在人類聽覺中，耳蝸中的聽毛細胞響應于聲波，且產(chǎn)生對應的聽覺神經(jīng)脈沖。這些神經(jīng)脈沖然后傳導至大腦且作為聲音感知。

聽毛細胞受損導致聽覺損失，因為由耳蝸接收到的聲能未轉換成聽覺神經(jīng)脈沖。此類聽覺損失稱為感覺神經(jīng)性耳聾。為了克服感覺神經(jīng)性耳聾，已經(jīng)開發(fā)出了耳蝸植入系統(tǒng)或耳蝸假體。這些耳蝸植入系統(tǒng)通過將電刺激直接呈獻給耳蝸中的神經(jīng)節(jié)細胞而繞過位于耳蝸中的有缺陷或失去的聽毛細胞。這種電刺激由植入耳蝸中的電極陣列供應。神經(jīng)節(jié)細胞然后生成神經(jīng)脈沖，其經(jīng)由聽覺神經(jīng)傳送至大腦。這導致大腦中的聲音感知，且提供了聽覺功能的至少部分恢復。

附圖說明

附圖示出了本文所述的原理的各種實例，且為說明書的一部分。所示實例僅為實例，且并未限制權利要求的范圍。

圖1為示出根據(jù)本文所述的原理的一個實例的使用中的示范性耳蝸植入系統(tǒng)的示圖。

圖2為示出根據(jù)本文所述的原理的一個實例的示范性耳蝸植入系統(tǒng)的外部構件的示圖。

圖3為示出根據(jù)本文所述的原理的一個實例的示范性耳蝸植入系統(tǒng)的內部構件的示圖。

圖4為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的插入耳蝸中的示范性電極陣列的透視圖。

圖5為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的附接到犧牲性基底上的電化學活化材料的成型片的頂視圖。

圖6為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的附接到下面的電極墊上的柔性傳導性材料的成型片的頂視圖。

圖7A和7B分別為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有一體的線載體的復合電極組件的一個示范性實例的透視圖和截面視圖。

圖7C為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的截面視圖。

圖8為根據(jù)本文所述的原理的另一個實例的附接到下面的電極墊上的柔性傳導性材料的成型片的頂視圖。

圖9為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的一個示范性實例的透視圖。

圖10為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。

圖11為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。

圖12為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。

圖13為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。

圖14為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。

圖15為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的一個示范性實例的透視圖。

圖16為示出根據(jù)本文所述的原理的一個實例的用于形成耳蝸電極陣列中的電極的一個示范性方法的流程圖。

在附圖各處，相同的參考標號表示相似但不一定相同的元件。

具體實施方式

如上文所述，聽力損失的個人可由多個聽覺裝置協(xié)助，包括耳蝸植入物。耳蝸植入物由外部構件和植入構件兩者構成。外部構件探測環(huán)境聲音，且將聲音轉換成聲學信號。這些聲學信號分成多個并行信息通道，各個均代表在感知的音頻頻譜內的窄頻帶。理想的是，各個信息通道應當有選擇地傳送至聽覺神經(jīng)細胞的子集，其一般將關于此頻率的信息傳輸至大腦。那些神經(jīng)細胞布置成有序音質順序，從耳蝸螺旋的基端處的最高頻率到朝頂點逐漸降低的頻率。電極陣列插入耳蝸中，且具有多個電極，其對應于耳蝸的音質分布組織。電信號經(jīng)由線傳輸至電陣列中的各個電極。當電極受激勵時，其將電荷傳遞至周圍的流體和組織。這觸發(fā)了神經(jīng)節(jié)細胞生成神經(jīng)脈沖，其經(jīng)由聽覺神經(jīng)傳送至大腦且感知為聲音。

在以下描述中，出于闡釋的目的，提出了多種特定細節(jié)，以便提供本系統(tǒng)和方法的徹底理解。然而，本領域的技術人員將清楚的是，本系統(tǒng)和方法可在沒有這些特定細節(jié)的情況下實施。說明書中提到的"實例"、"一個實例"或類似語言意思是結合該實例或實例描述的特定特征、結構或特點包括在至少此一個實例中，但不一定在其它實例中。說明書中的各種位置的"一個實例中"或類似短語的各種情形不一定所有都表示同一實例。

