耳蜗的大约一回。停止器2015被设计为具有垂直的壁，防止插入到耳蜗造孔的范围之外。停止器2015上可以建有狭槽，当停止器2015到达内耳的外骨时，允许外科医生观察耳蜗造孔。在另一个实施例中，停止器2015具有锥形的形状，使得可以塞住耳蜗造孔。停止器2015也可以是滑块，从电极2000的上部区域向下移动。
电极2000的插入深度可以被控制并限制到预定的值。预定的插入深度值可以基于患者的听力图。如果听力图表明在直至2000Hz有显著的残余听力(例如50dB以上)，外科医生可以选择将插入深度限制到16mm。可以使用预先切割好的生物相容的和无菌的管子，从电极的末端向下插入到停止器2015，来进行插入深度的限制。在24mm长的电极(从电极顶端到停止器壁的长度)的前方具有足够厚度的4mm长管子，将把插入深度限制到20mm。
电极2000与其它设计的区别在于在电极阵列2003上存在前端2007和后端2005。前端2007比后端2005薄很多。在一个实施例中，电极2000的前端2007覆盖了电极范围的1/4到1/2。电极2000的前端2007的总质量(bu1k mass)可以为后端总质量的大约1/2。可以理解，在这种设计中，电极2000沿着电极的范围既不是连续地增加，也不是具有恒定的直径或横截面形状。而是电极2000在其横截面形状上包括不连续性。不连续性定义了电极阵列2003的前端2007的限度和后端2005的开始。前端2007被设计成具有为了将阵列推到鼓阶的盘绕、向上螺旋的几何构造附近所需要的低插入和低弯曲力。后端2005被设计为最大化电极的可推进性，以便当需要时可以实现深度插入。可推进性对于电极设计来说是重要的，因为可推进性低的电极在能够对电极顶端2011赋予向前运动之前，会使耳蜗造孔周围塌陷。为了便于电极2000的插入，装置的顶端2011可以是薄的和圆的，没有锐缘。此外，电极阵列2003的前端2007和后端2005可以是有锥度的。在这种意义上，有锥度是指前端2007和后端2005的横截面积连续增加。
在电极的范围上，8个以上的触头2009被包埋或沉积在聚合物基底上。目前，8个触头2009是进行植入的患者达到渐近的语音理解性能所需的最小数量。触头2009可以由铂(Pt)、铂铱(PtIr)或氧化铱制成。触头2009可以是圆形或卵圆形的，或者可以是带有圆边缘的长方形形状。圆边缘减小了电极触头的边缘上的电流密度。触头2009表面的边缘上的电流密度通常负责金属表面的起始触头分解。触头2009可以是圆球的形式，例如通过灼烧铂铱导线的尖端而产生的圆球。每个触头2009可以是单个的或成对的触头。在一个实施例中，可以使用成对和单个触头的组合。位于后端2005上的触头2009是成对的，而位于前端2007上的触头是不成对的。通过这种方式保留了电极前端2007的柔性，同时维持了后端2005的可推进性。
每个触头2009与在形成电极2000的聚合物基质中穿过的绝缘导线(2201、2203、2205或2207，显示在图22中)形成电连接。电极导线2201、2203、2205或2207细到直径为15微米，因为细的导线减少插入力。导线2201、2203、2205或2207优选如图22中所示是扭曲的。扭曲的导线比直导线的柔性好得多，弯曲它们需要的力小得多。扭曲导线的频度和大小以及形状适合使插入力最小化。
图23是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象身体中的可植入电极阵列图示。根据该实施例，可植入电极2300被设计带有用于流体投送的内部通道2301。例如，在耳蜗植入电极的存在下(参见图24)将流体定位投送到内耳，可以维持螺旋节细胞的数量以及功能特性、再生树突、并促进残余听力的保存。应用可以包括投送皮质类固醇以预防炎症和阶内组织的生长，以及耳鸣和眩晕的新治疗。因此，在耳蜗植入物中包含流体投送功能，是耳蜗植入物设计的一个有价值的方面。
流体的投送通过在电极上形成的中空通道2301一直通到到阶内的位置来施加。在电极触头2309之间或附近可以包含一个或几个出口2307。中空的通道2301可以与内部微型泵相连或与包含隔膜的端口相连，用于从外部泵入药剂。微型泵或端口可以位于植入物盒体附近。制造中空的通道2301、以便使它接近电极2300的中心或更远离中心向着电极2300的边缘的方法，包括反向模制。同样地，在反向模制中，为了形成内部中空的通道2301，在注射模制之前在模子中包含占位架。在注射模制后，将占位架取出，在其位置上留下了中空的通道。
流体投送通道2301的一个或多个出口2307可以位于电极阵列2303上设置的底部触头2309附近或之间。流体投送的出口2307可以包被有一圈生物活性剂，以防止随着时间组织的生长和出口的堵塞。
图25是图23中的电极阵列的流体投送出口的图示。每个流体投送的单一出口2307包括两个分开180度的出口通道2317和2319。这两个出口通道2317和2319或者以直线形式相连，或者有偏移，但在每种情况下它们都分开180度。在用于耳蜗植入物的电极中带有两个分开180度的出口通道2317和2319的目的，是确保总是有一个出口通道面对外淋巴液。出口2307只有一个出口通道面对基底膜或鼓阶外侧壁，将存在出口通道变得阻塞的可能性。流体投送出口2307可以由钛或其它金属制成，包被有药剂，包括润滑涂层，用于当药物没有通过通道2301泵入时防止开口的堵塞。包被的流体投送出口2307被包埋在电极的有机硅中。
图26是按照本发明的另一个实施例，与可植入修复体连接使用的电极的图示。按照该实施例，植入电极2600包含电极阵列2613和电极引线2611。电极引线2611与含有电子器件的金属或陶瓷盒体2601电连接。电子器件产生电流脉冲传送到电极触头。电流脉冲通过包埋在聚合物基质中的导线传递到触头。电极引线2611可任选以直角终结。
模拟耳蜗内刺激和动物的EABR数据表明，靠近鼓阶内壁放置的电极阵列对于耳蜗植入物的神经刺激是有利的。这样的电极被称为蜗轴周(perimodiolar)电极。有一个共识是，蜗轴周电极将降低心理-声学阈值、增加刺激的动态范围、以及减小通道的相互作用。通道的相互干扰可以由个体电极的电场重叠所引起。预期蜗轴周阵列的其它可能益处包括减少驱动植入物的电力消耗、降低对患者的副作用、实现创新的刺激方案、以及对频率进行更好的位置编码。可以有效地使用更大量的电极。
图27-30显示了按照本发明的另一个实施例的可植入电极阵列。按照该实施例，电极被设计为朝向鼓阶向上螺旋形腔的内壁移动，如图29中所示。电极2700的前端2707与图23中的描述没有变化。电极2700的前端2707便于使用最小的插入力深穿入鼓阶。但是，对电极的后端2705进行了修改。电极2700的后端2705被分段成两个节段，在插入时连接在一起。在电极2700完全插入后，位于电极阵列的后端2705上的两个节段2711和2713，通过对含有电极的节段进行回拉移动而拆开。在该实施例中，两个节段2711和2713在电极2700的前端2707和后端2705的连接处保持连接。当与耳蜗植入物一起使用时，两个节段2711和2713在中耳中的位置上也保持连接。两个节段2711和2713在上述的两个位置之间的地方拆开。
为了清楚起见，两个节段被称为电极分支2713和限制臂2711。两个节段2711和2713在整个插入过程中是相连的并且保持相连。连接所述节段的优选方法是通过在电极分支2713上模制的轨和在限制臂2711上模制的槽之间的压力接合。在耳蜗植入物中，节段2711和2713在晚些时候被拆开，用于将电极分支的一部分定位于挨着或靠近蜗轴。图29显示了在位的带有电极和限制臂的来自人类颞骨的耳蜗。
限制臂2711在其主体中并沿着其全长上可以含有退火或未退火过的铂(Pt)或铂铱(PtIr)条带或导线2715，以增加或减小限制臂的刚性。这种对限制臂2711刚性的控制在耳蜗植入物中，对于当对电极分支2713使用后置技术以将电极分支2713移动得更接近蜗轴时能维持良好的插入性质(柔性)以及足够的刚性，是非常重要的。如果限制臂2711太软，在后置技术过程中它将会弯曲。
条带2715的形状可以是长方形，长宽比为2比1(如图28所示)。条带2715的取向可以是使得较短的长度从中间向外侧取向(从外壁到内壁)。条带2715在耳蜗植入物中这样取向便利了电极阵列2703从阶的底部向顶部的移动，同时减小了阵列在向上方向上朝耳底膜和柯替器的脆弱组织移动。条带2715的长方形形状的附加优点是它在插入过程中维持了电极触头朝向蜗轴。一般来说，PtIr条带2715的长方形形状具有圆角，以便减少任何切入到形成限制臂2711的有机硅基质中。限制臂2711的金属核心可以被完全或部分改性，以增加限制臂2711的整体或部分的柔性或刚性，这对本发明来说被认为是必需的。条带2715的改性可以包括但不限于金属的热、化学和机械处理。可以理解，限制臂2711的组成不限于有机硅和金属的组合，其它的生物相容聚合物例如特氟龙(Teflon)也可用于限制臂的概念。
