用于耳蜗引线的阻止扭转的电极组件的制作方法

在人类听觉中，耳蜗中的听毛细胞响应于声波，且产生对应的听觉神经脉冲。这些神经脉冲然后传导至大脑且作为声音感知。

听毛细胞受损导致听觉损失，因为由耳蜗接收到的声能未转换成听觉神经脉冲。此类听觉损失称为感觉神经性耳聋。为了克服感觉神经性耳聋，已经开发出了耳蜗植入系统或耳蜗假体。这些耳蜗植入系统通过将电刺激直接呈献给耳蜗中的神经节细胞而绕过位于耳蜗中的有缺陷或失去的听毛细胞。这种电刺激由植入耳蜗中的电极阵列供应。神经节细胞然后生成神经脉冲，其经由听觉神经传送至大脑。这导致大脑中的声音感知，且提供了听觉功能的至少部分恢复。

附图说明

附图示出了本文所述的原理的各种实例，且为说明书的一部分。所示实例仅为实例，且并未限制权利要求的范围。

图1为示出根据本文所述的原理的一个实例的使用中的示范性耳蜗植入系统的示图。

图2为示出根据本文所述的原理的一个实例的示范性耳蜗植入系统的外部构件的示图。

图3为示出根据本文所述的原理的一个实例的示范性耳蜗植入系统的内部构件的示图。

图4为根据本文所述的原理的一个实例的插入耳蜗中的示范性电极阵列的透视图。

图5为根据本文所述的原理的一个实例的附接到牺牲性基底上的电化学活化材料的成型片的顶视图。

图6为根据本文所述的原理的一个实例的附接到下面的电极垫上的柔性传导性材料的成型片的顶视图。

图7A和7B分别为根据本文所述的原理的一个实例的具有一体的线载体的复合电极组件的一个示范性实例的透视图和截面视图。

图7C为根据本文所述的原理的一个实例的具有一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的截面视图。

图8为根据本文所述的原理的另一个实例的附接到下面的电极垫上的柔性传导性材料的成型片的顶视图。

图9为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的一个示范性实例的透视图。

图10为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。

图11为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。

图12为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。

图13为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。

图14为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。

图15为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的一个示范性实例的透视图。

图16为示出根据本文所述的原理的一个实例的用于形成耳蜗电极阵列中的电极的一个示范性方法的流程图。

在附图各处，相同的参考标号表示相似但不一定相同的元件。

具体实施方式

如上文所述，听力损失的个人可由多个听觉装置协助，包括耳蜗植入物。耳蜗植入物由外部构件和植入构件两者构成。外部构件探测环境声音，且将声音转换成声学信号。这些声学信号分成多个并行信息通道，各个均代表在感知的音频频谱内的窄频带。理想的是，各个信息通道应当有选择地传送至听觉神经细胞的子集，其一般将关于此频率的信息传输至大脑。那些神经细胞布置成有序音质顺序，从耳蜗螺旋的基端处的最高频率到朝顶点逐渐降低的频率。电极阵列插入耳蜗中，且具有多个电极，其对应于耳蜗的音质分布组织。电信号经由线传输至电阵列中的各个电极。当电极受激励时，其将电荷传递至周围的流体和组织。这触发了神经节细胞生成神经脉冲，其经由听觉神经传送至大脑且感知为声音。

在以下描述中，出于阐释的目的，提出了多种特定细节，以便提供本系统和方法的彻底理解。然而，本领域的技术人员将清楚的是，本系统和方法可在没有这些特定细节的情况下实施。说明书中提到的"实例"、"一个实例"或类似语言意思是结合该实例或实例描述的特定特征、结构或特点包括在至少此一个实例中，但不一定在其它实例中。说明书中的各种位置的"一个实例中"或类似短语的各种情形不一定所有都表示同一实例。

耳蜗电极阵列是薄的长形柔性载体，其容纳若干沿纵向设置且单独地连接到刺激电极触头(通常数目为大约6到30个)上。根据一个示范性实例，电极阵列可由生物相容的硅树脂、铂铱线和铂电极构成。这向引线的远侧部分给予了围绕耳蜗的螺旋内部弯曲的柔性。