耳蝸電極陣列是薄的長形柔性載體，其容納若干沿縱向設置且單獨地連接到刺激電極觸頭(通常數(shù)目為大約6到30個)上。根據(jù)一個示范性實例，電極陣列可由生物相容的硅樹脂、鉑銥線和鉑電極構成。這向引線的遠側部分給予了圍繞耳蝸的螺旋內部彎曲的柔性。

為了將電極陣列置于耳蝸中，電極陣列可經(jīng)由耳蝸造口術或經(jīng)由在耳蝸的圓形窗口中產(chǎn)生的手術開口來插入。電極陣列可經(jīng)由開口插入鼓階中，三個并行導管中的一個構成螺旋形耳蝸。電極陣列通常插入耳蝸中的鼓階中達到大約13到30mm的深度。

在使用中，耳蝸電極陣列將電流輸送至緊鄰地包繞獨立的電極觸頭的流體和組織中，以產(chǎn)生瞬態(tài)電位梯度，其如果足夠強，則引起附近的聽覺神經(jīng)纖維生成動作電位。聽覺神經(jīng)纖維從位于螺旋神經(jīng)節(jié)中的細胞體分叉，螺旋神經(jīng)節(jié)位于耳蝸軸中，在鼓階的內壁附近。流過容積導體如組織和流體的電流的密度趨于在電極觸頭附近最高，電極觸頭是此電流的源。結果，一個觸頭部位處的刺激趨于有選擇地觸動最接近此觸頭部位的那些螺旋神經(jīng)節(jié)細胞及其聽覺神經(jīng)纖維。

圖1為示出具有耳蝸植入物(300)的耳蝸植入系統(tǒng)(100)的一個示范性視圖的示圖，其中電極陣列(195)通過手術置入患者的聽覺系統(tǒng)內。通常，聲音進入外耳或耳廓(110)，且引導到聽管(120)中，在該處，聲波振動鼓膜(130)。鼓膜的運動放大，且經(jīng)由聽骨鏈(140)傳輸，聽骨鏈(140)由中耳中的三個骨構成。聽骨鏈(140)的第三骨(鐙骨(145))接觸耳蝸(150)的外表面，且引起耳蝸內的流體移動。耳蝸聽毛細胞響應于耳蝸(150)中的流體引起的振動，且觸發(fā)神經(jīng)電信號，該信號由聽覺神經(jīng)(160)從耳蝸傳導到聽覺皮層。

如上文所述，耳蝸植入物(300)是手術植入的電子裝置，其向極度耳聾或聽力嚴重困難的人提供聲音感測。在一些情況中，耳聾由耳蝸中的聽毛細胞的缺少或受損引起，即，感覺神經(jīng)性聽覺損失。在缺少適當起作用的聽毛細胞的情況下，聽覺神經(jīng)脈沖不可直接地由環(huán)境聲音生成。因此，放大外部聲波的常規(guī)助聽器并未向含有完全感測神經(jīng)性聽覺損失的人提供好處。

如上文所述，耳蝸植入物(300)并未放大聲音，而是通過以表示環(huán)境聲學聲音的電脈沖直接刺激聽覺神經(jīng)(160)來工作。耳蝸假體通常涉及將電極植入耳蝸中。耳蝸植入物通過聽覺神經(jīng)細胞的直接電刺激來操作，繞過了有缺陷的耳蝸聽毛細胞，耳蝸聽毛細胞一般將聲能轉換成電能。

耳蝸植入系統(tǒng)的外部構件(200)可包括耳后(BTE)單元(175)，其包含聲音處理器，且具有麥克風(170)、線纜(177)和發(fā)射器(180)。麥克風(170)從環(huán)境拾取聲音，且將其轉換成電脈沖。BTE單元(175)內的聲音處理器有選擇地過濾和操縱電脈沖，且將經(jīng)處理的電信號經(jīng)由線纜(177)發(fā)送至發(fā)射器(180)。發(fā)射器(180)從處理器接收經(jīng)處理的電信號，且通過電磁傳輸來將它們傳輸至植入的天線(187)。在一些耳蝸植入系統(tǒng)中，發(fā)射器(180)由與下面的天線(187)的中心中的磁鐵的磁性交互來保持就位。

