可植入电极阵列的制作方法

本发明涉及可植入电极阵列。更具体地，本发明涉及用于耳蜗植入件的可植入电极阵列。

背景技术：

人类的听觉感知涉及使用耳蜗中的毛细胞，其将声学信号转换或变换为听觉神经脉冲。可能因许多不同原因引起的听力损失通常为两种类型：传导性和感觉神经性。传导性听力损失在用于声音到达耳蜗中的毛细胞的正常机械通路被阻碍时出现。这些声音通路例如可能因听小骨损伤而被阻碍。传导性听力损失通常可通过使用传统的助听器得以克服，其放大声音使得声学信号可到达耳蜗内的毛细胞。一些类型的传导性听力损失也可通过手术进行治疗。

另一方面，感觉神经性听力损失因耳蜗中的毛细胞没有或破坏而引起，毛细胞对于将声学信号变换为听觉神经脉冲是必需的。遭受神经性听力损失的人可能不能从传统的助听器系统得到明显的好处，无论声学刺激有多强。这是因为用于将声能变换为听觉神经脉冲的机制已被损坏。因而，在不存在适当机能的毛细胞的情形下，听觉神经脉冲不能直接从声音产生。

为克服神经性听力损失，已开发多种不同的听觉假体系统(如耳蜗植入件(ci)系统)。听觉假体系统通过将电刺激直接呈现给听觉神经纤维而绕过耳蜗中的毛细胞。听觉神经纤维的直接刺激导致声音在大脑中的感知及听觉功能的至少部分恢复。

为有助于听觉神经纤维的直接刺激，其上设置有电极阵列的引线可植入在患者的耳蜗中，电极被分布在多个不同的耳蜗内位置。电极阵列连接到可植入刺激器单元，其产生用于传给电极的电信号。刺激器单元在工作时进而连接到信号处理单元，其还包含用于从环境接收音频信号的传声器，信号处理单元用于处理这些信号以产生针对刺激器的控制信号。通常，在实践中，信号处理单元位于患者外部，及刺激器被植入在患者体内，通常在或者颅骨上及周围组织下面靠近乳突。处理器和刺激器可通过多种不同的无线装置通信，包括通过射频链路。

电极形成多个刺激通道，每一通道与被分配的频率范围有关，电刺激脉冲通过其可被直接施加到耳蜗内的听觉神经。之后，音频信号可通过变换为多个电刺激脉冲并经一个或多个电极将这些刺激脉冲直接施加到耳蜗内的听觉神经而呈现给患者。

由于电极阵列通常通过手术植入到受体耳蜗的鼓阶内，阵列的尺寸及其插入方式必须避免损伤耳蜗的敏感结构。耳蜗的尺寸和螺旋形状也限制用作耳蜗植入件的一部分的任何阵列的尺寸(尤其是直径)和刚性。

在现有设计中，这已限制可被包含在阵列内的导电电极的数量，主要由于强加在可通过阵列延伸到电极的导线数量上的限制。传统的电极阵列设计已要求一根或多根导线连接到每一电极，这样，对于例如具有22个电极的阵列，所需要的导线的最小数量将为22。随着纯音区域(tonotopic)性质及耳蜗行为的理解增加，现在已认识到在耳蜗内提供增加数量的刺激电极以刺激耳蜗内的更多离散位置的好处。例如，增加电极数量可提供所分配的频率范围中的粒度和/或增加跨不同电极的总频率范围。同样，在双侧耳蜗植入件系统中，增加电极数量可使能增加声源定位的效果及空间上分开的多个声音的语音感知。

然而，已证明增加导线数量结合增加的电极数量不可接受地增加阵列的尺寸和刚性。为保持总尺寸不变，仅减小导线的直径导致引线电阻不可接受地减小。因此，这种对引线数量因而电极数量的限制使得可通过电极阵列施加到听觉神经的电刺激的规模和类型均受限。