为了将电极阵列置于耳蜗中，电极阵列可经由耳蜗造口术或经由在耳蜗的圆形窗口中产生的手术开口来插入。电极阵列可经由开口插入鼓阶中，三个并行导管中的一个构成螺旋形耳蜗。电极阵列通常插入耳蜗中的鼓阶中达到大约13到30mm的深度。

在使用中，耳蜗电极阵列将电流输送至紧邻地包绕独立的电极触头的流体和组织中，以产生瞬态电位梯度，其如果足够强，则引起附近的听觉神经纤维生成动作电位。听觉神经纤维从位于螺旋神经节中的细胞体分叉，螺旋神经节位于耳蜗轴中，在鼓阶的内壁附近。流过容积导体如组织和流体的电流的密度趋于在电极触头附近最高，电极触头是此电流的源。结果，一个触头部位处的刺激趋于有选择地触动最接近此触头部位的那些螺旋神经节细胞及其听觉神经纤维。

图1为示出具有耳蜗植入物(300)的耳蜗植入系统(100)的一个示范性视图的示图，其中电极阵列(195)通过手术置入患者的听觉系统内。通常，声音进入外耳或耳廓(110)，且引导到听管(120)中，在该处，声波振动鼓膜(130)。鼓膜的运动放大，且经由听骨链(140)传输，听骨链(140)由中耳中的三个骨构成。听骨链(140)的第三骨(镫骨(145))接触耳蜗(150)的外表面，且引起耳蜗内的流体移动。耳蜗听毛细胞响应于耳蜗(150)中的流体引起的振动，且触发神经电信号，该信号由听觉神经(160)从耳蜗传导到听觉皮层。

如上文所述，耳蜗植入物(300)是手术植入的电子装置，其向极度耳聋或听力严重困难的人提供声音感测。在一些情况中，耳聋由耳蜗中的听毛细胞的缺少或受损引起，即，感觉神经性听觉损失。在缺少适当起作用的听毛细胞的情况下，听觉神经脉冲不可直接地由环境声音生成。因此，放大外部声波的常规助听器并未向含有完全感测神经性听觉损失的人提供好处。

如上文所述，耳蜗植入物(300)并未放大声音，而是通过以表示环境声学声音的电脉冲直接刺激听觉神经(160)来工作。耳蜗假体通常涉及将电极植入耳蜗中。耳蜗植入物通过听觉神经细胞的直接电刺激来操作，绕过了有缺陷的耳蜗听毛细胞，耳蜗听毛细胞一般将声能转换成电能。

耳蜗植入系统的外部构件(200)可包括耳后(BTE)单元(175)，其包含声音处理器，且具有麦克风(170)、线缆(177)和发射器(180)。麦克风(170)从环境拾取声音，且将其转换成电脉冲。BTE单元(175)内的声音处理器有选择地过滤和操纵电脉冲，且将经处理的电信号经由线缆(177)发送至发射器(180)。发射器(180)从处理器接收经处理的电信号，且通过电磁传输来将它们传输至植入的天线(187)。在一些耳蜗植入系统中，发射器(180)由与下面的天线(187)的中心中的磁铁的磁性交互来保持就位。

耳蜗植入物(300)的构件包括内部处理器(185)、天线(187)和端接于电极阵列(195)中的耳蜗引线(190)。内部处理器(185)和天线(187)固定在使用者的皮肤下方，通常在耳廓(110)的上方和后方。天线(187)从发射器(180)接收信号和功率。内部处理器(185)接收这些信号，且在信号上执行一个或多个操作来生成经改变的信号。这些经改变的信号然后沿穿过耳蜗引线(190)的多个专用线发送。这些线独立地连接到电极阵列(195)中的电极上。电极阵列(195)植入耳蜗(150)内，且向听觉神经(160)提供电刺激。

