【発明の詳細な説明】
誘電体隔壁使用の蝸牛電極アレイ本発明の背景
本発明は、移植可能な刺激デバイス、例えば、電気的に聴神経を刺激するのに
用いられる蝸牛人工補充物（義蝸牛殻、人工蝸牛）に関し、更に詳しくは、この
ような移植可能な刺激デバイスにおいて利用可能な誘電体隔壁（パーティション
）を使用した電極アレイに関する。
蝸牛人工補充物は知覚神経的に耳が聞こえないあるいは難聴を患う患者に対し
て音の感覚を提供する。これは欠陥のある蝸牛の耳細胞にバイパス的に置き換え
ることで、聴神経に直接電気的に刺激して、通常音響エネルギを耳の神経細胞（
セル）内の電気的作用に変換するように働く。神経細胞への刺激に加えて、蝸牛
人工補充物の電気回路と電極アレイは、音響信号を、その夫々が音響スペクトラ
ムの狭い周波数帯の強度を表す多数の並列な情報のチャンネル（周波数帯域）に
分離する機能を発揮すべきものである。理想的には、情報の各チャンネルは通常
脳に対してその周波数帯についての情報を伝える聴神経細胞の部分集合に選択的
に伝達されるものである。これらの神経細胞は、蝸牛の渦巻き体の基底端におけ
る高い周波数から、その頂点に向かって次第に低い周波数へと、通常のトノトピ
ック（tonotopic；音調則）の連続順で配列される。実際には、蝸牛の解剖学的
構造ためにこの目標を実現することは困難な傾向にある。
蝸牛の電極アレイの移植に対して色々な外科的部位とアプローチを用いた多く
のセンター（医療センター）での広範囲にわたる研究の結果、一般的に、並列に
、らせん形蝸牛を形成する３つの並行な管の１つの鼓室階（scala tympani）を
使用することがコンセンサスとして現れている。この部位に植え付けられるべき
電極アレイは、長手方向に配置されて個別に接続された幾つかの、おそらく６個
から２４個の、刺激する電極を持つ、典型的に薄くて、細長く、フレキシブルな
キャリア(担体)からなる。このような電極アレイは、鼓室階の管の基底端位
置の蝸牛窓（round window；正円窓、鼓室窓ともいう）に外科的手術で開けた開
口を通ってその鼓室階の管内に約２０ｍｍから３０ｍｍの深さに押し込められる
。使用時において、電流は個々の電気的接点を直接囲む流体と組織内を通過し、
その電位が十分に強ければ、近くの聴神経繊維に動作電位を発生する短期間の電
位の傾きを創生する。聴神経繊維は、らせん路（コース）の内側壁上の鼓室階に
対して隣接した骨内にあるらせん状神経節内に位置する細胞体（cell
bodies）から立ち上がっている。神経組織と流体のような音量導体を通って流れ
る電流の密度は、そのような電流の電源である電極接点の近くで最高となる傾向
にあるので、一つの接点部位での刺激は、その接触部位に対して互いに近接した
それらの神経節細胞とそれらの聴神経繊維を選択的に活性化（反応促進）する傾
向にある。
各部位での刺激の選択は、いろいろな音の知覚を伝える手段を提供する。典型
的には、ある１つの領域あるいはエリア内にある細胞（およびそれらの相応する
聴神経繊維）は特定の周波数帯あるいは帯域（チャンネル）内の音覚（sound
perceptions）を伝える。各部位でのこの刺激の選択は、隣接部位間の利用でき
る有効間隔の最低制限を与える。すなわち、もし隣接部位らがその最低限界間隔
よりも近接した場合は、同時に刺激を受けるので、ニューロンによって伝達され
た信号がその各自の周波数帯を区別して見分けることができないというよりも、
むしろチャンネル間のクロストーク（混信）によって汚染された信号を伝達し、
不明瞭あるいは／または過度に大きな音として知覚される可能性がある。音声信
号周波数の全領域が現れる鼓室階の長さはほぼ１５ｍｍから２０ｍｍの長さに固
定されているので、その最低限界間隔は、音声のような音響信号について搬送す
ることのできる情報の並列チャンネルの最大数を効果的に制限もする。更に加え
て、各部位での刺激の実際の選択度合い（分離度）は蝸牛の音量伝達細胞組織と
流体を通る注入電流の拡散によって限定される。
幾つかの刺激戦略がその分離度を最大にするための従来技術に記載されている
。これらは、次のものが含まれる。
二極式刺激（Bipolar Stimulation）−
二極式刺激は、全てのチャンネルに対するシンクが蝸牛の外側に配置した共通
電極である一極式構成の代わりに、刺激する電流のソースとシンクの両方に供す
るのに使用される、鼓室階内に密着した間隔で配置される２つの電極接点を提供
する（例えば、米国特許第４，８１９，６４７号参照）。二極式刺激を用いた場
合は、電極から離れるにしたがって減少する電流密度の減少率は一極式刺激を用
いた場合よりもはるかに大きい。しかしながら、二極式刺激では、各部位での十
分な量の刺激を生み出すのに必要な電流量と、細胞組織を通って電流を通過させ
るに必要とする電力が一極式刺激よりも非常に高いという重大な欠点がある。こ
のことは、携帯型バッテリ電源方式での移植された超小型回路の効率的な設計と
作動にとって重大な欠点である。
指向性接点（Directional Contacts）−
電極設計上、その個々の接点が葉巻の帯のような形状をしていて、刺激する電
流が均一に全ての方向に放射するようになっている。その接点が特定の縦方向位
置での電極キャリアの横断面の部分のみ占めるように、より小さな接点を用いる
ことで、電流密度を非対称にすることができる（例えば、米国特許第４，６８６
，７９５号、同第４，８１９，６４７号参照）。もし、電極アレイのデザインと
外科医によるその電極アレイの配置が、らせんの神経節細胞がその中にある鼓室
階の鼓室壁（medial wall）にその接点を対面するように確実に位置ずけること
を可能にするならば、分離度は多少向上するであろう。この向上は、しかしなが
ら、刺激する電流が鼓室階の相対的伝導性のある流体を通って広範囲に分散する
傾向により制限を受けがちである。さらにまた、接点の小さな表面エリアがそれ
らの電気的インピーダンスを増大させることとなるので、それ故、特別の刺激す
る電流を加えるために必要な電圧を増大させることとなる。
らせん形状のキャリア（Spiral-Shaped Carriers）−
電極接点のデザインとそれらの電極接点がその中に置かれる細胞組織とに関わ
りなく、電流密度は常に接点表面の近くが一番高くなる。それ故、１つの戦略と
して、小さな接点を使用して、それを鼓室壁に対面させ、蝸牛のらせん形状の型
に入れて作成したエラストマーのキャリア（担体）内に埋め込んでいる（米国特
許第４，６８６，７９５号、同第４，８１９，６４７号参照）。挿し込み時にお
いて、そのキャリアはそのらせん形状を回復し、接点を鼓室壁のすぐ近くに引き
寄せる。しかしながら、このような電極アレイの成形加工はかなり複雑である。
さらにまた、蝸牛窓の開口部内に有効に挿入するため電極を真っ直ぐに保持する
ために、特殊な器具と技術が外科医によって使用されねばならない。
空間充填キャリア（Space−Filling Carriers）−
また、指向性接点を鼓室壁の近くに配置するための技術として知られている他
の技術では、電極アレイの断面を相対的厚く形成している。これは鼓室階の断面
寸法にきっちり同じにした寸法の型を使用することによってなすことができる（
米国特許第４，６８６，７９５号、同第４，８１９，６４７号参照）。これと同
じ目的を達成する他の技術では、鼓室壁の方に電極を押しやるか、あるいは挿入
後に寸法が増大、膨張、さもなければ変更する材料でキャリア（担体）のある部
分あるいは全部を作ることによって、側面角（lateral edge）に沿ってつけ加え
たフレキシブル・フィン（ひれ）を含むことが可能であるとしている。これらの
技術での一つの問題は、一人の患者からの鼓室階の寸法と他の患者の鼓室階の寸
法とは相当大きな範囲で変動し易いということと、個々の鼓室階の長さに沿った
断面エリアがしばしば不揃いであるという点である。鼓室壁に電極をより接近さ
せるとして、側壁との実際の接点の実際の隙間と位置でのさらに小さい変動は、
各部位からの刺激する電流の分布に大きな変動を起こす可能性があり、整然とし
たトノトピック表現とチャンネル間の音の強さのバランスとを崩壊させるかもし
れない。さらにまた、移植を施す外科医は、与えられる可能性のあるどのような
状態でも好結果で電極埋め込むことができるように、埋め込みチャンスを改善す
ることが可能な、できるだけ薄い電極を一般的に好む。
分離接点配置（Separate Contact Placements）−
刺激部位での分離度を最大にするための他の技術は、ChouardとMacLeod
（1976年）により記載されているように、多数の位置で鼓室階内にその外側の壁
（lateral wall；鼓膜壁）を貫通して穴をあけ、各部位に分離して刺激する電極
を配置したものである。その穴を塞ぐ前に、シリコン・エラストマーのような不
導体材質の小さな栓をその穴に挿入して各電極に側面を接するようにして、その
電流が鼓室階の伝動流体に縦に広がることを防ぐように試みている。この技術で
はこの技術が見捨てられるべき原因となった幾つかの問題が明らかになった。蝸
牛のらせん体の片方のみこの方法で外科的に接近可能であって、さらにそのため
３つの並行な管を分離する極端に敏感な膜を損傷することなく多数の穴を開ける
ことは困難である。さらに、正確な大きさの栓が取り付け可能であったとしても
