一种定向电刺激人工耳蜗电极的制作方法

本实用新型涉及一种电极，特别涉及一种定向电刺激人工耳蜗电极。

背景技术：

人工耳蜗是由耳蜗内的植入体、言语处理器、麦克风及传送装置所组成。声音由麦克风接收后转换成电信号再传送至言语处理器将信号放大、过滤，并由传送器传送到刺激器，产生的电脉冲送至相应的电极触点，从而刺激耳蜗内听神经产生兴奋并将声音信息传入大脑，产生听觉。在整个人工耳蜗系统中，人工耳蜗电极是人工耳蜗植入体中非常重要的组成部分。

耳蜗某些部位鼓阶的内壁厚度仅为几十微米，是充满淋巴液耳蜗和脑脊液之间，内耳道，和颅内蛛网膜下腔空间的唯一屏障。因此，即使对蜗轴模壁的轻微损伤不仅会导致螺旋神经节细胞的损失，并且还可以提供一种来自中耳沿着电极载体传播的感染途径进入脑脊液，并有潜在可能导致严重的中枢神经系统并发症。

电极在耳蜗的位置因为会影响语音感知而具有重要的临床意义。多项研究表明，电极鼓阶插入与前庭阶插入相比有更好的言语感知性能相关性。可能的机制是前庭阶插入对末梢感觉神经结构和螺旋神经节细胞更有可能造成创伤。此外如果电极位于前庭阶内，在单极模式下刺激电流除了刺激在本圈耳蜗螺旋层中的神经节细胞之外，它们更可能刺激在下一个更顶端的螺旋层中神经节细胞，这可能导致交叉刺激和音调混乱。当电极插入时如果从鼓阶易位转移到前庭阶时，会对耳蜗主要的结构造成损伤，电极设计要避免易位现象发生。

电极的粗细，柔软度和长度直接影响对耳蜗结构的保护以及对剩余听力的保留。电极触点在电极束中的排列分布对电刺激效率也会有很大影响。如何减少与手术插入相关的耳蜗损伤，保护耳蜗结构；如何使电极能深入插入鼓阶以刺激较低频率的神经；如何提高电刺激效率以减少非选择性刺激，都是现有技术中的人工耳蜗电极需要解决的问题。

技术实现要素：

本实用新型要解决的技术问题是提供一种减少与手术插入相关的耳蜗损伤，保护耳蜗结构；能深入插入鼓阶以刺激较低频率的神经；提高电刺激效率且减少非选择性刺激的定向电刺激人工耳蜗电极。

为了实现上述目的，本实用新型的技术方案如下：一种定向电刺激人工耳蜗电极，包括尖端部、万向节、第一触点电极阵列、第二触点电极阵列、硅胶体、第一助推环、第二助推环、第一电极丝阵列、第二电极丝阵列、环状回路电极、回路电极引线，

其中，所述尖端部为整个电极的末端；所述硅胶体为细长条状，将所述第一电极丝阵列和所述第二电极丝阵列包裹在内；所述第一触点电极阵列和第二触点电极阵列呈两排交错相对排列在所述硅胶体的径向的两侧，第一触点电极阵列包括若干触点电极A，第二触点电极阵列包括若干触点电极B；所述第一助推环和第二助推环相隔设置在第一触点电极阵列和第二触点电极阵列的一侧，远离所述尖端部方向；所述万向节设置在触点电极A之间，为在所述硅胶体上设置的环形凹槽；所述环状回路电极设置在整个电极的另一端，与尖端部相反，为圆筒状套在硅胶体外；所述回路电极引线的一端与环状回路电极在硅胶体内连接，另一端露出硅胶体；所述触点电极引线为第二电极丝阵列的延伸段，一端在硅胶体内，另一端露出硅胶体。

优选地，所述触点电极A的开口两端设置缩口部，触点电极A的缩口部在所述硅胶体内。

优选地，所述触点电极B的开口两端设置缩口部，触点电极B的缩口部在所述硅胶体内。

优选地，所述第一助推环包括第一R角，所述第二助推环包括第二R角。

优选地，所述第一电极丝阵列包括与触点电极A和触点电极B数量之和个数相等的电极丝，所述电极丝与每个触点电极A和每个触点电极B连接。

优选地，所述触点电极A之间间隔为1-1.3mm。

优选地，所述触点电极A与触点电极B交错相差0.1-0.4mm。

优选地，所述触点电极A的面积为0.4-0.8mm²。

优选地，所述触点电极A的面积从大到小，沿朝向所述尖端部的方向。

优选地，所述第一电极丝阵列中的电极丝为波浪状或螺旋状。

采用上述技术方案的定向电刺激人工耳蜗电极，两排交错相对设置的触点电极A和触点电极B，整个电极的电极阵列部分较现有技术中的电极阵列短，对听神经的电刺激具有定向性和选择性，当刺激电场集中经过神经细胞时所需要的电荷量最小并且所影响的范围也小，集中小范围的刺激电场会产生良好的听音效果，避免交叉影响。此外选择性定向电刺激还可以避免非选择电刺激所造成的副作用，例如不必要的面神经刺激可能会造成患者面抽。与现有技术中单排触点电极的人工耳蜗电极相比，本实用新型的定向电刺激人工耳蜗电极在植入时不用考虑电极触点的方向，在电极植入后，可以选择每对电极中的有效触点进行定向刺激。

