WO2017148903A1 - Adaptiver elektrodenträger - Google Patents

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WO2017148903A1
WO2017148903A1 PCT/EP2017/054578 EP2017054578W WO2017148903A1 WO 2017148903 A1 WO2017148903 A1 WO 2017148903A1 EP 2017054578 W EP2017054578 W EP 2017054578W WO 2017148903 A1 WO2017148903 A1 WO 2017148903A1
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WO
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electrode carrier
cavity
carrier according
adaptive
electrode
Prior art date
Application number
PCT/EP2017/054578
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English (en)
French (fr)
Inventor
Stefan Griebel
Clemens Wystup
Lena Zentner
Silke Hügl
Thomas Rau
Omid Majdani
Thomas Lenarz
Original Assignee
Technische Universität Ilmenau
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Technische Universität Ilmenau filed Critical Technische Universität Ilmenau
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    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A61N1/0541—Cochlear electrodes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
    • A61N1/36038—Cochlear stimulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/372—Arrangements in connection with the implantation of stimulators
    • A61N1/375—Constructional arrangements, e.g. casings

Definitions

  • the invention relates to an adaptive electrode carrier with which a gentle, almost contactless implantation of the same in a curved hollow organ succeeds, wherein the
  • a cochlear implant is a neuroprosthesis that allows patients with inner ear deafness to recover
  • the system is divided into an external part with microphone, speech processor and transmitter coil and an implanted part of receiver coil and
  • Electrode support The electrode carrier contains up to 22
  • Contact wires are for example meandering or
  • Electrode carrier is inserted surgically into the cochlea, from where the contact electrodes stimulate the nerve fibers of the auditory nerves originating within the helical cochlea.
  • Electrode carrier Electrode carrier with lateral end position. These implants are characterized by the absence of any mechanisms and actuators, creating a small outer diameter of the highly flexible electrode carrier to meet the requirement of an atraumatic insertion. The avoidance of
  • the biggest disadvantage of this electrode carrier is the modiolusferne and thus remote from the Hörnerv end position.
  • implants with a perimodiolar end position are known. These implants have different mechanisms to provide a perimodiolar end position on the inner wall of the cochlea to reach.
  • the intention here is the reduction of the
  • Electrode carrier of the CI and the nerve fibers as the target of stimulation can continue to be treated by intrinsic and extrinsic mechanisms
  • Obtaining the perimodiolar end position can be distinguished.
  • the thread or the metal core must be arranged completely or partially displaceable in the electrode carrier and may be attached only at the top in the electrode carrier to the
  • the electrode carrier can also be actuated by a thin metal rod, the so-called stiletto, which can be actuated
  • Electrode carrier leads. Bending moments that affect the curvature of the electrode carrier, can only arise when a
  • Lumen is not centrally located or multiple lumens are driven with different pressures. However, this increases u. a. the control effort considerably. In addition, with this proposed solution only minor
  • Bionics use a stylet inside the electrode carrier to hold it straight in the first phase of the insertion.
  • Electrode carrier in a cavity open on one side,
  • a guide sleeve as described in WO 2008/042863 A2, be made resilient at its distal end, so that this part bends through the force exerted by the precambered electrode carrier force and this is applied to the inside of the cochlea (near the modiolus).
  • the electrode carrier curvature can not sufficiently match the individual anatomy of the patient
  • the curved electrode carriers Adapted to the course of curvature, the curved electrode carriers likewise show a broad radius of curvature basal and a narrow radius of curvature at the tip. If, during insertion, the electrode carrier is slowly removed from the insertion tool or from the
  • Stiletto is pushed down, therefore, first bends its tip. Because the narrow radius of curvature of the tip of the
  • Electrode carrier does not match the still wide radius of curvature of the cochlea in the basal region, it can for
  • Electrode carrier hang on the wall of the cochlea, which leads to further advancement of the electrode carrier to a folding of the electrode carrier and massive damage to the
  • Functionalization can be implemented as the curvature of a catheter. There are several inside the catheter
  • Electrode carrier in the cochlea is unsuitable.
  • fluid drives with distributed compliance are known.
  • the invention is therefore based on the object, the
  • the object is achieved by an adaptive
  • the external shape of the proposed reversibly deformable electrode carrier due to its material and geometric compliance can be changed so that during implantation the internal very sensitive structures of the hollow organ are not injured and thus the electrode carrier is inserted almost free of contact taking into account the individual anatomy, said End of the insertion a predetermined end position,
  • a perimodiolar end position is achieved.
  • the preferred embodiment is provided with an inner channel. Furthermore, in the wall of the electrode carrier
  • Insertion process comprise means for generating micro-vibrations in the electrode carrier.
  • FIG. 4 cross sections of the electrode carrier according to the invention with variously shaped stiletto;
  • Figure 8 cross sections of the electrode carrier according to the invention with different position of the cavity
  • Figure 10 Deformations of a straight and curved in the initial state electrode carrier during insertion into the cochlea with associated pressure curve.
  • Electrode carrier (1) is due to production in the basic ⁇ or initial state in a mechanically de-energized state and is thus free of plastic deformation.
  • the electrode carrier (1) consists of a highly elastic material, for example. Medically approved silicone or other suitable for the application of elastomer, which allows a reversible deformation.
  • a thread-like storage (3) cohesively embedded, so that a
  • the filamentous storage (3) has the property that it undergoes an extremely small increase in length compared to a tensile load (tensile strength), but very much compared to bending moments
  • the thread-like storage (3) has the function or task to absorb mechanical tensile forces and
  • the electrode carrier (1) has a
  • Substructure (4) with the diameter d e is the cavity (5) with, for example, a hemisphere, which has the radius r s and the tip (9) of the electrode carrier (1) forms, fluid-tight manner.
  • the beginning of the conical substructure (4) has a diameter d a and is of an annular
  • Electrode carrier (1) separately.
  • Electrode carrier (1) and the conical substructure (4) are inserted into the cochlea and then lie
  • Boundary between the two areas can be marked, for example, by an annular partial structure (6) and thus as
  • Molded or color-coded orientation aids can optionally be included in a number greater than one on the
  • Electrode support (1) be distributed and not necessarily between the cylindrical part structure (7) and the conical substructure (4) may be arranged.
  • a stiletto (2) with the outer diameter d sa , which has a cylindrical channel (8) with an inner
  • Diameter d S i has. Via the channel (8), the pressure h of a preferably incompressible fluid in the cavity (5) via a pressure supply, for example.
  • a pump, with programmable controller (both not shown here in the figure) with respect to the ambient pressure p u are set.
  • the stylet (2) is arranged axially displaceable within the cavity (5).
  • the stylet (2) is arranged axially displaceable within the cavity (5).
  • Electrode carrier (1) hermetically sealed against fluids.
  • the axial length of the conical substructure (4) in which the thread-like inlay (3) and the stiletto (2) are located or in which the conical substructure (4) is held straight by the stylet (2) becomes overlapping stiletto length l s .
  • the axial length of the conical substructure (4), in which only the thread-like embedding (3) is located, but no stiletto (2), is referred to as free length l f . Both lengths together form the initial length l a of the conical
  • Part structure (4) which simultaneously represents the aktuierbare length of the electrode carrier (1). Via a pressure difference ⁇ from the pressure h in the cavity (5) and ambient pressure p u is a change in curvature of the electrode carrier (1) in the conical
  • Part area (4) can be generated.
  • the thread-like storage (3) can, as shown, be laid only in the conical substructure (4) in the wall. But it can also up to the top (9) and / or in the cylindrical part structure (7) of the
  • Electrode carrier (1) range. For completeness, within the electrode carrier (1) by way of example ten
  • connection cables (19) connect each individual electrode (18) to a receiver unit (eg.
  • Receiver unit (the receiver unit is not shown in the figure).
  • the thread-like storage (3) serve the connection cable (19) for electrical
  • FIG. 2 shows an embodiment of the electrode carrier (1) according to the invention under different pressure states in the cavity (5) and with a different, overlapping stiletto length.
  • FIG. 2B-2D is to obtain the
  • FIG. 2A shows the
  • the stylet (2) is introduced with a length l s in the conical substructure (4).
  • Electrode carrier (1) (see Figure 2A) axisymmetric or the cross section through the electrode carrier (see Figure 1 in scale 2: 1 enlarged sectional view B-B and C-C) not
  • Electrodecarrier (1) changes the equatorial
  • the wall thickness of the conical substructure (4) is to be chosen so large, so that a radial extent of the conical substructure (4) is limited to a minimum.
  • the load on the stylet (2) increases due to the bending moment.
  • the stylet (2) is to be interpreted accordingly so that it withstands the load and the
  • the overlapping stiletto length l s has been reduced to zero.
  • the internal pressure h3 in the cavity (5) was further increased, so that h3 > P h 2.
  • the pressure h 3 is chosen so large that the curvature of the conical section (4) corresponds to the natural curvature of the cochlea and simultaneously reaches the electrode carrier (1) within the cochlea perimodiolare end position.
  • the electrical connecting cables (19) extend from their origin at the electrode (18) in the conical substructure (4) over the cylindrical substructure (7) of the electrode carrier (1) up to the
  • Receiver unit (receiver unit in the figure not
  • FIGS. 3B to 3H the electrode carrier is omitted below for the purpose of clarity
  • Electrode carrier (1) is formed (see Figure 3B).
  • the free length l f without stiletto (2) within the conical substructure (4) corresponds to the actuatable length l a .
  • the overlapping stiletto length l s is thus equal to zero.
  • the stylet (2) can be inserted into the entire conical substructure (4) (see Figure 3C), so that the overlapping Stilettaci l s
  • the stiletto (2) is appropriately designed so that it withstands the load and the resulting bending moment without much deformation
  • the electrode carrier (1) can now be inserted into the cochlea. In doing so, he is axially from the stiletto (2)
  • Section (13) is adapted to the local curvature radius at the entrance of the cochlea (see Figure 3F).
  • the electrode carrier (1) Upon further pushing down of the electrode carrier (1) from the stylet (2), the electrode carrier (1) is further inserted into the cochlea.
  • the stiletto tip does not lead here
  • Electrode carrier (1) are used functionally filling.
  • FIG. 4 shows different cross sections of the
  • FIG. 4A shows a stylet (2) arranged in the cavity (5) and provided with a cylindrical channel (8). A pressure change the pressure h in the cavity (5) is adjusted via the cylindrical channel (8).