技术实现要素：

本发明提供一种针对现有技术问题的解决方案，其使能增加耳蜗植入件的电极阵列的电极数量，同时仍然提供具有使能插入到患者耳蜗内的尺寸的阵列。

根据本发明的一方面，可植入电极阵列包括：

柔性不导电托架；

设置有多个电痕(轨道)的柔性不导电衬底；其中

所述多个电痕中的至少两个沿柔性衬底延伸不同的长度，及多个电痕中的每一个物理及电连接到多个电极触片(触点)中的相应电极触片；及

柔性衬底不可移动地并沿柔性托架的长度连接到柔性托架。

可植入电极阵列包括柔性不导电托架。该托架可优选用硅酮制成。该托架可用另一生物适合柔性材料制成。

柔性不导电托架的至少一部分沿电极阵列的长度具有圆柱形几何形状在插入电极阵列期间有利。

柔性不导电衬底设置有多个电痕。电痕可由金制成。柔性不导电衬底可由使所述衬底具有小厚度和低机械刚性的材料制成。这样的材料可选自下组：帕利灵-c(parylene-c)、或聚酰亚胺、聚二甲基硅氧烷(pdms-硅酮)、液晶聚合物(lcp)、聚醚醚酮(peek)或聚酯酰亚胺(pei)。

多个电痕中的至少两个沿柔性衬底延伸不同的长度。多个电痕中的每一个物理及电连接到多个电极触片的相应电极触片。电极触片可用不同的生物适合材料制成，如铂-铱、金、氧化铱、石墨烯、或生物适合传导塑料如pedot-pss。每一电极触片可被卷绕在柔性托架周围及在卷绕状态时不可移动地连接/附着在柔性托架上。

柔性衬底不可移动地沿柔性托架的长度附着到柔性托架。这可使用不同的已知技术实现，例如胶粘或直接二次成型。

电痕附着到托架，电极绕其卷绕的托架在其本身内不包括导线。因此，根据本发明的电极阵列中的托架相较于包括导线的现有技术电极阵列可被制得更薄和更柔软。

根据本发明的另一方面，多个电极触片至少部分卷绕在柔性托架周围以形成沿柔性托架的长度间隔开的多个电极。

藉此，可能将多个电极触片设置为在卷绕状态时绕柔性托架的电极。这使能提供具有大电接触面积的大电极触片。

根据又一方面，多个电痕沿柔性不导电衬底的宽度间隔开。藉此，相较于同样大小的现有技术电极阵列，可能提供具有更大数量的通道的多个电极。

根据另一方面，柔性不导电衬底包括纵向至少实质上平面表面及多个电痕设置在平面表面上方。藉此，可能从平坦且简单的柔性衬底开始，获得3d结构的电极阵列，相较于现有技术电极阵列具有更大的电极面积。

根据本发明的另一方面，多个电痕用绝缘材料覆盖。

藉此，可能将电痕设置在彼此上面。

根据本发明的又一方面，电极触片的柔性使电极触片能至少部分卷绕在柔性托架周围。

藉此，可能沿柔性托架的外周设置电极触片。

根据本发明的另一方面，多个电极触片中的每一个的长度和/或柔性根据多个电极触片中的每一个至少部分绕其卷绕的柔性托架的一段的外周进行调整。

藉此，可能提供一种电极阵列，其中电极触片沿多个电极触片中的每一个至少部分绕其卷绕的柔性托架的一段的外周的预定部分延伸。

术语“根据……进行调整”意为，多个电极触片中的每一个的长度按使得电极触片可至少部分绕柔性托架的一段的外周卷绕的方式进行选择。

在根据本发明的一实施例中，电极触片沿柔性托架的一段的外周的50％、55％、60％、65％、70％、75％、80％、85％、90％、95％或100％延伸，各个电极触片绕其卷绕。