当与耳蜗植入物一起使用时，电极2700可以被相继插入，然后将电极2700朝向内壁定位。在第一阶段，将带有两个相连的节段2711和2713的电极阵列2703沿着鼓阶的外壁插入。在第二阶段中，电极阵列2703的后端2705的优选对应于鼓阶的基底回的部分，被移动到接近或连接到同样鼓阶的内壁。该部分现在被称为蜗轴周部分。蜗轴周部分优选对应于耳蜗的基底回，因为这是大部分可以被电兴奋的神经元件所在的位置。这些神经元件(螺旋节细胞)从更近的电极刺激获益最大。电极分支2713的剩余的耳蜗内部分被称为深插入部分。深插入部分被设计为深插入到鼓阶内，但是不通过任何有意的动作将它定位到靠着内壁。
在分段的电极阵列2703被完全插入到耳蜗的鼓阶中之后，由外科医生并使用一些微型的工具例如钳子或镊子在耳蜗造孔的后面(耳蜗之外)将限制臂2711进行固定。然后将电极分支2713与限制臂解开或拆开，并从阶中撤出。这种将电极阵列2703轻拉出耳蜗，有效地解开了电极分支2713和限制臂2711的连接，除了两个节段会合的点之外。重要的是注意到在会合点处，两个节段是通过金属杆或条2715相连的，所述杆或条由80-20％的PtIr制成，例如由Medwire Sigmund CohnCorp，Mount Vernon，NY供应的那种。在一个实施例中，导线或条带2715的末端与电极分支2713上的有机硅中空腔吻合。后置技术的关键是限制臂2711的核心中柔韧性低的条带2715和导线与柔性较高的电极分支2713之间的协同。电极2700的一个重要的要素是电极的分段特征。另一个基本的设计要素是选择牢固地连接两个节段2711和2713以便于插入的方案。牢固但仍可拆开的连接可以通过几种方式建立。节段连接的一种方法是通过具有匹配尺寸的轨和槽进行。电极分支2713和限制臂2711可以在制造过程中通过压力接合。有机硅的接合在插入过程中保持电极和限制臂连接在一起。
将两个节段2711和2713相连的另一种方法是通过封套设计。如果采用这样的设计，封套在形状上可以是圆的或椭圆的。可以理解，电极的接合不限于所显示的设计，任何利于电极的连接、插入、拆开和定位的接合都是可行的。按照另一种方法，两个节段2711和2713可以用可以在插入的几分钟内溶解在内耳的流体中的水凝胶来连接。两个可以被拆开的不同有机硅的结合也可以连接两个部分。
电极节段2711和2713具有会合点，以便当植入物需要更换时，电极阵列2703的两个节段2711和2713应容易拆开。为了在后置中达到可拆性以及限制性作用，两个节段2711和2713可以通过裸露的PtIr条带2715片段连接，它从限制臂2711伸出，紧贴或松散地嵌在电极分支2713上模制的定向的有机硅孔洞中。在修正手术的情况下，可以通过用足够的力往回拉限制臂2711，将两个节段2711和2713在它们的会合点拆开。孔洞可以平行于阵列的轴，或可以被定向以便为后置提供阻力。用作限制臂2711的脊的条带或导线2715，可以以球终结，以减少锐缘。电极阵列2703的两个节段2711和2713可以在耳蜗外连接在一起。这样的连接对于防止电极分支2713相对于限制臂2711的移动可能是有利的。对于耳蜗植入物来说，在手术后电极分支2713的移动可能导致电极分支2713与蜗轴连接的松开。在这样的实施例中，两个节段2711和2713可以通过可关闭的钛夹2717连接，这可以在图30中更清楚地看见。
上面描述的电极具有几个优点。首先，在耳蜗植入物中，由于电极的前端设计，部分电极可以使用最小的力深插入到耳蜗中直到顶端。此外，优选对应于耳蜗的第一回的电极部分可以朝向内耳腔的内壁移动并直到该内壁。电极的两个节段2711和2713在插入过程中是连接的并保持连接(但是在定位过程中、插入后并通过有意的动作而拆开)。与蜗轴的连接不依赖于形态，插入和定位不需要特殊的工具。
长度最多为15mm的电极2700的前端2707，可以被薄的生物相容的润滑涂层2719所包被。涂层2719可以是永久性的或可生物降解的。润滑涂层减小了插入过程中电极和组织之间的摩擦力，从而减少了插入的力。润滑涂层需要施加到电极前端的有限长度上，以便仪器可以夹住电极并推入。
电极也可以装备有停止器(如图20和23中所示)，它位于聚合物电极的外壳上。停止器2015被设计成防止电极的插入超过规定的限度。规定的插入限度是从18mm到31mm。停止器2015可以由聚合物材料制成，例如有机硅，并且优选与电极采用同样的材料。聚合物管例如有机硅可以被插入到停止器2015的前方，以便将电极的插入限制到与个体患者的听力图相适应的预定限度。停止器2015的形状使得它允许外科医生通过在停止器2015上制造的缝看到停止器2015以外的地方。此外，在电极阵列2703上朝向阵列的背面可以放置标志2721，以指示触头线的方向，从而指示一旦所有的触头2709都消失在耳蜗中后如何维持触头的方向。
在另一个实施例中，可植入电极在电极的远端和近端之间可以具有不渗透的连接器(例如图23的2313或图27的2723)。需要连接器是因为在患者的一生中可能会发生多次的重新植入。重新植入通常由植入物的盒体部分中电子器件的故障引起，并不涉及电极本身。对于耳蜗植入物来说，每次包括从内耳中取出电极阵列的重新植入对于内耳的内部组织可能造成一些附加的损坏和创伤。因为创伤可能是积累性的，内耳的功能例如螺旋节细胞和神经组织的存活可能随时间降低。使用不渗透的连接器2313或2723抑制了重新植入导致的积累性创伤，因为使用连接器时，当可植入的电子器件故障时，重新植入只需要取出这些电子器件。这样的连接器2313或2723优选位于中耳腔中或在乳突凿开术(mastoidectomy)中放置。连接器2313或2723也可以置于颅骨表面上，靠近含有被包裹的电子器件的盒体。连接器2313或2723对于流体渗透来说应该是不可渗透的。不可渗透性的功能可以由阴和阳连接器(male and female connector)或平板连接器的压力接合所产生。不可渗透性也可以通过使用糊在两个连接器部件周围的快速固化的弹性体或其它合成材料来产生。固化导致了连接器部件的密封和与水分隔绝。理想情况下，连接器具有与电极通道一样多的引线。对于耳蜗植入物来说，连接器2313或2723的位置可以在中耳中、乳突凿开中或植入物盒体上。
图31是按照本发明的另一个实施例，用于将流体投送到对象的身体中的另一种装置的图示。该装置包括具有隔膜3101的流体储器3103和导管3107。该装置将人类或动物对象的皮肤内表面与人类身体中充有流体的非血管器官相连，并允许通过柔性聚合物导管3107将流体或药物溶液局部注射到特定的器官，其中聚合物导管3107以金属中空针3109终止(详细地显示在图32中)。流体储器3103和隔膜3101可以被外部或可植入的泵驱动。装置可以包含细菌滤器或流动限制器3105，放置在储液器3103和导管3107之间。按照相关的实施例，装置在储液器3103的内壳表面上还可以包括圈或环状的包金磁铁(未显示)，用于将针定位于隔膜3101的顶部。这样的磁铁可以被一层有机硅包裹，该有机硅与覆盖储液器3103的有机硅是连续的。此外，导管3107的内表面和出口针3109可以用疏水或亲水的共形涂层包被，以防止或限制纤维组织的生长并防止生物膜形成。出口针3109在其顶端或其侧面可以具有出口。这样的装置可以与人类或动物对象的内耳、膀胱、胃或肠相连。当与对象的内耳连接时，针3109可以部分插入到鼓膜造口的后部或乳突凿开中。
正如前面注意到的那样，储液器3103可以用金属和有机硅覆盖。储液器也可以是锥形的，隔膜3101可以放置在圆锥的较大直径上。当与对象的内耳相连时，这样的锥形储液器的尺寸应该适合贴切地装配在乳突凿口中，以便储液器3103的非隔膜侧与导管3017相连。导管3107终结在针3109的外侧。如图32所示，针3109可以被设计成在部分削薄骨后导入到内耳的岬骨上或半规管中。针3109可以包括有刺的外表面和锚定装置3201，用于提供在骨上的锚定。针3109也可以包含锥形停止器3113，位于离针的顶端较短的距离处。
图33是可以与图31和32的实施例一起使用的可植入通入端口的图示。通入端口包括可以由压缩有机硅制成的输入隔膜3301、微型储液器3303和端口针3307。端口针3307可以用包埋在有机硅中的金属环3305锚定到通入端口上。端口针3307可以被有机硅部分覆盖，在其顶端或其侧表面上可以具有出口。在用钻部分除去骨性覆盖物之后，端口针3307可以被导入到内耳的流体中。根据相关的实施例，端口针3307可以被部分插入到鼓膜造口的后部中，而输入隔膜3301和微型储液器3303插入到乳突凿开中。
图34是显示了可植入通入端口可以与图31描述的装置和/或图32描述和显示的针相连的图示。