万向节的设计使得电极在插入耳蜗时，电极对耳蜗壁的压力，尤其是在转弯处，对鼓阶结构的损伤降到最低，从而最大程度上保留患者的残余听力，避免造成精细结构的损伤。当插入遇到阻力时，硅胶体上的万向节会引导电极随耳蜗管结构转动以减少插入阻力。

电刺激的安全性取决于电极触点表面的电荷容量。对于相同几何表面积的触点电极来讲高电荷容量的电极所产生的电极/神经组织界面的极化电位低，对神经细胞的损伤小。本实用新型更好地适应耳蜗结构，采用了从基底到尖端部逐渐缩小的设计，增加电荷容量，减少电极阻抗，降低极化，提高电刺激的长期安全性。

附图说明

图1为本实用新型定向电刺激人工耳蜗电极的结构示意图。

图2为图1中靠近尖端部的放大示意图。

图3为图2中A-A剖面图。

图4为本实用新型所述电极丝与触点电极A和触点电极B连接的结构示意图。

图5为本实用新型所述第一助推环和第二助推环的结构示意图。

具体实施方式

如图1至图5所示，一种定向电刺激人工耳蜗电极，包括尖端部1、万向节2、第一触点电极阵列、第二触点电极阵列、硅胶体5、第一助推环6、第二助推环7、第一电极丝阵列8、第二电极丝阵列9、环状回路电极10、回路电极引线11，

其中，尖端部1为整个电极的末端；硅胶体5为细长条状，将第一电极丝阵列8和第二电极丝阵列9包裹在内；第一触点电极阵列和第二触点电极阵列呈两排交错相对排列在硅胶体5的径向的两侧，第一触点电极阵列包括若干触点电极A3，第二触点电极阵列包括若干触点电极B4；第一助推环6和第二助推环7相隔设置在第一触点电极阵列和第二触点电极阵列的一侧，远离尖端部 1方向；万向节2设置在触点电极A3之间，为在硅胶体5上设置的环形凹槽；环状回路电极10设置在整个电极的另一端，与尖端部1相反，为圆筒状套在硅胶体5外；回路电极引线11的一端与环状回路电极10在硅胶体5内连接，另一端露出硅胶体5；触点电极引线12为第二电极丝阵列9的延伸段，一端在硅胶体5内，另一端露出硅胶体5。

目前现有的触点电极有三种：一种全环形的，此种触点电极虽然输出的电刺激大而全面，但没有任何电刺激的方向选择性，至少有一半的电量用于了非选择性刺激。第二种是一对半环形的，此种每对中的两个触点电极是互相联通的，即互相短路连通到刺激器的同一通道，其电刺激效果等同于全环电极，即至少有一半的电量用于了非选择性刺激，也被称为准全环电极。第三种是最多的，半环电极，其电刺激效果取决于电极插入后的取向，当手术插入时如果电极扭曲造成触点反转时电极触点则会背向蜗轴，大大降低了电刺激效果。故本实用新型的独立两个通道的第一触点电极阵列和第二触点电极阵列，在每个电极位置放置两个独立的触点(触点电极A3和触点电极B4)，每一个触点通过自己的导线连接到独立的刺激器通道。在电极植入耳蜗后，根据调试的结果比较而选择每对触点中更有效的那个触点使用，真正实现精准定向神经电刺激。

具体实施方式中，参见图3，触点电极A3的开口两端设置缩口部13，触点电极A3的缩口部13在硅胶体5内；触点电极B4的开口两端设置缩口部13，触点电极B4的缩口部13在硅胶体5内。

参见图5，第一助推环6包括第一R角15，第二助推环7包括第二R角 16，类似瓶塞的形状，外径为0.8-1.3mm，在植入过程中方便推入耳蜗，同时在植入到预定位置后，可以塞住电极的出入口，不需要再用其他材料或组织填充。

参见图4，第一电极丝阵列8包括与触点电极A3和触点电极B4数量之和个数相等的电极丝81，电极丝81与每个触点电极A3和每个触点电极B4连接。

具体实施例中，尽管电极数量增加了电极编程的灵活性，但它们太紧密地排列可能导致由于通道相互作用而引起严重的声音失真(当相邻电极同时被刺激时，特别是在单极(monopolar)模式下，来自一个电极的刺激干扰另一个电极的刺激，并且也可能导致较差的响度增长。当使用顺序刺激时，在任何时间仅刺激一个电极，通道相互作用(2个相邻电极之间)不是问题。如果电极间隔太近并且在双极(Bipolar)模式下被刺激，则可能无法实现足够的响度增长。在用双极刺激模式时，电极排列紧密的结果导致了受限的电场分布，可能不足以确保响度增长。电极触点太紧密地排列也会影响电极的柔软度。因为电极的柔软度主要是由使用的硅胶来实现的，在给定长度中，过多的金属触点会减少硅胶所占的比例，可能造成电极过硬。因此，在设计电极时，电极之间的间隔也是重要的因素。因此本实用新型的触点电极A3之间间隔为1-1.3mm，比标准电极间隔增加2倍左右，大大提高了电极的柔软度，且由于触点电极A3与触点电极B4是交错相对排列的，触点电极A3与触点电极B4交错相差 0.1-0.4mm，保证了电刺激密度。

触点电极A3的面积为0.4-0.8mm²；触点电极A3的面积从大到小，沿朝向尖端部1的方向。第一电极丝阵列8中的电极丝81为波浪状或螺旋状。

最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本实用新型的技术方案而非限制，尽管通过上述优选实施例已经对本实用新型进行了详细的描述，但本领域技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离本实用新型权利要求书所限定的范围。