耳蜗植入物(300)根据由麦克风(170)探测到的频率刺激耳蜗(150)的不同部分，正如正常起作用的耳将取决于耳蜗(150)内的液体的声音振动的频率在耳蜗的不同部分处经历刺激那样。这允许大脑转译声音的频率，如同基膜的听毛细胞正确起作用那样。

图2为示出耳蜗植入系统的一个实例的外部构件(200)的更详细视图的示范性示图。耳蜗植入系统的外部构件(200)包括BTE单元(175)，其包括麦克风(170)、耳钩(210)、声音处理器(220)和可再充电的电池组(230)。麦克风(170)从环境拾取声音，且将其转换成电脉冲。如上文所述，声音处理器(220)有选择地过滤和操纵电脉冲，且将经处理的电信号经由线缆(177)发送至发射器(180)。多个控制器(240,245)调整处理器(220)的操作。这些控制器可包括音量开关(240)和程序选择开关(245)。发射器(180)从处理器(220)接收经处理的电信号，且将这些电信号和功率从电池组(230)通过电磁传输来传输至耳蜗植入物。

图3为示出耳蜗植入物(300)的一个实例的示范性示图，其包括内部处理器(185)、天线(187)，以及具有电极阵列(195)的耳蜗引线(190)。如图1中所示，耳蜗植入物(300)手术植入，使得电极阵列(195)在耳蜗内部。内部处理器(185)和天线(187)固定到使用者的皮肤下方，通常在耳廓(110，图1)的上方和后方，其中耳蜗引线(190)将内部处理器(185)连接到耳蜗内的电极阵列(195)上。如上文所述，天线(187)接收来自发射器(180)的信号，且将信号发送至内部处理器(185)。内部处理器(185)改变信号，且将它们沿适合的线传递来触动电极阵列(195)内的一个或多个电极。这向使用者提供了感测输入，其代表由麦克风(170)感测到的外部声波。

图4为耳蜗(150)的局部断面透视图，示出了插入耳蜗(150)中的示范性电极阵列(195)。耳蜗的主要结构是中空的螺旋卷绕的管状骨，其类似于鹦鹉螺。卷绕的管穿过其大部分长度分成三个流体填充的空间(阶)。前庭阶(410)由赖斯纳膜(415)与中阶(430)隔开，且位于其上方。鼓阶(420)由基膜(425)与中阶(430)隔开，且位于其下方。典型的人类耳蜗包括其各种构成通道的大约两圈半螺旋。耳蜗引线(190)插入一个阶(通常是鼓阶(420))中，以使独立电极紧邻音质组织神经。

示范性耳蜗引线(190)包括引线本体(445)。引线本体(445)将电极阵列(195)连接到内部处理器(185，图3)上。多个线(455)穿过引线本体(445)来将电信号从内部处理器(185，图3)传至电极阵列(195)。根据一个示范性实例，电极阵列(195)与引线本体(445)的接合处是模制的硅橡胶结构(450)。结构(450)可用于多种功能，包括但不限于提供可由插入工具抓住的结构，提供耳蜗引线(190)插入多远的视觉指示，以及将电极阵列(195)固定到耳蜗内。

传导电信号的线(455)连接到电极阵列(195)内的电极(465,470)上。例如，对应于低频声音的电信号可经由第一线传输至电极阵列(195)的末梢(440)附近的电极。对应于高频声音的电信号可由第二线传输至电极阵列(195)的基部附近的电极(465)。根据一个示范性实例，电极阵列(195)内的各个电极中可存在一条线(455)。内部处理器(185,图3)然后可控制由各个电极独立地生成的电场。例如，一个电极可指定为地电极。其余电极然后可生成电场，其对应于声音的各种频率。此外或作为备选，相邻的电极可配对，其中一个电极用作地极，且另一电极受主动驱动来产生期望的电场。

根据一个示范性实例，线(455)和电极(470)的部分包围在柔性本体(475)中。柔性本体(475)可由多种生物相容的材料形成，包括但不限于医用级别的硅橡胶。柔性本体(475)固定和保护线(455)和电极(465,470)。柔性本体(475)允许电极阵列(195)弯曲且符合耳蜗的几何形状。