本发明的实施例还包括基于将给定量的药物掺入到一部分构成电极体的硅聚合物弹性体中形成的耳蜗电极阵列。随着时间的过去，药物从弹性体材料中释放并扩散到内耳的流体中。然后扩散出的分子靶向目的受体。
对于药剂的定位投送来说，内耳存在着各种不同的考虑因素，包括适合听觉器官例如神经组织和软组织的药物靶向受体。内耳是非常小并且基本上封闭的空间，以至于任何内耳内释放的药物倾向于保持限制在该空间范围中。因此，任何在该环境中缓慢释放的药剂倾向于只在内耳中具有生物活性，极少扩散到内耳的外部。
图35显示了按照本发明的具体实施例，构造耳蜗植入电极阵列、以便包含一部分药物洗脱材料的各种不同的方法。在图35中显示的每个例子中，交叉阴影区域表示适合释放药剂的材料。如图35A所示，电极阵列的横截面通常可以是椭圆形或卵圆形的形状。图35A显示了其中电极阵列的下半部分含有药物洗脱材料的实施例，该药物洗脱材料将药剂延时释放到内耳的环境流体中。图35B显示了具有两个不同的药物洗脱区域的实施例，每个可以适合于释放不同的药剂。在图35C显示的实施例中，药物洗脱部分包含了电极载体的整个下半部分。在这样的实施例中，电极阵列的其它结构元件例如电刺激触头和连接导线可以包含在阵列的非药物洗脱部分中。在图35D显示的实施例中，一部分电极阵列的整个横截面积适合在其材料中掺入延时释放的药剂。在图35E中，整个电极阵列使用了掺入药剂的材料。在这样的设置中，弹性体材料中药剂的浓度可以低于使用阵列的较少体积部分的实施例中的浓度。图35F显示了另一个实施例，其中电极阵列的最前方部分的全部体积适于用作药物洗脱部分。例如，药物洗脱部分可以在距离电极阵列进入内耳的部位的3mm以上处开始。
药剂从电极阵列的聚合物基质材料中释放出的速度依赖于多种因素。它们包括暴露于聚合物周围的流体的药物洗脱材料的表面积量。药物随时间释放的情况与装载药物的聚合物暴露于内耳的环境流体中的表面积直接成正比。聚合物中药物的浓度影响投送时间的长度。药剂的释放速度也依赖于其它的因素，例如药物洗脱部分中材料的交联密度和药物洗脱部分的体积。
图36显示了本发明的各种不同的实施例的横截面图。在图36A中显示的例子中，药物洗脱部分是夹在两层非药物洗脱材料之间的材料层。在这样的实施例中，药剂的释放速度依赖于药物洗脱部分在阵列的侧面暴露的表面积的量。例如，药物洗脱部分的质量可以占电极阵列质量的1％到2％。
在图36B-D中显示的实施例中，电极阵列包含掺合药物洗脱材料的槽。在图36B中，药物洗脱材料是杆状的形式，比容纳它的通道槽略小，以便内部的流体与杆的整个周边接触，随时间将药剂释放到流体中。在图36C中，药物洗脱材料更紧贴地安装在非药物洗脱材料的通道槽中。因此，只有杆的底部表面与内耳的流体接触，药剂的释放更慢。在图36D显示的实施例中，圆形的杆被包埋在具有方形横截面区的通道槽中，允许内耳流体受控地通入药物洗脱材料的圆柱形杆的表面区域。
图37显示了药物洗脱部分被完全包埋在非药物洗脱材料内的实施例。在这样的实施例中，药剂释放的速度由所覆盖的非药物洗脱层的厚度所决定。
图38A显示了类似于图37中所显示的另一个实施例的横截面，但是也含有槽，允许一些内耳流体与药物洗脱部分的部分表面区域相接触。同样地，药剂的释放速度由暴露的表面积的量、以及在药物洗脱部分的材料中药剂的浓度、以及可能还有药剂通过药物洗脱材料的扩散速度所决定。图38B显示了另一个实施例，其中药物洗脱性硅材料被沉积在电极阵列表面上电极触头的任一侧上，电极面积的剩余部分是正常的有机硅材料。
适合手术后释放到内耳中的具体的药剂的例子包括但不限于神经营养因子、基因治疗剂、抗凋亡药物和抗氧化剂。某些药物具有神经保护效应，可以在有些创伤性的耳蜗植入后帮助维持内耳的神经状态。
其它适合的药剂包括抗炎剂。例如，在生理盐水中的抗炎剂的饱和溶解度在37℃时不低于26.4μg/ml。电极阵列可以被改造以便在植入后的第一周内释放5mg到250mg之间的抗炎剂。药剂也可以包括杀细菌剂。
特别的和最直接的目的是使用皮质类固醇控制植入后的纤维变性的发展。这样的皮质类固醇的一个例子是地塞米松。例如，电极阵列可以被改造以便在使用的最初24个小时期间释放5mg到600mg之间的地塞米松。其它适合用于药物洗脱性耳蜗植入电极阵列的皮质类固醇的例子包括但不限于倍他米松、氯倍他索、双氟拉松、醋酸氟轻松、曲安西龙，或其盐或组合。
药物洗脱性硅材料的生产首先将药剂颗粒微粉化至所需的大小。例如，药剂可以是小于200μm的固体颗粒的形式混合到药物洗脱部分的材料中。药剂的释放速度可以基于令药剂颗粒有多种确定的大小。例如，在某些实施例中，至少90％的颗粒的大小可以小于200μm。此外或可选地，至少50％的颗粒的大小可以小于50μm。可以使用高速匀浆器使颗粒与液体硅聚合物完全混合。在某些实施例中，可以将交联溶液加入到混合物中。将得到的混合物使用适当设计的模具注射到为药物洗脱部分保留的空间中。
在内耳环境流体中药剂的浓度依赖于药剂在药物洗脱材料中的浓度和渗透性。释放时间可以是几天到几个月，依赖于有机硅的交联密度、装载的药物量占电极阵列的百分数、装载了药物的聚合物的体积、以及暴露于耳蜗的流体的表面积。
本发明的实施例的电极阵列可以通过不同的步骤装配。例如，用于电刺激的导线和电极触头可以放置在阵列模具的一半中。然后模制的第一个阶段是使用反向模制或掩膜包裹导线和电极触头，以留下在第二步中注入药物洗脱性硅材料的空间。该方法允许将两个类似的聚合物结合在一起，以确保电极的均匀轮廓。
使用两阶段模制工艺的一个优点是只有内耳流体中的电极阵列部分需要装载药剂。电极阵列的额外的耳蜗部分可以由非药物洗脱材料制成，不需要参与药物释放。
包括多次掩膜的多阶段模制工艺也可用于在一个以上的地方相继加入需要的药物洗脱材料，其中每个药物洗脱部分含有不同的药剂组成。通过这种方式，可以将靶向不同受体并以不同速度扩散的所需药物掺入到电极阵列中。
装载有药剂的聚合物杆可以预制。药物洗脱材料的杆可以由与在电极阵列的主要非药物洗脱部分的制造中使用的有机硅具有相同或类似组成的有机硅制成。例如，药物洗脱杆可以在配备有必需仪器的高水平制药实验室中预制。然后可以将杆运输到另一个地点，与耳蜗植入电极阵列进行装配。例如，在图36B、36D和38中显示的电极阵列可以被预制，用于与预先制造的药物洗脱杆进行最后的组装。
正如前面注意到的那样，本文描述的发明及其实施例不限于应用于内耳。使用本连接系统进行其它的应用也是可能的，例如在身体中任何需要具有带或不带电刺激的泵和投送导管的地方，。例如，可以在颅骨上或颅骨中优选的位置上进行这样的连接，用于将流体投送到脑中的某个位置。
本发明的实施例也针对了可以容纳各种不同的治疗性流体、例如液体形式的治疗药物的可植入电极载体。药物投送功能被整合到电极载体中，而不用改变载体的大小或形状，并且不增加对患者的风险。治疗性流体可以在不改变周围组织的压力或体积的情况下从载体分配到例如耳蜗内的耳蜗流体中。尽管说明性实施例是参考耳蜗和耳蜗植入物进行描述的，但本发明不限于这样的特定应用，还可以用于身体中其它位置上的其它可植入系统中。
图39显示了可植入电极载体3901，其中包含了容纳一定体积治疗性流体的流体储器3905。治疗性流体从流体储器3905通过投送端口3906被投送到电极载体3901外部的周围组织中。治疗性流体可以从例如便于放置在植入物盒体3902上的隔膜端口3907投送到流体储器3905中，盒体3902也可以包含用于耳蜗植入系统的电力和信号处理电路。包埋在电极载体3901的主体中的流体投送通道3903将治疗性流体从隔膜端口3907投送到流体储器3905。在具体的实施例中，来自植入物盒体3902的导线可以沿着电极载体3901的一侧包埋，而流体投送通道3903可以沿着另一侧或在中间通过。这样的隔膜端口安排是填充流体储器3905的安全和方便的方法，没有泄漏的风险。此外，该系统不是专门用于任何一种特定的治疗性流体，而是可以使用任何适合的可用药物。
图40A-C显示了治疗性流体投送电极载体系统的各种不同的特定可选排列。在图40A中，流体储器3905完全位于电极触头3904的下方，朝向电极载体3901的顶端。在图40B中，流体储器3905在电极载体3901中是倾斜的，以倾向于将更多的治疗性流体投送得在靠近顶端。图40C显示了较长的流体储器3905，从电极载体3901的顶端朝向底端进一步往后延伸。
图41显示了具有分离的流体投送通道4101和流体返回通道4102的双通道的实施例。流体投送通道4101从为流体储器3905接受输入的治疗性流体的投送隔膜端口4103获得供应。同样地，流体返回通道4102通过相应的返回隔膜端口4104排出从流体储器3905返回的空气/流体。当隔膜端口4103和4104在或靠近患者的皮肤表面时，这种排列对于流体储器3905的重新装填是特别方便的。在重新装填流体储器3905时，双通道系统使阶内的流体压力最小化。
