имплантируемое устройство и способ доставки текучего лекарственного препарата в ткань

Формула изобретения

1. Имплантируемое устройство, включающее имплантируемый носитель электрода, имеющий внешнюю сторону, на которой расположена группа контактов для электростимуляции окружающей нервной ткани, расширяющийся резервуар текучей среды с диаметром, составляющим по меньшей мере одну третью часть от диаметра носителя электрода, расположенный внутри носителя электрода для текучего лекарственного препарата для продолжительного лечебного периода, и по меньшей мере один порт доставки текучей среды, связывающий указанный резервуар с внешней стороной носителя электрода для доставки текучего лекарственного препарата от указанного резервуара к указанной внешней стороне.

2. Устройство по п.1, которое включает дистальный порт доставки, снабженный мембраной, и канал доставки текучей среды, связывающий резервуар текучей среды с указанным дистальным портом для доставки текучего лекарственного препарата в резервуар текучей среды.

3. Устройство по п.2, в котором канал доставки текучей среды имеет диаметр существенно меньше, чем диаметр резервуара текучей среды.

4. Устройство по п.2, которое дополнительно включает корпус, содержащий электронные компоненты имплантируемого устройства, при этом порт доставки, снабженный мембраной, расположен в зоне указанного корпуса.

5. Устройство по п.2, которое дополнительно включает дистальную возвратную мембрану, возвратный канал текучей среды, связывающий резервуар текучей среды с дистальной возвратной мембраной для удаления текучей среды из резервуара текучей среды.

6. Устройство по п.1, в котором по меньшей мере один порт доставки текучей среды выполнен в виде по меньшей мере одной щели на внешней поверхности носителя электрода.

7. Устройство по п.1, в котором по меньшей мере один порт доставки текучей среды является полупористой мембраной на внешней поверхности носителя электрода.

8. Устройство по п.1, в котором по меньшей мере один порт доставки текучей среды выполнен в виде по меньшей мере одного канала доставки на внешней поверхности носителя электрода.

9. Устройство по п.1, в котором резервуар текучей среды и по меньшей мере один порт доставки текучей среды связаны для доставки текучего лекарственного препарата преимущественно в апикальный конец носителя электрода.

10. Способ доставки текучего лекарственного препарата в ткань, окружающую имплантируемое устройство, в котором используют имплантируемый носитель электрода, имеющий внешнюю сторону, содержащую группу электродных контактов для электростимуляции окружающей нервной ткани, сохраняют текучий лекарственный препарат в расширяющемся резервуаре текучей среды с диаметром, составляющим по меньшей мере одну третью часть от диаметра носителя электрода внутри носителя электрода для текучего лекарственного препарата для продолжительного лечебного периода, и доставляют текучий лекарственный препарат из указанного резервуара к внешней поверхности носителя электрода через по меньшей мере один порт доставки текучей среды.

11. Способ по п.10, в котором доставляют текучий лекарственный препарат в резервуар текучей среды через канал доставки текучей среды от дистального порта доставки, снабженного мембраной.

12. Способ по п.11, в котором используют канал доставки текучей среды с диаметром существенно меньше диаметра резервуара текучей среды.

13. Способ по п.11, в котором размещают порт доставки, снабженный мембраной, в зоне корпуса, включающего электронные компоненты имплантируемого устройства.

14. Способ по п.11, в котором удаляют текучую среду из текучего резервуара через возвратный канал текучей среды, отделенный от канала доставки текучей среды.

15. Способ по п.10, в котором используют по меньшей мере один порт доставки текучей среды, выполненный в виде по меньшей мере одной щели на внешней поверхности носителя электрода.

16. Способ по п.10, в котором используют по меньшей мере один порт доставки текучей среды, выполненный в виде полупористой мембраны на внешней поверхности носителя электрода.

17. Способ по п.10, в котором используют по меньшей мере один порт доставки текучей среды, выполненный в виде по меньшей мере одного канала доставки на внешней поверхности носителя электрода.

18. Способ по п.10, в котором используют резервуар текучей среды и по меньшей мере один порт доставки текучей среды, которые связаны для доставки текучего лекарственного препарата преимущественно в апикальный конец носителя электрода.

Описание изобретения к патенту

Область, к которой относится изобретение

Изобретение относится к медицинской технике, а именно к имплантируемым устройствам для внутреннего уха, содержащим электроды кохлеарного имплантата, высвобождающим (элюирующим) в течение некоторого времени лекарственный препарат во внутреннее ухо.

Уровень техники

Электростимулирование внутреннего уха весьма успешно применяется при восстановлении слуха у пациентов, страдающих глухотой. Интракохлеарные электроды предназначены для восстановления некоторых слуховых ощущений путем непосредственного электростимулирования нервной ткани, находящейся вблизи контакта электрода. Электростимулирование осуществляется с помощью имплантируемого кохлеарного стимулятора, соединенного с электродом, введенным глубоко в полость барабанной лестницы (scala tympani) улитки. Но введение электрода в той или иной мере вызывает разрастание соединительной ткани и причиняет травмы. Степень травмирования очень трудно предсказуема и зависит от анатомии улитки, конструкции электрода и способа введения. Повреждения, причиняемые тканям, могут впоследствии вызывать утрату клеток (апоптоз) и/или некроз нервной ткани (то есть волосковых клеток и клеток спирального ганглия). Качество функционирования имплантата могут ограничивать такие факторы, как разрастание тканей и травмы. Кроме того, повреждения клеток спирального ганглия являются накапливающимися, и поврежденные ткани не могут быть восстановлены при данном уровне техники. Так как кохлеарные имплантаты получают все большее распространение среди пациентов, у которых в значительной мере сохранился остаточный слух, становится более актуальным, чем когда-либо ранее, применять минимально травмирующие электроды. Кроме того, поскольку все большему числу пациентов имплантат устанавливается в раннем возрасте и на протяжении жизни пациента будет неоднократно реимплантироваться, каждое новое введение электрода должно в минимальной степени травмировать клетки спирального ганглия.

Травмы обычно вызываются введением электрода в хрупкие и требующие осторожного обращения ткани внутреннего уха. При введении необходимо прилагать к электроду механические усилия, чтобы преодолеть трение между электродом и тканями улитки, что осложняется спиральной формой улитки. Чтобы снизить повреждения органа или тканей, электроды и катетеры должны быть мягкими и гибкими, а усилия при их введении минимальными. К сожалению, в настоящее время большинство электродов кохлеарных имплантатов, предлагаемых на рынке, при их введении требуют значительных усилий, даже для расстояний, намного меньших полной длины барабанной лестницы улитки.

Сила, необходимая для введения электродов или катетеров, связана с размерами, геометрией и материалами, из которых они изготовлены. Материалы, применяемые в таких устройствах, включают материалы проводов, контактов, функциональных сегментов, выполненных из металлов или полимеров, и материалы основы. Размер устройства, жесткость используемого материала, гидрофобность внешней оболочки матрицы электродов, энергия, тем или иным способом запасенная в электроде, и процесс введения устройства - все это влияет на локализацию и степень повреждения тканей, причиняемого введением электродов.

Повреждения и травмы вызывают кровотечение, воспалительные процессы, перфорацию мягких тканей, разрывы и перфорацию мембран и трещины в тонких костных структурах. Результирующие повреждения могут вызвать гибель сохранившихся волосковых клеток, ретроградную дегенерацию дендритов, иннервирующих кортиев орган, а в самых неблагоприятных случаях - гибель клеток спирального ганглия в спиральном канале улитки. Гибель клеток в количественном отношении означает, что меньше невральной ткани будет доступно для стимулирования, а в качественном отношении означает, что уменьшится число волокон, настроенных на определенные частоты, и, следовательно, способность воспринимать частотную информацию. Дальнейшая потеря волосковых клеток и дендритов, даже не сопровождающаяся потерей клеток спирального ганглия, означает, что акустическое стимулирование более невозможно и что не могут быть использованы никакие синергетические эффекты, обусловленные взаимодействием между акустической и электрической стимуляцией. Синергизм электрических и акустических воздействий может играть большую роль в надежном выделении полезного звукового сигнала в зашумленной акустической среде.

Другим неудобством, связанным с кохлеарными имплантатами, является увеличение наблюдаемого сопротивления электродов в послеоперационной период. Это увеличение, как считают, вызывается инкапсуляцией электрода плотной мембраной, которая снижает эффективность электрической стимуляции, создавая обедненную ионами область вокруг контактов. Имеет смысл в послеоперационный период вводить в улитку некоторые лекарственные препараты, способствующие сохранению величины сопротивления электрода на низком уровне. Было продемонстрировано, например, что введение кортикостероидов может замедлить увеличение сопротивления после операции. Это выполнялось способом осаждения препарата на электроде или натиранием электрода препаратом. Но когда электрод введен в жидкость барабанной лестницы улитки, жидкий препарат быстро растворяется и не может достичь той области, где он мог бы принести наибольшую пользу.

При лечении болезни Меньера, или вертиго, предпринимались попытки доставлять медицинский препарат во внутреннее ухо пациентам, которым имплантант не вводится внутрь улитки. Доставка препарата производится через проницаемую в некоторой степени мембрану круглого окна после инъекции болюса в среднее ухо. Одна из проблем, возникающих при доставке препарата через круглое окно, состоит в том, что проницаемость мембраны для молекул веществ изменяется на протяжении суток, а большие молекулы не могут проникнуть через плотную мембрану. Считается, что лишь очень небольшое количество фармакологически активного вещества достигает области улитки, расположенной далее нескольких первых миллиметров длины улитки.

Не существует никакого простого способа доставлять лекарственный (фармацевтический) препарат во внутреннее ухо после кохлеарной имплантации. Уже доступ к среднему уху не является легким, а внутреннее ухо представляет собой изолированную систему, что делает невозможным прямое депонирование или инъекцию препаратов, иначе как в ходе операции кохлеарной имплантации. После операции пространство улитки частично занято электродом, который не должен сдвигаться или удаляться.

Элюирующие кортикостероиды выводы электродов успешно применялись в прошлом с электродами кардиостимулятора с целью уменьшения сопротивления контакта. Кроме того, в нескольких областях, таких как предупреждение беременности, лечение сосудистых повреждений и применение стентов в качестве элюирующих структур, применялся силиконовый эластомер, содержащий фармакологический препарат. Электроды, элюирующие лекарственные препараты, совместно с кохлеарными имплантатами не применялись.

Цель изобретения - разработка имплантируемого устройства с матрицей кохлеарных электродов, обладающего высокой надежностью, минимизирующего разрушение структур внутреннего уха при вводе в него матрицы электродов, повышение качества стимуляции внутреннего уха, повышение эффективности доставки лекарственного препарата непосредственно во внутреннее ухо.