根据本发明的另一方面，柔性托架为没有中空段的实心体，或者为其中至少沿柔性衬底的长度未设置有任何部件的中空段，柔性衬底不可移动地附着到柔性托架。

使电极阵列具有包括没有中空段的实心体的柔性托架使能获得更强的电极阵列。使中空段没有任何部件设置在其中使能获得非常柔软的电极阵列。

在实施例中，柔性托架可包括多段，使得至少一段包括没有中空段的实心体及至少另一段包括其中至少沿柔性衬底的长度未设置有任何部件的中空体，其中柔性衬底不可移动地附着到柔性托架。这使能获得适合所期望的强度和柔性的电极阵列。在具体实施例中，柔性托架可包括多段，使得至少一段为没有中空段的实心体及至少另一段为其中至少沿柔性衬底的长度未设置有任何部件的中空体，其中柔性衬底不可移动地附着到柔性托架，及包括实心体的至少一段与包括中空体的至少另一段交替地定位，即实心体之后为中空体，之后又为实心体，依此类推。

根据本发明的再一方面，多个电痕设置在柔性衬底的表面上。

根据本发明的另一方面，多个电极触片中的至少一电极触片包括至少一不导电分割件，其将至少一电极触片分为至少两个电极部分。

藉此，可能提供多极电极。

根据本发明的另一方面，可植入电极阵列包括多个衬底，每一衬底包括多个电痕，其中多个电痕中的每一电痕物理及电连接到由多个衬底的相应柔性衬底包括的多个电极触片中的相应电极触片，多个衬底中的每一柔性衬底沿柔性托架的长度不可移动地附着到柔性托架使得多个衬底彼此间隔开，及多个电极触片至少部分绕柔性托架卷绕以形成沿柔性托架的长度彼此间隔开的多个电极。

根据本发明的另一方面，柔性衬底的弯曲弹性模量小于5gpa，优选小于3-4gpa。藉此，可能提供足够柔软以容易插入到耳蜗内的电极阵列。

根据本发明的另一方面，电极触片的宽度小于0.3mm，优选小于0.15-0.25mm如0.2mm。藉此，可能提供容易插入到耳蜗内的电极阵列。

根据本发明的另一方面，电极触片的厚度小于0.15mm，优选小于0.04-0.06mm如0.05mm。

根据本发明的又一方面，所述托架的厚度小于0.15mm，优选小于0.04-0.06mm如0.05mm。

根据一实施例，电极触片的厚度(t)与电痕的厚度相同。

根据本发明的可植入医疗设备包括配置成连接到根据本发明的电极阵列的可植入刺激器。

根据本发明的一方面，所述设备为耳蜗植入系统。

根据一实施例，公开了一种方法。该用于制造电极阵列的方法包括：

在柔性不导电衬底上提供多个电痕；

使得多个电痕中的至少两个沿柔性衬底的长度延伸不同长度，使得多个电痕中的每一个物理及电连接到多个电极触片中的相应电极触片；

将柔性衬底沿柔性不导电托架的长度不可移动地附着到柔性不导电托架；

使用多个电痕将电极触片连接到连接区域，连接区域电连接到刺激器单元；及

绕柔性不导电托架卷绕多个电极触片以形成电极。

根据本发明的一方面，电极阵列包括：

柔性不导电托架；

配置成电连接到刺激器的连接区域；

设置有多个电极的活性区；及

使电极和连接区域电连接的多个电痕，所述电极由绕柔性不导电托架卷绕的柔性电触片形成。

根据本发明的另一方面，柔性不导电托架的截面为圆形或椭圆形。

根据本发明的又一方面，电触片在卷绕状态时为c形或o形并绕柔性不导电托架的/截面圆周延伸。

根据本发明的另一方面，电痕沿柔性衬底的长度延伸。

根据本发明的又一方面，柔性衬底用硅酮制成。

根据本发明的另一方面，柔性衬底可由聚酰亚胺制成，电痕可由金制成，及电触片可由金属材料优选金属如金或铂制成。

根据本发明的另一方面，电触片可被涂覆有机材料如聚(3,4-乙烯二氧噻吩)(pedot)或氧化铱，因而提供更低的阻抗、更低的刺激阈值、更高的灵敏度、更高的电荷密度。