图5为呈现出至耳蜗组织的高电荷传递的材料的示图。该材料形成到系在一起的成组的电极垫(516)中，且附接到下面的牺牲性基底(502)上。如说明书和所附权利要求中使用的用语"形成"包括较宽种类的减、加或变形处理，包括但不限于材料的机械除去、激光切割、放电加工(EDM)、光刻技术和蚀刻、电子束加工、磨料流加工、铸造、挤制、冲压、压痕、模制和其它适合的工艺。根据一个示范性实例，多个大体上矩形的电极垫(512)沿成型的高电荷传递材料的中心形成。电极垫(512)可具有多个其它形状，包括但不限于圆形、椭圆形、正方形或梯形。此外，电极垫的形状和尺寸可在整个系在一起的组(516)中变化。在一些实例中，可能期望的是将板形成为具有至少一些三维曲率的形状。

各个电极垫(512)由两条系绳(506)系到轨道(504)上。如说明书和所附权利要求中使用的那样，用语"系"是指电极与将电极与其它电极保持成固定空间关系的结构之间的连接。通常，系绳(506)具有相比于电极垫(512)相对较小的截面，且连接电极垫(512)的周边和轨道(504)。系绳(506)可保持电极垫(512)刚性就位，以完全固定电极间距，或半刚性就位，使得它们接近其最终间距，且可放到对准固定装置中来调整最终间距。在一个实例中，系绳宽度在50到250微米之间，且系绳长度在100到500微米之间。根据一个示范性实例，电极垫(512)和系绳(506)由高电荷传递材料的单个板形成。

高电荷传递材料可使用多个技术确定成型，包括但不限于短脉冲激光微加工技术。如说明书和所附权利要求中使用那样，用语"短脉冲"意思是小于纳秒的脉冲，如，在飞秒到几百皮秒的范围中。可使用多种激光器。例如，很短的脉冲激光器加工可使用皮秒激光器在UV、可见光或IR波长下执行。这些很短的脉冲激光器相比于较长的脉冲激光器提供了优异的微加工。很短的脉冲激光器烧蚀材料的部分，而不会将热显著传递至周围区域。这允许了很短的脉冲激光器加工细微的细节，且将未烧蚀的材料留在基本上其原始状态。

成组(516)的系在一起的电极垫(512)固定到牺牲性基底(502)上。根据一个示范性实例，牺牲性基底(502)可为铁条，其大致为电极垫(512)的宽度，且至少与系在一起的成组(516)的电极垫一样长。系在一起的成组(516)电极垫可以以多种方式附接到牺牲性基底(502)上，包括电阻焊接或激光焊接。一个或多个焊接接头(508)可针对各个电极垫(512)制成。电极垫(512)的间距最初由系绳(506)保持。系绳(506)在焊缝(508)形成之后切断。根据一个示范性实例，系绳(506)在虚线(514)处或附近切断。在系绳(506)切断之后，铁条(502)保持期望的电极垫(512)的间距和定向。

图6为具有侧翼(513)的示范性系在一起的成组(500)的电极组件支承结构的示图，侧翼(513)由柔性导电材料加工成。如说明书和所附权利要求中使用那样，用语"柔性材料"或"柔性导电材料"是指具有20到1000微米的厚度的材料，其可在大于90度的角度下褶皱或折叠，而没有显著的开裂或褶皱或折叠处的其它故障。例如，根据该定义，一些铂和铂合金为柔性材料。根据一个示范性实例，具有侧翼(525)的系在一起的成组(500)的电极组件支承结构(513)使用短脉冲激光加工来由铂或铂合金箔片加工。例如，片材可具有20到50微米厚的铂或铂合金(如，具有达到20%的铱的铂/铱)。

如上文所述，在系绳(506,图5)从电极垫(512,图5)切断时，电极垫保持紧固到牺牲性基底(502)上。系在一起的成组(500)的支承结构在电极垫上对准，以便基部(520)在各个电极垫(512，图5)上。下面的电极垫的位置由虚线(522)示出。多种方法可用于将系在一起的成组(500)支承结构连接到电极垫(512)上，包括电阻或激光点焊。