Раскрытие изобретения

Для достижения указанного технического результата разработано имплантируемое устройство, включающее матрицу кохлеарных электродов для электростимулирования тканей улитки, содержащую лекарственную элюирующую часть, состоящую из полимерного материала и связанного с ним фармацевтического препарата, при этом указанная часть выполнена с возможностью высвобождения фармацевтического препарата в течение заданного периода времени во внутреннее ухо в терапевтически эффективном количестве. Матрица электродов может быть снабжена участком, содержащим полимерный материал. Указанный участок может иметь заданные геометрические характеристики для обеспечения заданной скорости высвобождения фармацевтического препарата. Фармацевтический препарат может представлять собой гель или порошок, включенный в полимерный материал, а полимерный материал может являеться эластомером на основе силикона. Лекарственная элюирующая часть может представлять собой полимерный слой, размещенный между двумя слоями безлекарственного элюирующего материала. Масса лекарственной элюирующей части может составлять от 1% до 2% массы матрицы электродов. Лекарственная элюирующая часть размещена внутри безлекарственного элюирующего материала. Безлекарственный элюирующий материал может имеет заданную толщину для обеспечения заданной скорости высвобождения лекарственного препарата. Лекарственная элюирующая часть может начинаться по меньшей мере в 3 миллиметрах от места входа матрицы электродов во внутреннее ухо. Лекарственная элюирующая часть может иметь заданную концентрацию поперечных связей полимерного материала для обеспечения заданной скорости высвобождения лекарственного препарата. Лекарственная элюирующая часть может иметь заданную площадь поверхности контакта с жидкостью внутреннего уха для обеспечения заданной скорости высвобождения фармацевтического препарата. Лекарственная элюирующая часть может иметь заданный объем для обеспечения заданной скорости высвобождения фармацевтического препарата. Лекарственная элюирующая часть может включать первый и второй лекартвенные элюирующие участки, при этом фармацевтические препараты в каждом участке являются разными. Матрица электродов может снабжаться рядом электрических контактов для электростимулирования тканей улики, при этом по меньшей мере один из контактов покрыт лекарственным препаратом. Фармацевтический препарат может выполняться в виде твердых частиц с размером меньше 200 микрометров, включенных в соответствующий материал лекарственной элюирующей части. Фармацевтический препарат может выполняться в виде частиц с заданным распределением по размерам для обеспечения заданной скорости высвобождения лекарственного препарата. Фармацевтический препарат может содержать по меньшей мере 90% частиц размером меньше чем 200 микрометров. Фармацевтический препарат может содержать по меньшей мере 50% частиц с размером меньше чем 50 микрометров. Фармацевтический препарат может являеться кортикостероидом. Кортикостероид может выбираеться из группы, включающей бетаметазон, клобетазол, дифлоразон, флюоцинонид, триамцинолон, их соли и их смеси. Кортикостероидом может являеться дексаметазон. Матрица электродов может выполняться с возможностью высвобождения от 5 до 600 миллиграмм дексаметазона в течение первых 24 часов применения. Фармацевтический препарат может являеться противовоспалительным препаратом. В устройстве может содержаться физиологический раствор, который включает указанный противовоспалительный препарат с концентрацией в точке насыщения не менее 26,4 миллиграмм на миллилитр при 37°С. Матрица электродов может быть выполнена с возможностью высвобождения от 5 до 250 миллиграмм противовоспалительного препарата в течение первой недели после имплантации. Фармацевтический препарат может быть бактерицидом.

Краткое описание чертежей

Фиг.1 графически представляет систему доставки жидкого препарата в соответствии с вариантом настоящего изобретения.

Фиг.2 - графическая иллюстрация системы доставки жидкого препарата, соединенной с кохлеарным имплантатом, в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.3 графически представляет систему доставки жидкого препарата, имплантированную параллельно кохлеарному имплантату, в соответствии с вариантом изобретения.

Фиг.4 графически представляет систему доставки жидкого препарата в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.5 графически представляет систему доставки жидкого препарата в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.6 графически представляет систему доставки жидкого препарата, в которой имеется контейнер с жидким препаратом, в соответствии с вариантом изобретения.

Фиг.7 графически представляет переключатель, который может быть имплантирован под кожей, в соответствии с вариантами, показанными на фиг.1-5.

Фиг.8 графически представляет переключатель, который может быть имплантирован в среднее ухо пациента, в соответствии с вариантом, показанным на фиг.5.

Фиг.9 графически представляет пополняемый резервуар в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.10 графически представляет автоматически закрывающийся запорный клапан в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.11 графически представляет систему доставки жидкого препарата, служащую для доставки жидкого препарата к внутреннему уху пациента, в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.12 графически представляет конфигурацию с имплантируемым микромембранным разъемом, применяемым совместно с насосом и доставляющим препарат катетером, в соответствии с другим вариантом настоящего изобретения.

Фиг.13 графически представляет конфигурацию с имплантируемым микромембранным разъемом, применяемым совместно с имплантируемым портом (порт - имплантируемый чрескожно или хирургически в резервуар, снабженный пунктируемой мембраной), имеющим резервуар и катетер доставки, в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.14 графически представляет конфигурацию с имплантируемым микромембранным разъемом, применяемым совместно с электронным протезом, в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.15 графически представляет микромембранный разъем перед соединением имплантируемого разъема порта и имплантируемого пунктирующего разъема в соответствии с вариантами, показанными на фиг.12-14.

Фиг.16 графически представляет микромембранный разъем после соединения имплантируемого разъема порта и имплантируемого пунктирующего разъема в соответствии с вариантом, показанным на фиг.15.

Фиг.17 графически представляет устройство для доставки жидкого препарата к внутреннему уху пациента в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.18 графически представляет катетер в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.19 - графически представляет катетер, показанный на фиг.18, имплантированный в ухо пациента.

Фиг.20 графически представляет имплантируемый электрод в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.21 графически представляет электрод, показанный на фиг.20, имплантированный во внутреннее ухо пациента.

Фиг.22 - графически представляет провода, соединенные с электродом, показанным на фиг.20 и 21.

Фиг.23 графически представляет имплантируемый электрод, используемый для доставки жидкого препарата в организм пациента, в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.24 графически представляет электрод, показанный на фиг.23, имплантированный во внутреннее ухо пациента, в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.25 показывает поперечный разрез электрода, представленного на фиг.23.

Фиг.26 графически представляет электрод, используемый в соединении с имплантируемым корпусом, в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.27 графически представляет имплантируемый электрод в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.28 показывает поперечный разрез электрода, представленного на фиг.27.

Фиг.29 графически представляет электрод, показанный на фиг.27, имплантированный во внутреннее ухо пациента.

Фиг.30 графически представляет электрод, показанный на фиг.27, с зажимом для соединения концов.

Фиг.31 графически представляет устройство для доставки жидкого препарата в организм пациента в соответствии с дополнительным вариантом изобретения.

Фиг.32 графически представляет иглу, которая имеется в варианте, показанном на фиг.31.

Фиг.33 графически представляет имплантируемый порт доступа в соответствии с другим вариантом изобретения.

Фиг.34 графически представляет устройство для доставки жидкого препарата в организм пациента в соответствии с фиг.31-33.

Фиг. с 35 по 41 показывают различные способы включения силиконового материала, элюирующего лекарственный препарат, в различные части имплантируемого кохлеарного электрода.

Фиг. с 42 по 45 показывают различные конкретные варианты кохлеарных электродов, содержащих силиконовый материал, элюирующий лекарственный препарат.

Фиг.46, 47 показывают вариант, в котором имеются элюирующий препарат силиконовый материал и элюирующий препарат силиконовый стержень, расположенный в щели электрода.

Фиг.48, 49 показывают альтернативные варианты включения в электрод элюирующего лекарственный препарат силикона.

Фиг.50 показывает имплантируемый носитель электрода, включающий резервуар, содержащий некоторый объем терапевтического раствора.

Фиг.51, 52, 53 показывают различные альтернативные детали носителя электрода, подобного представленному на фиг.50.

Фиг.54, 55 показывают двухканальный носитель электрода, содержащий резервуар.

Фиг.56 показывает в увеличенном масштабе секцию выходных отверстий в носителе электрода, показанного на фиг.54-55.

Осуществление изобретения

Фиг.1 графически представляет систему доставки жидкого препарата в соответствии с одним вариантом настоящего изобретения. В соответствии с целями данного варианта система доставки жидкого препарата применяется, например, для доставки фармацевтических препаратов во внутреннее ухо пациента. Однако системы доставки жидкого препарата и приспособления, здесь описанные, могут использоваться и для доставки жидкостей многих различных типов к одной или нескольким внутренним областям тела пациента. Система, показанная на фиг.1, включает биологически совместимый герметичный микроклапан 101, имеющий сторону 103, соответствующую внутреннему уху 103, и сторону 105, соответствующую среднему уху. Микроклапан 101 обеспечивает надежный проводящий путь между средним ухом и внутренним ухом через промонторий 107 улитки или через круглое окно. Соединение может, например, быть осуществлено как соединение с барабанной лестницей улитки, преддверием или протоком улитки. Микроклапан 101 обеспечивает постоянный доступ к внутреннему уху для доставки жидких препаратов различной вязкости и с разными лечебными функциями. Микроклапан 101 может быть изготовлен, например, из полимера, титана (инструментами особо точной лазерной микрообработки, например, производимыми компанией Kurtz GmbH, Германия), из сплава титана и никеля и в любом сочетании с биоматериалами. Для применения во внутреннем ухе микроклапан 101 может закрепляться на промонтории 107 улитки. Аналогично, микроклапан может быть размещен в круглом окне или полукружном канале внутреннего уха. Закрепление и обеспечение изоляции между изготовленным на основе металлов и/или полимеров микроклапаном 101 и промонторием 107 выполняется с применением, например, биосовместимого клея и/или механическим соединением с имеющим резьбу штифтом, а также сращиванием имплантата с костью (остеоинтеграцией). Соединение между микроклапаном 101 и промонторием 107 может осуществляться, например, через трубку, имеющую внутреннюю и внешнюю резьбу. Микроклапан 101 может быть сделан удаляемым из промонториума 107, когда это необходимо.