图42显示了投送端口3906的特写剖面。治疗性流体的分子通过投送端口3906迁移到电极载体3901周围的组织中。在一个实施例中，投送端口3906可以是半多孔膜的形式，该膜可以是例如离子可透过的膜，使用渗透压使药物离子如图所示通过膜迁移到周围的组织中。药物流体分子跨膜释放情况可以通过数学扩散模拟来确定。这样的半多孔膜也可以用作细菌滤器，用于防止细菌从治疗性流体迁移到周围组织中。
在另一个实施例中，投送端口可以是电极载体3901材料中的一个或多个缝隙或通道，它们可以用例如激光作用例如用飞秒激光(femtolaser)刻出。流体储器3905中治疗性流体向电极载体3901周围的组织中的释放情况由投送端口3906的大小——长、宽和厚度所决定。释放的时间(几天、几周等)由流体储器3905的大小所决定。可以使用具体的实施例作为利用储液器分子扩散的被动药物投送系统，或作为利用泵将治疗性流体从流体储器3905输送出投送端口3906的主动投送系统。
在一个实施例中，流体储器3905可以用包含治疗性分子分散体的弹性体材料例如有机硅充填。这些分子可以随时间从流体储器3905的弹性体材料中通过投送端口3906释出到周围的组织中。
尽管本发明已经结合其具体实施例进行了描述，但应该理解的是它能够进行进一步的修改。本申请旨在覆盖本发明的任何改变、应用或改编，并包含了在本发明所属的技术领域中落入已知的或惯常实践范围内对本发明进行的这类修改。

Claims (27)

1.可植入的装置，包含：
用于对耳蜗组织进行电刺激的耳蜗电极阵列，该阵列包括聚合物材料的药物洗脱部分，适合于随时间释放治疗有效量的用于内耳的药剂。
2.权利要求1的电极阵列，其中所述电极阵列包括含有聚合物材料的槽。
3.权利要求2的电极阵列，其中槽的几何形状决定药剂释放的速度。
4.权利要求1的电极阵列，其中药剂是掺入到聚合物材料中的凝胶或粉末。
5.权利要求1的电极阵列，其中聚合物材料是基于硅的弹性体。
6.权利要求1的电极阵列，其中药物洗脱部分是夹在两层非药物洗脱材料之间的聚合物材料层。
7.权利要求1的电极阵列，其中药物洗脱部分占电极阵列质量的1％到2％。
8.权利要求1的电极阵列，其中药物洗脱部分被包埋在非药物洗脱材料内。
9.权利要求8的电极阵列，其中非药物洗脱材料的厚度决定药剂释放的速度。
10.权利要求1的电极阵列，其中药物洗脱部分从距离电极阵列进入内耳的位置3mm以上处开始。
11.权利要求1的电极阵列，其中药剂的释放速度基于药物洗脱部分中聚合物材料的交联密度。
12.权利要求1的电极阵列，其中药剂的释放速度基于暴露于内耳流体中的药物洗脱部分的表面积的量。
13.权利要求1的电极阵列，其中药剂的释放速度基于药物洗脱部分的体积。
14.权利要求1的电极阵列，其中药物洗脱部分包括第一个和第二个药物洗脱部分，每个部分适合释放不同的药剂。
15.权利要求1的电极阵列，其中电极阵列包括多个用于对耳蜗组织进行电刺激的电触头，至少一个触头被药剂包被。
16.权利要求1的电极阵列，其中药剂以小于200μm的固体颗粒的形式混合在药物洗脱部分的材料中。
17.权利要求1的电极阵列，其中药剂的释放速度基于令药剂颗粒具有多种限定的大小。
18.权利要求17的电极阵列，其中至少90％的颗粒小于200μm。
19.权利要求17的电极阵列，其中至少50％的颗粒小于50μm。
20.权利要求1的电极阵列，其中药剂是皮质类固醇。
21.权利要求20的电极阵列，其中皮质类固醇包括倍他米松、氯倍他索、双氟拉松、醋酸氟轻松、曲安西龙，或其盐或组合。
22.权利要求20的电极阵列，其中皮质类固醇是地塞米松。
23.权利要求22的电极阵列，其中所述电极阵列适合于在使用的起初24个小时期间释放5mg到600mg之间的地塞米松。
24.权利要求1的电极阵列，其中药剂是抗炎剂。
25.权利要求24的电极阵列，其中抗炎剂在生理盐水中的饱和溶解度在37℃下不小于26.4μg/ml。
26.权利要求25的电极阵列，其中所述电极阵列适合于在植入后第一周期间释放5mg到250mg之间的抗炎剂。
27.权利要求1的电极阵列，其中药剂是杀菌剂。
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Cited By (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102274098A (zh) * 2011-05-16 2011-12-14 上海华聆人工耳医疗科技有限公司 一种预弯型人工耳蜗电极
CN102448365A (zh) * 2009-04-03 2012-05-09 内测公司 增强阻塞性和其他的肥胖处理的反馈系统和方法
CN103100143A (zh) * 2012-12-06 2013-05-15 钱杰 一种头部穴区定位与刺激一体的健脑醒神理疗帽
CN103445790A (zh) * 2013-09-09 2013-12-18 重庆西南医院 一种动物听觉检测电极定位装置
CN104519926A (zh) * 2012-07-13 2015-04-15 Med-El电气医疗器械有限公司 具有浮动质量传感器驱动泵的可植入流体输送系统
CN107684420A (zh) * 2016-08-04 2018-02-13 云南科威液态金属谷研发有限公司 一种液态金属心电电极片
CN109045454A (zh) * 2018-10-25 2018-12-21 北京光捷扬基健康科技有限公司 一种中耳重复给药装置及人工耳蜗植入电极
CN109562259A (zh) * 2016-08-11 2019-04-02 领先仿生公司 包括电极阵列的耳蜗植入物及电极阵列的制造方法
CN111344040A (zh) * 2017-11-10 2020-06-26 Med-El电气医疗器械有限公司 可导航的可植入电极和塌陷的润滑剂储器
CN112469466A (zh) * 2018-08-24 2021-03-09 科利耳有限公司 哺乳动物内部的质量输送

Families Citing this family (59)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9089450B2 (en) * 2000-11-14 2015-07-28 Cochlear Limited Implantatable component having an accessible lumen and a drug release capsule for introduction into same
AUPR148400A0 (en) 2000-11-14 2000-12-07 Cochlear Limited Apparatus for delivery of pharmaceuticals to the cochlea
US20070088335A1 (en) * 2001-10-24 2007-04-19 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable neuro-stimulation electrode with fluid reservoir
AUPR879201A0 (en) * 2001-11-09 2001-12-06 Cochlear Limited Subthreshold stimulation of a cochlea
WO2009065127A1 (en) * 2007-11-16 2009-05-22 Cochlear Americas Electrode array and method of forming an electrode array
AR059786A1 (es) * 2006-03-09 2008-04-30 Med El Elektromed Geraete Gmbh Configuracion de electrodo de implante coclear para eluir farmacos
US8267905B2 (en) * 2006-05-01 2012-09-18 Neurosystec Corporation Apparatus and method for delivery of therapeutic and other types of agents
US7803148B2 (en) 2006-06-09 2010-09-28 Neurosystec Corporation Flow-induced delivery from a drug mass
US7813811B2 (en) * 2007-02-08 2010-10-12 Neuropace, Inc. Refillable reservoir lead systems