耳蝸植入物(300)的構件包括內部處理器(185)、天線(187)和端接于電極陣列(195)中的耳蝸引線(190)。內部處理器(185)和天線(187)固定在使用者的皮膚下方，通常在耳廓(110)的上方和后方。天線(187)從發(fā)射器(180)接收信號和功率。內部處理器(185)接收這些信號，且在信號上執(zhí)行一個或多個操作來生成經(jīng)改變的信號。這些經(jīng)改變的信號然后沿穿過耳蝸引線(190)的多個專用線發(fā)送。這些線獨立地連接到電極陣列(195)中的電極上。電極陣列(195)植入耳蝸(150)內，且向聽覺神經(jīng)(160)提供電刺激。

耳蝸植入物(300)根據(jù)由麥克風(170)探測到的頻率刺激耳蝸(150)的不同部分，正如正常起作用的耳將取決于耳蝸(150)內的液體的聲音振動的頻率在耳蝸的不同部分處經(jīng)歷刺激那樣。這允許大腦轉譯聲音的頻率，如同基膜的聽毛細胞正確起作用那樣。

圖2為示出耳蝸植入系統(tǒng)的一個實例的外部構件(200)的更詳細視圖的示范性示圖。耳蝸植入系統(tǒng)的外部構件(200)包括BTE單元(175)，其包括麥克風(170)、耳鉤(210)、聲音處理器(220)和可再充電的電池組(230)。麥克風(170)從環(huán)境拾取聲音，且將其轉換成電脈沖。如上文所述，聲音處理器(220)有選擇地過濾和操縱電脈沖，且將經(jīng)處理的電信號經(jīng)由線纜(177)發(fā)送至發(fā)射器(180)。多個控制器(240,245)調整處理器(220)的操作。這些控制器可包括音量開關(240)和程序選擇開關(245)。發(fā)射器(180)從處理器(220)接收經(jīng)處理的電信號，且將這些電信號和功率從電池組(230)通過電磁傳輸來傳輸至耳蝸植入物。

圖3為示出耳蝸植入物(300)的一個實例的示范性示圖，其包括內部處理器(185)、天線(187)，以及具有電極陣列(195)的耳蝸引線(190)。如圖1中所示，耳蝸植入物(300)手術植入，使得電極陣列(195)在耳蝸內部。內部處理器(185)和天線(187)固定到使用者的皮膚下方，通常在耳廓(110，圖1)的上方和后方，其中耳蝸引線(190)將內部處理器(185)連接到耳蝸內的電極陣列(195)上。如上文所述，天線(187)接收來自發(fā)射器(180)的信號，且將信號發(fā)送至內部處理器(185)。內部處理器(185)改變信號，且將它們沿適合的線傳遞來觸動電極陣列(195)內的一個或多個電極。這向使用者提供了感測輸入，其代表由麥克風(170)感測到的外部聲波。

圖4為耳蝸(150)的局部斷面透視圖，示出了插入耳蝸(150)中的示范性電極陣列(195)。耳蝸的主要結構是中空的螺旋卷繞的管狀骨，其類似于鸚鵡螺。卷繞的管穿過其大部分長度分成三個流體填充的空間(階)。前庭階(410)由賴斯納膜(415)與中階(430)隔開，且位于其上方。鼓階(420)由基膜(425)與中階(430)隔開，且位于其下方。典型的人類耳蝸包括其各種構成通道的大約兩圈半螺旋。耳蝸引線(190)插入一個階(通常是鼓階(420))中，以使獨立電極緊鄰音質組織神經(jīng)。

示范性耳蝸引線(190)包括引線本體(445)。引線本體(445)將電極陣列(195)連接到內部處理器(185，圖3)上。多個線(455)穿過引線本體(445)來將電信號從內部處理器(185，圖3)傳至電極陣列(195)。根據(jù)一個示范性實例，電極陣列(195)與引線本體(445)的接合處是模制的硅橡膠結構(450)。結構(450)可用于多種功能，包括但不限于提供可由插入工具抓住的結構，提供耳蝸引線(190)插入多遠的視覺指示，以及將電極陣列(195)固定到耳蝸內。

傳導電信號的線(455)連接到電極陣列(195)內的電極(465,470)上。例如，對應于低頻聲音的電信號可經(jīng)由第一線傳輸至電極陣列(195)的末梢(440)附近的電極。對應于高頻聲音的電信號可由第二線傳輸至電極陣列(195)的基部附近的電極(465)。根據(jù)一個示范性實例，電極陣列(195)內的各個電極中可存在一條線(455)。內部處理器(185,圖3)然后可控制由各個電極獨立地生成的電場。例如，一個電極可指定為地電極。其余電極然后可生成電場，其對應于聲音的各種頻率。此外或作為備選，相鄰的電極可配對，其中一個電極用作地極，且另一電極受主動驅動來產(chǎn)生期望的電場。