  • FIG. 4B shows a cavity (5)
  • the outer diameter d a of the stylet (2) should be selected so that a sliding between the stylet (2) and the electrode carrier (1)
  • Figure 4C shows an outboard, tubular
  • Stiletto (2) which encloses the electrode carrier (1).
  • FIG. 4D shows an outboard tubular stylet (2) having a slot in the axial direction, thereby providing easier insertion of the electrode carrier (1) into the stylet (2) and easier release from the stylet (2) after insertion ,
  • the slot width Sb of the stylet (2) is to be chosen so wide that an unwanted and uncontrollable triggering of the electrode carrier (1) from the stiletto (2)
  • FIG. 4E shows a further embodiment of an external tubular stylet (2) which is shown in FIG.
  • the cup-shaped opening favors the desired freedom of movement of the conical substructure (4) of the electrode carrier (1) in the direction of curvature and leads to a lower material stress in the stylet
  • Electrode (1) lying stiletto (2) eliminates a fluidic seal between stiletto (2) and electrode carrier (1), since the fluid in which the pressure p h is changed, exclusively in Cavity (5) is located.
  • a fluid line can be used, which connects the electrode carrier (1) and the pressure supply directly and thus the cavity (5) fluid-tight seals.
  • Stiletts (2) with cylindrical channel (8) is the stiletto (2) itself and in the case of a stylet without cylindrical channel (8), the electrode carrier (1) via, for example, a fluid line to connect to the pressure supply, so that in any case the Cavity (5) is sealed fluid-tight.
  • FIG. 5 shows a detail of an exemplary embodiment of the coupling point between the stylet (2) and the
  • Electrode support (1) in half section, in which an advantageous relative movement of the two elements is made possible and
  • the thicker end of the electrode carrier (1) is fastened in a fluid-tight manner on a guide element (20).
  • the stylet (2) is arranged to be movable. Firstly, the translation of the stylet (2) in the longitudinal direction of the and, if necessary, its rotation about the longitudinal axis as
  • Guide element (20) is slidably disposed, a force can be applied to a sealing element (22), whereby the guide element (20) and the stylet (2) are fluid-tightly interconnected.
  • a force can be applied to a sealing element (22), whereby the guide element (20) and the stylet (2) are fluid-tightly interconnected.
  • a pressure control device (24) and a pressure supply (25) is fluid-tight manner.
  • the pressure h of the Fluids in the cavity (5) is thus sealed from the ambient pressure p u .
  • FIG. 6 shows different cross sections of the
  • Electrode carrier (1) with variously executed
  • FIG. 6A shows a thread-like inlay (3) arranged in cross-section. If the storage axially aligned exactly, it creates a
  • Curvature influencing the electrode carrier (1) by a pressure difference ⁇ such that the electrode carrier (1) in a change in pressure in the cavity (5) within a
  • Cochlea must be distinguished whose spirals are symmetrical with respect to the median plane and thus left or
  • FIGS. 6B-6D show formations of thread-like inlay, which support a curvature within a plane.
  • FIG. 6B shows a possible arrangement of more than one thread-like inlay (two are shown in the figure), which are arranged mirror-symmetrically in the cross-section of the electrode carrier (1).
  • the thread-like inlay (3) can be strip-shaped (see FIG. 6C) or a plurality of individual threads form a band-shaped one
  • FIG. 7 shows a further exemplary embodiment of the invention
  • Electrode carrier (1) is not within a plane (see Figure 7A). This represents, for example, the exact course of a natural cochlea. Furthermore, a half cut in
  • the thread-like storage (3) is in this embodiment at the same distance h to
  • Electrode support (1) can be used if, for example, a distinction is desired for a right- or left-coiled cochlea, in which a curvature is to be achieved, which is not carried out in one plane (three-dimensional
  • FIG. 8 shows two cross sections of the electrode carrier (1) with a different position of the cavity (5).
  • FIG. 8A shows a cavity (5) which lies in the center of the cross section of the conical substructure (4).
  • FIG. 8B shows an off-center
  • Cavity (5) This results in a distance a of the cavity (5) to the cross-sectional center of the electrode carrier (1).
  • the distance to the filamentous storage (a + h) increases by distance a. Consequently, compared to one in the
  • Cross-section center arranged cavity (5) advantageously increases the bending moment, which by the pressure p h on the end face (10) of the cavity (5) is formed and a curvature to the thread longitudinal axis has the consequence.
  • the minimum distance to the outer wall AW is to be chosen so large that radial expansion of the electrode carrier (1), which is unfavorably pronounced for the insertion process, does not occur when the cavity (5) is pressurized. Becomes a
  • FIG. 9 shows a longitudinal section of an electrode carrier (1), the tip (9) by a means (16) for
  • Microvibration generation was stimulated to vibrate.
  • the means (16) for microvibration generation may be a very small piezoelectric element which, as in FIG. 9A, is integrated in the tip (9) of the electrode carrier (1). (The electrical contact of the agent is not shown in the figure for the sake of clarity.) By the vibrations are possibly occurring frictional forces at
  • Electrode carrier (1) in the cochlea The
  • Electrode tip is to be chosen so by the excitation frequency f e , so that the intracochlear tissue is not damaged and that it does not tip to a fold and thus
  • Possibility of generating micro vibrations of the Electrode tip (9) is that the fluid with which the pressure in the cavity (5) is generated, for example by ultrasound is excited to vibrate or, as shown in Figure 9B, the tip (9) of the electrode carrier (1) a very fine wire (17) on the front side (10) of the cavity (5) is contacted, the z. B. is guided by the cylindrical channel (8) and is excited at its base with a means (16) for micro-oscillation. Through the wire, the micro-vibrations are transmitted to the electrode carrier tip (9).
  • FIG. 10 shows the insertion process into the cochlea of an electrode carrier (1) which is straight in the pressureless initial state and curved in the pressureless initial state. To preserve the clarity of the cochlea are only the contour of the inner and thus near modiolus Cochleawandung (14)
  • Electrode carrier (1) shown.
  • the low-curvature section of the cochlea through which the
  • Electrode carrier (1) is guided together with the stylet (2) (without relative movement to each other), not shown.
  • Electrode support (1) the pressure values P h (t) between a maximum pressure p max in the cavity (5) and the ambient pressure p u lie.
  • This maximum pressure p max corresponds h the pressure in the cavity (5), wherein the electrode carrier (1) approximates the curvature of the cochlea (see FIG. 10 at time t ß) ⁇
  • Electrode carrier (1) corresponds to the pressure p max the
  • a pressure P h (i) p u at time i. This pressure value is possible by the stylet (2) at the time i for both types of the electrode carrier (1), since the
  • Stiletto (2) keeps the conical section (4) of the electrode carrier (1) straight.
  • the value of the free path length l f is equal to 0.2 * l a .
  • the pressure P h (2) in the cavity (5) must assume a value which is greater than p u .
  • the electrode carrier (1) is slightly curved.
  • the free length l f corresponds to the values 0.4 * l a , 0.6 * l a and 0.8 * l a , respectively.
  • Curvature of the electrode carrier (1) continues to increase. In the case of an electrode carrier (1) curved in the pressureless state, the pressure values must drop further and further, so that
  • Curvature continues to grow.
  • the pressure P h (t ö ) must assume a value of p max for a modulus-near end position in a straight electrode carrier (1) which is straight in an unpressurized state.
  • curved electrode carrier (1) this value can correspond to the ambient value p u . If a midscalare position of the electrode carrier (1) deviating desired, this can be achieved by a fine adjustment of the pressure h .
  • the contour of the conical section (4) of the electrode carrier is easy to manufacture due to its conicity. However, by choosing this outer shape, deviations from an ideal curvature path of the cochlea may arise. For this reason, otherwise shaped, tapered contours, eg.
  • the cavity (5) may deviate from a circular area
  • Electrode carrier (1) are not formed equal. Also, the cavity (5) along the longitudinal axis of the electrode carrier (1) in a not equal distance a from
  • Electrode carrier (1) may be arranged. Such complex shaped courses of the cavity (5) and arrangements of cross sections of the cavity (5) are suitable for
  • Electrode carrier (1) or special instruments whose curvature should not lie within a plane.
  • Electrode support sections are assembled in such a way that they can bend in different planes.
  • Curvature changes of electrode carriers (1) can be achieved. These changes in curvature are so great as to make one curved with more than one turn
  • Electrode support (1) can be completely straight or a just-made electrode carrier (1) can wind such that more than turns. This is called direct
  • Curvature of the cochlea can be adjusted.
  • the invention combines the atraumatic insertion with a proximal near the end of the system two properties that are characteristic for two different groups of
  • Electrode carriers are. LIST OF REFERENCE NUMBERS

Abstract

Die Erfindung betrifft einen adaptiven Elektrodenträger, seine Verwendung undein Verfahren zu seiner Insertion. Der Elektrodenträger besitzteinen fluiddichten Hohlraum, in dem der Innendruck während der Insertionsbewegung gesteuert wird und in dem ein verschiebbares Stilett angeordnet ist, welches in einer bevorzugten Ausführungsform mit einen inneren Kanal versehen ist. Weiterhin ist in der Wandung des Elektrodenträgers mindestens eine zugfeste, jedoch biegeschlaffe fadenförmige Einlagerung stoffschlüssig eingebettet, so dass eine Relativbewegung zwischen dieser fadenförmigen Einlagerung und der Wandung des Elektrodenträgers nicht möglich ist.

Description

Adaptiver Elektrodenträger
Die Erfindung betrifft einen adaptiven Elektrodenträger, mit dem eine schonende, nahezu berührungsfreie Implantation des selbigen in ein gekrümmtes Hohlorgan gelingt, wobei die
Restfunktion des Hohlorgans bestmöglich erhalten bleibt.
Verwendung kann diese Erfindung z. B. in der Medizin bzw.
Medizintechnik bei Menschen finden, die eine an Taubheit grenzende Schwerhörigkeit aufweisen. Mit der vorliegenden
Erfindung kann beispielsweise bei gehörlosen Kindern ein für den zukünftigen Spracherwerb ausreichender Hörgewinn oder bei Erwachsenen ein ausreichendes Sprachverständnis erzielt werden.
Im Folgenden werden die aus dem Stand der Technik bekannten Cochlea-Implantat-Elektrodenträger und deren Funktionalisierung sowie anschließend ein Beispiel aus der Fluidtechnik in
konkreter Anwendung zur Krümmung von Implantaten oder
Instrumenten betrachtet.