US7844345B2 (en) 2007-02-08 2010-11-30 Neuropace, Inc. Drug eluting lead systems
WO2008150974A1 (en) * 2007-06-01 2008-12-11 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Biodegradable flexible coating for implantable medical devices
US20090088844A1 (en) 2007-07-03 2009-04-02 Keegan Mark E Drug-eluting stapes prosthesis
US8133215B2 (en) * 2007-08-13 2012-03-13 Cochlear Limited Independently-manufactured drug delivery module and corresponding receptacle in an implantable medical device
US8271101B2 (en) 2007-08-29 2012-09-18 Advanced Bionics Modular drug delivery system for minimizing trauma during and after insertion of a cochlear lead
WO2009029866A2 (en) 2007-08-29 2009-03-05 Advanced Bionics, Llc Minimizing trauma during and after insertion of a cochlear lead
US20130079749A1 (en) * 2007-08-29 2013-03-28 Advanced Bionics, Llc Modular Drug Delivery System for Minimizing Trauma During and After Insertion of a Cochlear Lead
US20110016710A1 (en) * 2007-12-21 2011-01-27 Fysh Dadd Electrode array assembly
EP2282810B1 (en) * 2008-06-03 2017-08-09 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Conductive coating of implants with inductive link
WO2010015016A1 (en) * 2008-08-08 2010-02-11 Cochlear Limited Electrode for a cochlear implant
CA2737766A1 (en) 2008-09-22 2010-03-25 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Implantable or insertable medical devices
WO2010042569A2 (en) * 2008-10-08 2010-04-15 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Cochlear tissue protection from electrode trauma
CN102186533A (zh) * 2008-10-15 2011-09-14 Med-El电气医疗器械有限公司 用于机器人手术的植入电极和附件
US20100106134A1 (en) * 2008-10-15 2010-04-29 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Inner Ear Drug Delivery Device and Method
US9162059B1 (en) 2008-10-21 2015-10-20 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Method for facial nerve stimulation of aging or dysfunctional muscles
US8792989B2 (en) * 2008-10-21 2014-07-29 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh System and method for facial nerve stimulation
AU2009313286B2 (en) * 2008-11-10 2013-06-13 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable and refillable drug delivery reservoir
EP2376180B1 (en) * 2008-11-10 2017-06-28 MED-EL Elektromedizinische Geräte GmbH Hydrogel-filled drug delivery reservoirs
WO2010059305A1 (en) * 2008-11-20 2010-05-27 Cardiac Pacemakers, Inc. Cell-repelling electrode having a structured surface
WO2010088548A1 (en) 2009-01-29 2010-08-05 Forsight Labs, Llc Posterior segment drug delivery
WO2010091237A2 (en) * 2009-02-06 2010-08-12 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable electrode with variable mechanical modulation wiring
WO2010121240A2 (en) * 2009-04-17 2010-10-21 Otologics, Llc Neurostimulation electrode array and method of manufacture
WO2011014592A2 (en) * 2009-07-30 2011-02-03 Richard North Modular electrode and insertion tool
US8617097B2 (en) 2010-05-24 2013-12-31 Cochlear Limited Drug-delivery accessory for an implantable medical device
US20120158113A1 (en) * 2010-12-15 2012-06-21 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Rectilinear Electrode Contact For Neural Stimulation
WO2012134872A1 (en) 2011-03-25 2012-10-04 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Drug delivery electrode with temporary fill tube
US8504169B2 (en) * 2011-05-13 2013-08-06 Cochlear Limited Drug retaining surface features in an implantable medical device
US8685106B2 (en) 2011-11-15 2014-04-01 Abraham Lin Method of a pharmaceutical delivery system for use within a joint replacement
US9486168B2 (en) 2012-04-27 2016-11-08 The General Hospital Corporation Implantable electrode system
KR101450859B1 (ko) * 2012-10-10 2014-10-15 한국과학기술연구원 염증 억제용 약물을 구비한 신경 전극 및 그 제조 방법