、それらの栓は鼓室階からでて隣接の、らせん体の回転の裏面に入る横方向の伝
導ではなく縦方向の伝導のみを阻止する結果となり、事実、穴あけ場所を覆う封
止の結果生ずる瘢痕組織がそれと置き換わって骨よりもより伝導性のものとなり
、実際に刺激電流を所望の中間方向よりもむしろ左右に向けることになる。本発明の概要
本発明の主題である蝸牛電極アレイは、単一の引き伸ばされて次第に細くなる
キャリア（担体、支持体、受け）を具備し、このキャリア上に多数の電極接点が
支持されているものである。この電極アレイは、在来方法により、蝸牛窓位置の
あるいはその近くの開口部を通って鼓室階内に挿入されるようにデザインされて
いる。１組みの薄いフィン（ひれ）が特定の軸にキャリアの本体（ボディ）から
突出している。これらのフィンは高度にフレキシブルに作られているが、キャリ
アの本体に対して折り重ねることができる弾力性のある材質によって、障害物を
滑らかに通過させ、鼓室階の断面寸法の変動に適応させられるようにしている。
好ましい実施形態としては、これらのフレキシブル・フィンはキャリアの本体
を形成しているシリコン・エラストマーの拡張部分であって、単一注入成形工程
によってキャリアの本体と一緒に一体成形されたものである。他の実施形態とし
ては、これらのフィンは色々な他の材質と公知の製造工程を使用してキャリアに
形成あるいは付加してもかまわない。
本発明の一態様に従えば、それらフィンは絶縁材料、すなわち、蝸牛の周囲の
どのような細胞組織よりも電流の抵抗率が非常に高い材料で作るべきである。挿
入時において、それら弾性フィンは鼓室階の壁に接触するように広げて設計され
、一連の分離した長手方向の区画（コンパートメント）内にそれを効果的に分離
し、その各々が分離された刺激電極を有する。フィンが取り囲む細胞組織より
も非常に高い低効率を有しているので、電流は各区画内の電極へあるいはその電
極からその区画内に位置する鼓室階の壁部分を通ってのみ流れることができ、そ
れによりその区画に隣接するらせん神経細胞の分離度（選択性）を増進すること
になる。
本発明の特徴は、蝸牛の縦軸に沿った多数の密接した空間のそれぞれの位置で
、らせん神経節細胞の予想されるような高度に選択的な活性化を生み出す蝸牛電
極アレイを提供することにある。
本発明の特徴は、広範囲の寸法と平らな部分的な障害物を有する鼓室階内に容
易に挿入可能な蝸牛電極アレイを提供することにある。
本発明の他の特徴は、その最初の挿入時、その後の長期の機能発揮時、また必
要な場合の外科医の除去および／または置き換えのような場合ですら、蝸牛に生
ずる損傷を最小にする可能性のある蝸牛電極アレイを提供することにある。
また、本発明の付加的な特徴は、十分な量の刺激と知覚される音量を達成する
のを必要とする電力を最小限にする蝸牛電極アレイを提供することにある。
本発明の更なる特徴は、容易に製造可能な蝸牛電極アレイを提供することにあ
る。図面の概要説明
本発明の上記および他の態様、特徴および効果を、下記の図面と協同して働く
ように表された下記のより詳しい記述により更に明らかにする。
図１は、本発明の一実施の形態に従って作られた電極アレイの透視図を示す。
図２Ａは、図１の電極アレイの概略上面図である。
図２Ｂは、その電極アレイの区画の１つを拡大した上面図である。
図２Ｃは、その電極アレイの区画の１つを拡大した正面図である。
図３Ａは、図２Ａの線Ａ−Ａに沿って切り取った断面図である。
図３Ｂは、図２Ａの線Ｂ−Ｂに沿って切り取った断面図である。
図３Ｃは、図２Ａの線Ｃ−Ｃに沿って切り取った断面図である。
図３Ｄは、鼓室階の先端の断面Ａ−Ａでの望ましいフィットを示す図である。
図４は、参照あるいは帰線電極として用いることができる追加的に長く引き伸
ばした電極接点を含む本発明の変形した実施形態の断面図を示す。
対応する参照符号を幾つかの図面を通して対応する部品について示す。本発明の詳細な説明
以下の記述は現在考えられる発明の実施の最良の形態についてのものである。
この記述は発明の趣旨を限定するものではなく、本発明の全般的な原理を説明す
る目的のためだけに行われたものである。本発明の技術的範囲は特許請求の範囲
を参照して判断されるべきものである。
先行技術の電極アレイの一例、またこのようなアレイを製造する方法の一例が
、米国特許第４，６８６，７６５号および同第４，８１９，６４７号に教示され
ており、これらの両方は参照することで本明細書と合体されるものである。これ
らの特許での多くの教示は、例えば蝸牛の生理学、電極とキャリア／本体の材質
、製造技術、鼓室階の寸法等に関してのものであり、本発明にも同様に良く適用
するものである。
本発明に従って形成された電極アレイ１０の好ましい一形態を図１、２Ａ、２
Ｂ、および２Ｃに示す。図１は電極アレイ１０の透視図を示し、図２Ａは電極ア
レイ１０の概略上面図であり、図２Ｂは電極アレイ１０の１つの小さなセクショ
ンまたはコンパートメント（区画）３５の拡大上面図であり、図２Ｃは電極の１
つの区画３５の拡大正面図である。
図１、２Ａ、２Ｂ、および２Ｃで見たように、電極アレイ１０は、本体（ボデ
ィ）１５、多数の独立の接点２０、および本体１５を通りぬけてそれら接点を連
結させるワイヤ・導線３０、加えてフィン（ひれ）１００、１１０、１２０とを
具備する。アレイの長さに沿って色々な位置でフィンが加えられている電極アレ
イの外形寸法は、ほとんどの人の鼓室階の有効断面寸法よりもわずかに大きくな
るように慎重に寸法設定される。図２Ａ内のＡ−Ａ、Ｂ−Ｂ、およびＣ−Ｃに
示したアレイに沿う３位置での典型的な断面輪郭を夫々図３Ａ、３Ｂ、および３
Ｃに示す。
このような電極１０を鼓室階内の意図した深さに挿入した後で、多くのフィン
が鼓室階の壁と接触し、それらの接触によっていくぶん曲げられあるいは圧迫さ
れる。鼓室階の先端の断面Ａ−Ａの望ましいフィットを図３Ｂに示す。
図面に示した好ましい実施形態では、フィンは２つの軸にのみ置かれている。
一対のフィン１００と１１０は本体から直角に突出することで、らせん体の垂直
軸内に縦の障壁を創生するようにしている。この配置の特徴はフィン１００と１
１０によって与えられた硬さが、電極アレイがその垂直軸でのみ容易にフレック
スであり、特に鼓室階のより先端部分では、電極アレイは蝸牛のらせん形状に従
うその軸に沿ってしっかりと屈曲しなければならないという電極アレイの所望の
特性に寄与することである。この屈曲特性は、図３Ｂの断面図に示すように、垂
直に整列した”リブ（横ばり）”３５内の導線３０の集合によって好ましい形態
においてさらに増す。
多数のフィン１２０は本体１５からその側面の中間方向に直角に突出し、フィ
ン１００および１１０と直交して置かれ連結する。横フィン１２０は一組の縦方
向に分離した区画３５（図２Ａ、２Ｂ）内で鼓室階５を有効に分割し（図３Ｂに
示す）、その各々の中に１つの独立した電極接点２０を存在させている。全ての
色々なフィンが、図３Ｄに示すように、鼓室階の壁に接触するように広がる場合
は、各接点から注入される電流は各分離した区画の鼓室壁３（図３Ｄ）を形成す
る骨を通過して、その後、らせんの神経節６の隠れた部分内を通らなければなら
ない。従って、所定の接点に引き渡される全部の、またはほとんどの刺激電流は
らせん神経節に向かって行き、それから神経節を通って流れる傾向にあり、ここ
でその刺激電流が聴覚ニューロン７を、それらのニューロンと交わることの無い
他の経路で消散させられるよりも、効果的に刺激することができる。
また、図３Ｄには長く引き伸ばされた電極接点５０が示されており、この電極
接点５０は、１またはそれ以上の個別の接点２０から蝸牛内に注入された刺激電
流に対して戻り経路を提供するように、前庭階（scala vestibuli；内耳前庭と
もいう）８内に挿入される。長く伸びた電極接点５０は電極アレイ１０の長さの
全部または多くに対して並行に配置される。この配置はらせん神経節ニューロン
７に対して並行に流れて、効果的にかつ選択的にそれらを刺激する刺激電流の傾
向をさらに高める。
電極アレイは蝸牛のらせんに適応すべく可撓性でなければならないということ
に沿って、横フィン１２０は電極アレイ１０に対し軸方向には硬さをほとんど、
または全く加えないということを正しく理解すべきである。更にまた、フィン間
に生成される色々な区画３５の幾つか、または全てにおいて結合細胞組織が増大
した場合でさえ、電極アレイが鼓室階の外でスライドできるように、横フィンは
いずれかの縦方向に曲げたり、折りたたんだりすることができる。アレイからそ
の基底端位置で突出するつまみ４０（図２Ａ）は手で取り扱うことができ、それ
により外科医が電極アレイを押したり、引いたりすることで電極アレイの挿入や
除去を達成する。意図した深さに電極アレイを挿入してつまみ４０が蝸牛窓の開
口に並べられた時を示すマーカーとしてもつまみ４０は提供される。
図４に示す本発明の他の実施形態では、長く伸びた電極接点５０がアレイの長
さの全部、または大部分に沿って、（例えば、図２Ａの断面線ＡおよびＣ間の領
域内でアレイの背面に沿って）、本体１５の側面に付け加えられる。この長く伸
びる電極接点５０は，幾つかのあるいは全ての刺激パルスを個別の接点２０に印
加させるための帰線電極（return electrode）として使用しても構わない。参