根據(jù)一個示范性實例，線(455)和電極(470)的部分包圍在柔性本體(475)中。柔性本體(475)可由多種生物相容的材料形成，包括但不限于醫(yī)用級別的硅橡膠。柔性本體(475)固定和保護線(455)和電極(465,470)。柔性本體(475)允許電極陣列(195)彎曲且符合耳蝸的幾何形狀。

圖5為呈現(xiàn)出至耳蝸組織的高電荷傳遞的材料的示圖。該材料形成到系在一起的成組的電極墊(516)中，且附接到下面的犧牲性基底(502)上。如說明書和所附權利要求中使用的用語"形成"包括較寬種類的減、加或變形處理，包括但不限于材料的機械除去、激光切割、放電加工(EDM)、光刻技術和蝕刻、電子束加工、磨料流加工、鑄造、擠制、沖壓、壓痕、模制和其它適合的工藝。根據(jù)一個示范性實例，多個大體上矩形的電極墊(512)沿成型的高電荷傳遞材料的中心形成。電極墊(512)可具有多個其它形狀，包括但不限于圓形、橢圓形、正方形或梯形。此外，電極墊的形狀和尺寸可在整個系在一起的組(516)中變化。在一些實例中，可能期望的是將板形成為具有至少一些三維曲率的形狀。

各個電極墊(512)由兩條系繩(506)系到軌道(504)上。如說明書和所附權利要求中使用的那樣，用語"系"是指電極與將電極與其它電極保持成固定空間關系的結構之間的連接。通常，系繩(506)具有相比于電極墊(512)相對較小的截面，且連接電極墊(512)的周邊和軌道(504)。系繩(506)可保持電極墊(512)剛性就位，以完全固定電極間距，或半剛性就位，使得它們接近其最終間距，且可放到對準固定裝置中來調整最終間距。在一個實例中，系繩寬度在50到250微米之間，且系繩長度在100到500微米之間。根據(jù)一個示范性實例，電極墊(512)和系繩(506)由高電荷傳遞材料的單個板形成。

高電荷傳遞材料可使用多個技術確定成型，包括但不限于短脈沖激光微加工技術。如說明書和所附權利要求中使用那樣，用語"短脈沖"意思是小于納秒的脈沖，如，在飛秒到幾百皮秒的范圍中。可使用多種激光器。例如，很短的脈沖激光器加工可使用皮秒激光器在UV、可見光或IR波長下執(zhí)行。這些很短的脈沖激光器相比于較長的脈沖激光器提供了優(yōu)異的微加工。很短的脈沖激光器燒蝕材料的部分，而不會將熱顯著傳遞至周圍區(qū)域。這允許了很短的脈沖激光器加工細微的細節(jié)，且將未燒蝕的材料留在基本上其原始狀態(tài)。

成組(516)的系在一起的電極墊(512)固定到犧牲性基底(502)上。根據(jù)一個示范性實例，犧牲性基底(502)可為鐵條，其大致為電極墊(512)的寬度，且至少與系在一起的成組(516)的電極墊一樣長。系在一起的成組(516)電極墊可以以多種方式附接到犧牲性基底(502)上，包括電阻焊接或激光焊接。一個或多個焊接接頭(508)可針對各個電極墊(512)制成。電極墊(512)的間距最初由系繩(506)保持。系繩(506)在焊縫(508)形成之后切斷。根據(jù)一個示范性實例，系繩(506)在虛線(514)處或附近切斷。在系繩(506)切斷之后，鐵條(502)保持期望的電極墊(512)的間距和定向。

圖6為具有側翼(513)的示范性系在一起的成組(500)的電極組件支承結構的示圖，側翼(513)由柔性導電材料加工成。如說明書和所附權利要求中使用那樣，用語"柔性材料"或"柔性導電材料"是指具有20到1000微米的厚度的材料，其可在大于90度的角度下褶皺或折疊，而沒有顯著的開裂或褶皺或折疊處的其它故障。例如，根據(jù)該定義，一些鉑和鉑合金為柔性材料。根據(jù)一個示范性實例，具有側翼(525)的系在一起的成組(500)的電極組件支承結構(513)使用短脈沖激光加工來由鉑或鉑合金箔片加工。例如，片材可具有20到50微米厚的鉑或鉑合金(如，具有達到20%的銥的鉑/銥)。