JP2016523125A (ja) 2013-05-30 2016-08-08 グラハム エイチ． クリーシー 局所神経性刺激
US11229789B2 (en) 2013-05-30 2022-01-25 Neurostim Oab, Inc. Neuro activator with controller
FR3006594A1 (fr) * 2013-06-11 2014-12-12 Sorin Crm Sas Microsonde implantable de detection/stimulation incorporant un agent anti-inflammatoire
US9616207B2 (en) 2014-06-26 2017-04-11 Cochlear Limited Treatment of the ear
EP3169395B1 (en) 2014-07-17 2019-04-17 Cochlear Limited Implantable stimulating assembly arrangements
US11077301B2 (en) 2015-02-21 2021-08-03 NeurostimOAB, Inc. Topical nerve stimulator and sensor for bladder control
CN107847735B (zh) * 2015-07-15 2021-03-09 Med-El电气医疗器械有限公司 避免电极阵列从耳蜗迁移的电极引线
WO2017087902A1 (en) * 2015-11-20 2017-05-26 Forsight Vision4, Inc. Porous structures for extended release drug delivery devices
EP3579913B1 (en) * 2017-02-09 2021-04-07 MED-EL Elektromedizinische Geraete GmbH Implantable electrode with dexamethasone coating
US10669572B2 (en) 2017-05-31 2020-06-02 University Of Notre Dame Du Lac Ultra-sensitive multi-target lateral flow molecular assay with field-induced precipitation
WO2019094365A1 (en) 2017-11-07 2019-05-16 Neurostim Oab, Inc. Non-invasive nerve activator with adaptive circuit
KR102121497B1 (ko) * 2018-03-16 2020-06-10 의료법인 성광의료재단 고실 내 전류 인가 장치 및 이를 이용한 고실 내 전류 인가 방법
CN111902186A (zh) * 2018-03-20 2020-11-06 科利耳有限公司 身体生理的假体管理
US11357993B2 (en) * 2018-12-06 2022-06-14 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with moveable conductors
US11266828B2 (en) * 2018-12-06 2022-03-08 Medtronic, Inc. Implantable medical lead with moveable conductors
EP3990100A4 (en) 2019-06-26 2023-07-19 Neurostim Technologies LLC NON-INVASIVE NERVE ACTIVATOR WITH ADAPTIVE CIRCUIT
US11890438B1 (en) * 2019-09-12 2024-02-06 Cochlear Limited Therapeutic substance delivery
JP2023506713A (ja) 2019-12-16 2023-02-20 ニューロスティム テクノロジーズ エルエルシー 昇圧電荷送達を用いた非侵襲性神経アクティベータ
KR102425009B1 (ko) * 2020-04-28 2022-07-22 부산대학교병원 가이드카테터 적용이 가능한 이관 삽입용 카테터
CN116782981A (zh) * 2020-12-17 2023-09-19 科利耳有限公司 电极放置和固定

Family Cites Families (90)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4207554A (en) * 1972-08-04 1980-06-10 Med-El Inc. Method and apparatus for automated classification and analysis of cells
US4125828A (en) * 1972-08-04 1978-11-14 Med-El Inc. Method and apparatus for automated classification and analysis of cells
US4053952A (en) * 1975-10-10 1977-10-18 The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Department Of Health, Education And Welfare Magnetic fluid actuated control valve, relief valve and pump
US4207557A (en) * 1977-05-20 1980-06-10 Blose John B User electric energy consumption apparatus
US4573994A (en) * 1979-04-27 1986-03-04 The Johns Hopkins University Refillable medication infusion apparatus
US4400590A (en) * 1980-12-22 1983-08-23 The Regents Of The University Of California Apparatus for multichannel cochlear implant hearing aid system
FR2502012A1 (fr) * 1981-03-18 1982-09-24 Sophysa Sa Valve pour le traitement de l'hydrocephalie
US4419995A (en) * 1981-09-18 1983-12-13 Hochmair Ingeborg Single channel auditory stimulation system
US4541429A (en) * 1982-05-10 1985-09-17 Prosl Frank R Implantable magnetically-actuated valve
US4588394A (en) * 1984-03-16 1986-05-13 Pudenz-Schulte Medical Research Corp. Infusion reservoir and pump system
DE3821970C1 (zh) * 1988-06-29 1989-12-14 Ernst-Ludwig Von Dr. 8137 Berg De Wallenberg-Pachaly
US5458631A (en) * 1989-01-06 1995-10-17 Xavier; Ravi Implantable catheter with electrical pulse nerve stimulators and drug delivery system
US5119832A (en) * 1989-07-11 1992-06-09 Ravi Xavier Epidural catheter with nerve stimulators
DE58903472D1 (de) * 1989-08-09 1993-03-18 Siemens Ag Implantierbarer injektionskoerper.