虚线梯形示出了翼部分(525)，其将折叠来容纳线。翼(525)可具有若干附加结构，如孔(515)。根据一个示范性实例，在随后的加工步骤期间，流体基质如液体硅橡胶注入模具中，模具容纳电极和其相关联的线。流体基质流过孔(515)，且然后固化来形成柔性本体。孔(515)提供封闭的几何形状，经由其，流体基质可抓住电极组件。

第二虚线矩形划出瓣片(530)，其将折叠到线上，且被焊接来将其机械地固定到电极上。该线将电能提供至电极。支承结构(513)沿轨道(505)的间距(535)匹配下面的电极垫(512,图5)的节距。电极垫(512,图5)和支承结构(513)的节距也是最终电极阵列中的整个电极组件的节距。

一个或多个焊缝(524)制作成将各个支承结构(513)连结到下面的电极垫(512,图5)上。硅树脂或其它生物相容绝缘材料的薄涂层可沉积在电极和翼的内表面上，且固化。该硅树脂层提供线与电极之间的顺应性且电绝缘的层。硅树脂层可防止线的机械磨损和/或电短路。根据一个示范性实例，线也可独立地绝缘。例如，线可由聚对二甲苯涂层独立地绝缘。系绳(510)然后切断，且系绳和轨道(505)除去。

图7A为复合电极组件(700)的另一个示范性实例的透视图，其包括一体的线载体和焊接在折叠的支承结构的底部上的电极垫(512)。为了图示清楚，线在图8A中未示出。如上文所述，瓣片(530)折叠在与该复合电极组件(700)相关联的线上，且焊接成将其电固定且机械地固定就位。翼(525)折叠来将固定用于更远侧的电极的线，且形成线束，线束沿电极阵列传递回耳蜗引线，且至内部处理器。电极垫(512)在折叠的支承结构(530)的下侧(520)上。电极垫(512)未由柔性本体覆盖，且随后暴露于身体组织和耳蜗内的流体。电极垫(512)的活化表面将电荷从连接的线传递至组织。如上文所述，电极垫(512)可由多种材料形成。根据一个示范性实例，电极垫(512)具有在其外表面上的活化的氧化铱层。活化的氧化铱层可具有大约3到7mC/cm²的电荷传递能力。该电荷传递显著大于光滑的铂表面，光滑的铂表面通常具有大约1mC/cm²的电荷传递能力。传递的电荷产生穿过周围组织的电场，从而刺激相邻的听觉神经。

图7B为图7A中所示的复合电极组件(700)的截面视图。线(710)的截面在由翼(525)容纳的线束(805)中示出。如上文所述，该线束(805)穿过电极阵列(195,图3)的整个长度；然而，束内的各个独立的线终止于其焊接的电极处。

图7C为复合电极组件(900)的不同实例的截面视图。在图7A和7B中，翼折叠，以便所得的线载体为三角形。然而，翼也可折叠来产生如图7C中所示的矩形线载体(904)。如同其它实例那样，线(910)由线载体(904)保持。图7C也示出了部分地嵌入构成引线本体的柔性材料(915)中的线载体(904)。

单条引线可包括如图7B中所示的三角形和如图7C中所示矩形的一些线载体。不同的线载体形状可良好适于沿引线的不同位置。

在植入期间和在耳蜗引线的操作期间，耳蜗引线不围绕其纵轴线扭转是有利的。在各种实例中，此扭转可使电极位移，引起组织破坏，且将非期望的扭转应力施加到其引线上。扭转还可将电极触头定向成远离待刺激的神经元。因此，各种原理和实例在下文中描述成用于形成耳蜗引线，其抵抗围绕其纵轴线的扭转，该纵轴线限定为沿耳蜗引线的中心纵向延伸的线。