照することにより本明細書に包含される出願である、本発明の別個の特許出願、
１９９５年８月１８日付け出願の米国特許出願第０８／５１６，７５８号に記載
されているように、この配置は刺激に対する各部位が準バイポーラ・モードで振
る舞うように起こさせ、さらに刺激電流が縦に拡散する傾向を減少させる。この
配列はまた、ニューロン７の長手方向の作用に対して並列に配置されるコースに
沿って、電流（図４に示す”ｉ”）がらせん神経節を通って流れる傾向を増長さ
せ、その電流がこれらのニューロンをより効果的に活性化する。
電極接点２０および５０は、もし存在するならば、プラチナやプラチナ合金、
イリジュウムあるいは陽極酸化処理したタンタルのような生体と共存可能な電極
材料で作ってもよい。対応の電極導線３０は同様に生体と共存可能な何らかの伝
導性材質で形成してもよい。導線３０の機械的特性、形状、および寸法、並びに
本体１５内のそれらの配置は、鼓室階内に電極アレイの差し込み可能性を改良す
るように、電極アレイ１０のフレキシビリティと他の取り扱い特性を改変するの
に使用することができる。例えば、色々な頭部の、あるいは基部の接点に付ける
１つあるいはそれ以上の異なる直径の個別に丸いあるいは偏平なワイヤを用いる
こと、あるいは接着により多数のワイヤを一緒に支持する、あるいは絶縁材料を
取り囲むリボンケーブルを使用することは、有益であろう。
二者択一的なもの、あるいは追加的なものとして、本体１５のある部分、ある
いは全てを、フィン１００、１１０および１２０で使用した材料よりもより硬い
材料で作りあげても構わない。これは、比較的に高い硬脳膜値を有するシリコン
・エラストマーにより予備成形した成形本体１５によって達成可能であり、それ
からこの予備成形物を低い硬脳膜値のエラストマーから形成したフィンを付け加
えるのに使用する型の中に挿入する。（注釈；”硬脳膜（durameter）”は脳の
３つの外皮の最も外側を形成する硬い、繊維質の皮膜である。従って、ここで使
用する場合の、比較的に高い硬脳膜値とは、硬脳膜の硬さと比較して相対的に高
い硬さであることを意味する。）電極アレイ１０の組立期間中において接点２０
と導線３０の配置を容易にするため色々な壁や、ポケット、あるいは他の形状特
徴を含ませることは予備成形物にとって好都合であろう。
電極アレイ１０の基底端の位置で全ての方向に相対的に硬いことは、電極アレ
イ１０とって望ましいことであり、その基底端の断面図を図３Ｃに示す。このこ
とを達成するためにこのポイントで現れる比較的大量の電極導線３０は、、図３
Ｂに図示したように、リブ３５内に集められるよりもむしろ、比較的薄い本体１
５を通って分散する。
ここに開示した本発明は特定の実施形態とその適用例を用いて記載されている
けれども、請求の範囲に記載された本発明の範囲を越脱することなく、本発明に
対する数多くの改変や変形がこの技術分野の熟練者ならば可能であるはずである
。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Cochlear Electrode Array Using Dielectric Septum Background of the Invention The present invention is directed to implantable stimulation devices, such as cochlear prostheses used to electrically stimulate the auditory nerve (cochlear shell) And more particularly, to an electrode array using a dielectric septum (partition) that can be used in such implantable stimulation devices. Cochlear prostheses provide a sensory sensation of sound for patients who are deaf or have hearing loss. This works by electrically stimulating the auditory nerve directly, replacing the defective cochlear ear cells in a bypass manner, and usually converting acoustic energy into electrical action in the nerve cells of the ear. In addition to stimulating nerve cells, the electrical circuit and electrode array of the cochlear prosthesis convert the acoustic signal into a number of parallel channels of information, each representing the strength of a narrow frequency band of the acoustic spectrum. It should exhibit the function of separating. Ideally, each channel of information is typically selectively transmitted to a subset of auditory neurons that convey information to the brain about that frequency band. These neurons are arranged in a normal tonotopic sequence, from high frequencies at the basal end of the cochlea spiral to progressively lower frequencies towards the apex. In practice, achieving this goal tends to be difficult due to the anatomy of the cochlea. Extensive research at many centers (medical centers) using various surgical sites and approaches for implantation of cochlear electrode arrays has generally resulted in three parallels forming a spiral cochlea in parallel. The use of one scala tympani in a canal has emerged as a consensus. The electrode array to be implanted at this site is typically a thin, elongated, flexible carrier with several, perhaps 6 to 24, stimulating electrodes arranged longitudinally and individually connected. (Carrier). Such an electrode array passes through a surgically opened opening in the round window, also called the tympanic window, at the basal end of the scala tympani tube, into the scala tympani tube about 20 mm. To a depth of 30 mm. In use, the current passes through the fluid and tissue directly surrounding the individual electrical contacts and, if the potential is strong enough, creates a short-term potential gradient that produces an operating potential in nearby acoustic nerve fibers. . Auditory nerve fibers rise from cell bodies located within the spiral ganglion, located in the bone adjacent to the scala tympani on the inner wall of the spiral tract (course). Since the density of the current flowing through volumetric conductors such as nerve tissue and fluids