Для установки микроклапана 101 типично (но не обязательно) высверливание отверстия диаметром примерно от 0,8 до 2 мм или более в промонтории. Микроклапан 101 может быть, как показано на фиг.10, закрывающимся автоматически, когда на него не воздействует никакое давление жидкости из катетера, от резервуара или насоса. На поверхность микроклапана 101 может быть нанесено покрытие, или же она может быть обработана способом химического осаждения из газовой фазы или другими средствами с целью предотвращения разрастания ткани и возникающей через некоторое время окклюзии отверстия клапана в интракохлеарной области. Микроклапан 101 может включать также магнит и магнитную систему управления через тимпанопластику. Доставка жидкого препарата к микроклапану 101 может осуществляться через гибкий катетер 109, который может иметь внутренний диаметр от 0,5 до 2 мм (размеры не имеют ограничительного смысла). Один конец катетера 109 может быть надежно соединен, например, со стороной 105, соответствующей среднему уху, микроклапана 101. Соединение является достаточно плотным, чтобы предотвратить утечку жидкости из катетера в среднее ухо. Соединение может быть постоянным или допускающим отсоединение хирургическими средствами. Внутренняя поверхность катетера 109 может быть обработана таким образом, чтобы сообщить просвету гидрофильные свойства, поскольку гидрофильные свойства способствуют доставке вязкой жидкости. Другой конец катетера может быть соединен с источником жидкого препарата, например, насосом 111 с резервуаром 113. Аналогично, источник жидкого препарата может включать резервуар 401 с пассивной системой разгрузки, такой как поршень, приводимый в действие пружиной, или поршень, включающий магнит и приводимый в действие извне или изнутри магнитными силами, как показано на фиг.4. Катетер 109 может также быть соединен с осмотическим насосом. Насос 111 может быть активным насосом; это означает, что он может приводиться в действие с помощью энергии, передаваемой через кожу электронному блоку управления, например, применяемому в кохлеарных имплантатах и других имплантируемых протезах. Насос 111 может быть также пассивным насосом, энергия на который передается, например, газом или другим флюидом, введенным в камеру насоса.

Когда насос 111 обеспечен энергией, требуемой для перемещения жидкого препарата из резервуара 113 через катетер к внутреннему уху, или когда жидкость перемещается посредством сжатой пружины резервуара 401, давление оказывается достаточным для открытия микроклапана 101. Когда давление или энергия не воздействуют на микроклапан 101, он может закрываться автоматически, изолируя тем самым внутреннее ухо от среднего уха. Закрытие микроклапана 101 может осуществляться с помощью титанового шарика 1001, прикрепленного к пружине 1003 со стороны клапана, соответствующей внутреннему уху, как показано на фиг.10. Однако могут применяться и другие способы открытия и закрытия микроклапана 101, например с использованием давления жидкости/газа или с помощью пьезоэлектрических элементов.

В другом варианте изобретения микроклапан 101 может быть надежно соединен непосредственно, например, резьбовым соединением с контейнером 601, как показано на фиг.6. Это позволяет выполнить одноразовую доставку жидкого препарата. Контейнер 601 может быть удален и снова наполнен или заменен другим контейнером, способным выполнять пассивную функцию при доставке жидкого препарата.

Как отмечено выше, система доставки жидкого препарата в соответствии с изобретением может использоваться в сочетании с электронным протезом или имплантатом, например кохлеарным имплантатом. Это может быть выполнено двумя способами: способом объединения катетера с электродом, соединенным с протезом или имплантатом, или способом параллельной доставки жидкого препарата и электрического тока к данной области тела пациента. Фиг.2 - графическая иллюстрация системы доставки жидкого препарата, соединенной с кохлеарным имплантатом, в соответствии с вариантом изобретения. Катетер 109 системы доставки жидкого препарата связан с кохлеарным имплантатом 201 через электрод 203. Электрод 203 является полым на отрезке, начинающемся в точке соединения 203 катетера с электродом (отметим, что в этом варианте также можно применять клапан, как это было описано выше). Полый участок электрода 203 может заканчиваться в некоторой области внутри улитки. Полый электрод 203 функционирует как канал доставки жидкого препарата к внутреннему уху. На участке электрода внутри улитки имеется один или несколько каналов подходящего размера, сформированных в материале электрода 203; эти каналы обеспечивают доступ к жидкости внутреннего уха. Катетер 109, соединяющий источник жидкого препарата с имплантатом, может быть (или не быть) отсоединяемым от электрода 203. Когда он не является отсоединяемым, клапан или переключатель (не показан) предотвращает какой-либо обмен (это относится к жидкостям, тканям и воздуху) между внутренним ухом и другими структурами височной кости, включая среднее ухо.

Фиг.3 графически представляет систему доставки жидкого препарата, имплантированную параллельно кохлеарному имплантату, в соответствии с вариантом изобретения. Параллельная доставка состоит в том, что кохлеарный имплантат 301 и система доставки жидкого препарата 305 не соединяются друг с другом. Чтобы разместить раздельные ввод электрода 303 и канал системы 305 доставки жидкого препарата, можно использовать одну большую кохлеостому или две отдельных, но смежных кохлеостомы. Кохлеостомы могут находиться рядом друг с другом на промонтории. В этом случае электрод кохлеарного имплантата 303 и канал системы 305 доставки жидкого препарата могут быть введены во внутреннее ухо с помощью классической операции, которая включает заднюю тимпанотомию или одну расширенную кохлеостомию, позволяющую ввести как электрод, так и канал доставки жидкого препарата через одно и то же или через смежные отверстия промонтория. При типичном подходе требуется высверлить две кохлеостомы, следуя двум различным хирургическим тактикам доступа к промонторию. Первая хирургическая тактика является классической задней тимпанотомией.

Вторая хирургическая тактика является вариантом так называемого надпроходного (supra-meatal) доступа, описанного профессором

Кроненбергом (Kronenberg), профессором Хауслером (Hausler) и доктором Киратзидисом (Kiratzidis). Электрод или система доставки жидкого препарата могут быть введены классической кохлеостомией после задней тимпанотомии. Электрод или система доставки жидкого препарата могут быть введены в кохлеостому с использованием надпроходного доступа. Электрод или система доставки жидкого препарата могут также быть имплантированы через круглое окно. Возможны любые перестановки электрода и системы доставки жидкого препарата при двух кохлеостомах и при одной кохлеостоме и отверстии в круглом окне.

Фиг.5 графически представляет систему доставки жидкого препарата в соответствии с другим вариантом изобретения. В соответствии с этим вариантом катетер может быть введен непосредственно во внутреннее ухо, при этом клапан промонтория отсутствует. В этом случае высверливается кохлеостома, и катетер вводится в отверстие на некоторое расстояние. Катетер может быть надежно герметизирован, например, с помощью фибринового клея на промонтории. Фиг.7 графически представляет переключатель, который может быть имплантирован под кожу в соответствии с вариантами изобретения. В различных вариантах (резервуар с поршнем, резервуар и насос, контейнер с резьбой, с пополняемым или не пополняемым резервуаром, с резервуаром, включенным в систему кохлеарного имплантата, с системой доставки лекарственного средства при наличии клапана или без клапана на промонтории и т.д.) могут быть включены средства, позволяющие останавливать в любой момент доставку жидкого препарата, если пациент страдает от побочных эффектов. Поток жидкости может быть остановлен, например, телеметрически, если в конструкцию включен насос с приемником телеметрических сигналов. Поток жидкости может быть остановлен пассивным механическим переключателем 701 (обеспечивающим функции включения/выключения). Такой переключатель 701 может быть предусмотрен, например, на катетере, резервуаре или клапане. Переключатель 701 может быть включен или выключен вручную, если он доступен извне (если, например, он фиксирован на поверхности черепной кости непосредственно под кожей). Переключатель 701 может также приводиться в действие с помощью энергии магнитного поля, передаваемой через кожу или через барабанную перепонку 801, как показано на фиг.8. Переключатель может также включаться и выключаться через маленькое отверстие в барабанной перепонке (тимпанопластику) путем введения специально разработанного инструмента в клапан или воздействием на особым образом расположенный вблизи клапана переключатель в среднем ухе. Особым образом расположенный переключатель может представлять собой металлическую деталь, нависающую над промонторием и доступную посредством тимпанопластики.

В соответствии с различными вариантами системы доставки лекарственных препаратов резервуар или контейнер может допускать пополнение. На фиг.9 показано, что пополнение может осуществляться, например, с помощью инъекции жидкого лечебного препарата через толстую непроницаемую мембрану, находящуюся на верхней стороне резервуара, или с помощью специального выходного клапана. Такое пополнение может осуществляться под местной анестезией после разреза кожного покрова, закрывающего резервуар. Пополнение может также осуществляться через малый разрез на барабанной перепонке введением иглы в приемное гнездо резервуара. Если система доставки представляет собой резервуар со сжатой пружиной, то для пополнения резервуара может применяться, например, система с переключаемыми клапанами. После того, как доступ к устройству обеспечен, переключаемый клапан 901 закрывается, а переключаемый клапан 902 открывается. Жидкий препарат может вводиться через переключаемый клапан 902, например, с помощью иглы, что заставляет поршень 903 смещаться назад, что обеспечивает загрузку жидкого препарата в насос и сжатие пружины 905 насоса.

Фиг.11 графически представляет систему доставки жидкого препарата через барабанную перепонку пациента. Здесь насос и/или резервуар 111, 113 находится вне наружного уха, а катетер проходит через наружное ухо и барабанную перепонку. Конец катетера 1101 в среднем ухе соединяется с клапаном, фиксированным на промонтории, круглом окне или овальном окне. Присоединенный катетер 1101 может быть отсоединен, если приложить тянущее усилие к трубке катетера, в результате чего возникает сила, действующая в направлении от среднего уха к наружному уху. Как и в вариантах, описанных выше, насос/резервуар может содержать включаемый/выключаемый переключатель, а резервуар может быть пополнимым. На фиг.12-14 показано другое устройство для доставки жидкого препарата в организм пациента. Устройство включает источник жидкого препарата типа гидронасоса 1201 (как показано на фиг.12) или содержащий жидкий препарат порт или резервуар 1301 (как показано на фиг.13). Устройство, кроме того, включает микромембранный разъем 1203. Микромембранный разъем сообщается с питающим иглу катетером 1205 в его проксимальном конце, который, в свою очередь, сообщается с источником жидкого препарата. Микромембранный разъем 1203 также сообщается с катетером 1207 порта в дистальном конце. Катетер 1207 порта может сообщаться с другим катетером (не показан), или с одним или несколькими электродами, или с электронным протезом 1401, как показано на фиг.14. Каждый электрод или электронный протез 1401 может включать один или несколько жидкостных каналов 1403 с выходами такими, что каждый электрод или электронный протез 1401 действует, в свою очередь, как катетер с одним или несколькими выходами.

Как описано выше, микромембранный разъем 1203 сообщается с имплантируемым гидронасосом, или портом, или резервуаром 1301, или с осмотическим насосом через питающий иглу катетер 1205 и сообщается с телом пациента через катетер 1207 порта, который может быть соединен и может сообщаться с другим катетером, или электродом, или электронным протезом (таким как 1401). Устройство доставки жидкого препарата (например, катетер 1207 порта и электрод или электронный протез 1401) и устройство, приводящее в движение и доставляющее жидкий препарат (например, гидронасос 1201 или порт 1301 жидкого препарата), предназначены для имплантации в организм пациента (человека или животного) с помощью хирургической операции. Соединение между двумя устройствами осуществляется с помощью микромембранного разъема 1203.