如上文所述，在系繩(506,圖5)從電極墊(512,圖5)切斷時，電極墊保持緊固到犧牲性基底(502)上。系在一起的成組(500)的支承結構在電極墊上對準，以便基部(520)在各個電極墊(512，圖5)上。下面的電極墊的位置由虛線(522)示出。多種方法可用于將系在一起的成組(500)支承結構連接到電極墊(512)上，包括電阻或激光點焊。

虛線梯形示出了翼部分(525)，其將折疊來容納線。翼(525)可具有若干附加結構，如孔(515)。根據(jù)一個示范性實例，在隨后的加工步驟期間，流體基質如液體硅橡膠注入模具中，模具容納電極和其相關聯(lián)的線。流體基質流過孔(515)，且然后固化來形成柔性本體?？?515)提供封閉的幾何形狀，經(jīng)由其，流體基質可抓住電極組件。

第二虛線矩形劃出瓣片(530)，其將折疊到線上，且被焊接來將其機械地固定到電極上。該線將電能提供至電極。支承結構(513)沿軌道(505)的間距(535)匹配下面的電極墊(512,圖5)的節(jié)距。電極墊(512,圖5)和支承結構(513)的節(jié)距也是最終電極陣列中的整個電極組件的節(jié)距。

一個或多個焊縫(524)制作成將各個支承結構(513)連結到下面的電極墊(512,圖5)上。硅樹脂或其它生物相容絕緣材料的薄涂層可沉積在電極和翼的內表面上，且固化。該硅樹脂層提供線與電極之間的順應性且電絕緣的層。硅樹脂層可防止線的機械磨損和/或電短路。根據(jù)一個示范性實例，線也可獨立地絕緣。例如，線可由聚對二甲苯涂層獨立地絕緣。系繩(510)然后切斷，且系繩和軌道(505)除去。

圖7A為復合電極組件(700)的另一個示范性實例的透視圖，其包括一體的線載體和焊接在折疊的支承結構的底部上的電極墊(512)。為了圖示清楚，線在圖8A中未示出。如上文所述，瓣片(530)折疊在與該復合電極組件(700)相關聯(lián)的線上，且焊接成將其電固定且機械地固定就位。翼(525)折疊來將固定用于更遠側的電極的線，且形成線束，線束沿電極陣列傳遞回耳蝸引線，且至內部處理器。電極墊(512)在折疊的支承結構(530)的下側(520)上。電極墊(512)未由柔性本體覆蓋，且隨后暴露于身體組織和耳蝸內的流體。電極墊(512)的活化表面將電荷從連接的線傳遞至組織。如上文所述，電極墊(512)可由多種材料形成。根據(jù)一個示范性實例，電極墊(512)具有在其外表面上的活化的氧化銥層?；罨难趸瀸涌删哂写蠹s3到7mC/cm²的電荷傳遞能力。該電荷傳遞顯著大于光滑的鉑表面，光滑的鉑表面通常具有大約1mC/cm²的電荷傳遞能力。傳遞的電荷產(chǎn)生穿過周圍組織的電場，從而刺激相鄰的聽覺神經(jīng)。

圖7B為圖7A中所示的復合電極組件(700)的截面視圖。線(710)的截面在由翼(525)容納的線束(805)中示出。如上文所述，該線束(805)穿過電極陣列(195,圖3)的整個長度；然而，束內的各個獨立的線終止于其焊接的電極處。

圖7C為復合電極組件(900)的不同實例的截面視圖。在圖7A和7B中，翼折疊，以便所得的線載體為三角形。然而，翼也可折疊來產(chǎn)生如圖7C中所示的矩形線載體(904)。如同其它實例那樣，線(910)由線載體(904)保持。圖7C也示出了部分地嵌入構成引線本體的柔性材料(915)中的線載體(904)。

單條引線可包括如圖7B中所示的三角形和如圖7C中所示矩形的一些線載體。不同的線載體形狀可良好適于沿引線的不同位置。

在植入期間和在耳蝸引線的操作期間，耳蝸引線不圍繞其縱軸線扭轉是有利的。在各種實例中，此扭轉可使電極位移，引起組織破壞，且將非期望的扭轉應力施加到其引線上。扭轉還可將電極觸頭定向成遠離待刺激的神經(jīng)元。因此，各種原理和實例在下文中描述成用于形成耳蝸引線，其抵抗圍繞其縱軸線的扭轉，該縱軸線限定為沿耳蝸引線的中心縱向延伸的線。