Ein Cochlea-Implantat ist eine Neuroprothese, die es Patienten mit innenohrbedingter Taubheit ermöglicht, wieder einen
Höreindruck zu erlangen. Das System gliedert sich in einen externen Teil mit Mikrophon, Sprachprozessor und Sendespule sowie einen implantierten Teil aus Empfängerspule und
Elektrodenträger. Der Elektrodenträger beinhaltet bis zu 22
Kontaktelektroden (Stimulationselektroden) und das Kabelbündel mit der entsprechenden Anzahl an Kontaktdrähten. Die
Kontaktdrähte sind beispielsweise mäanderförmig oder
untereinander verdrillt innerhalb des Elektrodenträgers verlegt und weisen eine hohe Elastizität auf, so dass sie eine
Krümmungsänderung des Elektrodenträgers nicht störend
beeinflussen. Ihre Funktion liegt ausschließlich in der elektrischen Kontaktierung der Elektroden und nicht in der Übertragung von mechanischen Kräften oder Momenten. Der
Elektrodenträger wird operativ in die Cochlea inseriert, von wo aus die Kontaktelektroden die Nervenfasern der innerhalb der spiralförmigen Cochlea entspringenden Hörnerven stimulieren.
Innerhalb der Cochlea lassen sich drei Kompartimente
unterscheiden, die durch dünne Membranen (Basilarmembran und Reißner-Membran) und eine schmale Knochenlamelle (Lamina spiralis ossea) voneinander getrennt sind. Diese Strukturen innerhalb der Cochlea sollen bei einer Insertion unversehrt bleiben, wodurch hohe Ansprüche an die Geschicklichkeit und Erfahrung des Operateurs gestellt werden.
Die bekannten und kommerziell verfügbaren Cochlea-Implantate (CI) können, bis auf wenige Ausnahmen, in zwei Gruppen
unterteilt werden. Dabei entscheidet die intraoperativ
angestrebte Endlage des Implantats innerhalb der spiralförmig gewundenen Cochlea über die Klassifikation. Zum einen gibt es Cochlea-Implantat-Elektrodenträger
(Elektrodenträger) mit lateraler Endlage. Diese Implantate zeichnen sich durch den Verzicht jeglicher Mechanismen und Aktuatorik aus, wodurch ein geringer Außendurchmesser des hoch flexiblen Elektrodenträgers entsteht, um dem Anspruch einer atraumatischen Insertion nachzukommen. Die Vermeidung von
Traumata der intracochleären, membranösen Struktur wird in diesem Zusammenhang als atraumatisch verstanden und gilt als Grundlage für eine das Restgehör erhaltende Insertion. Der größte Nachteil dieser Elektrodenträger ist die modiolusferne und somit eine zum Hörnerv entferntere Endlage.
Zum anderen sind Implantate mit perimodiolarer Endlage bekannt. Diese Implantate verfügen über verschiedene Mechanismen, um eine perimodiolare Endlage an der Innenwandung der Cochlea zu erreichen. Die Intention hierbei ist die Verringerung des
Abstandes zwischen den Stimulationselektroden auf dem
Elektrodenträger des CIs und den Nervenfasern als Ziel der Stimulation. Implantate dieser Kategorie können weiterhin anhand intrinsischer und extrinsischer Mechanismen zur
Erlangung der perimodiolaren Endlage unterschieden werden.
Die Funktion eines intrinsischen Mechanismus kann dabei auf Volumenvergrößerung (EP 0 724 819 Bl) aufgrund von
aufquellenden Materialien und der dadurch resultierenden
Formveränderung oder auf vorgebogenen Drähten (WO 2012/154179 AI), deren Federkraft gegenüber der Silikonhülle die
Formveränderung des Elektrodenträgers verursacht, basieren. Darüber hinaus können gerade gefertigte Elektrodenträger mittels Zug an einer innenliegenden Metallseele oder einem Faden (US 6 374 143 Bl und US 2007/0225787 AI) in die
endgültige perimodiolare Endlage gebracht werden. Dabei muss der Faden oder die Metallseele vollständig oder teilweise verschiebbar im Elektrodenträger angeordnet sein und darf nur an der Spitze im Elektrodenträger befestigt sein, um das
Funktionsprinzip zu ermöglichen.
Außerdem kann der Elektrodenträger auch durch einen dünnen Metallstab, dem sogenannten Stilett, welches aktuiert sein kann
(WO 2011/053766 AI), bewegt werden, um die perimodiolare
Endlage zu erreichen.
Aus US 2013/0331912 AI ist ein Mechanismus für Implantate zur Neurostimulation bekannt, bei dem durch Druckerhöhung im
Inneren eines oder mehrerer Lumen im Elektrodenträger eine gewünschte gerade Position wieder hergestellt werden kann. Eine Druckerhöhung im Inneren des/r Lumen (s) wirkt einerseits radial auf die Zylinderfläche (n) , wodurch in Summe der Druck auf diese Fläche (n) zur radialen Dehnung führt und andererseits auf die verschlossene (n) Stirnseite (n) , wodurch eine resultierende Kraft auf diese entsteht, die zur Verlängerung des
Elektrodenträgers führt. Biegemomente, die die Krümmung des Elektrodenträgers beeinflussen, können nur entstehen, wenn ein
Lumen, nicht zentrisch angeordnet ist oder mehrere Lumen mit unterschiedlich großem Druck angesteuert werden. Dies erhöht allerdings u. a. den Steuerungsaufwand erheblich. Mit dieser vorgeschlagenen Lösung können zudem nur geringfügige
Krümmungsänderungen des Elektrodenträgers herbeigeführt werden, bei denen seine Längsachse nur um wenige Grad von der
Ausgangsposition abweicht. Große Druckänderungen im Inneren der Lumen des Elektrodenträgers, die eine Verlagerung (Biegung) der Längsachse um beispielsweise mehr als 90° zur Folge haben könnten, führen hier prinzipbedingt vorrangig zu radialen
Dehnungen, die deutlich ausgeprägter sind als die nur
geringfügigen Krümmungsänderungen. Große radiale Dehnungen führen jedoch zu einer ausgeprägten Volumenzunahme, die in englumigen Hohlorganen, wie beispielsweise der Cochlea nicht zulässig sind, da dadurch der Elektrodenträger durch Quetschung das umliegende Gewebe schädigen kann, was wiederum zu
funktionellen Beeinträchtigungen oder Totalausfall der
physiologischen Funktion des Gewebes bzw. des umliegenden
Organes führen kann.
Schließlich werden einige Elektrodenträger auch bereits
gekrümmt gefertigt und müssen dann unter Zuhilfenahme weiterer Mechanismen in einen geraden Zustand gebracht werden, um inseriert werden zu können. Die kommerziell verfügbaren CIs - Contour Advance (Cochlear Ltd.) und der HiFocus Helix (Advanced
Bionics) - bedienen sich dazu eines Stiletts im Inneren des Elektrodenträgers, um diesen in der ersten Phase der Insertion gerade zu halten. Im Allgemeinen kann das Stilett im Inneren des
Elektrodenträgers, in einem einseitig offenen Hohlraum,
beweglich angeordnet sein, wie bspw. in WO 2013/108234 AI beschrieben, oder aber als seitlich geschlitzte Führungshülse ausgeführt sein, wie in WO 2008/042863 A2 beschrieben, wobei der Elektrodenträger hierbei innerhalb der Führungshülse beweglich angeordnet ist. Weiterhin kann eine Führungshülse, wie in WO 2008/042863 A2 beschrieben, an ihrem distalen Ende nachgiebig gestaltet sein, so dass sich dieser Teil durch die vom vorgekrümmten Elektrodenträger ausgeübte Kraft biegt und dieser sich an die Innenseite der Cochlea (modiolusnah) anlegt. Hierdurch wird ein vorteilhafter tangentialer Übergang zwischen flexibler Führungsrohrspitze und Cochlea erreicht, jedoch kann über die Führungshülse kein Druck für eine mögliche Aktuierung ins Innere des Elektrodenträgers übertragen werden. Varianten mit zwei Stiletts sind z. B. in der US 7 974 711 B2
beschrieben .
Allen bekannten Lösungen mit perimodiolarer Endlage ist jedoch gemein, dass sie durch die verwendeten Mechanismen den
Außendurchmesser des Elektrodenträgers vergrößern oder mit der Anwendung zusätzlicher Instrumente in der Cochlea einhergehen. Dies erhöht zum einen das Risiko von Insertionstraumata und zum anderen verringert ein vergrößerter Außendurchmesser des
Elektrodenträgers die maximal mögliche Insertionstiefe in die
Cochlea. Außerdem kann die Elektrodenträgerkrümmung nicht ausreichend an die individuelle Anatomie des Patienten
intraoperativ angepasst werden, so dass folglich während der Insertion des Elektrodenträgers eine Berührung der
modiolusnahen Innenseite der Cochlea nicht vermeidbar ist.
Ferner entstehen besonders im Anfangsstadium der Insertion über den vorgekrümmten Elektrodenträger Normalkräfte auf die
modiolusnahe Innenseite der Cochlea sowie Reibungskräfte zwischen diesen bei gleichzeitigem Vorschub, so dass Verletzungen des intracochleären Gewebes nicht vollständig ausgeschlossen werden können.
Zusätzlich hat nicht nur die im Endeffekt erreichte Krümmung des Elektrodenträgers einen Einfluss auf das
Insertionsergebnis , sondern auch der Prozess der Krümmung eines gerade gehaltenen Elektrodenträgers hin zu dessen gekrümmter Form. Die Cochlea zeigt im basalen Bereich einen weiten
Krümmungsradius, welcher sich über die Länge der Cochlea stetig verkleinert. Diese Verkleinerung geht mit einer gleichzeitigen
Verjüngung des Querschnittes einher. Auf den Krümmungsverlauf angepasst zeigen die gekrümmt gefertigten Elektrodenträger ebenfalls einen weiten Krümmungsradius basal und einen engen Krümmungsradius an der Spitze. Wenn während der Insertion der Elektrodenträger langsam aus dem Insertionstool heraus oder vom
Stilett herunter geschoben wird, krümmt sich demnach zuerst dessen Spitze. Da der enge Krümmungsradius der Spitze des
Elektrodenträgers nicht mit dem noch weiten Krümmungsradius der Cochlea im basalen Bereich übereinstimmt, kann es zum
sogenannten „tip fold-over" kommen. Dabei bleibt die Spitze des
Elektrodenträgers an der Wandung der Cochlea hängen, was bei weiterem Vorschub des Elektrodenträgers zu einem Zusammenfalten des Elektrodenträgers führt und massive Schäden an den
membranösen Strukturen im Innenohr bedingt.