На фиг.15 графически представлен микромембранный разъем согласно варианту изобретения. Микромембранный разъем включает имплантируемый разъем 1501 порта и имплантируемый пунктирующий разъем 1503 (показанный как соединенный на фиг.15 и как не соединенный на фиг.16). Имплантируемый разъем 1501 порта включает мембрану 1505 и может сообщаться с катетером 1207 порта, транспортирующим жидкий препарат к конкретной области тела пациента, к которой подходит дистальный конец (когда разъем 1501 порта сообщается с катетером 1207 порта, разъем порта находится вблизи проксимального конца катетера 1207 порта, как показано на фиг.12-14). Дистальный конец катетера 1207 порта может иметь одно или несколько отверстий, позволяющих жидкости распределяться в окружающей биологической ткани. Пунктирующий разъем 1503 включает иглу 1507 и может сообщаться с питающим иглу катетером 1205 в дистальном конце. К проксимальному концу питающего иглу катетера 1205 прикреплен источник жидкого препарата.

В одном варианте изобретения проксимальный конец разъема 1501 порта и дистальный конец пунктирующего разъема 1503 не соединяются плотно, "поверхность к поверхности". Это должно предотвратить образование мертвого пространства между плоскими поверхностями микромембранного разъема 1203 присоединении разъема 1501 порта и пунктирующего разъема 1503 посредством иглы 1507. В таком варианте игла 1507 пунктирующего разъема 1503 пронизывает мембрану 1505, но часть иглы 1507, оставшаяся вне мембраны 1505, оказывается в контакте с жидкостями и тканями тела. Такая ситуация способствует хорошей изоляции тканями тела в точке, где игла 1507 входит в мембрану 1505. Кроме того, в инкапсулирующую ткань поступает жидкость из окружающих тканей, а поэтому она может благоприятным образом отвечать на любое воспаление. Целесообразным является также введение в иглу 1507 тканей оболочки мышц или мышц, доходящих до торца пунктирующего разъема 1503. Введение тканей будет способствовать хорошему здоровому росту тканей между торцами разъема 1501 порта и пунктирующим разъемом 1503. Как можно видеть на фиг.16, когда разъем 1501 порта и пунктирующий разъем 1503 оказываются соединенными, они обеспечивают надежный транспорт жидкости, не сопровождающийся утечкой в окружающую биологическую среду.

Важной особенностью (признаком) разъема 1501 порта является мембрана 1505. Мембрана 1505 изготовляется предпочтительно из силиконового каучука. Разъем 1501 порта может также включать сжимающее кольцо 1511. Сжимающее кольцо 1511 (или другое сжимающее устройство) сжимает силикон, благодаря чему устройству придаются свойства изолирующей мембраны. Сжимающее кольцо 1511 изготовляется предпочтительно из титана медицинского качества, однако может применяться любой другой материал, который может сдавливать силикон, находящийся в цилиндрической части. Такие материалы могут быть металлами типа нитинола, который обладает свойством запоминать форму, или полимерами, обладающими аналогичным свойством. Сжимающее кольцо 1511 может заканчиваться на соединяющей стороне разъема 1501 порта какой-либо направляющей или направляющим механизмом 1513, упором или другим приспособлением 1515, служащим для блокирования дальнейшего перемещения, и фиксатором 1517. Можно, если желательно, ввести бактериальный фильтр 1509 между разъемом 1501 порта и катетером 1207 порта. Разъем 1501 порта может также включать резервуар 1521, который может быть выстлан титановым защитным слоем, или титановую оболочку, предотвращающую прокалывание иглой 1507. Проксимальный конец катетера 1207 порта может по желанию быть скреплен с разъемом порта силиконом. Слой силикона может быть нанесен на весь разъем 1501 порта, чтобы предотвратить контакт металла со средой и способствовать инкапсуляции. Нанесение слоя может быть выполнено способом погружения разъема 1501 порта в подходящий раствор силиконового каучука.

Пунктирующий разъем 1503 может быть изготовлен из силикона, эпоксидной смолы или любого другого биосовместимого материала, который будет выбран как необходимый или полезный для данного изобретения. Медицинская игла (такая как 1507) подходящих размеров из подходящего материала и с подходящей геометрией закладывается в форму для литья под давлением таким образом, что оба конца иглы выступают из формы. При литье под давлением середина иглы оказывается прочно вплавленной в силикон и/или эпоксидную смолу медицинского качества. Катетер (такой как питающий иглу катетер 1205) насаживается на один конец иглы, и силикон добавляется и подвергается термообработке/сушке с целью герметизации пунктирующего разъема. Игла 1507 может иметь наклонный срез и острый конец со стороны, которая должна пунктировать мембрану 1505. Отметим, что отверстие иглы 1507, через которое поступает жидкость, может быть расположено на конце иглы или, возможно, на боковой стороне иглы, на небольшом расстоянии от ее конца. Как отмечено выше, микромембранный разъем 1203 может также включать направляющую или направляющий механизм (например, 1513), обеспечивающий соосность иглы 1507 и разъема 1501 порта перед прокалыванием мембраны 1505 иглой 1507. Направляющая или направляющий механизм 1513 позволяет обеспечить расположение на одной прямой конца иглы 1507 и центра мембраны 1505. Направляющая или направляющий механизм 1513 также предотвращает значительное отклонение иглы 1507 вверх, вниз или в сторону. Такое отклонение может направить конец иглы 1507 к внутренней стенке разъема 1501 порта, что может блокировать поток жидкости.

Упор или останавливающее приспособление 1515 может применяться для предотвращения склеивания пунктирующего разъема 1503 с разъемом 1501 порта по плоским поверхностям. Упор или останавливающее приспособление 1515 обеспечивает возможность того, что участок иглы 1507 находится в контакте с жидкостями организма даже при полном введении. Упор или останавливающее приспособление 1515, следовательно, предотвращает создание мертвого пространства между плоскими поверхностями имплантируемого порта и краями пунктирующего разъема, когда они соединены (если, конечно, такое соединение по плоским поверхностям не окажется полезным при применении изобретения - например, если это соединение несет покрытие, включающее антибиотик и перманентно предотвращающее возникновение очага инфекции).

В микромембранный разъем 1203 может быть включен фиксатор 1517, обеспечивающий стабильность микромембранного разъема 1203 при обычных движениях тела и усилиях, возникающих при эксплуатации системы. Фиксатор 1517 может быть разблокируемым, что дает возможность замены одной или нескольких деталей, описанных выше.

Если описанные приспособления изготовлены и стерилизованы соответствующими средствами, то хирург может соединить разъем 1501 порта и пунктирующий разъем 1503, пунктируя мембрану 1505 иглой 1507 и, по желанию, фиксируя микромембранный разъем 1203 с помощью фиксатора 1517. Перед соединением разъема 1501 порта с пунктирующим разъемом 1503 каждый из них может быть независимо от другого наполнен жидким фармацевтическим препаратом. Раздельное наполнение позволяет осуществить хорошее примирование имплантируемых разъемов 1501 и 1503 перед их соединением. Наполнение питающего иглу катетера 1205 может быть выполнено путем заполнения препаратом насоса (обычно через мембрану насоса), порта, имеющего мембрану и резервуар, или осмотического насоса. Имплантируемые разъемы 1501 и 1503 могут быть соединены и до заполнения и примирования этих устройств.

Если желательно удаление и замена одного или обоих имплантируемых разъемов 1501 и 1503, то хирургическое вмешательство может включать осторожное удаление разросшихся тканей и инкапсулирующих материалов вокруг разъема 1501 порта и удаление пунктирующего разъема 1503, что можно выполнить вытягиванием того или иного разъема. На этом этапе разъем 1501 порта, пунктирующий разъем 1503 или оба разъема могут быть установлены в целевую биологическую среду. Это может быть выполнено после примирования системы обычным способом, описанным выше. После замены и установки в нужном положении выполняется соединение разъема порта и пунктирующего разъема путем соединения разъема 1501 порта и пунктирующего разъема 1503 (возможно, с помощью направляющей 1513), прокалывания мембраны 1505 и, если желательно, фиксации устройств с помощью фиксатора 1517.

Система, описанная со ссылками на фиг.12-16, может применяться для доставки жидкого препарата к внутреннему уху пациента. На фиг.17 графически представлено устройство для доставки жидкого препарата к внутреннему уху пациента в соответствии с дополнительным вариантом изобретения. Внутреннее ухо включает улитку и полукружные каналы (не показаны). Доставка жидкого препарата может осуществляться через электрод кохлеарного имплантата, если это желательно, или через упрочненный катетер доставки жидкого препарата, предназначенный для частичного или полного введения во внутреннее ухо, или через катетер, который лишь приблизится/примкнет к мембране круглого окна. Когда желательно такое примыкание, в кости может быть сделано углубление для частичного погружения в него собранного блока разъемов в ткань. Погружение разъема предотвращает появление подкожного выступа, обусловленного присутствием разъема.

В соответствии с вариантом, показанным на фиг.17, для доставки жидкого препарата к мембране 1701 используются пунктирующий разъем 1205 и игла 1507. Мембрана 1701 может иметь размеры и форму, подходящие для фиксации во внутреннем ухе пациента или на промонтории 1703 после операции. В качестве средства 1705 фиксации на кости при установке мембраны 1701 на внутреннее ухо или промонтории 1703 может использоваться металлический щиток или углубление в кости лицевого черепа. Например, после высверливания промонтория 1703 с помощью сверла диаметром 2 мм или менее, в кости может быть сформировано коническое ложе. Простая мембрана в форме усеченного конуса (такая как 1701) может быть помещена в отверстие канала 1708 улитки и закреплена на промонтории 1703 улитки. Мембрана 1701 в этом случае продолжает оставаться доступной для доставки жидкого препарата через соединение с пунктирующим разъемом 1205. В такой конфигурации полукружный канал (включая утрикул) может быть доступен для доставки жидкого препарата. Кроме того, конфигурация, показанная на фиг.17, может также включать сжимающее кольцо 1707 и упор 1709 для целей, объясненных применительно к описанным выше вариантам.

Система доставки жидкого препарата, показанная на фиг.12-17, может быть легко и быстро соединена с разъемом. Соединение может обеспечить длительный срок службы и герметичность, а системы доставки жидкого препарата могут легко отсоединяться. После отсоединения катетер порта может оставаться герметичным, а систему доставки жидкого препарата можно снова соединить с другим или с тем же самым поставляющим жидкий препарат устройством. Катетер порта может остаться имплантированным и пригодным для использования много лет спустя, а поставляющее жидкий препарат устройство все это время будет отсоединено. Если устройство используется в варианте с электродом, то электрод не обязательно удалять, когда удаляется поставляющее жидкий препарат устройство. Кроме того, поставляющее жидкий препарат устройство может быть позднее снова соединено с электродом. Модули доставки жидкого препарата, если желательно, могут быть присоединены параллельно одиночному катетеру порта.