US5087243A (en) * 1990-06-18 1992-02-11 Boaz Avitall Myocardial iontophoresis
US6440012B1 (en) * 1993-06-01 2002-08-27 Spalding Sports Worldwide, Inc. Golf ball
US5421818A (en) * 1993-10-18 1995-06-06 Inner Ear Medical Delivery Systems, Inc. Multi-functional inner ear treatment and diagnostic system
US5928229A (en) * 1993-11-08 1999-07-27 Rita Medical Systems, Inc. Tumor ablation apparatus
US6129685A (en) 1994-02-09 2000-10-10 The University Of Iowa Research Foundation Stereotactic hypothalamic obesity probe
US5697975A (en) * 1994-02-09 1997-12-16 The University Of Iowa Research Foundation Human cerebral cortex neural prosthetic for tinnitus
US5843093A (en) * 1994-02-09 1998-12-01 University Of Iowa Research Foundation Stereotactic electrode assembly
US5607407A (en) * 1994-05-09 1997-03-04 Tolkoff; Marc J. Catheter assembly
US5509888A (en) * 1994-07-26 1996-04-23 Conceptek Corporation Controller valve device and method
US5854987A (en) * 1995-02-22 1998-12-29 Honda Giken Kogyo Kabushiki Kaisha Vehicle steering control system using navigation system
WO1997030670A1 (en) * 1996-02-26 1997-08-28 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Structure method of use, and method of manufacture of an implanted hearing prosthesis
WO1997033647A1 (en) * 1996-03-13 1997-09-18 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Device and method for implants in ossified cochleas
US5697951A (en) * 1996-04-25 1997-12-16 Medtronic, Inc. Implantable stimulation and drug infusion techniques
US5713923A (en) * 1996-05-13 1998-02-03 Medtronic, Inc. Techniques for treating epilepsy by brain stimulation and drug infusion
AU729219B2 (en) * 1996-06-04 2001-01-25 Med-El Elektromedizinische Gerate Gmbh A device for transferring electromagnetic energy between primary and secondary coils
CA2258008A1 (en) * 1996-06-20 1997-12-24 Advanced Bionics Corporation Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same
US6156728A (en) * 1996-11-01 2000-12-05 Genentech, Inc. Treatment of inner ear hair cells
AU746636B2 (en) * 1997-03-10 2002-05-02 Med-El Elektromedizinische Gerate Gmbh Apparatus and method for perimodiolar cochlear implant with retro-positioning
AU750976B2 (en) * 1997-05-01 2002-08-01 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H. Apparatus and method for a low power digital filter bank
US6119044A (en) * 1997-06-02 2000-09-12 Advanced Bionics Corporation Cochlear electrode array with positioning stylet
GB9900964D0 (en) * 1999-01-15 1999-03-10 Gyrus Medical Ltd An electrosurgical system
US5997524A (en) * 1997-07-18 1999-12-07 Vasca, Inc. Catheter assembly for percutaneous access to subcutaneous port
US6432986B2 (en) * 1997-07-21 2002-08-13 Bruce H. Levin Compositions, kits, and methods for inhibiting cerebral neurovascular disorders and muscular headaches
US6125302A (en) * 1997-09-02 2000-09-26 Advanced Bionics Corporation Precurved modiolar-hugging cochlear electrode
USD419677S (en) 1997-11-04 2000-01-25 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H. Speech processor for use with a cochlear implant
US6093144A (en) 1997-12-16 2000-07-25 Symphonix Devices, Inc. Implantable microphone having improved sensitivity and frequency response
US6231604B1 (en) 1998-02-26 2001-05-15 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H Apparatus and method for combined acoustic mechanical and electrical auditory stimulation
US6348070B1 (en) * 1998-04-17 2002-02-19 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H Magnetic-interference-free surgical prostheses
US6361494B1 (en) 1998-05-18 2002-03-26 Med-El. Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H. Electrode and method for measuring muscle activity in the pharyngeal airways
US6266568B1 (en) 1998-06-02 2001-07-24 Advanced Bionics Corporation Inflatable cochlear electrode array and method of making same
DE19829637C2 (de) * 1998-07-02 2000-10-19 Implex Hear Tech Ag Medizinisches Implantat
US6440102B1 (en) 1998-07-23 2002-08-27 Durect Corporation Fluid transfer and diagnostic system for treating the inner ear
US6862805B1 (en) * 1998-08-26 2005-03-08 Advanced Bionics Corporation Method of making a cochlear electrode array having current-focusing and tissue-treating features
US6968238B1 (en) * 1998-08-26 2005-11-22 Kuzma Janusz A Method for inserting cochlear electrode and insertion tool for use therewith
US6397110B1 (en) * 1998-08-26 2002-05-28 Advanced Bionics Corporation Cochlear electrode system including detachable flexible positioner
US6195586B1 (en) * 1998-08-26 2001-02-27 Advanced Bionics Corporation Space-filling cochlear electrode
US6309410B1 (en) * 1998-08-26 2001-10-30 Advanced Bionics Corporation Cochlear electrode with drug delivery channel and method of making same
DE19853299C2 (de) * 1998-11-19 2003-04-03 Thomas Lenarz Katheter zur Applikation von Medikamenten in Flüssigkeitsräumen des menschlichen Innenohrs
CN1383385A (zh) * 1999-01-15 2002-12-04 英特温什奈尔技术公司 保持住向定点区域送药的注射头所用的可充胀医疗装置
US6535153B1 (en) 1999-02-04 2003-03-18 Med-El Electromedizinische Gerate Ges.M.B.H. Adaptive sigma-delta modulation with one-bit quantization
US6309401B1 (en) * 1999-04-30 2001-10-30 Vladimir Redko Apparatus and method for percutaneous implant of a paddle style lead
US6259951B1 (en) * 1999-05-14 2001-07-10 Advanced Bionics Corporation Implantable cochlear stimulator system incorporating combination electrode/transducer
ATE265796T1 (de) * 1999-07-21 2004-05-15 Med El Elektromed Geraete Gmbh Mehrkanaliges cochleares implantat mit neuraler antworttelemetrie