tends to be highest near the electrode contacts that are the source of such currents, stimulation at one contact site will They tend to selectively activate (promote response) their ganglion cells and their auditory nerve fibers that are in close proximity to the site. The choice of stimulus at each site provides a means to convey various sound perceptions. Typically, cells within a certain region or area (and their corresponding acoustic nerve fibers) convey sound perceptions within a particular frequency band or band. The choice of this stimulus at each site places a minimum limit on the available spacing between adjacent sites. That is, if adjacent sites are closer than their minimum threshold, they will be stimulated at the same time, so that the signal transmitted by a neuron cannot distinguish between its own frequency bands, rather than between channels. Carry signals contaminated by crosstalk, and may be perceived as obscured or / and excessively loud. Since the length of the tympanic floor in which the entire region of the audio signal frequency appears is fixed at a length of approximately 15 mm to 20 mm, its minimum limit interval is a parallel channel of information that can be carried on an audio signal such as audio. Also effectively limits the maximum number of In addition, the actual selectivity (separation) of the stimulation at each site is limited by the diffusion of the injected current through the cochlear volume transmitting tissue and fluid. Several stimulation strategies have been described in the prior art to maximize their separation. These include the following: Bipolar Stimulation-Bipolar stimulation provides both a source and sink for the stimulating current instead of a unipolar configuration where the sinks for all channels are common electrodes located outside the cochlea. Providing two closely spaced electrode contacts within the scala tympani (see, for example, US Pat. No. 4,819,647). With bipolar stimulation, the rate of decrease in current density that decreases with distance from the electrode is much greater than with unipolar stimulation. However, in bipolar stimulation, the amount of current required to produce a sufficient amount of stimulation at each site and the power required to pass current through the tissue are much greater than in unipolar stimulation. There is a significant disadvantage of being expensive. This is a significant drawback for the efficient design and operation of the ported microcircuit in portable battery powered systems. Directional Contacts-Due to the electrode design, the individual contacts are shaped like cigar bands so that the stimulating current radiates uniformly in all directions. By using smaller contacts, the current density can be asymmetric, such that the contacts occupy only a portion of the cross section of the electrode carrier at a particular longitudinal position (eg, US Pat. No. 4,686,795). No. 4,819,647). If the design of the electrode array and the placement of the electrode array by the surgeon ensure that the spiral ganglion cells are positioned so that their contacts face the medial wall of the scala tympani floor. If possible, the degree of separation will be somewhat improved. This improvement, however, tends to be limited by the tendency of the stimulating current to spread widely through the relatively conductive fluid of the scala tympani. Furthermore, the small surface area of the contacts will increase their electrical impedance and therefore the voltage required to apply a particular stimulating current. Spiral-Shaped Carriers-Regardless of the design of the electrode contacts and the tissue in which they are placed, the current density is always highest near the contact surface. Therefore, one strategy is to use small contacts that face the tympanic wall and are embedded in an elastomeric carrier made in a spiral-shaped mold of the cochlea (US Pat. , 686,795 and 4,819,647). Upon insertion, the carrier regains its helical shape, drawing the contacts close to the tympanic wall. However, the forming of