如下文更详细所述，构造成从耳蜗内刺激听觉神经的耳蜗引线的电极组件包括传导性支承结构，其用于支承电极，且具有两个翼，翼朝彼此折叠来形成用于耳蜗引线的线束的线载体。至少一个翼具有从该翼在沿耳蜗引线的纵轴线的方向延伸的至少一个凸片，以阻止耳蜗引线的扭转。

本说明书还描述了具有柔性引线本体的耳蜗引线；且多个电极组件部分地嵌入柔性本体中，多个电极组件构造成从耳蜗内刺激听觉神经。至少一个电极组件包括传导性支承结构，其用于支承电极，且具有至少两个翼，翼朝彼此折叠来形成线束保持在其中的线载体。并非所有电极组件都需要包括翼。

如本文使用的"线"大体上是指用于传送电信号的任何传导线。在各种实例中，线可为直的，具有锯齿形状，与其它线螺旋卷绕，与其它线编织，独立地绝缘或不绝缘，为单一材料或不是，有包皮或没有。至少一条线沿柔性引线本体电连接到各个电极组件上。至少一个翼具有从该翼在沿柔性引线本体的纵轴线的方向延伸的凸片，以阻止柔性引线本体的扭转。

此外，本说明书描述了形成耳蜗引线的方法，包括沿柔性引线本体形成多个电极组件，多个电极组件构造成从耳蜗内刺激听觉神经。形成各个电极组件包括形成具有基部和从基部延伸的两个翼的传导性支承结构，至少一个翼包括从该翼沿柔性引线本体的纵轴线延伸的凸片，以阻止柔性引线本体的扭转；以及朝彼此折叠两个翼来形成线载体，线束保持在线载体中，各条线沿柔性引线本体连接到相应的电极组件上。

类似于图6，图8示出了具有侧翼(525)的示范性系在一起的成组(800)的电极组件支承结构(550)的示图，侧翼(525)由柔性导电材料加工成。不同于图6中的成组的带翼的支承结构，图8中的支承结构包括两个侧翼和从翼(525)延伸的至少一个凸片(801)。至少一个凸片(801)沿组(800)的纵轴线且最终沿耳蜗引线的纵轴线纵向地延伸。

如上文所述，在植入期间和在操作期间，耳蜗引线不围绕其纵轴线扭转是有利的。在各种实例中，此扭转可使电极位移，引起组织破坏，且将非期望的扭转应力施加到其引线上。结果，如果图8中所示，一个或多个凸片(801)加至电极组件结构的翼(525)上。如下文将所示，这些凸片在电极组件中提供了增大刚性且抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转的结构。

图9为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的一个示范性实例的透视图。如上文所述，瓣片(530)折叠在与该复合电极组件相关联的线上，且焊接成将其电固定且机械地固定就位。翼(525)折叠来将固定用于更远侧的电极的线，且形成线束，线束沿电极阵列传递回耳蜗引线，且至内部处理器。(见图7B)。

电极垫在支承结构(550)的下侧(520)上。电极垫未由柔性本体覆盖，且随后暴露于身体组织和耳蜗内的流体。电极垫的活化表面将电荷从连接的线传递至组织。

如上文所述，凸片(801)从翼(525)沿耳蜗引线的纵向方向延伸。该凸片(801)或多种构造中的多个此凸片提高了植入期间和使用期间的耳蜗引线的抗扭转。

图10为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。在该实例中，支承结构(552)包括如前一实例中那样的相对的侧翼(525)。然而，各个翼均具有凸片(802)，两个翼(525)上的凸片(802)沿相反方向延伸。因此，传导性支承结构的两个翼分别包括从该翼在沿耳蜗引线的纵轴线的方向上延伸的凸片。凸片未在纵轴线上，但沿纵轴线延伸。

在图10中，显示相同类型的第二支承结构，以示出连续电极组件可如何沿耳蜗引线放置。凸片(802)可抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线(560)的扭转。

图11为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。在该实例中，支承结构(553)包括如前一实例中那样的相对的侧翼(525)。然而，各个翼均具有凸片(803)，两个翼(525)上的凸片(803)沿相同方向延伸。

在图11中，显示相同类型的第二支承结构，以示出连续电极组件可如何沿耳蜗引线放置。凸片(803)可抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转。

图12为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。在该实例中，支承结构(554)包括如前一实例中那样的相对的侧翼(525)。然而，各个翼均具有两个凸片(804)。对于该支承结构(554)的翼(525)上的全部四个凸片(804)，各个翼(525)上的凸片(804)沿相反方向延伸。.