JP4819268B2 (ja) * 1999-08-26 2011-11-24 メド−エル・エレクトロメディツィニシェ・ゲラーテ・ゲーエムベーハー チャネル特定サンプリングシーケンスに基づく電気的神経刺激
US6358281B1 (en) * 1999-11-29 2002-03-19 Epic Biosonics Inc. Totally implantable cochlear prosthesis
ATE349990T1 (de) * 2000-01-31 2007-01-15 Med El Elektromed Geraete Gmbh Cochlear-implantatsystem mit im aussenohr einsetzbarem teil
DE10018360C2 (de) * 2000-04-13 2002-10-10 Cochlear Ltd Mindestens teilimplantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung
DE10018334C1 (de) * 2000-04-13 2002-02-28 Implex Hear Tech Ag Mindestens teilimplantierbares System zur Rehabilitation einer Hörstörung
US6628991B2 (en) * 2000-04-28 2003-09-30 Advanced Bionics Corporation Minimally-invasive access into the cochlea for electrode insertion and fluid delivery
AUPR148400A0 (en) * 2000-11-14 2000-12-07 Cochlear Limited Apparatus for delivery of pharmaceuticals to the cochlea
US7776029B2 (en) * 2001-01-30 2010-08-17 The Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research Microminiature infusion pump
US6755199B2 (en) * 2001-02-15 2004-06-29 Pmt Corporation Magnetic sensing probe assembly and method
AUPR364601A0 (en) * 2001-03-12 2001-04-12 Cochlear Limited Curved cochlear implant electrode array
US7050858B1 (en) * 2001-04-06 2006-05-23 Advanced Bionics Corporation Insertion tool for placement of electrode system inside the cochlear lumen
US20040172005A1 (en) 2001-06-18 2004-09-02 Arenberg Michael H. Device and method for delivering microdoses of agent to the ear
AU2002363103B2 (en) * 2001-10-24 2008-10-16 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H. Implantable fluid delivery apparatuses and implantable electrode
US20070088335A1 (en) * 2001-10-24 2007-04-19 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable neuro-stimulation electrode with fluid reservoir
AUPS081502A0 (en) * 2002-02-28 2002-03-21 Cochlear Limited Connector for drug delivery system
WO2003084074A1 (en) 2002-03-28 2003-10-09 Med-El Elektromedizinische Geräte G.M.B.H. A system and method for adaptive sigma-delta modulation
CA2478324C (en) * 2002-04-01 2011-09-06 Martin Zimmerling Reducing effect of magnetic and electromagnetic fields on an implant's magnet and/or electronics
US20040012798A1 (en) * 2002-07-19 2004-01-22 Jeran Paul L. Media handling device having media optimization
US6932158B2 (en) * 2002-08-01 2005-08-23 Burts, Iii Boyce Donald Well plug additive, well plug treatment fluid made therefrom, and method of plugging a well
WO2004024212A2 (en) 2002-09-10 2004-03-25 Vibrant Med-El Hearing Technology Gmbh Implantable medical devices with multiple transducers
WO2004026199A2 (en) * 2002-09-19 2004-04-01 Advanced Bionics Corporation Cochlear implant electrode and method of making same
US7319906B2 (en) * 2002-09-19 2008-01-15 Advanced Bionics Corporation Cochlear implant electrode and method of making same
US6969383B2 (en) * 2002-09-27 2005-11-29 Medtronic, Inc. Method for treating severe tinnitus
AT507045B1 (de) * 2002-11-29 2010-04-15 Cochlear Ltd Implantierbare, gewebe-stimulierende vorrichtung
US8021359B2 (en) * 2003-02-13 2011-09-20 Coaptus Medical Corporation Transseptal closure of a patent foramen ovale and other cardiac defects
US8691258B2 (en) 2003-12-12 2014-04-08 Medtronic, Inc. Anti-infective medical device
WO2006079055A2 (en) 2005-01-24 2006-07-27 Neurosystec Corporation Apparatus and method for delivering therapeutic and/or other agents to the inner ear and to other tissues
JP4328764B2 (ja) * 2005-07-14 2009-09-09 ジーイー・メディカル・システムズ・グローバル・テクノロジー・カンパニー・エルエルシー 撮影装置およびトランスファボード移動装置
US7555352B2 (en) * 2005-11-08 2009-06-30 Cochlear Limited Implantable carrier member having a non-communicative lumen
AR059786A1 (es) * 2006-03-09 2008-04-30 Med El Elektromed Geraete Gmbh Configuracion de electrodo de implante coclear para eluir farmacos
US8444609B2 (en) * 2006-04-28 2013-05-21 Medtronic, Inc. Implantable therapeutic substance delivery system with catheter access port block and method of use
US8267905B2 (en) 2006-05-01 2012-09-18 Neurosystec Corporation Apparatus and method for delivery of therapeutic and other types of agents
EP2047884B1 (en) 2007-10-09 2018-04-04 Cochlear Limited Implantable component having an accessible lumen and a drug delivery capsule for introduction into same

Cited By (15)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102448365B (zh) * 2009-04-03 2016-02-10 内测公司 增强阻塞性和其他的肥胖处理的反馈系统
CN102448365A (zh) * 2009-04-03 2012-05-09 内测公司 增强阻塞性和其他的肥胖处理的反馈系统和方法
CN102274098B (zh) * 2011-05-16 2013-06-19 上海华聆人工耳医疗科技有限公司 一种预弯型人工耳蜗电极
CN102274098A (zh) * 2011-05-16 2011-12-14 上海华聆人工耳医疗科技有限公司 一种预弯型人工耳蜗电极
CN104519926A (zh) * 2012-07-13 2015-04-15 Med-El电气医疗器械有限公司 具有浮动质量传感器驱动泵的可植入流体输送系统
CN104519926B (zh) * 2012-07-13 2017-09-22 Med-El电气医疗器械有限公司 具有浮动质量传感器驱动泵的可植入流体输送系统
CN103100143A (zh) * 2012-12-06 2013-05-15 钱杰 一种头部穴区定位与刺激一体的健脑醒神理疗帽
CN103445790A (zh) * 2013-09-09 2013-12-18 重庆西南医院 一种动物听觉检测电极定位装置
CN107684420A (zh) * 2016-08-04 2018-02-13 云南科威液态金属谷研发有限公司 一种液态金属心电电极片
CN107684420B (zh) * 2016-08-04 2020-12-04 云南科威液态金属谷研发有限公司 一种液态金属心电电极片
CN109562259A (zh) * 2016-08-11 2019-04-02 领先仿生公司 包括电极阵列的耳蜗植入物及电极阵列的制造方法
CN111344040A (zh) * 2017-11-10 2020-06-26 Med-El电气医疗器械有限公司 可导航的可植入电极和塌陷的润滑剂储器
CN112469466A (zh) * 2018-08-24 2021-03-09 科利耳有限公司 哺乳动物内部的质量输送
CN109045454A (zh) * 2018-10-25 2018-12-21 北京光捷扬基健康科技有限公司 一种中耳重复给药装置及人工耳蜗植入电极
CN109045454B (zh) * 2018-10-25 2021-02-02 北京光捷扬基健康科技有限公司 一种中耳重复给药装置及人工耳蜗植入电极

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