such an electrode array is rather complicated. Furthermore, special instruments and techniques must be used by the surgeon to hold the electrodes straight for effective insertion into the opening of the cochlea window. Space-Filling Carriers-Another technique known for placing directional contacts near the tympanic wall is to make the cross section of the electrode array relatively thick. This can be done by using a mold with dimensions exactly the same as the cross-sectional dimensions of the tympanic floor (see U.S. Pat. Other techniques to achieve this same purpose are to push the electrodes toward the tympanic wall or to make some or all of the carrier with a material that increases, expands, or otherwise changes dimensions after insertion. It says that it is possible to include additional flexible fins along the lateral edge. One problem with these techniques is that the dimensions of the tympanic floor from one patient and the dimensions of the tympanic floor of another patient are subject to considerable variation, and that the length of the individual Is that the cross-sectional areas are often irregular. Even closer to the tympanic wall, even smaller fluctuations in the actual gap and location of the actual contact with the side wall can cause significant fluctuations in the distribution of the stimulating current from each site and are orderly It may disrupt the tonotopic expression and the balance of sound intensity between channels. Furthermore, the surgeon performing the implantation generally prefers electrodes that are as thin as possible, which can improve the implantation chance so that any possible condition can be successfully implanted. Separate Contact Placements-Other techniques for maximizing the degree of separation at the stimulus site are described in Chouard and MacLeod (1976) in numerous locations within the tympanic floor. A hole is made through the outer wall (lateral wall; eardrum wall), and electrodes for stimulating separately are arranged at each site. Before closing the hole, a small plug made of a nonconductive material such as silicone elastomer is inserted into the hole so that the side of each electrode is in contact with the electrode, and the current spreads vertically to the transmitted fluid in the tympanic floor. Trying to prevent it. This technique has revealed several problems that have caused it to be abandoned. Only one of the cochlear spirals is surgically accessible in this way, and it is therefore difficult to drill multiple holes without damaging the extremely sensitive membrane separating the three parallel tubes. In addition, even though the correct size plugs could be installed, those plugs only blocked longitudinal conduction rather than lateral conduction from the tympanic floor and into the back of the spiral rotation In effect, the scar tissue resulting from the seal covering the drilling site replaces it and becomes more conductive than bone, and in fact directs the stimulation current to the left and right rather than the desired medial direction. SUMMARY OF THE INVENTION The cochlear electrode array that is the subject of the present invention comprises a single stretched and tapering carrier (carrier, support, receiver) on which a number of electrode contacts are supported. Things. The electrode array is designed to be inserted into the scala tympani through an opening at or near the cochlear window in a conventional manner. A set of thin fins protrude from the carrier body at a particular axis. Although these fins are made highly flexible, an elastic material that can be folded over the body of the carrier allows smooth passage of obstacles and adapts to variations in the cross-sectional dimensions of the tympanic floor. I am trying to be. In a preferred embodiment, these flexible fins are extensions of the silicone elastomer forming the body of the carrier, which are integrally molded with the body of the carrier by a single injection molding process. In other embodiments, these fins may be formed or added to the carrier using various