根据本发明的另一方面，电极阵列包括多个平行的电痕，其中相邻的电痕沿衬底的宽度彼此间隔开。

根据本发明的又一方面，电痕实质上彼此均匀间隔开。

根据本发明的再一方面，电极彼此均匀间隔开。根据一实施例，电极沿衬底的长度非均匀地间隔开。例如，相继电极之间的距离随着距电极阵列尖端的距离增加而逐渐增大。

根据本发明的另一方面，电痕附着到柔性衬底的外表面，优选借助于粘合剂，例如包括硅酮和另一生物适合柔性材料。

根据本发明的又一方面，电触片附着到柔性衬底的外表面，优选借助于粘合剂，例如包括硅酮和另一生物适合柔性材料。

根据本发明的另一方面，电极阵列包括上层电痕和下层电痕，其中上层电痕和下层电痕优选平行于彼此延伸，其中电触片的第一部分电连接到上层电痕，及其中电触片的其余部分电连接到下层电痕。

根据本发明的又一方面，电触片的第一部分具有第一尺寸(长度或直径)，其中电触片的其余部分具有另一更小的尺寸(长度或直径)。

根据本发明的另一方面，电触片的尺寸(长度或直径)朝向电极阵列的远部(较靠近尖端)逐渐减小。柔性衬底可具有朝向电极阵列的远部逐渐变窄的锥形。

根据本发明的又一方面，电触片的宽度朝向电极阵列的远部(较靠近尖端)逐渐减小。柔性衬底可具有锥形，朝向电极阵列的远部逐渐变窄。

根据本发明的另一方面，相邻电触片之间的距离朝向电极阵列的远部(较靠近尖端)逐渐减小。柔性衬底可具有锥形，朝向电极阵列的远部逐渐变窄。

根据本发明的又一方面，电极阵列包括多个多极电极，每一多极电极包括几个电极。

根据本发明的另一方面，电极阵列包括由托架周围的多个电触片包皮形成的多个电极。电极数量可在10-30之间，优选12-28个电极，如14-26个电极。显然，电极的数量可变化。

根据本发明的一方面，公开了耳蜗植入系统。该耳蜗植入系统包括包含传声器或传声器阵列的声音处理器。传声器或传声器阵列配置成接收声音并响应于接收到的声音产生传声器信号。声音处理器还配置成处理传声器信号并产生处理后的信号。

在包括外部声音处理器的实施例中，声音处理器配置成位于耳蜗植入系统的用户的耳朵处或者附近并经电磁连接器与可植入刺激器通信连接，可植入刺激器配置成根据处理后的传声器信号产生刺激脉冲。耳蜗植入系统还可包括先前公开的电极阵列。电极阵列配置成插入到用户的鼓阶内并使用通过绕托架卷绕的电极触片形成的电极传送刺激脉冲。

在包括可植入声音处理器的另一实施例中，该声音处理器配置成还用作刺激器并产生刺激脉冲。耳蜗植入系统还可包括先前公开的电极阵列。电极阵列配置成插入到用户的鼓阶内并使用通过绕托架卷绕的电极触片形成的电极传送刺激脉冲。

附图说明

本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了提高对权利要求的理解的细节，而省略其他细节。同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：