На фиг.18 и 19 показан катетер в соответствии с другим вариантом изобретения. Катетер 1801 предназначен для частичного или полного введения в тело пациента. Например, катетер 1801 может быть введен во внутреннее ухо (барабанную лестницу улитки, лестницу преддверия или полукружные каналы) через кохлеостому и доставлять фармацевтический препарат в жидкости внутреннего уха. Возможность атравматического введения катетера 1801 зависит от его механических свойств. Механические свойства должны быть такими, что возможно атравматическое введение, обеспечивающее изгибание, соответствующее кривизне канала улитки.

Катетер 1801 может быть коническим или цилиндрическим по форме, круглым или эллиптическим в поперечном сечении и может иметь скругленный наконечник 1811, облегчающий имплантацию. Катетер 1801 может быть выполнен на основе полимера, который может представлять собой силикон, обеспечивающий хорошую гибкость. Альтернативно, катетер может быть изготовлен из рассасывающегося в организме полимера. Аналогично, катетер 1801 может быть изготовлен из материала, который усаживается, когда к нему приложены растягивающие усилия.

Катетер 1801 может, по желанию, включать одну или несколько упрочняющих нитей и/или лент 1807, изготовленных из жесткого полимерного волокна, или иметь покрытие из металла или металлического сплава, благодаря чему улучшается пригодность устройства для введения проталкиванием, что расширяет возможности имплантации. Катетер 1801 может также иметь на поверхности полимера маркеры 1805, указывающие глубину введения, и/или регулируемое блокирующее приспособление, закрывающее кохлеостому, через которую производится введение. Варианты катетера 1801 включают варианты с двойными выходами 1809, обеспечивающими свободное течение жидкости, эти выходы 1809 могут быть направлены в противоположные стороны. Аналогично, катетер 1801 может иметь несколько каналов 1803, 1817, 1819, расположенных в середине или ближе к боковой поверхности корпуса катетера, служащих для управления распределением/концентрацией жидкого лекарственного препарата. На поверхность катетера 1801 может быть также нанесено уменьшающее трение покрытие, что облегчает введение. Аналогично, на катетере 1801 может иметься покрытие, содержащее кортикостероид и/или антибиотики, служащее для предотвращения инфекции.

В близких вариантах катетер 1801 может иметь переключатель ("включить/выключить") или клапан 1813, доступный пациенту (приводимый в действие магнитом или механическим давлением), расположенный на теле пациента, например на коже или, если система доставки жидкого препарата соединена с внутренним ухом, на черепной кости, между резервуаром жидкого препарата и отделом внутреннего уха. Для предотвращения противотока жидкости может применяться клапан или переключатель 1813. Катетер 1801 может дополнительно включать подвижный упор 1815, способствующий легкости и точности введения. Конструкция катетера 1801 предусматривает наличие внутреннего канала 1803 доставки жидкого препарата. Например, локализованная доставка жидкого препарата к внутреннему уху может применяться для поддержания функциональных характеристик клеток спирального ганглия, восстановления дендритов, способствовать сохранению остаточного слуха, задерживать прогрессирующую потерю слуха. Применения могут включать доставку кортикостероидов для предотвращения воспаления, лекарств, задерживающих развитие склероза и разрастание тканей, а также применение при новых способах лечения шума в ушах и вертиго.

Доставка жидкого препарата осуществляется через полый канал 1803 катетера, доходящий до некоторой области внутри лестницы улитки. В катетере 1801 может иметься один или несколько выходов. Канал 1803 может быть соединен с внутренним микронасосом или с портом, включающим мембрану, служащим для закачивания фармакологического препарата извне. Полый канал 1803, находящийся ближе к середине катетера 1801 или смещенный от середины к его боковой поверхности, создается способом обратного формования. Он состоит в том, что перед литьем под давлением в форму должен быть введен формообразующий элемент, обеспечивающий создание нужных пустот. После литья под давлением этот элемент удаляется, в результате чего образуется полый канал. Выходные отверстия 1809 канала доставки жидкого препарата могут располагаться базально и/или апикально. Выходные отверстия 1809 канала доставки жидкого препарата могут быть закрыты кольцом из биологически активного вещества, предотвращающего разрастание тканей и возможную через некоторое время окклюзию выходных отверстий.

Каждый отдельный выход 1809 для доставки жидкого препарата может включать два выходных канала 1817 и 1819, повернутых на 180 градусов относительно друг друга. Два выходных канала 1817 и 1819 соединены так, что их оси совпадают или сдвинуты относительно друг друга. Цель наличия в катетере, предназначенном для доставки во внутреннее ухо жидкого препарата, двух выходных каналов, повернутых на 180 градусов относительно друг друга (см. фиг.19), - гарантировать, что хотя бы один выходной канал всегда обращен к перилимфатической жидкости. Если имеется только один выходной канал 1809, то возможно соприкосновение выходного отверстия с базилярной мембраной или латеральной стенкой барабанной лестницы, блокирующее выход канала. Каждый выходной канал может быть сформирован с использованием титана, обработанного микромашинным способом, а металл может быть покрыт содержащим кортикостероид силиконовым (элюирующим препарат) конформным (то есть в точности повторяющим форму) покрытием (нанесенным способом погружения или плазменным осаждением на титановую микротрубку). Цель такой модификации поверхности - предотвратить окклюзию выходов 1809.

На фиг.20 графически представлен имплантируемый электрод в соответствии с другим вариантом изобретения. Электрод 2000 включает ввод 2001 электродов и матрицу 2003 электродов. Массив 2003 электродов включает передний конец 2007 и задний конец 2005. Массив электродов 2003 определяется как область протяженностью от первого контакта 2009 на переднем конце 2007 до последнего контакта на заднем конце 2005. Электрод 2000 изготовлен из полимера, в который включены (или на котором получены осаждением) проводники и контакты 2009. Полимер может представлять собой силикон, фторполимер или другой биологически совместимый материал. Большинство электродов кохлеарного имплантата, предназначенных для размещения на латеральной стенке барабанной лестницы, имеют ограниченную протяженность, примерно равную 16 мм. Глубина введения электрода в барабанную лестницу улитки обычно не превосходит примерно 23 мм. Электрод, протяженность которого равна 16 мм, введенный на 23 мм (расстояние отсчитывается вдоль латеральной стенки) в барабанную лестницу улитки, охватывает ограниченный диапазон звуковых частот и ограниченную полосу пропускания звука в улитке. При частичном смещении электрода к медиальной стенке диапазон частот расширяется, но остается лишь частью полной ширины полосы, так как некоторые электроды расположены более или менее близко к латеральной стенке. При длине электрода, большей 26 мм, и глубине введения, составляющей от 28 до 31 мм (вдоль наружной стенки), для клеток спирального ганглия в первом витке улитки может быть стимулированы частоты, составляющие почти полную ширину полосы частот как для улитки, так для аксональных процессов во втором витке. При глубоком введении не требуется рассеивание электрических токов для стимулирования тонотопических областей, находящихся за пределами отрезка от первого до последнего контакта матрицы электродов. Предпосылкой, от которой зависят возможные преимущества, связанные с глубоким введением электрода, является минимальное травмирование при введении, от основания до вершины улитки.

Электрод 2000 сконструирован так, что обладает свойствами, позволяющими уменьшить силу, необходимую для введения в улитку. Уменьшение силы, требуемой для введения электрода и увеличения гибкости электрода, уменьшает повреждения, причиняемые мягким тканям, выстилающим стенки барабанной лестницы улитки. Сведение к минимуму травмирования при введении дает наибольшие преимущества для пациентов, страдающих от сильной тугоухости и использующих слуховой аппарат на ухе, находящемся с той же стороны, или имеющих остаточный слух, позволяющий воспринимать звуки низкой частоты без слухового устройства, но плохо распознающих речь. Важность снижения травматичности введения электрода состоит в том, что пациент, которому имплантат был установлен сегодня, сможет в дальнейшем заменить устройство или получить дополнительное устройство, восстанавливающее (в некоторых отношениях) дегенерировавшие нервные проводящие пути. Если эти нервные проводящие пути будут механически повреждаться при введении электродов, то увеличивается вероятность того, что нервные проводящие пути будут необратимо разрушены.

Кохлеарный электрод имплантата обычно вводится через внутреннее ухо (барабанную лестницу улитки или лестницу преддверия), через отверстие, высверленное на костной поверхности, защищающей спиральную улитку. Если у пациента имеется остаточный слух, то интерес может представлять ограничение глубины введения только той областью, которая расположена ниже области, обладающей акустическим восприятием. Упор 2015 на электроде 2000 может ограничивать глубину введения заранее заданным значением, например 20 мм (значение "20 мм" не имеет ограничительного смысла). Величина 20 мм соответствует примерно одному витку улитки. Упор 2015 служит как вертикальный щиток, предотвращающий введение более глубокое, чем позволяет кохлеостома. На упоре 2015 могут быть сделаны щели, позволяющие хирургу видеть кохлеостому, когда упор 2015 приближается к внешней поверхности кости внутреннего уха. В другом варианте упор 2015 имеет коническую форму, позволяющую частично закупорить кохлеостому. Упор 2015 может также представлять собой движок, который сдвигается вниз по электроду 2000 от его верхней области.

Глубина введения электрода 2000 может контролироваться и быть ограничена заранее заданным значением. Выбор такого значения может опираться на аудиограмму пациента. Если аудиограмма показывает значительную сохранность остаточного слуха (например, 50 дБ или более) при частоте до 2000 Гц, хирург может выбрать предел глубины введения значением 16 мм. Ограничение глубины введения может осуществляться с помощью заранее приготовленного отрезка стерильной трубки из биологически совместимого материала; отрезок трубки надевается на электрод с конца электрода и перемещается до упора 2015. Присутствие отрезка трубки длиной 4 мм достаточной толщины на начальном участке электрода длиной 24 мм (длина - расстояние от конца электрода до плоскости упора) ограничит глубину введения 20 миллиметрами.

Особенностью, отличающей электрод 2000 от других конструкций, является наличие у матрицы электродов 2003 переднего конца 2007 и заднего конца 2005. Передний конец 2007 намного тоньше, чем задний конец 2005. В одном варианте передний конец 2007 электрода 2000 составляет от 1/4 до 1/2 протяженности электрода. Общая масса переднего концов 2007 электродов 2000 может составлять примерно 1/2 общей массы заднего конца. Следует иметь в виду, что в данной конструкции увеличение площади сечения вдоль электрода 2000 не является плавным, и сечение не имеет постоянного диаметра или формы. Для электрода 2000 скорее характерно резкое изменение формы сечения. Место, где происходит резкое изменение формы сечения, определяет границу между передним концом 2007 и началом заднего конца 2005 матрицы электродов 2003. Конструкция переднего конца 2007 такова, что этот конец характеризуется малыми значениями сил и изгибающих усилий, требуемых для введения матрицы электродов вдоль спирального пути, соответствующего геометрии восходящей спирали барабанной лестницы улитки. Конструкция заднего конца 2005 такова, что этот конец максимально приспособлен для передачи толкающих усилий, требуемых при глубоком введении, если оно требуется. Способность передавать толкающие усилия важна для конструкции электрода, так как электрод, у которого такая способность мала, деформируется вблизи кохлеостомы и не может сообщить движение вперед концу 2011 электрода. Чтобы облегчить введение электрода 2000, конец 2011 устройства может быть сделан тонким и скругленным, не имеющим острых граней. Кроме того, передний конец 2007 и задний конец 2005 матрицы электродов 2003 могут быть сведены на конус. Сведение на конус здесь означает, что площадь сечения переднего конца 2007 и заднего конца 2005 увеличивается плавно.

