管。
[0025]图7A-B示出了插入共同腔之后的根据本发明实施例的电极阵列。
[0026]图8A-B示出了共同腔电极的另一个实施例。
[0027]图9A-B示出了共同腔电极的另一个实施例。
[0028]图1OA-B示出了共同腔电极的另一个实施例。
[0029]图1lA-D示出了用于正常耳蜗解剖结构或不完全分隔的耳蜗(例如Mondini氏发育不良)的具有可折叠阵列分支的耳蜗植入电极的实施例，该可折叠阵列分支具有向两侧的触点。
[0030]图12A-B示出了共同腔电极的另一个实施例。
【具体实施方式】
[0031]本发明的各种实施例涉及用于共同腔耳蜗的植入式电极，其具有被构造用于通过单个耳蜗造口插入到耳蜗中的可折叠电极阵列。进入共同腔后，所述电极阵列展开以将具有刺激触点的阵列分支放置成邻接于外腔壁。因为所述电极被构造用于通过单个耳蜗造口插入而不是像现有的常规布置那样需要两个耳蜗造口，所以减少了对耳蜗的创伤量并能使用更容易的外科插入过程。另外，增加了与神经元接触的概率，所述神经元在畸形耳蜗内部的位置和分布不能通过手术前的检查预测。
[0032]图4A-B示出了根据本发明实施例的具有伞形的共同腔电极400。所述共同腔电极400包括耳蜗外电极引线401，其含有传导电刺激信号的信号导线。耳蜗内电极阵列包括中央阵列主干402，其沿着中心轴线伸长并含有信号导线。柔性生物相容性聚合物材料的多个外阵列分支403可围绕所述中心轴线折叠。如图4A-B所示的阵列分支403可折叠成伞形，倚靠着阵列主干402，以插入到耳蜗中。所述阵列分支403具有多个刺激触点404，其可以特定地在所述阵列分支403的内和/或外表面上。所述电极阵列分支403和/或阵列主干402可以由不透辐射的材料制成，并在阵列主干402的远侧顶端上可以有用于医学成像系统的辐射指示标记。或者，只有部分的阵列分支403可以由不透辐射的材料制成，使得它们具有不同的不透辐射图形并因此它们在图像例如X-射线图像上彼此不同。关于准确放置各个阵列分支403的知识可以有助于以后使装置配合患者的需要并避免放错位置。在其它实施例中，在阵列主干402上也可以有刺激触点。
[0033]图5A示出了共同腔电极500的另一个实施例，其可折叠成倒伞形，具有沿着中心轴线在阵列主干402的前方伸展的四个阵列分支503和在所述阵列分支503的外表面上的刺激触点504。图5B示出了共同腔电极500的相似实施例，其具有沿着中心轴线在阵列主干402的前方伸展的两个相反的阵列分支503和在所述阵列分支503的外表面上的刺激触点504。如同所示，弹力镍钛诺支撑线505嵌入在所述相反的阵列分支503内。在具体实施例中，所述阵列分支503可以典型地具有0.3mm的直径，所述内支撑线可以具有0.04mm的直径。为了将所述共同腔电极500插入到耳蜗中，所述阵列分支503朝着中心轴线向内折叠并推动远端通过所述单个耳蜗造口 507，如图5C所示。如图5D所示，一旦阵列分支503完全在耳蜗腔506内，则支撑杆将它们朝着耳蜗腔506的外壁向外弹出，这样所述刺激触点将紧邻于所述外壁中的神经组织。
[0034]图12A-B示出了相关的实施例，其中两个阵列分支1202，它们都与常规耳蜗植入电极阵列的大小与形状大致相同。所述阵列分支1202被它们之间沿着中心轴线的纵向狭缝分开，而耳蜗外阵列主干1201是单个较大的分支。所述阵列分支1202通过单个耳蜗造口前进到耳蜗中，一旦它们的远端到达相对的腔壁，继续的推动自然使阵列分支1202朝着耳蜗腔的外壁弯出。当阵列分支1202完全插入时，刺激触点1203将位于与耳蜗腔的外壁中神经组织相邻处。