图1a为现有技术耳蜗植入电极阵列的侧视图。

图1b为图1a中所示的现有技术耳蜗植入电极阵列的中央部分的特写图。

图1c为耳蜗植入件系统和连接到其的外部声音处理器的示意图。

图2a为可植入电极阵列的示意图。

图2b为可植入电极阵列的透视侧视图。

图3a示出了可植入电极阵列的截面，其示出了电痕。

图3b示出了多层可植入电极阵列的截面，其示出了电痕。

图3c示出了多层可植入电极阵列的截面，其示出了电痕。

图4a为处于第一配置的可植入电极阵列的一部分的侧视图。

图4b为图4a中所示的可植入电极阵列处于另一配置时的侧视图。

图4c为图4b所示的可植入电极阵列的透视图。

图5a为可植入电极阵列的侧视图。

图5b为图5a中所示的可植入电极阵列的透视图。

图6a为处于弯曲配置的可植入电极阵列的截面图。

图6b为处于弯曲配置的另一可植入电极阵列的截面图。

图7a为具有非均匀分布的电极的可植入电极阵列的侧视图，电极具有不同的物理尺寸。

图7b为图7a中所示的可植入电极阵列的多极电极的特写图。

图7c为图7a中所示的可植入电极阵列的另一多极电极的特写图。

具体实施方式

下面结合附图提出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、模块、部件、步骤、处理等(统称为“元素”)进行描述。根据具体应用、设计限制或其它原因，这些元素可使用不同于本申请中公开的元素实施。

图1a示出了现有技术耳蜗植入电极阵列102的侧视图，其包括连接区域104和活性区106。图1b示出了图1a中所示的现有技术耳蜗植入电极阵列102的中央部分的特写图，而图1c示出了耳蜗植入系统44及连接到其的外部声音处理器50的示意图。

引线110延伸穿过连接区域104并借助于形成活性区的圆柱形几何结构内包含的多根连接导线(未示出)电连接到活性区106，连接导线将每一电极如108/108’连接到连接区域。引线110配置成借助于引线48电连接到耳蜗刺激器22，因而在电极与刺激器之间提供电连接。

如图1c中所示，连接区域104必须被设置在中耳与耳蜗42之间。因此，连接区域104必须抵抗手术期间用微型镊子进行的处理及抵抗因手术引起的骨头生长。两个硅酮环112、112’被提供在连接区域104中以有助于将电极阵列102插入到耳蜗42内。外科医生在将电极阵列插入到耳蜗内期间可用工具(叉子)的尖细齿推动硅酮环112、112’。当电极阵列102已被完全插入到耳蜗42内时，硅酮环112、112’靠近耳蜗造口以避免外淋巴损失，及病原体因子进入耳蜗42并导致感染。

活性区106配置成拟插入到耳蜗42的蜗管内。活性区106包括多个电极例如20个由铂-铱制成的活性电极108、108’，铂-铱为生物适合材料、稳定且被核准用在活性可植入医疗设备中。电极阵列102需要足够小以尽可能远地插入到耳蜗42内。

图1c中所示的耳蜗植入系统44包括借助于引线48连接到耳蜗刺激器22的电极阵列102。在图示中，电极阵列102已被插入到耳蜗42内。耳后式声音处理器50配置成布置在外耳40后面，连接到接近耳蜗刺激器22设置在皮肤处的电磁连接器52。

现在参考图2b，其示出了根据一实施例的可植入电极阵列2的示意图。电极阵列2包括柔性不导电托架19。柔性不导电托架19包括与其连接的柔性不导电衬底16。多个电痕14、14’沿柔性衬底16的长度延伸到不同的距离(如图2a中所示)。多个电痕14、14’中的每一个具有不同的长度并物理及电连接到对应的电极触片18、18’。柔性衬底16不可移动地连接到柔性托架19并沿柔性托架19的至少某一长度或整个长度延伸。

电极阵列2包括由衬底的长度和远端34确定的活性区6。电痕14、14’配置成连接到电极阵列2的与远端34反向的端部24中的耳蜗刺激器22。

电极阵列2包括多个电触片18、18’，其可沿衬底的长度均匀或非均匀分布(参见示出均匀分布的电极的图4b和5a及示出非均匀分布的电极的图7a)。为说明目的，示出了六个均匀分布的电极触片18、18’。因而，相邻电极触片18、18’之间的距离d可变或恒定。

电极触片18、18’的宽度w确定电极触片18、18’沿鼓阶的尺寸。电极触片18、18’的长度l根据电极在被转动并成形为如图2b中所示时的圆周进行设计。

电极触片18、18’的面积a由长度l和宽度w的积给出。电极触片18、18’可由不同的生物适合材料制成，如铂-铱、金、氧化铱、石墨烯、或者由生物适合传导塑料如pedot-pss制成的生物适合材料。