Um eine erhöhte Reibung zwischen dem Elektrodenträger und der Wandung der Cochlea bei Kontakt zu verringern, wird
vorgeschlagen, Vibrationen des Elektrodenträgers zu nutzen. Um diese zu erzeugen und auf den Elektrodenträger zu übertragen, eignen sich spezielle Insertionstools (WO 2010/151765 AI,
WO 2010/151768 AI, WO 2014/042592 AI) . Darüber hinaus kann ein bereits im Elektrodenträger vorhandener Aktor zur Erzeugung der Schwingung verwendet werden (US 8 116 886 B2) . Schwingungen führen jedoch bekanntlich neben Verringerungen der Kontaktkraftgröße auch zu lokalen Überhöhungen dieser. Deshalb ist eine berührungsfreie Insertion eines Elektrodenträgers mit diesen Lösungen ebenso nicht möglich. Weiterhin sind aus dem Stand der Technik funktionalisierte
Instrumente unter Nutzung der Fluidtechnik bekannt. Die
Funktionalisierung kann dabei als Krümmung eines Katheters umgesetzt sein. Dazu sind im Innern des Katheters mehrere
Hohlräume vorgesehen, welche nach Druckbeaufschlagung mittels Gas oder Flüssigkeit, die Krümmung des Katheters auslösen
(WO 2012/118924 A3) . Eine aufeinander abgestimmte
Drucksteuerung mehrerer Hohlräume gleichzeitig ist allerdings nachteilig komplex. Im Stand der Technik sind außerdem Fluidantriebe beschrieben, die einen Hohlraum aufweisen, der mit Druck beaufschlagt wird, um Bewegungen zu erzeugen. Hierbei handelt es sich zum einen um Gelenkelemente mit konzentrierter Nachgiebigkeit, wie bspw. einen Polymerschlauch, der durch reversible Änderung der
Materialeigenschaften und gleichzeitiger Druckveränderung ein
Gelenk erzeugt (DE 198 24 622 AI), eine schlauchartige
bewegliche Struktur mit mehreren stoffschlüssigen Gelenken (DE 100 47 220 AI), die in zwei Richtungen bewegbar sind, oder fluidisch angetriebene stoffschlüssige Gelenkelemente aus polymeren Material (DE 103 16 959 AI), deren Form eine bessere
Lokalisierung der Gelenkstelle ergeben. Aufgrund der
konzentrierten Nachgiebigkeit geht eine Bewegungserzeugung bei diesen Lösungen immer mit einer starken radialen Dehnung einher, die bei der Anwendung für eine Insertion eines
Elektrodenträgers in die Cochlea ungeeignet ist.
Weiterhin sind Fluidantriebe mit verteilter Nachgiebigkeit bekannt. Ein solcher Fluidantrieb mit einem Hohlraum zur
Erzeugung einer Bewegung mit Richtungsumkehr wird beispielsweise in der DE 10 2006 008 811 B3 offenbart. Bei diesem Fluidantrieb wird vorrangig die nichtlineare
Materialeigenschaft des verwendeten technischen Elastomers für die Funktion einer Richtungsumkehr der Bewegung verwendet.
Hierbei entstehen ebenfalls hohe Dehnungen innerhalb des
Materials .
Ein anderer Fluidantrieb mit verteilter Nachgiebigkeit wird in der DE 10 2011 104 026 AI vorgeschlagen. Dieser arbeitet nach dem Prinzip der Entfaltung und erzeugt weniger große Dehnungen innerhalb der Wandungen als Fluidantriebe, die über das Prinzip der Dehnung funktionieren. Jedoch erzeugt dieser Fluidantrieb eine nahezu exakte bidirektionale Schraubenbewegung in axialer Richtung, wodurch ein Krümmungsverlauf ähnlich dem der Cochlea nicht erreicht werden kann.
Der Erfindung liegt deshalb die Aufgabe zugrunde, die
aufgezeigten Nachteile aus dem Stand der Technik zu überwinden und einen adaptiven Elektrodenträger für eine schonende, nahezu berührungsfreie Implantation in ein Hohlorgan sowie ein dazugehöriges Verfahren und Verwendung desselben
bereitzustellen, mit denen es auf einfache Art und Weise gelingt, das Krümmungsverhalten des Elektrodenträgers aktiv, intraoperativ zu steuern und an den individuellen Verlauf des gekrümmten Hohlorgans anzupassen, um eine Reibung mit der
Innenwandung des Hohlorgans zu minimieren bzw. vollständig zu vermeiden, um somit eine restfunktionserhaltende Insertion des Elektrodenträgers mit vorbestimmter, vorzugsweise
perimodiolarer Endlage zu realisieren.
Erfindungsgemäß wird die Aufgabe durch einen adaptiven
Elektrodenträger gemäß dem beigefügten Anspruch 1 gelöst.
Außerdem dient der Lösung der Aufgabe die Verwendung eines solche Elektrodenträgers, wie sie in den Ansprüchen 12, 13 und 14 definiert ist. Darüber hinaus wird die Aufgabe durch ein Verfahren gemäß Anspruch 16 gelöst. Vorteilhafte
Ausgestaltungen der erfindungsgemäßen Lösungen sind in den Unteransprüchen angegeben.
Erfindungsgemäß kann die äußere Form des vorgeschlagenen reversibel verformbaren Elektrodenträgers aufgrund seiner stofflichen und geometrischen Nachgiebigkeit so verändert werden, dass während der Implantation die innenliegenden sehr empfindlichen Strukturen des Hohlorgans nicht verletzt werden und somit der Elektrodenträger unter Berücksichtigung der individuellen Anatomie nahezu berührungsfrei inseriert wird, wobei am Ende der Insertion eine vorbestimmte Endlage,
vorzugsweise eine perimodiolare Endlage erreicht wird. Dies gelingt mit dem vorgeschlagenen Elektrodenträger, der einen fluiddichten Hohlraum aufweist, in dem der Innendruck während der Insertionsbewegung gesteuert wird und in dem ein
verschiebbares Stilett angeordnet ist, welches in einer
bevorzugten Ausführungsform mit einem inneren Kanal versehen ist. Weiterhin ist in der Wandung des Elektrodenträgers
mindestens eine zugfeste, jedoch biegeschlaffe fadenförmige Einlagerung stoffschlüssig eingebettet, so dass eine
Relativbewegung zwischen dieser fadenförmigen Einlagerung und der Wandung des Elektrodenträgers nicht möglich ist.
In einer weiteren bevorzugten Ausführungsform kann der
erfindungsgemäße Elektrodenträger zur Vereinfachung des
Insertionsprozesses Mittel zur Erzeugung von Mikroschwingungen im Elektrodenträger umfassen.
Nachfolgend werden die Erfindung und ihre Vorteile unter
Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen am Beispiel eines Cochlea-Implantat-Elektrodenträgers näher erläutert. Es zeigen: Figur 1 - eine Seitenansicht und verschiedene Schnittansichten eines ersten Ausführungsbeispiels des
erfindungsgemäßen Elektrodenträgers im drucklosen, geraden Ausgangszustand; Figur 2 - Schnittansichten eines Ausführungsbeispiels im:
A: drucklos geraden und unverformten Ausgangszustand, B-D: unter steigendem Innendruck, wobei die Krümmung unter D dem natürlichen Verlauf der Cochlea entspricht ; Figur 3 - Schnittansichten eines zweiten Ausführungsbeispiels im:
A: drucklos gekrümmten und unverformten
Ausgangs zustand,
B-D: geraden Zustand mit unterschiedlichen Konfigurationen des Hohlrauminnendrucks Ph und der überlappenden Stilettlänge ls,
E-H: teilweise gekrümmten Zustand der sich verjüngenden Teilstruktur mit unterschiedlichem
Hohlrauminnendruck ph und unterschiedlicher überlappender Stilettlänge ls;
Figur 4 - Querschnitte des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers mit verschiedenartig ausgeformten Stilett;
Figur 5 - Ausführungsbeispiel der Koppelstelle zwischen einem
Stilett und dem Elektrodenträger; Figur 6 - Querschnitte des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers mit verschiedenartig ausgeformter fadenförmiger
Einlagerung;
Figur 7 - Seitenansicht und verschiedene Schnittansichten eines
Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers
A: im drucklosen dreidimensional gekrümmten Ausgangs zustand,
B: im druckbelasteten geradem Zustand;
Figur 8 - Querschnitte des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers mit verschiedener Lage des Hohlraumes;
Figur 9 - Schnittansicht eines zum Schwingen angeregten
Elektrodenträgers ;
Figur 10 - Verformungen eines im Ausgangszustand geraden und gekrümmten Elektrodenträgers bei der Insertion in die Cochlea mit dazugehörigem Druckverlauf.
Ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Cochlea- Elektrodenträgers ist in Figur 1 dargestellt. Der
Elektrodenträger (1) befindet sich fertigungsbedingt im Grund¬ bzw. Ausgangszustand im mechanisch spannungslosen Zustand und ist somit frei von plastischer Verformung. Vorzugsweise besteht der Elektrodenträger (1) aus einem hochelastischen Material, bspw. medizintechnisch zugelassenes Silikon oder ein anderes für die Anwendung geeignetes Elastomer, das eine reversible Verformung zulässt. In der Wandung des Elektrodenträgers (1) ist im Abstand h von der Querschnittsmitte eine fadenförmige Einlagerung (3) stoffschlüssig eingebettet, so dass eine
Relativbewegung zwischen der fadenförmigen Einlagerung (3) und der Wandung des Elektrodenträgers (1) nicht möglich ist. Die fadenförmige Einlagerung (3) hat die Eigenschaft, dass sie gegenüber einer Zugbelastung eine äußerst geringe Längenzunahme erfährt (zugfest), jedoch gegenüber Biegemomenten sehr
nachgiebig ist und eine Krümmung leicht zulässt (biegeschlaff) . Erreicht wird dies dadurch, dass für die fadenförmige
Einlagerung (3) ein Material verwendet wird, welches einen vielfach höheren Elastizitätsmodul gegenüber dem Material, aus dem der Elektrodenträger (1) besteht, und ein sehr geringes Widerstandsmoment gegenüber Biegung aufweist. In Summe wird hierdurch eine Relativbewegung zwischen der fadenförmigen
Einlagerung (3) und der Wandung des Elektrodenträgers (1) vermieden. Die fadenförmige Einlagerung (3) hat die Funktion bzw. Aufgabe mechanische Zugkräfte aufzunehmen und zu
übertragen. Der Elektrodenträger (1) weist eine sich
verjüngende (im hier dargestellten Fall konische) Teilstruktur (4) auf, in deren Inneren ein zylindrischer Hohlraum (5) mit dem Durchmesser dh liegt. Am dünneren Ende der konischen
Teilstruktur (4) mit dem Durchmesser de ist der Hohlraum (5) mit beispielsweise einer Halbkugel, die den Radius rs hat und die Spitze (9) des Elektrodenträgers (1) bildet, fluiddicht verschlossen. Der Anfang der konischen Teilstruktur (4) hat einen Durchmesser da und wird von einer ringförmigen
Teilstruktur (6) von der zylindrischen Teilstruktur (7) des
Elektrodenträgers (1) getrennt. Die Spitze (9) des
Elektrodenträgers (1) sowie die konische Teilstruktur (4) werden in die Cochlea inseriert und liegen anschließend
innerhalb der Cochlea. Die zylindrische Teilstruktur (7), die in der Figur 1 nur zum Teil dargestellt ist, liegt nach der
Insertion überwiegend bis ganz außerhalb der Cochlea. Die
Grenze zwischen beiden Bereichen kann beispielsweise durch eine ringförmige Teilstruktur (6) markiert sein und somit als
Orientierungshilfe für den Operateur oder je nach Größe auch als Anschlag dienen. Solche ringförmigen, anderweitig
ausgeformten oder farblich markierten Orientierungshilfen können optional in einer Anzahl größer eins auf dem
Elektrodenträger (1) verteilt sein und müssen nicht zwingend zwischen der zylindrischen Teilstruktur (7) und der konischen Teilstruktur (4) angeordnet sein. Im Inneren des Hohlraumes (5) befindet sich ein Stilett (2) mit dem Außendurchmesser dsa, welches einen zylindrischen Kanal (8) mit einem inneren
Durchmesser dSi aufweist. Über den Kanal (8) kann der Druck h eines vorzugsweise inkompressiblen Fluides im Hohlraum (5) über eine Druckversorgung, bspw. einer Pumpe, mit programmierbaren Steuergerät (beides hier in der Figur nicht dargestellt) gegenüber dem Umgebungsdruck pu eingestellt werden.
Voraussetzung hierfür ist, dass das zweite Ende des Hohlraumes (5) über mindestens ein Dichtelement (hier in der Figur nicht dargestellt) gegenüber dem Umgebungsdruck pu fluiddicht
abgeschlossen ist. Das Stilett (2) ist innerhalb des Hohlraums (5) axial verschiebbar angeordnet. Über eine aus dem Stand der Technik bekannte Koppelstelle, die hier zur Wahrung der
Übersichtlichkeit nicht dargestellt ist, wird das Stilett (2) an seiner Außenwandung gegenüber der Innenwandung des
Elektrodenträgers (1) hermetisch gegenüber Fluiden abgedichtet. Die axiale Länge der konischen Teilstruktur (4), in der sich die fadenförmige Einlagerung (3) und das Stilett (2) befinden bzw. in der die konische Teilstruktur (4) durch das Stilett (2) gerade gehalten wird, wird mit überlappender Stilettlänge ls bezeichnet. Die axiale Länge der konischen Teilstruktur (4), in der nur die fadenförmige Einlagerung (3) liegt, jedoch kein Stilett (2), wird als freie Länge lf bezeichnet. Beide Längen gemeinsam bilden die Ausgangslänge la der konischen
Teilstruktur (4), die gleichzeitig die aktuierbare Länge des Elektrodenträgers (1) darstellt. Über eine Druckdifferenz Δρ aus dem Druck h im Hohlraum (5) und Umgebungsdruck pu ist eine Krümmungsänderung des Elektrodenträgers (1) im konischen
Teilbereich (4) erzeugbar. Die fadenförmige Einlagerung (3) kann, wie dargestellt, nur in der konischen Teilstruktur (4) in der Wandung verlegt sein. Sie kann aber auch bis in die Spitze (9) und/oder in die zylindrische Teilstruktur (7) des
Elektrodenträgers (1) reichen. Der Vollständigkeit halber sind innerhalb des Elektrodenträgers (1) beispielhaft zehn
Elektroden (18) und deren elektrische Anschlusskabel (19) dargestellt. Die Anschlusskabel (19) verbinden jede einzelne Elektrode (18) mit einer Empfängereinheit (z. B.
Empfängerspule) und reichen von ihrem Ursprung an der Elektrode (18) in der konischen Teilstruktur (4) über die zylindrische Teilstruktur (7) des Elektrodenträgers (1) bis zur
Empfängereinheit (die Empfängereinheit ist in der Figur nicht dargestellt) . Im Gegensatz zu der fadenförmigen Einlagerung (3) dienen die Anschlusskabel (19) zur elektrischen
Signalweiterleitung und nicht zur Übertragung von mechanischen Kräften und Momenten. Aus diesem Grund sind sie mäanderförmig oder anderweitig vorteilhaft so verlegt, dass sie eine
Aktuierung des Elektrodenträgers (1) möglichst wenig oder gar nicht behindern.
In Figur 2 ist ein Ausführungsbeispiel des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers (1) unter verschiedenen Druckzuständen im Hohlraum (5) und mit unterschiedlich großer, überlappender Stilettlänge dargestellt. In der Figur 2B-2D ist zum Erhalt der
Übersichtlichkeit der Elektrodenträger ohne Elektroden und deren Anschlusskabel dargestellt. Die Figur 2A zeigt den
Elektrodenträger (1) im drucklos geraden und unverformten
Ausgangszustand. Das Stilett (2) ist mit einer Lange ls in die konische Teilstruktur (4) eingeführt. Der Druck ho im Hohlraum
(5) entspricht dem Umgebungsdruck pu . Wird in einem nächsten Schritt (vgl. Figur 2B und 2C) der Druck h im Hohlraum (5) vergrößert, so dass gilt Pho < Phi < Ph2, so nimmt die Krümmung des Teils der konischen Teilstruktur (4) mit der Länge lf zu. Dies wird hervorgerufen, da der Druck ph auf die Stirnseite
(10) des Hohlraums (5) mit dem Durchmesser dh wirkt und ein Biegemoment entsteht. Da der Längsschnitt durch den
Elektrodenträger (1) (vgl. Figur 2A) achsensymmetrisch bzw. der Querschnitt durch den Elektrodenträger (vgl. Figur 1 im Maßstab 2:1 vergrößerte Schnittdarstellung B-B und C-C) nicht
punktsymmetrisch aufgebaut ist, dehnt sich folglich die Seite der konischen Teilstruktur (4) mit fadenförmiger Einlagerung (3) weniger als die Seite der konischen Teilstruktur (4) ohne fadenförmige Einlagerung (3) . Hierdurch krümmt sich der konische Teil des Elektrodenträgers (1) mit der Länge lf um die fadenförmige Einlagerung (3) als zugfeste, biegeschlaffe neutrale Faser. Durch den konischen Verlauf des
Elektrodenträgers (1) ändert sich das äquatoriale
Flächenträgheitsmoment in axialer Richtung bei gleichzeitig konstant vorherrschendem Biegemoment, so dass eine Zunahme der Krümmung in Richtung Spitze (9) des Elektrodenträgers (1) entsteht, welche der anatomischen Gegebenheit einer Cochlea entspricht. Die Wandstärke der konischen Teilstruktur (4) ist hierbei so groß zu wählen, so dass eine radiale Ausdehnung der konischen Teilstruktur (4) auf ein Minimum begrenzt wird. Die auf das Stilett (2) wirkende Belastung steigt durch das entstehende Biegemoment. Das Stilett (2) ist entsprechend so auszulegen, dass es der Belastung standhält und dem
entstehenden Biegemoment ohne große Verformung entgegensteht.
In der Figur 2D ist die überlappende Stilettlänge ls bis auf null verringert worden. Gleichzeitig wurde der Innendruck h3 im Hohlraum (5) weiter erhöht, so dass h3 > Ph2 gilt. Der Druck h3 ist dabei so groß gewählt, dass die Krümmung des konischen Teilstücks (4) dem natürlichen Krümmungsverlauf der Cochlea entspricht und gleichzeitig der Elektrodenträger (1) innerhalb der Cochlea eine perimodiolare Endlage erreicht.