Вдоль электрода расположены восемь или более контактов 2009, встроенных в полимерную основу или полученных на ней осаждением. В настоящее время восемь контактов 2009 - это минимальное число контактов, требуемое для положительной асимптотики качества понимания речи пациентами, имеющими имплантат. Контакты 2009 могут быть выполнены из платины (Pt), платиноиридия (Ptlr) или окиси иридия. Контакты 2009 могут быть круглыми, овальными или иметь форму прямоугольника с закругленными краями. Закругленные края уменьшают плотность тока на краях контактов электрода. Плотность тока на крае поверхности контакта 2009 обычно определяет начальное контактное растворение металлической поверхности. Контакты 2009 могут иметь сферическую форму, например, такую, которая получается при оплавлении конца платиноиридиевой проволоки. Каждый из контактов 2009 может быть одиночным или парным. В одном варианте может применяться сочетание парных и одиночных контактов. Контакты 2009, расположенные на заднем конце 2005, являются парными, тогда как контакты, расположенные на переднем конце 2007, не являются парными. Таким способом сохраняется гибкость переднего конца 2007 электрода и в то же время поддерживается способность заднего конца 2005 передавать толкающее усилие.

Каждый контакт 2009 электрически связан с изолированным проводом (показаны как 2201, 2203, 2205 и 2207 на фиг.22), который проходит через полимерную матрицу, образующую электрод 2000. Провода 2201, 2203, 2205 и 2207 электродов выбираются тонкими, их диаметр может достигать 15 микрон, так как малая толщина проводов способствуют уменьшению усилий, требуемых при введении. Предпочтительно, чтобы провода 2201, 2203, 2205 и 2207 имели волнообразную форму, как показано на фиг.22. Волнообразные провода являются намного более гибкими, чем прямые, и требуют намного меньших усилий при изгибании. Период, амплитуда и форма волны таких проводов выбираются так, чтобы минимизировать усилия, требуемые при введении.

Фиг.23 графически представляет имплантируемую матрицу электродов, которые способны доставлять жидкий препарат в организм пациента в соответствии с другим вариантом изобретения. В соответствии с этим вариантом конструкция имплантируемого электрода 2300 предусматривает наличие внутреннего канала 2301 доставки жидкого препарата. Например, локализованная доставка жидких препаратов к внутреннему уху в присутствии электрода кохлеарного имплантата (см. фиг.24) могла бы способствовать сохранению числа клеток спирального ганглия и их функциональных характеристик, восстановлению дендритов и сохранению остаточного слуха. Применения могут включать доставку кортикостероидов, предотвращающих воспаление и разрастание тканей внутри лестницы улитки, а также применения, связанные с новыми способами лечения шума в ушах и вертиго. Таким образом, включение доставки жидкого препарата в число функций кохлеарного имплантата представляется важным аспектом конструкции кохлеарного имплантата.

Доставка жидкого препарата осуществляется через полый канал 2301, сформированный в выводе электрода и доходящий до некоторой области внутри лестницы улитки. Один или несколько выходов 2307 могут находиться между контактами 2309 электродов или близко к ним. Полый канал 2301 может быть соединен с внутренним микронасосом или портом, включающим мембрану; микронасос служит для введения фармакологического препарата извне. Микронасос или порт может находиться вблизи корпуса имплантата. Способом создания полого канала 2301, обеспечивающим близость канала к середине электрода 2300 или смещение канала к боковой поверхности, может быть способ обратного формования. Как и выше, при обратном формовании для создания внутреннего полого канала 2301 в форму перед литьем под давлением вводится формообразующий элемент, обеспечивающий создание соответствующих пустот. После литья под давлением этот элемент удаляется, а на его месте остается полый канал.

Один или несколько выходов 2307 канала 2301 доставки жидкого препарата могут быть расположены вблизи базальных контактов 2309, находящихся на матрице электродов 2303 или между ними. Выходные отверстия 2307 канала доставки жидкого препарата могут быть закрыты кольцом из биологически активного вещества, предотвращающего разрастание тканей и возможную через некоторое время окклюзию выходных отверстий.

Фиг.25 графически представляет выходы для доставки жидкого препарата в матрице электродов, показанной на фиг.23. Каждый отдельный выход 2307 для доставки жидкого препарата включает два выходных канала 2317 и 2319, повернутых на 180 градусов относительно друг друга. Два выходных канала 2317 и 2319 соединены так, что их оси совпадают или сдвинуты относительно друг друга, но в любом случае они повернуты на 180 градусов относительно друг друга. Цель наличия в электроде кохлеарного имплантата двух выходных каналов 2317 и 2319, повернутых на 180 градусов относительно друг друга, - гарантировать, что хотя бы один выходной канал всегда имеет выход в перилимфатическую жидкость. При наличии лишь одного выходного канала 2307 возможно соприкосновение выходного отверстия с базилярной мембраной или латеральной стенкой барабанной лестницы, что может привести к блокированию выхода канала. Выходы для доставки жидкого препарата 2307 могут быть выполнены из титана или другого металла, покрытого фармацевтическим препаратом, включая покрытие уменьшающим трение материалом; такое покрытие должно предотвращать окклюзию отверстий в периоды, когда лекарственный препарат не прокачивается через канал 2301. Выходы для доставки жидкого препарата 2307 с нанесенным покрытием включены в силиконовый материал электрода.

Фиг.26 графически представляет электрод, используемый в соединении с имплантируемым протезом в соответствии с дополнительным вариантом изобретения. В соответствии с этим вариантом электрод имплантата 2600 включает матрицу электродов 2613 и вывод электрода 2611. Вывод 2611 электрода должен быть электрически соединен с металлическим или керамическим корпусом 2601, в котором находятся электронные схемы. Электронные схемы генерирует импульсы тока, поступающие к контактам электродов. Импульсы тока проходят к контактам через провода, встроенные в полимерную матрицу. Вывод электрода 2611 может, если желательно, заканчиваться под прямыми углом.

Данные моделирования интрокохлеарного стимулирования и данные EABR (Electric Auditory Brainstem Response - реакции мозгового ствола на электрическую аудиостимуляцию), полученные на животных, указывают, что предпочтительно, чтобы матрица электродов находилась вблизи внутренней стенки барабанной лестницы улитки, что способствует нейростимулированию посредством кохлеарного имплантата. Такие электроды называют перимодиолярными. По общему мнению, перимодиолярные электроды должны снижать психоакустический порог чувствительности, увеличивать динамический диапазон стимулирования и снижать взаимные помехи между каналами. Взаимные помехи могут вызваться перекрытием полей отдельных электродов. Дополнительные потенциальные преимущества использования перимодиолярных электродов матрицы включают: сокращение энергопотребления, необходимого для управления имплантатом, уменьшение побочных эффектов, наблюдаемых у пациентов, применение инновационных схем стимулирования и улучшение частотного кодирования "на месте". Возможно эффективное применение большого числа электродов.

Фиг.27-30 иллюстрируют имплантируемый электрод, соответствующий другому варианту изобретения. В соответствии с этим вариантом электрод предназначен для размещения в положении, смещенном к внутренней стенке барабанной лестницы улитки, вверх по отношению к спиральной полости, как показано на фиг.29. Передний конец 2707 электрода 2700 остается таким же, как описанный в соответствии с фиг.23. Передний конец 2707 электрода 2700 облегчает глубокое проникновение в барабанную лестницу улитки с использованием минимальных усилий при введении. Однако задний конец 2705 электрода модифицирован. Задний конец 2705 электрода 2700 сегментирован на две части, которые соединяются при введении. После полного введения электрода 2700 два сегмента 2711 и 2713, находящихся на заднем конце 2705 матрицы электродов, отсоединятся тянущим движением, приложенным к сегменту, включающему электрод. В этом варианте два сегмента 2711 и 2713 остаются соединенными в месте соединения переднего конца 2707 и заднего конца 2705 электрода 2700. При применении с кохлеарным имплантатом два сегмента 2711 и 2713 также остаются соединенными, и место соединения находится в среднем ухе. Два сегмента 2711 и 2713 не соединены между собой ни в каком положении, промежуточном между двумя упомянутыми положениями.

Для большей ясности два указанных сегмента будут называться электродной ветвью 2713 и удерживающим плечом 2711. Два сегмента 2711 и 2713 соединены и остаются соединенными в ходе всего процесса введения. Предпочтительный способ соединения сегментов - прижимное соединение продолговатого выступа, или шины, сформированной при литье на электродной ветви 2713, с канавкой, сформированной при литье на удерживающем плече 2711. На кохлеарном имплантате сегменты 2711 и 2713 далее отсоединяются для позиционирования секции электродной ветви напротив костного стержня улитки (модиолуса) или вблизи него. Улитка с частью височной кости, электродом и ограничивающим плечом в установленном положении показаны на фиг.29.

Удерживающее плечо 2711 может заключать по всей своей длине платиновую (Pt) или платиноиридиевую (Ptlr) ленту или проволоку 2715, подвергавшуюся или не подвергавшуюся терморелаксации, которая увеличивает или уменьшает жесткость удерживающего плеча. Такое управление жесткостью удерживающего плеча 2711 важно для кохлеарного имплантата, так как дает возможность поддерживать нужные для введения свойства (гибкость), а также достаточную жесткость при ретропозиционировании (позиционирование с замедлением движения благодаря обратной связи) электродной ветви 2713, обеспечивающем смещение электродной ветви 2713 ближе к модиолусу. Если удерживающее плечо 2711 будет слишком мягким, оно будет сгибаться в процессе ретропозиционирования.

Форма ленты 2715 может быть прямоугольной, с отношением длины к ширине от 2 до 1 (как показано на фиг.28). Ориентация ленты 2715 может быть такой, что короткая сторона ориентирована в направлении от медиальной стенки к латеральной стенке (от наружной стенки к внутренней стенке). Такая ориентация ленты 2715 в кохлеарном имплантате облегчает перемещение матрицы электродов 2703 от основания лестницы улитки к ее вершине, уменьшая в то же время перемещение матрицы к расположенным выше тканям базилярной мембраны и кортиева органа. Дополнительное преимущество прямоугольной формы ленты 2715 состоит в том, что в ходе введения поддерживается контакт электрода, обращенный к модиолусу. Лента 2715, изготовленная из Ptlr, имеет, в целом, прямоугольную форму, но может иметь скругленные углы, что препятствует ее врезанию в силиконовую матрицу, образующую удерживающее плечо 2711. Материал металлического сердечника удерживающего плеча 2711 может быть модифицирован во всем сердечнике или в его части с тем, чтобы увеличить гибкость или жесткость всего удерживающего плеча 2711 или его части, что считается необходимым в данном изобретении. Модификация материала ленты 2715 может включать (перечень не является ограничивающим) термическую, химическую или механическую обработку металла. Следует иметь в виду, что композиция удерживающего плеча 2711 не ограничена лишь сочетанием силикона с металлом, и что в рамках концепции удерживающего плеча может быть применен другой биологически совместимый полимер, например тефлон.