为了使电极阵列2适应人耳蜗的鼓阶长度，电极阵列2可包括至少20个电极，电极之间具有1.2mm间距，以覆盖鼓阶的24mm长度。在根据本发明的另一实施例中，电极阵列2可具有24个具有不同间距的电极(如低于1.2mm)以覆盖耳蜗长度的特定范围。

柔性衬底16不可移动地设置在柔性托架19上。电极阵列2包括附着在柔性托架19上的电痕14。在一实施例中，电痕14通过附着手段如胶水附着到柔性托架19。柔性托架19可由硅酮或另一生物适合柔性材料制成。电极阵列2的每一电痕14电连接到相应的电极触片18、18’。每一电极触片18、18’绕柔性托架19卷绕并例如通过附着手段如胶水附着到柔性托架19。

因而，电极阵列2包括绕柔性托架19的特定段的圆周延伸的电极触片18、18’，因而形成多个电极18、18’，如图2b中所示。相较于仅提供在衬底表面上的平坦形状的电极，在该圆形形状情形下即在绕托架19卷绕状态下，电极阵列2被提供更大的电极面积a。

图3a示出了可植入电极阵列2的截面，其中示出了电痕。电极阵列2包括覆盖多个电痕14、14’的顶层28，因而可用作覆盖电痕的绝缘材料。电痕14、14’连接到使多个电痕连接到刺激器的导线31。顶层28被黏合在底层16上，其可用作柔性衬底。电极阵列2包括多个电极触片如六个电极触片，电极触片分别连接到相应的电痕14、14’，其可具有宽度w和厚度t。

电极阵列2可包括12、16、18、20、24或更多个电痕14、14’，这些电痕各自连接到电极触片。

图3b示出了多层可植入电极阵列的截面，其中示出了电痕。图3c示出了多层可植入电极阵列的截面，其中示出了电痕。

图3b和图3c均示出了多层电极阵列的一部分，其中电极阵列2包括电痕14、14’、14”、14”’及对应的导线31、31’，设置在至少两层优选平行的层中，将相应电痕连接到刺激器。电痕31、31’各自连接到两层空间上分开的优选平行的层中的相应电极触片。

多层电极阵列2包括由柔性和绝缘材料制成的底层16，用作其上被提供第一多个电痕14”、14”’的衬底。电痕14”、14”’中的每一个各自连接到第一多个电极触片(未示出)。由柔性和绝缘材料制成的中间层30用作绝缘材料并覆盖第一多个电痕14”、14”’。第二多个电痕14、14’被设置在中间层30上，其用作第二多个电痕14、14’的衬底。第二多个电痕14、14’各自连接到第二多个电极触片(未示出)。第二多个电痕14、14’用顶层28覆盖，其用作第二多个电痕的绝缘材料。中间层30例如通过胶水黏合到底层16，及顶层28黏合到中间层30。导线31’设置成将第一多个电痕14”、14”’电连接到刺激器，及导线31”设置成将第二多个电痕14、14’电连接到刺激器。来自多个第一电极触片和多个第二电极触片的每一电极触片被绕柔性托架(未示出)卷绕以分别形成第一多个电极和第二多个电极。

在一实施例中，多层电极阵列2的每一层包括多个电痕如六个电痕14、14’、14”、14”’及六个电极触片，从而使能获得包括12个电极的多层电极阵列，如图3b中所示。在一实施例中，多层电极阵列2的每一层包括多个电痕如10个电痕14、14’、14”、14”’和10个电极触片，从而使能获得包括20个电极的多层，如图3c中所示。在另一实施例中，三层电极阵列2的每一层包括8个电痕和电极触片。因而，多层电极阵列2将包括24个电极。

图4a示出了根据本发明的处于第一配置的可植入电极阵列2的一部分的侧视图。图4b示出了图4a中所示的可植入电极阵列2处于另一配置时的侧视图，而图4c示出了图4b所示的可植入电极阵列2的透视图。