In Figur 3 sind Schnittansichten eines weiteren
Ausführungsbeispiels des erfindungsgemäßen Elektrodenträgers
(1) dargestellt. Dieser weist im drucklosen (der Druck im
Hohlraum (5) entspricht Pho = Pu) und unverformten
Ausgangszustand den auf eine Ebene projizierten, natürlichen Krümmungsverlauf der Cochlea auf (vgl. Figur 3A) . Eine
gewünschte Endlage, vorzugsweise eine perimodiolare Endlage, des implantierten Elektrodenträgers (1) wird im Endzustand und zum Verbleib im Körper vorteilhaft im drucklosen Zustand erreicht. Die fadenförmige Einlagerung (3) muss
funktionsdienlich axial auf der Seite der Wandung des konischen Teilstück (4) eingebettet sein, die einen geringeren Krümmungsradius aufweist (außen liegende Wandung (12)) als die innenliegende Wandung (11). Hingegen sind die Elektroden (18) mit ihren elektrischen Anschlusskabeln (19) auf der
innenliegenden Wandung (11) im konischen Teilstück (4) des
Elektrodenträgers (1) anzuordnen. In der Figur sind
beispielhaft zehn Elektroden (18) abgebildet. Die elektrischen Anschlusskabel (19) reichen von ihrem Ursprung an der Elektrode (18) in der konischen Teilstruktur (4) über die zylindrische Teilstruktur (7) des Elektrodenträgers (1) bis zur
Empfängereinheit (Empfängereinheit in der Figur nicht
dargestellt) . In den Figuren 3B bis 3H ist im Folgenden zum Erhalt der Übersichtlichkeit der Elektrodenträger ohne
Elektroden und deren Anschlusskabel dargestellt. Um den
Elektrodenträger (1) zu verwenden, wird dieser, im drucklosen
Ausgangszustand gekrümmte Elektrodenträger (1), vor der
Insertion mit einem Druck hi > ho im Hohlraum (5) derart beaufschlagt, dass ein nahezu gerader Verlauf des
Elektrodenträgers (1) entsteht (vgl. Figur 3B) . Die freie Länge lf ohne Stilett (2) innerhalb der konischen Teilstruktur (4) entspricht hierbei der aktuierbaren Länge la. Die überlappende Stilettlänge ls ist somit gleich null. Nun kann das Stilett (2) in die gesamte konische Teilstruktur (4) eingeschoben werden (vgl. Figur 3C) , so dass die überlappende Stilettlänge ls
gleich la ist. Anschließend kann der Druck im Hohlraum (5) auf
Pho und somit auf das Umgebungsniveau gesenkt werden. Der nahezu gerade Verlauf der konischen Teilstruktur (4) bleibt dabei erhalten (vgl. Figur 3D) . Es ist aber auch denkbar, das Stilett im drucklosen Zustand in die konische Teilstruktur (4) einzuführen. Dadurch, dass der Elektrodenträger (1),
hervorgerufen durch seine elastischen Eigenschaften, reversibel in seine Ausgangsform zurückkehren will und diese Bewegung durch das Stilett (2) blockiert wird, steigt die Belastung und somit die Beanspruchung des Stiletts (2) . Das Stilett (2) ist entsprechend so auszulegen, dass es der Belastung standhält und dem entstehenden Biegemoment ohne große Verformung
entgegensteht. Der Elektrodenträger (1) kann nun in die Cochlea inseriert werden. Dabei wird er vom Stilett (2) axial
heruntergeschoben und in die Cochlea eingeführt, so dass die überlappende Stilettlänge lsi < la entsteht und gleichzeitig die Druckverhältnisse mit ho = Pu bestehen bleiben, so stellt sich im Anfangsteil des konischen Teilstücks (13) die
Ausgangskrümmung des Elektrodenträgers (1) ein (vgl. Figur 3E) . Diese entspricht zwar dem gewünschten Krümmungsverlauf in der
Spitze der Cochlea, jedoch nicht dem realen Krümmungsverlauf am Eingang der Cochlea. Die Gefahr eines tip fold-overs steigt und somit auch die Gefahr der daraus resultierenden Schäden. Aus diesem Grund ist der Druck ph2 im Hohlraum (5) mit Pho < Ph2 < Phi so zu wählen, dass die Krümmung des Anfangsteils des konischen
Teilstücks (13) dem örtlich vorliegenden Krümmungsradius am Eingang der Cochlea angepasst wird (vgl. Figur 3F) . Beim weiteren Herunterschieben des Elektrodenträgers (1) vom Stilett (2), wird der Elektrodenträger (1) weiter in die Cochlea eingeführt. Die Stilettspitze führt hierbei keine
Relativbewegung gegenüber der Cochlea aus. Es entsteht eine neue überlappende Stilettlänge 1S2 (vgl. Figur 3F) mit
1S2 < lsi < la- Der Druck ph im Hohlraum (5) ist wiederum an die örtlich vorliegende Krümmung der Insertionsstrecke anzupassen. Da die Krümmung der Cochlea zur Spitze zunimmt, ist der Druck auf Ph3 mit Pho < Ph3 < Ph2 < Phi zu senken (vgl. Figur 3G und 3H) . Somit kann die elastische Rückstellwirkung des
Elektrodenträgers (1) funktionserfüllend genutzt werden. Die Figur 4 zeigt verschiedene Querschnitte des
erfindungsgemäßen Elektrodenträgers (1), in denen vorteilhafte Ausführungsformen des Stiletts (2) aufgezeigt sind. In Figur 4A ist ein im Hohlraum (5) angeordnetes mit einem zylindrischen Kanal (8) versehenes Stilett (2) gezeigt. Eine Druckänderung des Drucks h im Hohlraum (5) wird über den zylindrischen Kanal (8) eingestellt. Figur 4B zeigt ein im Hohlraum (5)
angeordnetes Stilett (2) ohne zylindrischen Kanal (8) . Der Außendurchmesser da des Stiletts (2) ist so zu wählen, dass ein Gleiten zwischen Stilett (2) und Elektrodenträger (1)
ermöglicht wird und die Einstellung des Druckes h im Hohlraum (5) ohne Behinderung durch das Stilett (2) vorgenommen werden kann. Die Figur 4C zeigt ein außenliegendes, rohrförmiges
Stilett (2) , welches den Elektrodenträger (1) umschließt.
Hierdurch ist eine radiale Ausdehnung des Elektrodenträgers (1) bei Vergrößerung des Druckes Ph5 vorteilhaft begrenzt. Figur 4D zeigt ein außenliegendes, rohrförmiges Stilett (2) , welches in axialer Richtung einen Schlitz aufweist, wodurch ein leichteres Einbringen des Elektrodenträgers (1) in das Stilett (2) und ein leichteres Auslösen aus dem Stilett (2) nach der Insertion bewirkt wird. Die Schlitzbreite Sb des Stiletts (2) ist dabei so breit zu wählen, dass ein ungewolltes und unkontrollierbares Auslösen des Elektrodenträgers (1) aus dem Stilett (2)
auszuschließen ist. Figur 4E zeigt eine weitere Ausführung eines außenliegenden, rohrförmigen Stiletts (2) , welches im
Bereich der konischen Teilstruktur (4) des Elektrodenträgers
(1) eine schalenförmige Öffnung aufweist. Die schalenförmige Öffnung begünstigt die gewollte Bewegungsfreiheit der konischen Teilstruktur (4) des Elektrodenträgers (1) in Krümmungsrichtung und führt zu einer geringeren Materialbeanspruchung im Stilett
(2) und im Elektrodenträger (1) während der
Druckbeaufschlagung. Für Varianten eines außen um den
Elektrodenträger (1) liegenden Stiletts (2) (wie beispielsweise in Figur 4C-4E dargestellt) entfällt eine fluidische Abdichtung zwischen Stilett (2) und Elektrodenträger (1) , da das Fluid, in dem der Druck ph geändert wird, sich ausschließlich im Hohlraum (5) befindet. Bspw. kann hier eine Fluidleitung verwendet werden, die den Elektrodenträger (1) und die Druckversorgung direkt verbindet und somit den Hohlraum (5) fluiddicht abdichtet. Für ein im Inneren des Elektrodenträger (1)
angeordnetes Stilett (2) mit oder ohne zylindrischem Kanal (8) ist zum einen die Relativbewegung beider Elemente und zum anderen gleichzeitig die Abdichtung über mindestens ein
Dichtelement zu gewährleisten. Im Falle der Verwendung eines
Stiletts (2) mit zylindrischen Kanal (8) ist das Stilett (2) selbst und im Falle eines Stiletts ohne zylindrischen Kanal (8) ist der Elektrodenträger (1) über bspw. eine Fluidleitung an die Druckversorgung anzuschließen, so dass in jedem Fall der Hohlraum (5) fluiddicht abgedichtet ist.
Die Figur 5 zeigt einen Ausschnitt eines Ausführungsbeispiels für die Koppelstelle zwischen dem Stilett (2) und dem
Elektrodenträger (1) im Halbschnitt, bei der eine vorteilhafte Relativbewegung beider Elemente ermöglicht wird und
gleichzeitig deren fluidische Abdichtung. Dabei ist das dickere Ende des Elektrodenträgers (1) auf einem Führungselement (20) fluiddicht befestigt. Im Inneren des Führungselementes (20) ist das Stilett (2) beweglich angeordnet. Zum einen kann damit die Translation des Stiletts (2) in Längsrichtung des und, falls erforderlich, seine Rotation um die Längsachse als
Relativbewegung gegenüber dem Führungselement (20) realisiert werden. Die benötigten Antriebe zur Realisierung dieser
Relativbewegungen sowie anderweitig benötigte Fixierungen gegenüber dem Hohlorgan, in das der Elektrodenträger (1) intraoperativ eingeführt wird, sind in der Figur nicht
dargestellt. Über eine Hülse (21), die innerhalb des
Führungselementes (20) verschiebbar angeordnet ist, kann eine Kraft auf ein Dichtelement (22) aufgebracht werden, wodurch das Führungselement (20) und das Stilett (2) fluiddicht miteinander verbunden sind. Im weiteren Verlauf ist das Stilett (2) über Druckleitungen (23) mit einem Drucksteuergerät (24) und einer Druckversorgung (25) fluiddicht verbunden. Der Druck h des Fluids im Hohlraum (5) ist somit gegenüber dem Umgebungsdruck pu abgedichtet.
Die Figur 6 zeigt unterschiedliche Querschnitte des
Elektrodenträgers (1) mit verschiedenartig ausgeführten
fadenförmigen Einlagerungen (3) , die im Abstand h von der
Querschnittsmitte des Elektrodenträgers (1) Stoffschlüssig eingebettet sind. Die Figur 6A zeigt eine im Querschnitt angeordnete fadenförmige Einlagerung (3) . Ist die Einlagerung axial exakt ausgerichtet, so entsteht eine
Krümmungsbeeinflussung des Elektrodenträgers (1) durch eine Druckdifferenz Δρ derart, dass sich der Elektrodenträger (1) bei Druckänderung im Hohlraum (5) innerhalb einer
gleichbleibenden Ebene krümmt. Vorteilhaft dabei ist, dass nicht zwischen Elektrodenträgern (1) für eine linke und rechte
Cochlea unterschieden werden muss, deren Spiralen bezüglich der Medianebene symmetrisch liegen und somit links- bzw.
rechtsdrehend sind. Die Figuren 6B-6D zeigen Ausformungen der fadenförmigen Einlagerung, die eine Krümmung innerhalb einer Ebene unterstützen. Figur 6B zeigt eine mögliche Anordnung von mehr als einer fadenförmiger Einlagerung (in der Figur sind zwei dargestellt) , die spiegelsymmetrisch im Querschnitt des Elektrodenträgers (1) angeordnet sind. Weiterhin kann die fadenförmige Einlagerung (3) bandförmig ausgebildet sein (vgl. Figur 6C) oder mehrere Einzelfäden bilden eine bandförmige
Einlagerung (3) (vgl. Figur 6D) .