在图12中，显示相同类型的第二支承结构，以示出连续电极组件可如何沿耳蜗引线放置。凸片(804)可抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转。

图13为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。在该实例中，支承结构(555)包括如前一实例中那样的相对的侧翼(525)。然而，仅一个翼具有凸片(805)。翼(525)上的凸片(805)沿相反方向延伸。

在图13中，显示相同类型的第二支承结构，以示出连续电极组件可如何沿耳蜗引线放置。如图所示，具有凸片(805)的翼(525)可在成排的支承结构(55)的交替侧上。凸片(805)可抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转。

因此，对于图12和13中所示的实例，至少一个翼具有从该翼在沿柔性引线本体的纵轴线的相反方向延伸的两个凸片，以阻止柔性引线本体的扭转。另一个翼也可具有一个或多个凸片，或可没有凸片。

图14为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的另一个示范性实例的顶视图。在该实例中，支承结构(556)包括如前一实例中那样的相对的侧翼(525)。各个翼均具有凸片(806,807)。然而，凸片(806,807)为不同形状，且指向相反方向。如图所示，一个侧翼(525)上的凸片(806)具有渐缩形状，沿远离其设置在其上的侧翼的方向变窄至圆形末梢。相对的侧翼上的凸片(807)沿相反方向延伸，且沿远离其设置在其上的侧翼的方向宽度扩张至圆形球状物。

在图14中，显示相同类型的第二支承结构，以示出连续电极组件可如何沿耳蜗引线放置。如图所示，具有渐缩凸片(806)的翼(525)在纵轴线的共同侧上，具有扩张且球状凸片(807)的翼一起在纵轴线的相对侧上。如在所有其它实例中那样，凸片(806,807)将抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转。

图15为根据本文所述的原理的一个实例的具有抵抗扭转的一体的线载体的复合电极组件的一个示范性实例的透视图。图15中所示的视图类似于图9中的。瓣片(530)折叠在与该复合电极组件相关联的线上，且焊接成将该线电固定且机械地固定就位。翼(525)折叠来将固定用于更远侧的电极的线，且形成线束，线束沿电极阵列传递回耳蜗引线，且至内部处理器。(见图7B)。

电极垫在支承结构(550)的下侧(520)上。电极垫未由柔性本体覆盖，且随后暴露于身体组织和耳蜗内的流体。电极垫的活化表面将电荷从连接的线传递至组织。

凸片(808)从翼(525)沿耳蜗引线的纵向方向延伸。该凸片(808)包括副凸片(809)，其从主凸片(808)延伸。如图15中所示，该副凸片(809)折叠到与其连接的翼相对的翼(525)的平面中。这延伸了由支承结构(558)形成的线载体的长度，在线穿过翼(525)之间之前，凸片(808,809)在三角形线承载通路的两侧上。如在所有其它实例中那样，凸片(808)和副凸片(809)将抵抗耳蜗引线围绕其纵轴线的扭转。

图16为示出根据本文所述的原理的一个实例的用于形成耳蜗电极阵列中的电极的一个示范性方法的流程图。如图所示，该方法(161)包括形成(162)传导性支承结构，其具有基部和从基部延伸的两个翼，至少一个翼具有从该翼沿柔性引线本体的纵轴线延伸的凸片，以阻止柔性引线本体的扭转。该方法然后包括使两个翼朝彼此折叠(163)，以形成线载体，线束保持在线载体中，各条线沿柔性引线本体连接到相应的电极组件上。

先前的描述仅呈现为示出和描述实例和所述原理的实例。该描述不旨在为彻底的或将这些原理限于公开的任何精确形式。鉴于以上教导内容，许多改型和变型是可能的。