[0035]图6A示出了共同腔电极400，其具有折叠靠着阵列主干402并配合在外插入管600内的阵列分支403，所述外插入管600由生物相容性聚合物材料制成，用于通过在腔壁602的外表面中的单个耳蜗造口插入并进入耳蜗601的内腔中，如图6B中所示。在一些实施例中，所述插入管600可以含有沿着它的外表面的纵向狭缝，以在缩回到耳蜗601外部后将它从电极引线401移除。所述插入管600也可以包括沿着它的外表面的单一或深度指示标记，以帮助外科医生确定电极阵列已经完全插入的时刻。替代地或附加地，阵列主干402可以包括这样的指示标记。
[0036]
[0037]所述插入管600插入和缩回后，所述伞形阵列分支403展开，从阵列主干402向后退，如图7A所示，以它们的外表面靠着外腔壁602位于内腔601内，从而将电刺激信号通过所述阵列分支刺激触点404输送到相邻的神经组织，以供患者听觉感知。图7B示出了相同的倒伞形布置，其中阵列分支503在内腔601内展开，离开电极阵列的中心轴线，以将刺激触点504放置成邻近于外腔壁602。
[0038]图8A-B示出了共同腔电极的另一个实施例。在所述阵列分支803已经通过耳蜗造口插入到耳蜗802中后，充胀管线806使膨胀球囊805充胀，使得平缓地将阵列分支803以受控方式推出，直至刺激触点804倚靠所述外腔壁处的神经组织。
[0039]所述充胀球囊805可以由弹性有机硅材料制成和/或一部分或全部所述充胀球囊可以由可生物降解的材料制成。空气、气体或生物相容性液体可以用于填充所述充胀球囊805。在一些实施例中，治疗物质可以添加到所述充胀流体中，充胀流体可以在外科手术后释出(例如，通过所述球囊的可生物降解元件的分解)，以帮助耳蜗组织愈合。充胀所述充胀球囊805需要的充胀流体的量可以在植入外科手术之前确定，例如，通过医学成像确定。
[0040]所述充胀管线806可以是电极引线801内的内腔和/或所述膨胀球囊805可以在所述球囊已经充胀后提供所述阵列分支803之间的持久连接。在那种情况下，为了防止细菌侵入耳蜗802，应该提供密封机构例如自密封膜，以在填充所述充胀球囊后紧密封闭所述充胀管线806。或者所述充胀管线806和膨胀球囊805可以是与其余的电极分开的元件。在后一种情况下，能够在阵列分支803已经展开后放瘪所述膨胀球囊805，并从耳蜗802取回所述膨胀球囊805和充胀管线806。
[0041]图9A-B示出了共同腔电极的另一个实施例，其在阵列分支903的远端处具有有机硅接头顶端902。在植入期间，所述电极通过耳蜗造口被推入耳蜗905的内部共同腔中，直至接头顶端902触及所述耳蜗造口相对的腔的外壁。外科医生继续将电极引线901推向所述耳蜗造口，引起阵列分支903朝着耳蜗905的外腔壁向外弯曲，直至刺激触点904倚靠所述外腔壁处的神经组织。
[0042 ]图1OA-B示出了相关的实施例，其具有临时性顶端连接100 2，它允许阵列分支100 3朝着耳蜗1005的外腔壁向外弯曲，直至刺激触点1004倚靠那里的神经组织。所述顶端连接1002可以是可生物降解的线或丝(例如，溶解性缝合材料)，其在外科手术之后经过一段时间后溶解。或者，所述顶端连接1002可以是围绕所述阵列分支1003的远侧顶端足够松懈的，使得在通过所述耳蜗造口插入后，它能够滑下或解开。
[0043]上述的共同电极布置比常规的现有电极(例如，如图3A-B所示)好得多地覆盖了共同腔中的神经结构分布。所述共同腔是三维体积，然而图3A-B中示出的类型的现有常规电极基本上是二维结构。相比之下，上述的共同腔电极能更好地覆盖所述共同腔的全部三个维度。
[0044]在用于插入常规螺旋形耳蜗或不完全分隔的耳蜗例如Mondini氏发育不良中的耳蜗植入电极上，如上所述的折叠阵列分支方法也可以是有用的。在Mondini氏发育不良中，耳蜗和前庭器官是分离的，但在耳蜗中，只有基底转是正常形成的，留下中转和顶转呈现为单个囊，导致不完全分隔。例如，图1lA-D示出了用于正常螺旋形耳蜗解剖结构(图11C)或不完全分隔的耳蜗解剖结构(图11D)的耳蜗植入电极1100的实施例，其具有可折叠的阵列分支1103，所述阵列分支1103在植入手术期间倚