In Figur 7 ist ein weiteres Ausführungsbeispiel des
erfindungsgemäßen Elektrodenträgers (1) dargestellt. Dieser weist im drucklosen (der Druck innerhalb des Hohlraums (5) entspricht h = pu) und unverformten Ausgangszustand einen Krümmungsverlauf auf, bei dem die Längsachse des
Elektrodenträgers (1) nicht innerhalb einer Ebene liegt (vgl. Figur 7A) . Dies stellt bspw. den exakten Verlauf einer natürlichen Cochlea dar. Weiterhin ist ein Halbschnitt in
Richtung der Längsachse gegeben, der eine fadenförmige
Einlagerung (3) zeigt, welcher in seinem Verlauf die
Schnittebene verlässt. Die fadenförmige Einlagerung (3) ist in diesem Ausführungsbeispiel im gleichen Abstand h zum
Querschnittsmittelpunkt und zur Spitze (9) des
Elektrodenträgers (1) hin den Hohlraum (5) umwickelnd
angeordnet. Dies ist in der Serie der Querschnitte Bi-Bi bis B4-B4 gezeigt. Auch in diesem Fall existiert ein Druck h mit h pu (hier ph > pu) , für den der Elektrodenträger (1) einen geraden Verlauf annimmt (vgl. Figur 7B) . Ein derartiger
Elektrodenträger (1) kann verwendet werden, wenn bspw. eine Unterscheidung für eine rechts- oder linksgewundene Cochlea gewünscht ist, bei der eine Krümmung erreicht werden soll, die nicht in einer Ebene ausgeführt wird (dreidimensionale
spiralförmige Krümmung) . Zur Funktionserfüllung reicht
erfahrungsgemäß hierbei eine hohe Steigung der Wicklung
bezüglich der Längsachse der konischen Teilstruktur (4) des Elektrodenträgers (1) aus. (Folglich entsteht ein geringer Grad der Umwicklung.)
In Figur 8 sind zwei Querschnitte des Elektrodenträgers (1) mit verschiedenartig ausgeführter Lage des Hohlraums (5)
dargestellt. Die Figur 8A zeigt einen Hohlraum (5) , welcher im Zentrum des Querschnitts der konischen Teilstruktur (4)
angeordnet ist. Die Figur 8B zeigt einen außermittig
angeordneten aber dennoch zur Spiegelsymmetrie führenden
Hohlraum (5) . Hierdurch entsteht ein Abstand a des Hohlraums (5) zum Querschnittsmittelpunkt des Elektrodenträgers (1) . Auch der Abstand zur fadenförmigen Einlagerung (a+h) vergrößert sich um Abstand a. Folglich wird im Vergleich zu einem im
Querschnittsmittelpunkt angeordneten Hohlraum (5) vorteilhaft das Biegemoment erhöht, welches durch den Druck ph auf die Stirnseite (10) des Hohlraums (5) entsteht und eine Krümmung um die Fadenlängsachse zur Folge hat. Hierbei ist jedoch der minimale Abstand zur Außenwand aw so groß zu wählen, dass es nicht zu einer für den Insertionsprozess ungünstig stark ausgeprägten, radialen Dehnung des Elektrodenträgers (1) bei Druckbeaufschlagung des Hohlraums (5) kommt. Wird ein
dreidimensionaler Krümmungsverlauf benötigt (vgl. Figur 7A) , so kann der Hohlraum (5) in seinem Verlauf zur Spitze des
Elektrodenträgers hin die fadenförmige Einlagerung (3)
umwickelnd angeordnet sein. Erfahrungsgemäß reicht auch hier ein geringer Grad der Umwicklung.
Die Figur 9 zeigt einen Längsschnitt eines Elektrodenträgers (1), dessen Spitze (9) durch ein Mittel (16) zur
Mikroschwingungserzeugung zum Schwingen angeregt wurde. Bei dem Mittel (16) zur Mikroschwingungserzeugung kann es sich um ein sehr kleines Piezoelement handeln, dass wie in Figur 9A in die Spitze (9) des Elektrodenträgers (1) integriert ist. (Die elektrische Kontaktierung des Mittels ist in der Figur zum Erhalt der Übersichtlichkeit nicht dargestellt.) Durch die Schwingungen werden eventuell auftretende Reibungskräfte bei
Kontakt zwischen Cochlea und Elektrodenträger (1) örtlich und zeitlich veränderlich. Infolgedessen wirkt diese zusätzliche Schwingung sich günstig auf den Insertionsvorgang des
Elektrodenträgers (1) in die Cochlea aus. Die
Schwingungsamplitude A und die Schwingungsfrequenz f der
Elektrodenspitze ist durch die Erregerfrequenz fe so zu wählen, so dass das intracochleäre Gewebe nicht geschädigt wird und dass es nicht zu einen tip fold-over und den damit
einhergehenden Schäden kommt. Das Mittel (16) zur
Mikroschwingungserregung kann in der konischen Teilstruktur
(4), in der ringförmigen Teilstruktur (6) oder in der
zylindrischen Teilstruktur (7) integriert sein. Ebenso ist die Integration im oder am Stilett (2) denkbar. Eine weitere
Möglichkeit zur Erzeugung von Mikroschwingungen der Elektrodenträgerspitze (9) ist, dass das Fluid, mit dem der Druck im Hohlraum (5) erzeugt wird, durch bspw. Ultraschall zum Schwingen angeregt wird oder aber, wie in Figur 9B dargestellt, die Spitze (9) des Elektrodenträgers (1) mit einem sehr feinen Draht (17) an der Stirnseite (10) des Hohlraums (5) kontaktiert ist, der z. B. durch den zylindrischen Kanal (8) geführt ist und an seinem Ansatz mit einem Mittel (16) zum Mikroschwingen angeregt wird. Durch den Draht werden die Mikroschwingungen an die Elektrodenträgerspitze (9) übertragen.
Die Figur 10 zeigt den Insertionsvorgang in die Cochlea eines im drucklosen Ausgangszustand geraden und eines im drucklosen Ausgangszustand gekrümmten Elektrodenträgers (1) . Zur Bewahrung der Übersichtlichkeit sind von der Cochlea nur die Kontur der innenliegenden und somit modiolusnahen Cochleawandung (14) , die
Kontur der außenliegenden und somit modiolusfernen
Cochleawandung (15) sowie die Außenkontur der Spitze (9) und der freien Länge der konischen Teilstruktur (4) des
Elektrodenträgers (1) dargestellt. Darüber hinaus ist der krümmungsarme Abschnitt der Cochlea, durch den der
Elektrodenträger (1) gemeinsam mit dem Stilett (2) geführt wird (ohne Relativbewegung zueinander), nicht dargestellt. Des
Weiteren ist der zeitliche Druckverlauf Ph(t) im Hohlraum (5) an sechs diskreten, aufeinander folgenden Zeitpunkten i mit i=l ..6 dargestellt, bei dem die freie Weglänge lf = 0.2* (i-1) *la mit i=l ..6 beträgt und diese gemeinsam mit der Spitze (9) des Elektrodenträgers (1) in die Cochlea eingeführt wurde.
Zum Zeitpunkt i befindet sich nur die Spitze (9) des
Elektrodenträgers (1) innerhalb des gekrümmten Teils der
Cochlea, die freie Länge beträgt lf = 0. Beim drucklos geraden Elektrodenträger (1) und beim drucklos gekrümmten
Elektrodenträger (1) können die Druckwerte Ph(t) zwischen einem maximalen Druck pmax im Hohlraum (5) und dem Umgebungsdruck pu liegen. Dieser maximale Druck pmax entspricht beim drucklos, geraden Elektrodenträger (1) dem Druck h im Hohlraum (5), bei dem der Elektrodenträger (1) dem Krümmungsverlauf der Cochlea angenähert ist (vgl. Figur 10 Zeitpunkt tß) · Beim drucklos, gekrümmten Elektrodenträger (1) entspricht der Druck pmax dem
Druck ph im Hohlraum (5), bei dem der Elektrodenträger (1) eine angenähert gerade Form annimmt. Günstig in Bezug auf eine minimale radiale Dehnung ist ein Druck Ph( i) = pu zum Zeitpunkt i . Dieser Druckwert ist durch das Stilett (2) zum Zeitpunkt i für beide Arten des Elektrodenträgers (1) möglich, da das
Stilett (2) das konische Teilstück (4) des Elektrodenträgers (1) gerade hält. Zum Zeitpunkt t.2 beträgt der Wert der freien Weglänge lf gleich 0.2*la. Bei einem im drucklosen Zustand geraden Elektrodenträger (1) muss der Druck Ph( 2) im Hohlraum (5) einen Wert annehmen, der größer als pu ist. Hierdurch wird der Elektrodenträger (1) leicht gekrümmt. Bei einem im
drucklosen Zustand gekrümmten Elektrodenträger (1) muss der Druck Ph( 2) im Hohlraum (5) einen Wert annehmen, der geringer als Pmax ist. Hierdurch entsteht eine Krümmung, die geringer als die Krümmung im gefertigten Ausgangszustand ist. Zu den
folgenden Zeitpunkten einer Insertion t.3 , t4 und s entspricht die freie Länge lf den Werten 0.4*la, 0.6*la bzw. 0.8*la.
Hierbei müssen bei einem im drucklosen Zustand geraden
Elektrodenträger (1) die Druckwerte immer weiter ansteigen, so dass Ph(t2) < Ph(t3) < Ph(t4) < Ph(ts) gilt. Hierdurch nimmt die
Krümmung des Elektrodenträgers (1) immer weiter zu. Bei einem im drucklosen Zustand gekrümmten Elektrodenträger (1) müssen die Druckwerte immer weiter abfallen, so das
Ph(t2) > Ph(t3) > Ph(t4) > Ph(ts) gilt. Durch die elastische Rückstellwirkung des Elektrodenträgers (1) nimmt dessen
Krümmung immer weiter zu. Am Ende der Insertion zum Zeitpunkt ö muss für eine modiolusnahe Endlage bei einem im drucklosen Zustand geradem Elektrodenträger (1) der Druck Ph(tö) einen Wert von pmax annehmen, bei einem im drucklosen Zustand, gekrümmten Elektrodenträger (1) kann dieser Wert dem Umgebungswert pu entsprechen. Ist abweichend eine midscalare Lage des Elektrodenträgers (1) gewünscht, kann dies durch eine Feinjustage des Druckes h erreicht werden.