other materials and known manufacturing processes. According to one aspect of the invention, the fins should be made of an insulating material, that is, a material that has a much higher current resistivity than any cellular tissue around the cochlea. Upon insertion, the resilient fins are designed to expand to contact the wall of the scala tympani, effectively separating it into a series of separate longitudinal compartments, each of which is a separate stimulus. It has electrodes. Because the fins have much lower efficiency than the surrounding tissue, current can only flow to and from the electrodes in each compartment through the wall of the scala tympani located in that compartment. , Thereby increasing the separation (selectivity) of spiral neurons adjacent to the compartment. A feature of the present invention is to provide a cochlear electrode array that produces expected and highly selective activation of spiral ganglion cells at each of a number of closely spaced spaces along the longitudinal axis of the cochlea. It is in. It is a feature of the present invention to provide a cochlear electrode array that can be easily inserted into the scala tympani having a wide range of dimensions and flat partial obstructions. Another feature of the invention is that it can minimize damage to the cochlea during its initial insertion, subsequent long-term performance, and even when necessary, such as removal and / or replacement of a surgeon. The purpose of the present invention is to provide a cochlear electrode array which is capable of being used. It is an additional feature of the present invention to provide a cochlear electrode array that minimizes the power required to achieve a sufficient amount of stimulation and perceived loudness. It is a further feature of the present invention to provide an easily manufactured cochlear electrode array. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS The above and other aspects, features, and advantages of the present invention will become more apparent from the following more detailed description, which is set forth in conjunction with the following drawings. FIG. 1 shows a perspective view of an electrode array made in accordance with one embodiment of the present invention. FIG. 2A is a schematic top view of the electrode array of FIG. FIG. 2B is an enlarged top view of one of the sections of the electrode array. FIG. 2C is an enlarged front view of one of the sections of the electrode array. FIG. 3A is a cross-sectional view taken along line AA of FIG. 2A. FIG. 3B is a cross-sectional view taken along line BB of FIG. 2A. FIG. 3C is a cross-sectional view taken along line CC of FIG. 2A. FIG. 3D is a diagram showing a desired fit at the section AA of the tip of the tympanic floor. FIG. 4 shows a cross-sectional view of a modified embodiment of the present invention that includes additional elongated electrode contacts that can be used as reference or retrace electrodes. Corresponding reference numerals indicate corresponding parts throughout the several figures. DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION The following description is of the best mode of the invention presently contemplated. This description is not intended to limit the spirit of the invention, but is for purposes of illustrating the general principles of the invention. The technical scope of the present invention should be determined with reference to the appended claims. One example of a prior art electrode array, and an example of a method of making such an array, is taught in U.S. Patent Nos. 4,686,765 and 4,819,647, both of which are incorporated by reference. By doing so, it is combined with the present specification. Many of the teachings in these patents relate to, for example, cochlear physiology, electrode and carrier / body material, manufacturing techniques, tympanic floor dimensions, etc., and are equally well applicable to the present invention. One preferred form of an electrode array 10 formed in accordance with the present invention is shown in FIGS. 1, 2A, 2B, and 2C. 1 shows a perspective view of the electrode array 10, FIG. 2A is a schematic top view of the electrode array 10, and FIG. 2B is an enlarged top view of one small section or compartment 35 of the electrode array 10. 