电极阵列2包括柔性不导电衬底16，多个电痕14延伸柔性衬底16的长度。多个电痕14中的每一个物理及电连接到相应的电极触片18、18’。

在图4a中，可以看出，电极阵列2包括活性区6，其包括邻近远部20提供的近部32，远部被提供成靠近电极阵列2的远端34。通常，电极阵列2的活性区6的远部的直径小于电极阵列2的活性区6的近部的直径，因此近部32中的电极触片18的长度l2优选大于远部20中的电极触片18’的长度l1。因而，在图4b和4c中，电极触片18、18’的变化的长度使能将电极设置成使得对应的电极触片足够卷绕柔性托架19的外周处的圆形通路，因而提供足够的电极表面积。电极触片18、18’沿电极阵列2的活性部分的长度均匀分布。因而，相邻的电极触片18、18’彼此等距间隔开。在另一实施例中，电极可沿托架的长度非均匀地分布。

图5a示出了根据本发明的可植入电极阵列2的侧视图，图5b示出了图5a中所示的可植入电极阵列2的透视图。电极阵列2包括柔性不导电托架19，及多个电痕14延伸柔性衬底的长度，电痕设置在柔性衬底上。多个电痕14中的每一个物理及电连接到相应的电极触片18。

通常，托架的直径从近端24到远端34沿托架19的长度逐渐减小，因此，电极触片的长度适于从近端24到远端34逐渐减小。电极触片18被示为沿电极阵列2的活性部分的长度均匀分布。因而，相邻的电极触片18彼此等距间隔开。在另一实施例中，电极可沿托架的长度非均匀地分布。如图5b中所示，电极触片18、18’沿托架的长度逐渐变化的长度使能将电极设置成使得对应的电极触片足够卷绕柔性托架19的外周处的圆形通路，因而提供足够的电极表面积。

图6a示出了处于弯曲配置的可植入电极阵列2的一部分的截面图，及图6b示出了根据本发明的处于弯曲配置的另一可植入电极阵列2的截面图。在图6a和6b中，电极阵列2均设置在36的同一弯曲部内。

在图6a中，电极阵列2包括比图6b中所示电极阵列2大的电极触片18、18’。

图7a示出了可植入电极阵列2的侧视图，图7b示出了图7a中所示的可植入电极阵列2的多极电极38的特写图，图7c示出了图7a中所示的可植入电极阵列2的另一多极电极38的特写图。图7a还示出了沿衬底的长度非均匀分布的电极。电极也可具有不同的物理尺寸，包括直径和宽度中的至少一个，如图7a中所示。显然，物理尺寸和分布的这样的变化不限于多极电极，其也可应用于早前在关于非多极电极的描述中公开的电极。在另一实施例中，多极电极沿衬底的长度均匀分布。

电极阵列2包括柔性不导电托架19，绕其卷绕多个电触片以形成多个电极。多个电痕14中的每一个物理及电连接到相应电极触片18、18’、18”。

每一多极电极38、38’中的电极触片18、18’、18”的长度从电极阵列2的第一端24朝向电极阵列2的远端34逐渐减小。相邻的多极电极38、38’之间的距离可朝向电极阵列2的活性部分的远端逐渐减小。

如图7b中所示，多极电极38如双极电极38包括第一电极触片18和第二电极触片18’。如图7c中所示，多极电极38’如三极电极包括第一电极触片18、第二电极触片18’和第三电极触片18”。在实施例中，多极电极包括彼此邻接的至少两个电极，其间具有绝缘件70、70’。绝缘件可以是不同于托架19的任何部分的部件。绝缘件可设置成将一电极分为至少两个电极。

除非明确指出，在此所用的单数形式“一”、“该”的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、元件、部件和/或步骤，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、元件、部件和/或其步骤。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合”到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入元件。如在此所用的术语“和/或”包括一个或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非另行指明，在此公开的任何方法的步骤不精确限于相应说明的顺序。

应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。

本发明的范围应依据权利要求进行判断。