如下文更詳細所述，構造成從耳蝸內刺激聽覺神經(jīng)的耳蝸引線的電極組件包括傳導性支承結構，其用于支承電極，且具有兩個翼，翼朝彼此折疊來形成用于耳蝸引線的線束的線載體。至少一個翼具有從該翼在沿耳蝸引線的縱軸線的方向延伸的至少一個凸片，以阻止耳蝸引線的扭轉。

本說明書還描述了具有柔性引線本體的耳蝸引線；且多個電極組件部分地嵌入柔性本體中，多個電極組件構造成從耳蝸內刺激聽覺神經(jīng)。至少一個電極組件包括傳導性支承結構，其用于支承電極，且具有至少兩個翼，翼朝彼此折疊來形成線束保持在其中的線載體。并非所有電極組件都需要包括翼。

如本文使用的"線"大體上是指用于傳送電信號的任何傳導線。在各種實例中，線可為直的，具有鋸齒形狀，與其它線螺旋卷繞，與其它線編織，獨立地絕緣或不絕緣，為單一材料或不是，有包皮或沒有。至少一條線沿柔性引線本體電連接到各個電極組件上。至少一個翼具有從該翼在沿柔性引線本體的縱軸線的方向延伸的凸片，以阻止柔性引線本體的扭轉。

此外，本說明書描述了形成耳蝸引線的方法，包括沿柔性引線本體形成多個電極組件，多個電極組件構造成從耳蝸內刺激聽覺神經(jīng)。形成各個電極組件包括形成具有基部和從基部延伸的兩個翼的傳導性支承結構，至少一個翼包括從該翼沿柔性引線本體的縱軸線延伸的凸片，以阻止柔性引線本體的扭轉；以及朝彼此折疊兩個翼來形成線載體，線束保持在線載體中，各條線沿柔性引線本體連接到相應的電極組件上。

類似于圖6，圖8示出了具有側翼(525)的示范性系在一起的成組(800)的電極組件支承結構(550)的示圖，側翼(525)由柔性導電材料加工成。不同于圖6中的成組的帶翼的支承結構，圖8中的支承結構包括兩個側翼和從翼(525)延伸的至少一個凸片(801)。至少一個凸片(801)沿組(800)的縱軸線且最終沿耳蝸引線的縱軸線縱向地延伸。

如上文所述，在植入期間和在操作期間，耳蝸引線不圍繞其縱軸線扭轉是有利的。在各種實例中，此扭轉可使電極位移，引起組織破壞，且將非期望的扭轉應力施加到其引線上。結果，如果圖8中所示，一個或多個凸片(801)加至電極組件結構的翼(525)上。如下文將所示，這些凸片在電極組件中提供了增大剛性且抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉的結構。

圖9為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的一個示范性實例的透視圖。如上文所述，瓣片(530)折疊在與該復合電極組件相關聯(lián)的線上，且焊接成將其電固定且機械地固定就位。翼(525)折疊來將固定用于更遠側的電極的線，且形成線束，線束沿電極陣列傳遞回耳蝸引線，且至內部處理器。(見圖7B)。

電極墊在支承結構(550)的下側(520)上。電極墊未由柔性本體覆蓋，且隨后暴露于身體組織和耳蝸內的流體。電極墊的活化表面將電荷從連接的線傳遞至組織。

如上文所述，凸片(801)從翼(525)沿耳蝸引線的縱向方向延伸。該凸片(801)或多種構造中的多個此凸片提高了植入期間和使用期間的耳蝸引線的抗扭轉。

圖10為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。在該實例中，支承結構(552)包括如前一實例中那樣的相對的側翼(525)。然而，各個翼均具有凸片(802)，兩個翼(525)上的凸片(802)沿相反方向延伸。因此，傳導性支承結構的兩個翼分別包括從該翼在沿耳蝸引線的縱軸線的方向上延伸的凸片。凸片未在縱軸線上，但沿縱軸線延伸。

在圖10中，顯示相同類型的第二支承結構，以示出連續(xù)電極組件可如何沿耳蝸引線放置。凸片(802)可抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線(560)的扭轉。

圖11為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。在該實例中，支承結構(553)包括如前一實例中那樣的相對的側翼(525)。然而，各個翼均具有凸片(803)，兩個翼(525)上的凸片(803)沿相同方向延伸。

在圖11中，顯示相同類型的第二支承結構，以示出連續(xù)電極組件可如何沿耳蝸引線放置。凸片(803)可抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉。

圖12為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。在該實例中，支承結構(554)包括如前一實例中那樣的相對的側翼(525)。然而，各個翼均具有兩個凸片(804)。對于該支承結構(554)的翼(525)上的全部四個凸片(804)，各個翼(525)上的凸片(804)沿相反方向延伸。.