Когда электрод 2700 используется с кохлеарным имплантатом, сначала вводят электрод 2700, а затем перемещают его к внутренней стенке. В первой фазе матрица электродов 2703 с двумя соединенными сегментами 2711 и 2713 вводится вдоль наружной стенки барабанной лестницы улитки. Во второй фазе секция заднего конца 2705 матрицы электродов 2703, предпочтительно соответствующая базальному витку барабанной лестницы улитки, перемещается таким образом, чтобы приблизиться к внутренней стенке барабанной лестницы или соединиться с ней. Эта секция будет называться перимодиолярной. Перимодиолярная секция предпочтительно соответствует базальному витку улитки, так как именно здесь расположена наибольшая часть легковозбудимых электрическим воздействием невральных элементов. Эти невральные элементы (клетки спирального ганглия) в наибольшей степени выигрывают при стимулировании электродами, находящимися в непосредственной близости. Остальная часть интракохлеарной секции электродной ветви 2713 будет называться секцией глубокого введения. Секция глубокого введения предназначена для глубокого введения в барабанную лестницу улитки, но она не устанавливается против/вблизи внутренней стенки каким-либо произвольным воздействием.

После полного введения сегментированной матрицы 2703 электродов в барабанную лестницу улитки хирург с помощью какого-либо микроинструмента, например щипцов или пинцета, обеспечивает стационарное положение удерживающего плеча 2711 позади кохлеостомы (вне улитки). Затем электродная ветвь 2713 отсоединяется от удерживающего плеча и вытягивается из лестницы улитки. Это легкое движение вытягивания матрицы электродов 2703 из улитки эффективно отсоединяет электродную ветвь 2713 от удерживающего плеча 2711, за исключением точки, где два сегмента совмещены. Важно отметить, что в точке совмещения два сегмента скреплены металлическим стержнем или лентой 2715, изготовленной из материала Ptlr (80%-20%), например, поставляемого компанией Medwire Sigmund Cohn Corp., Маунт Вернон, штат Нью-Йорк. В одном варианте конец проволоки или ленты 2715 в точности входит во впадину силиконовой основы электродной ветви 2713. Ключевым моментом способа ретропозиционирования является синергизм взаимодействия между менее гибкой лентой 2715 или проволокой в сердечнике удерживающего плеча 2711 и более гибкой электродной ветвью 2713. Важной особенностью конструкции электрода 2700 является его деление на сегменты. Другой существенной особенностью конструкции является возможность (опция) надежного соединения двух сегментов 2711 и 2713, что облегчает введение. Надежное, но в то же время разъемное соединение может быть осуществлено несколькими способами. Одним способом соединения сегментов является соединение с помощью шины и канавки, размеры которых соответствуют друг другу. Электродная ветвь 2713 и удерживающее плечо 2711 могут быть соединены прижатием друг к другу при изготовлении. Соединение двух силиконовых поверхностей удерживает электрод и удерживающее плечо соединенными в ходе введения.

Другим способом соединения двух сегментов 2711 и 2713 является применение конструкции, включающей оболочку. Если выбрана такая конструкция, то оболочка может иметь сферическую или эллипсоидальную форму. Следует иметь в виду, что способы соединения электродов не ограничены указанными конструкциями и что подходящим является любое соединение, обеспечивающее преимущества при соединении, введении, разъединении и позиционировании электродов. В соответствии с еще одним способом два сегмента 2711 и 2713 могут быть соединены с помощью гидрогеля, который растворяется в жидкости внутреннего уха в течение нескольких минут после введения. Разъединяемое соединение двух сегментов может также представлять собой скрепление двух разнородных силиконов.

Сегменты 2711 и 2713 электрода имеют такую точку соединения, что при необходимости замены имплантата два сегмента 2711 и 2713 матрицы электродов 2703 можно легко отсоединить. Чтобы обеспечить возможность отсоединения, а также уменьшить интенсивность воздействия в ходе ретропозиционирования, два сегмента 2711 и 2713 могут быть соединены секцией, представляющей собой обнаженную ленту 2715 из Ptlr, выходящую из удерживающего плеча 2711 и расположенную, плотно или свободно, в должным образом ориентированной полости или впадине, сформированной в силиконе на электродной ветви 2713 при литье. В случае повторной операции два сегмента 2711 и 2713 могут быть отсоединены в области соединения тянущим усилием (с достаточной силой) удерживающего плеча 2711. Впадина может быть параллельна оси матрицы или может быть ориентирована так, чтобы обеспечить возникновение силы сопротивления при ретропозиционировании. Лента или проволока 2715 (которая играет роль несущей хорды) удерживающего плеча 2711 может заканчиваться сферической поверхностью, что позволяет избежать наличия острых граней. Два сегмента 2711 и 2713 матрицы электродов 2703 могут быть скреплены друг с другом вне улитки. Такое скрепление может дать преимущество, состоящее в предотвращении движения электродной ветви 2713 относительно удерживающего плеча 2711. Для кохлеарного имплантата движение электродной ветви 2713 в послеоперационный период может привести к нарушению соединения электродной ветви 2713 с модиолусом. В таком варианте два сегмента 2711 и 2713 могут быть соединены с помощью закрывающего титанового зажима 2717, который более ясно виден на фиг.30.

Описанные выше электроды дают ряд преимуществ. Во-первых, секция электродов как часть кохлеарного имплантата может быть глубоко введена в улитку (вплоть до вершины улитки) с минимальными усилиями благодаря конструкции переднего конца электрода. Кроме того, секция электродов, предпочтительно соответствующая первому витку улитки, может быть перемещена к внутренней стенке (вплоть до нее) полости внутреннего уха. Два сегмента 2711 и 2713 электрода скреплены и остаются скрепленными в процессе введения (но отсоединяются в ходе процесса позиционирования, в период после введения, а также при намеренном воздействии). Соединение с модиолусом не зависит от морфологии, и для введения и позиционирования не требуются специальные инструментальные средства.

Передний конец 2707 электрода 2700 длиной до 15 мм может быть покрыт тонким слоем 2719 биологически совместимого уменьшающего трение материала. Покрытие 2719 может быть перманентным или рассасывающимся. Покрытие, уменьшающее трение, снижает трение между электродом и тканью при введении, уменьшая, таким образом, усилия, необходимые для введения. Покрытие, уменьшающее трение, следует наносить лишь на ограниченный участок переднего конца электрода, так как электрод при введении должен удерживаться толкающим инструментом.

Электрод может также быть снабжен упором (как показано на фиг.20 и 23), находящимся на внешней полимерной оболочке электрода. Упор 2015 служит для предотвращения введения электрода глубже заранее заданного предельного значения. Заранее заданное предельное значение составляет от 18 до 31 мм. Упор 2015 может быть изготовлен из полимерного материала, например силикона, предпочтительно из того же материала, что и электрод. Отрезок полимерной трубки, например силиконовой трубки, надевается на электрод с конца электрода и перемещается до упора 2015 с целью ограничить глубину введения электрода заранее заданной величиной, которая может быть выбрана в соответствии с аудиограммой конкретного пациента. Форма упора 2015 может быть такой, что упор позволяет хирургу видеть пространство за упором 2015 через продольные щели, созданные в упоре 2015 при изготовлении. Кроме того, на матрице электродов 2703 вблизи заднего конца матрицы могут быть размещены маркеры 2721, указывающие направление контактного провода и, следовательно, указывающие, как следует ориентировать контакты, когда все контакты 2709 вошли в улитку и перестали быть видимыми.

В еще одном варианте имплантируемые электроды могут иметь непроницаемый разъем (такой как 2313 на фиг.23 или 2723 на фиг.27) между дистальным и проксимальным концами электрода. Наличие такого разъема желательно, так как в течение жизни пациента возможны неоднократные реимплантации. Реимплантация обычно требуется при неисправности электроники в корпусной части имплантата, что непосредственно не затрагивает электрод. Что касается кохлеарных имплантатов, каждая реимплантация, предусматривающая удаление матрицы электродов из внутреннего уха, может наносить дополнительные повреждения и травмы тканям внутреннего уха. Так как травмы могут накапливаться, функции внутреннего уха, выполняемые, например, клетками спирального ганглия, могут ослабляться, и количество сохранившейся нервной ткани может со временем уменьшаться. Использование непроницаемого разъема 2313 или 2723 уменьшает накапливающиеся повреждения, вызываемые реимплантацией, так как при наличии разъема при реимплантации требуется удаление лишь имплантированной электроники, если она неисправна. Такой разъем 2313 или 2723 предпочтительно фиксировать в полости среднего уха или в мастоидэктомии. Разъем 2313 или 2723 может также быть размещен на поверхности черепной кости вблизи корпуса, содержащего электронику. Разъем 2313 или 2723 должен быть непроницаем для жидкостей. Свойство непроницаемости может быть обеспечено прижимным соединением ниппельного разъема с гнездовым разъемом или с использованием разъемов с плоскими соприкасающимися поверхностями. Непроницаемость может также обеспечиваться применением быстро твердеющего эластомера или другого синтетического материала, введенного в область между двумя частями разъема. Затвердевание материала влечет герметизацию соединительной части и ее непроницаемость для влаги. Разъем в идеале имеет столько вводов, сколько имеется электродных каналов. Для кохлеарного имплантата разъем 2313 или 2723 может быть размещен в среднем ухе, в мастоидэктомии или на корпусе имплантата.

Фиг.31 графически представляет еще одно устройство для доставки жидкого препарата в организм пациента в соответствии с еще одним вариантом изобретения. Устройство включает резервуар 3103 с мембраной 3101 и катетером 3107. Устройство соединяет подкожную область тела пациента (человека или животного) с органом тела пациента, заполненным жидкостью, но не являющимся сосудом, и позволяет производить инъекцию жидких препаратов или фармацевтических растворов локально, доставляя их в конкретный орган через гибкий полимерный катетер 3107, заканчивающийся полой металлической иглой 3109 (детально показанной на фиг.32). Резервуар 3103 и мембрана 3101 могут приводиться в действие внешним или имплантированным насосом. Устройство может включать бактериальный фильтр и/или ограничитель потока 3105, расположенный между резервуаром 3103 и катетером 3107. В соответствии с близкими вариантами устройство может также включать тороидальный или кольцевой магнит с золотым покрытием (не показан) на внутренней прилегающей к коже поверхности резервуара 3103, служащий для позиционирования иглы на верхней стороне мембраны 3101. Такой магнит может быть включен в слой силикона, непрерывно связанного с силиконом, покрывающим резервуар 3103. Кроме того, внутренняя поверхность катетера 3107 и выходной иглы 3109 может быть покрыта гидрофобным или гидрофильным конформным покрытием, служащим для предотвращения или ограничения роста волокнистой ткани и формирования биологической пленки. Выходная игла 3109 может иметь выходные отверстия на конце и боковых сторонах. Такое устройство может быть соединено с внутренним ухом, полостью или пузырем, желудком или кишечником пациента (человека или животного). Когда игла 3109 соединена с внутренним ухом пациента, она может быть частично введена через заднюю тимпанотомию или мастоидэктомию.