2C is an enlarged front view of one section 35 of the electrode. As seen in FIGS. 1, 2A, 2B, and 2C, the electrode array 10 includes a body (body) 15, a number of independent contacts 20, and wires / conductors 30 that pass through the body 15 and connect the contacts. In addition, fins (fins) 100, 110, and 120 are provided. The outer dimensions of the electrode array, with fins added at various locations along the length of the array, are carefully sized to be slightly larger than the effective cross-sectional dimensions of most human tympanic floors. Typical cross-sectional profiles at three locations along the array shown at AA, BB, and CC in FIG. 2A are shown in FIGS. 3A, 3B, and 3C, respectively. After inserting such an electrode 10 to the intended depth in the scala tympani, many fins will contact the scala tympani wall and bend or compress somewhat by their contact. The desired fit of section AA at the tip of the tympanic floor is shown in FIG. 3B. In the preferred embodiment shown in the figures, the fins are located only on two axes. The pair of fins 100 and 110 project at right angles from the body to create a vertical barrier within the vertical axis of the helix. A feature of this arrangement is that the stiffness provided by the fins 100 and 110 is such that the electrode array is easily flexed only in its vertical axis, especially in the more distal portion of the scala tympani, where the electrode array follows the spiral shape of the cochlea. It contributes to the desired property of the electrode array that it must bend tightly along the axis. This bending characteristic is further enhanced in a preferred form by the collection of conductors 30 in vertically aligned "ribs" 35, as shown in the cross-sectional view of FIG. 3B. The plurality of fins 120 project perpendicularly from the main body 15 in the middle direction of the side surfaces thereof, and are placed and connected orthogonally to the fins 100 and 110. The transverse fins 120 effectively divide the scala tympani floor 5 (shown in FIG. 3B) in a set of vertically separated compartments 35 (FIGS. 2A, 2B), each with one independent electrode contact 20. Make it exist. If all the various fins spread out to contact the wall of the tympanic floor, as shown in FIG. 3D, the current injected from each contact forms the tympanic wall 3 of each separate compartment (FIG. 3D). It must pass through the bone and then into the hidden part of the spiral ganglion 6. Thus, all or most of the stimulation current delivered to a given contact point tends to go to the spiral ganglion and then to flow through the ganglion, where it stimulates the auditory neurons 7, Can be stimulated more effectively than dissipated by other routes that do not intersect. FIG. 3D also shows elongated electrode contacts 50 that provide a return path for stimulation current injected into the cochlea from one or more individual contacts 20. It is inserted into the vestibular floor (scala vestibuli; also called the inner ear vestibule) 8 in order to do so. The elongated electrode contacts 50 are arranged in parallel with all or most of the length of the electrode array 10. This arrangement flows in parallel to the spiral ganglion neurons 7 and further enhances the tendency of the stimulation currents to effectively and selectively stimulate them. It is well understood that the transverse fins 120 add little or no axial stiffness to the electrode array 10, along with the fact that the electrode array must be flexible to accommodate the cochlear helix. Should. Furthermore, the transverse fins may be positioned in any longitudinal direction so that the electrode array can slide out of the scala tympani even if the connective tissue is increased in some or all of the various compartments 35 created between the fins. Can be bent and folded in any