在圖12中，顯示相同類型的第二支承結構，以示出連續(xù)電極組件可如何沿耳蝸引線放置。凸片(804)可抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉。

圖13為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。在該實例中，支承結構(555)包括如前一實例中那樣的相對的側翼(525)。然而，僅一個翼具有凸片(805)。翼(525)上的凸片(805)沿相反方向延伸。

在圖13中，顯示相同類型的第二支承結構，以示出連續(xù)電極組件可如何沿耳蝸引線放置。如圖所示，具有凸片(805)的翼(525)可在成排的支承結構(55)的交替?zhèn)壬稀Ｍ蛊?805)可抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉。

因此，對于圖12和13中所示的實例，至少一個翼具有從該翼在沿柔性引線本體的縱軸線的相反方向延伸的兩個凸片，以阻止柔性引線本體的扭轉。另一個翼也可具有一個或多個凸片，或可沒有凸片。

圖14為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的另一個示范性實例的頂視圖。在該實例中，支承結構(556)包括如前一實例中那樣的相對的側翼(525)。各個翼均具有凸片(806,807)。然而，凸片(806,807)為不同形狀，且指向相反方向。如圖所示，一個側翼(525)上的凸片(806)具有漸縮形狀，沿遠離其設置在其上的側翼的方向變窄至圓形末梢。相對的側翼上的凸片(807)沿相反方向延伸，且沿遠離其設置在其上的側翼的方向寬度擴張至圓形球狀物。

在圖14中，顯示相同類型的第二支承結構，以示出連續(xù)電極組件可如何沿耳蝸引線放置。如圖所示，具有漸縮凸片(806)的翼(525)在縱軸線的共同側上，具有擴張且球狀凸片(807)的翼一起在縱軸線的相對側上。如在所有其它實例中那樣，凸片(806,807)將抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉。

圖15為根據(jù)本文所述的原理的一個實例的具有抵抗扭轉的一體的線載體的復合電極組件的一個示范性實例的透視圖。圖15中所示的視圖類似于圖9中的。瓣片(530)折疊在與該復合電極組件相關聯(lián)的線上，且焊接成將該線電固定且機械地固定就位。翼(525)折疊來將固定用于更遠側的電極的線，且形成線束，線束沿電極陣列傳遞回耳蝸引線，且至內部處理器。(見圖7B)。

電極墊在支承結構(550)的下側(520)上。電極墊未由柔性本體覆蓋，且隨后暴露于身體組織和耳蝸內的流體。電極墊的活化表面將電荷從連接的線傳遞至組織。

凸片(808)從翼(525)沿耳蝸引線的縱向方向延伸。該凸片(808)包括副凸片(809)，其從主凸片(808)延伸。如圖15中所示，該副凸片(809)折疊到與其連接的翼相對的翼(525)的平面中。這延伸了由支承結構(558)形成的線載體的長度，在線穿過翼(525)之間之前，凸片(808,809)在三角形線承載通路的兩側上。如在所有其它實例中那樣，凸片(808)和副凸片(809)將抵抗耳蝸引線圍繞其縱軸線的扭轉。

圖16為示出根據(jù)本文所述的原理的一個實例的用于形成耳蝸電極陣列中的電極的一個示范性方法的流程圖。如圖所示，該方法(161)包括形成(162)傳導性支承結構，其具有基部和從基部延伸的兩個翼，至少一個翼具有從該翼沿柔性引線本體的縱軸線延伸的凸片，以阻止柔性引線本體的扭轉。該方法然后包括使兩個翼朝彼此折疊(163)，以形成線載體，線束保持在線載體中，各條線沿柔性引線本體連接到相應的電極組件上。

先前的描述僅呈現(xiàn)為示出和描述實例和所述原理的實例。該描述不旨在為徹底的或將這些原理限于公開的任何精確形式。鑒于以上教導內容，許多改型和變型是可能的。