Für die Herstellung des Elektrodenträgers sind u. a. das
Spritzgießen oder generative Fertigungsmöglichkeiten
vorteilhaft zu verwenden. Die Kontur des konischen Teilstücks (4) des Elektrodenträgers ist aufgrund seiner Konizität leicht zu fertigen. Jedoch können durch die Wahl dieser Außenform Abweichungen von einem idealen Krümmungspfad der Cochlea entstehen. Aus diesem Grund sind auch anderweitig ausgeformte, sich verjüngende Konturen, bspw.
entsprechend einem Polynom ausgeformt, möglich, wodurch der individuelle anatomische Krümmungspfad der Cochlea
fallspezifisch besser angenähert werden kann.
Der Hohlraum (5) kann von einer Kreisfläche abweichende
Querschnitte aufweisen, die entlang der Längsachse des
Elektrodenträgers (1) nicht gleich ausgeformt sind. Auch kann der Hohlraum (5) entlang der Längsachse des Elektrodenträgers (1) in einem nicht gleichen Abstand a vom
Querschnittsmittelpunkt der einzelnen Teilstrukturen des
Elektrodenträgers (1) angeordnet sein. Derartige komplex ausgeformte Verläufe des Hohlraums (5) und Anordnungen von Querschnitten des Hohlraumes (5) eignen sich für
Elektrodenträger (1) oder spezielle Instrumentarien, deren Krümmungsverlauf nicht innerhalb einer Ebene liegen soll.
Gemäß einer nochmals abgewandelten Ausführungsform ist es auch möglich, mehrere der zuvor beschriebenen Elektrodenträger zu kaskadieren, sodass diese Kaskade nachfolgend als eine
medizintechnische Sonde verwendet werden kann, insbesondere zur Untersuchung in Hohlräumen. Dafür werden Elektrodenträger- abschnitte so zusammengesetzt, dass diese sich in verschiedenen Ebenen krümmen können. Die mit der erfindungsgemäßen Lösung erzielten Vorteile
gegenüber dem Stand der Technik bestehen insbesondere darin, dass die Krümmung des Elektrodenträgers (1) während der
Insertion angepasst und damit auf patientenindividuelle
anatomische Gegebenheiten in der Form der Cochlea eingegangen werden kann. Durch die wechselseitige Feinabstimmung aus der
Lage der komplett stoffschlüssig eingebetteten zugfesten, aber biegeschlaffen fadenförmigen Einlagerung (3) , des Verlaufes der Wandstärken und des gewählten Materials im Entwurfsprozess des Elektrodenträgers (1) können im Zusammenspiel mit dem Druck h im Hohlraum (5) den Stand der Technik übertreffende
Krümmungsänderungen von Elektrodenträgern (1) erreicht werden. Diese Krümmungsänderungen sind derartig groß, dass sie einen mit mehr als einer Windung gekrümmt gefertigten
Elektrodenträger (1) komplett gerade richten können bzw. einen gerade gefertigten Elektrodenträger (1) derartig winden können, so dass mehr als Windung entsteht. Dies wird als direkte
Grundlage zur Vermeidung von Insertionstraumata gesehen. Diese Anpassung kann außerdem einen sogenannten tip fold-over und die daraus resultierenden Schäden vermeiden, da der Krümmungsradius des Elektrodenträgers (1) durch Druckbeaufschlagung im Hohlraum
(5) und gleichzeitiger Relativbewegung zwischen Stilett (2) und Elektrodenträger (1) jeweils an den örtlich vorliegenden
Krümmungsverlauf der Cochlea angepasst werden kann. Darüber hinaus verbindet die Erfindung die atraumatische Insertion mit einer modiolusnahen Endlage zwei Eigenschaften die bisher charakteristisch für zwei verschiedene Gruppen von
Elektrodenträgern sind. Bezugszeichenliste
1 Elektrodenträger
2 Stilett
3 fadenförmige Einlagerung
4 sich verjüngende (konische) Teilstruktur des
Elektrodenträgers (1)
5 Hohlraum
6 ringförmige Teilstruktur des Elektrodenträgers (1),
Orientierungshilfe für den Operateur
7 zylindrische Teilstruktur des Elektrodenträgers (1)
8 zylindrischer Kanal
9 Spitze des Elektrodenträgers (1)
10 Stirnseite des Hohlraums (5)
11 innenliegende Wandung des Elektrodenträgers (1)
12 außenliegende Wandung des Elektrodenträgers (1)
13 Anfangsteil der konischen Teilstruktur (4)
14 Kontur der innenliegenden, modiolusnahen Cochleawandung,
15 Kontur der außenliegenden, modiolusfernen (lateralen) Cochleawandung 20
16 Mittel zur Erzeugung von Vibrationen (Mikroschwingungen)
17 Kontaktdraht
18 Elektrode
19 elektrisches Anschlusskabel zur Elektrode (18)
20 Führungselement
21 Hülse
22 Dichtelement
23 Druckleitung
24 Drucksteuereinheit
25 Druckversorgung A Amplitude der Schwingung der Elektrodenspitze (9)
a Abstand der Hohlraums (5) vom Querschnittsmittelpunkt der konischen Teilstruktur (4) des Elektrodenträgers
aw Abstand des Hohlraums (5) von der Außenwand des
Elektrodenträgers (1)
da Durchmesser des Hohlraumes (5) am dickeren Ende der
konischen Teilstruktur (4)
de Durchmesser des Hohlraumes (5) am dünneren Ende der
konischen Teilstruktur (4)
dh Durchmesser des Hohlraums (5)
dsa Außendurchmesser des Stiletts (2)
dSi innerer Durchmesser des Stiletts (2), der den zylindrischen Kanal (8) bildet
f Schwingungsfrequenz der Elektrodenspitze (9)
fe Erregerfrequenz
h Abstand der fadenförmigen Einlagerung (3) von dem Mittelpunkt der Querschnittsfläche des Elektrodenträgers (1) i Laufvariable
la aktuierbare Länge des Elektrodenträgers (1) bzw.
Ausgangslänge der konischen Teilstruktur (4)
lf freie Länge ohne Stilett (2) innerhalb der konischen
Teilstruktur (4)
ls, lsi, 1S2 überlappende Stilettlänge mit der konischen
Teilstruktur (4)
Ph, Pho, Phi, Ph2, Ph3 Druck eines Fluides im Hohlraum (5)
Ph(t) zeitlicher Verlauf des Druckes im Hohlraum (5)
Ph(ti) Druck im Hohlraum (5) zu einem bestimmten Zeitpunkt i pmax maximaler Druck im Hohlraum (5)
pu Umgebungsdruck
rs Radius der Halbkugel an der Spitze (9) des
Elektrodenträgers (1)
sb Schlitzbreite des Stiletts (2)
ti Zeitpunkt i einer Insertion des Elektrodenträgers (1)
Δρ Druckdifferenz aus Druck im Hohlraum pn und Umgebungsdruck
Pu

Claims

Patentansprüche
1. Adaptiver Elektrodenträger (1) mit Elektroden (18) und
deren elektrischen Anschlusskabeln (19), dadurch
gekennzeichnet, dass er eine reversibel verformbare, sich in Längsrichtung verjüngende Teilstruktur (4), die einen fluidisch abgedichteten Hohlraum (5) , der mit einem Fluid gefüllt und druckbeaufschlagbar ist, umfasst und ein in Längsrichtung der Teilstruktur (4) verschiebbares Stilett (2) aufweist, wobei in der Wandung der Teilstruktur (4) mindestens eine fadenförmige, zugfeste, biegeschlaffe Einlagerung (3) Stoffschlüssig eingebettet ist, wobei eine Relativbewegung zwischen der Wandung der Teilstruktur (4) und der fadenförmigen Einlagerung (3) nicht möglich ist.
2. Adaptiver Elektrodenträger nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, dass das Stilett (2) im Hohlraum (5) verschiebbar angeordnet ist und einen zylindrischen Kanal (8) aufweist.
3. Adaptiver Elektrodenträger nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, dass die reversibel verformbare
Teilstruktur (4) in einem rohrförmig ausgebildeten Stilett (2) angeordnet ist.
4. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die fadenförmige Einlagerung (3) einen band- oder kreissegmentförmigen Querschnitt aufweist.
5. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die fadenförmige Einlagerung (3) mehrere Einzelfäden umfasst.
6. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Hohlraum (5) mittig zur Längsachse der Teilstruktur (4) angeordnet ist.
7. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Hohlraum (5)
außermittig und parallel zur Längsachse der Teilstruktur (4) angeordnet ist.
8. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass der Hohlraum (5) nicht parallel zur Längsachse der Teilstruktur (4) angeordnet ist .
9. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die fadenförmige Einlagerung (3) parallel zur Längsachse der Teilstruktur (4) angeordnet ist.
10. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass die fadenförmige
Einlagerung (3) nicht parallel zur Längsachse der
Teilstruktur (4) angeordnet ist.
11. Adaptiver Elektrodenträger nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass er Mittel zur Erzeugung von Mikroschwingungen des verjüngten
Teilstrukturendes aufweist.
12. Verwendung eines Elektrodenträgers nach einem der Ansprüche 1 bis 7 oder 9 als adaptiver Cochlea-Implantat- Elektrodenträger, der im drucklosen Ausgangszustand gerade ausgebildet ist.
13. Verwendung eines Elektrodenträgers nach einem der Ansprüche 1 bis 7 oder 9 als adaptiver Cochlea-Implantat- Elektrodenträger, der im drucklosen Ausgangszustand
spiralförmig ausgebildet ist.
14. Verwendung eines Elektrodenträgers nach Anspruch 8 oder 10 zur Erzeugung von Elektrodenträgern mit mehrdimensionalen Krümmungen .
15. Verwendung nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere solcher Elektrodenträger kaskadiert werden.
16. Verfahren zur Insertion eines adaptiven Elektrodenträgers nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Krümmungsradius des Elektrodenträgers (1) durch Druckbeaufschlagung des Fluids im Hohlraum (5) und
gleichzeitiger Relativbewegung zwischen Stilett (2) und Elektrodenträger (1) jeweils an den örtlich vorliegenden Krümmungsverlauf des Hohlorgans angepasst wird.
17. Verfahren nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass der Druck im Hohlraum (5) und die Relativbewegung zwischen dem Stilett (2) und dem Elektrodenträger (1) mit einer externen, individuell programmierbaren Steuereinheit zeitlich koordiniert werden.
18. Verfahren nach Anspruch 15 oder 16 unter Verwendung eines Elektrodenträgers nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass das Fluid im Hohlraum (5) mit Ultraschallschwingungen beaufschlagt wird.
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