direction. The knob 40 (FIG. 2A), which projects from the array at its basal end position, can be handled by hand, thereby allowing the surgeon to push and pull on the electrode array to achieve insertion and removal of the electrode array. The knob 40 is provided as a marker that indicates when the knob 40 is aligned with the opening of the cochlea window by inserting the electrode array to the intended depth. In another embodiment of the invention shown in FIG. 4, the elongated electrode contacts 50 extend along all or most of the length of the array (eg, in the region between section lines A and C in FIG. 2A). (Along the back of the array) on the side of body 15. This elongated electrode contact 50 may be used as a return electrode to apply some or all of the stimulation pulses to individual contacts 20. As described in a separate patent application of the present invention, U.S. patent application Ser. No. 08 / 516,758 filed Aug. 18, 1995, which is an application incorporated herein by reference, This arrangement causes the sites for the stimulus to behave in a quasi-bipolar mode, further reducing the tendency of the stimulus current to spread vertically. This arrangement also increases the tendency of the current ("i" shown in FIG. 4) to flow through the spiral ganglion along a course arranged in parallel to the longitudinal action of the neuron 7, Activate these neurons more effectively. Electrode contacts 20 and 50, if present, may be made of a biocompatible electrode material such as platinum or a platinum alloy, iridium or anodized tantalum. The corresponding electrode lead 30 may also be formed of any conductive material compatible with the living body. The mechanical properties, shape, and dimensions of the conductors 30 and their placement within the body 15 increase the flexibility and other handling characteristics of the electrode array 10 so as to improve the pluggability of the electrode array within the scala tympani. Can be used to modify. For example, using one or more individually rounded or flat wires of different diameters to attach to various head or base contacts, or to support multiple wires together by gluing, or to use insulating materials It would be beneficial to use a surrounding ribbon cable. Alternatively or additionally, some or all of the body 15 may be made of a harder material than the material used for the fins 100, 110 and 120. This can be achieved by a molded body 15 preformed from a silicone elastomer having a relatively high dural membrane value, and then adding this preform to fins formed from a low dural membrane value elastomer. Insert into the mold to be used. (Note: the "durameter" is the hard, fibrous capsule that forms the outermost of the three hulls of the brain. Therefore, as used herein, relatively high dural membrane values and Means that the hardness is relatively high as compared with the hardness of the dura mater.) During the assembly of the electrode array 10, various walls, Inclusion of pockets, or other features, may be advantageous for the preform. It is desirable for the electrode array 10 to be relatively hard in all directions at the position of the base end of the electrode array 10, and a cross-sectional view of the base end is shown in FIG. 3C. To accomplish this, a relatively large amount of electrode conductor 30 appearing at this point is dispersed through the relatively thin body 15 rather than being collected in ribs 35, as shown in FIG. 3B. I do. Although the invention disclosed herein has been described with reference to particular embodiments and their applications, numerous modifications and alterations to the invention can be made without departing from the scope of the invention as set forth in the claims. Should be possible if one is skilled in the art.
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【要約の続き】
ので、それにより区画によって取り囲まれた細胞を選択
的に刺激し、選択的に活性化する。────────────────────────────────────────────────── ───
[Continuation of summary]
So select cells surrounded by compartments
Stimulates selectively and activates selectively.