Как отмечено выше, резервуар 3103 можетбыть металлическим и иметь силиконовое покрытие. Резервуар может, далее, иметь коническую форму, а мембрана 3101 можетбыть расположена на большом диаметре конуса. Если такой конический резервуар соединяется с внутренним ухом пациента, он должен иметь размеры, обеспечивающие плотный контакт с мастоидэктомией так, что сторона резервуара 3103, противоположная стороне, на которой находится мембрана, была соединена с катетером 3107. Катетер 3107 продолжается до внешней стороны иглы 3109. Как показано на фиг.32, конструкция иглы 3109 может обеспечивать введение в промонторий или в полукружный канал внутреннего уха после частичного утончения кости. Игла 3109 может иметь заостренную внешнюю поверхность, закрепляющее устройство 3201, служащее для закрепления на кости. Игла 3109 может также включать конический упор 3113, находящийся на небольшом расстоянии от конца иглы.

Фиг.33 графически представляет имплантируемый порт доступа, который может использоваться в вариантах, показанных на фиг.31 и 32. Порт доступа включает входную мембрану 3301, которая может быть изготовлена из силикона, подвергаемого сжатию, микрорезервуар 3303 и иглу 3307 порта. Игла 3307 порта может быть закреплена в порте доступа металлическими кольцами 3305, включенными в силикон. Игла 3307 порта доступа 3307 может быть частично покрыта силиконом и может иметь выходное отверстие на конце или боковой поверхности. Игла 3307 порта может быть введена в жидкость внутреннего уха после частичного удаления костной оболочки дрильбором. В соответствии с близкими вариантами игла 3307 порта может быть частично введена в заднюю тимпанотомию с входной мембраной 3301 и микрорезервуаром 3303 в мастоидэктомии.

Фиг.34 - графическая иллюстрация, показывающая, что имплантируемый порт доступа может быть соединен с устройством, описанным со ссылками на фиг.31, и/или с иглой, описанной выше и показанной на фиг.32.

Варианты данного изобретения включают также кохлеарную матрицу электродов, устройство которой предусматривает включение заданного количества препарата в часть силиконового эластомера, составляющую тело электрода. В течение некоторого времени препарат будет высвобождаться эластомерным материалом и диффундировать в жидкости внутреннего уха. В дальнейшем диффундирующие молекулы достигают целевых тканей.

Устройство и функционирование внутреннего уха предоставляют возможность рассматривать различные аспекты локализованной доставки фармакологических препаратов, касающиеся адресатов доставки препаратов в органы слуха, таких как невральная ткань и мягкие ткани. Внутреннее ухо представляет собой очень маленькое и по существу закрытое пространство, а поэтому любой препарат, высвобождаемый во внутреннем ухе, обычно остается в его пространстве. Таким образом, любой фармакологический препарат, который медленно высвобождается в указанную среду, обычно биологически активен только во внутреннем ухе; имеет место весьма незначительная диффузия из внутреннего уха вовне.

На фиг.35 показаны различные способы, соответствующие конкретным вариантам данного изобретения, которыми может быть структурирована матрица электродов кохлеарного имплантата, чтобы часть ее материала элюировала лекарственный препарат. В каждом из примеров, показанных на фиг.35, заштрихованная область представляет материал, который может элюировать фармакологический препарат. Как показано на фиг.35, поперечное сечение матрицы электродов имеет обычно эллиптическую или овальную форму. Фиг.35 показывает вариант такой, что нижняя половина части матрицы электродов включает элюирующий препарат материал, который некоторое время высвобождает фармакологический препарат в окружающую жидкость внутреннего уха. На фиг.36 показан вариант, в котором имеются две различные элюирующие лекарственное средство области, которые могут служить для элюции различных фармакологических препаратов. В варианте, показанном на фиг.38, элюирующая часть включает всю нижнюю половину носителя электродов. В таком варианте другие конструктивные элементы матрицы электродов, такие как стимулирующие электрические контакты и соединительные провода, могут содержаться в части матрицы, которая не элюирует препарат. В варианте, показанном на фиг.39, полная площадь поперечного сечения части матрицы электродов выбирается так, что в материал этой части можно включить фармакологический препарат, который будет высвобождаться в течение заданного времени. На фиг.40 весь материал матрицы электродов используется для включения в него фармакологического препарата. При такой конфигурации концентрация фармакологического препарата в эластомере может быть выбрана более низкой, чем в вариантах, в которых используется меньшая по объему часть матрицы. Фиг.41 показывает еще один вариант, в котором весь объем передней части матрицы электродов служит в качестве области, элюирующей препарат. Например, часть, элюирующая препарат, может начинаться в 3 мм или далее от того места, где матрица электродов входит во внутреннее ухо.

Скорость высвобождения фармакологического препарата из полимерной матрицы электродов зависит от различных факторов, включающих площадь поверхности материала, элюирующего лекарственный препарат и находящегося в контакте с жидкостью, окружающей полимер. Скорость высвобождения лекарственного средства на протяжении некоторого периода прямо пропорциональна площади поверхности полимера, содержащего лекарственный препарат и находящегося в контакте с окружающими жидкостями внутреннего уха. Концентрация препарата в полимере влияет на длительность периода доставки. Скорость высвобождения фармакологического препарата может также зависеть от других факторов, таких как плотность концентрацией поперечных связей полимерного материала в элюирующей части и объем этой части.

На фиг.42-45 показаны поперечные сечения для различных вариантов данного изобретения. В примере, показанном на фиг.42, элюирующая часть является слоем материала, находящегося между двумя слоями не элюирующего материала. В таком варианте скорость высвобождения фармакологического препарата зависит от площади поверхности элюирующей части, открытой для контакта с жидкостью на боковых сторонах матрицы. Масса элюирующей части может составлять, например, от 1% до 2% массы матрицы электродов.

В вариантах, показанных на фиг.37, 38, 39, матрица электродов имеет продольный участок (продольную щель), в котором содержится элюирующий препарат материал. На фиг.43 элюирующий препарат материал образует стержень несколько более узкий, чем содержащая его щель, благодаря чему жидкость омывает периметр стержня, который в течение некоторого времени высвобождает в жидкость фармакологический препарат. На фиг.44 элюирующий материал входит более плотно в щель, материал которой не элюирует препарат. Таким образом, только нижняя поверхность стержня входит в контакт с жидкостью внутреннего уха, и высвобождение фармакологического препарата происходит медленнее. В варианте, показанном на фиг.45, цилиндрический стержень введен в щель, у которой имеется область с прямоугольным поперечным сечением, позволяющая управлять доступом жидкости внутреннего уха к поверхности цилиндрического стержня, состоящего из элюирующего препарат материала.

На фиг.46-47 показан вариант, в котором элюирующая часть полностью заключена внутри нефармацевтического элюирующего материала. В таком варианте скорость высвобождения препарата определяется толщиной слоя окружающего нефармацевтического элюирующего материала.

На фиг.48 показано поперечное сечение для другого варианта, подобного одному из представленных на фиг.46-47, но включающего также щель, позволяющую жидкости внутреннего уха частично входить в контакт с участком поверхности элюирующей препарат части. Как и выше, скорость высвобождения фармакологического препарата определяется как площадью поверхности, открытой для контакта с жидкостью, так и концентрацией фармакологического препарата в материале элюирующей части, и, возможно, скоростью диффузии фармакологического препарата через элюирующий материал. На фиг.43 показан другой вариант, в котором элюирующий препарат силиконовый материал расположен по обе стороны от контактов электрода, выходящих на поверхность матрицы электродов, а остальная часть площади сечения электрода является обычным силиконовым материалом.

Конкретные примеры фармакологических препаратов, подходящих для постоперационной элюции во внутреннее ухо, включают (перечень не является ограничивающим) нейротрофические факторы, препараты генной терапии, препараты, предотвращающие апоптоз, и антиоксиданты. Некоторые лекарства могут иметь нейрозащитное действие и могут поддерживать состояние невральных компонент внутреннего уха во время и после в известной мере травмирующей операции кохлеарной имплантации.

Другие подходящие фармакологические препараты включают противовоспалительные средства. Например, растворимость (до полного насыщения) в физиологическом растворе противовоспалительного препарата не может быть меньшей чем 26,4 мг/мл при 37°С. Массив электродов может быть приспособлен для того, чтобы высвобождать от 5 до 250 мг противовоспалительного препарата в течение первой недели после имплантации. Фармацевтический препарат может также представлять собой бактерицид.

Особый интерес для непосредственного применения представляет использование кортикостероидов для контроля разрастания фиброзной ткани после имплантации. Одним из примеров такого кортикостероида является дексаметазон. Например, матрица электродов может быть приспособлена для того, чтобы высвобождать от 5 до 600 миллиграмм дексаметазона в течение первых 24 часов использования. Другие примеры кортикостероидов, подходящих для применения в качестве препаратов, элюируемых матрицей электродов кохлеарного имплантата, включают (перечень не является ограничивающим) бетаметазон, клобетазол, дифлоразон, флюоцинонид, триамцинолон, их соли или сочетания.

Элюирующий препарат в силиконовом материале может быть приготовлен начиная с микроизмельчения фармацевтического препарата до частиц желательных размеров. Например, фармацевтический препарат может быть представлен в виде твердых частиц, меньших 200 микрометров, примешанных к материалу элюирующей части. Скорость высвобождения фармацевтического препарата может определяться распределением частиц фармацевтического препарата по размерам. Например, в некоторых вариантах возможно присутствие по крайней мере 90% частиц, размер которых меньше 200 микрометров. В дополнение к этому или альтернативно, по крайней мере 50% частиц могут иметь размеры, меньшие 50 микрометров. Частицы могут быть полностью смешаны с жидким силиконовым полимером с помощью высокоскоростного гомогенизатора. В некоторых вариантах к смеси может быть добавлен раствор, обеспечивающий образование поперечных связей. Результирующая смесь вводится в пространство, резервированное для элюирующей части, с помощью специально разработанной процедуры литья.

Концентрация фармацевтического препарата в окружающей жидкости внутреннего уха зависит от концентрации фармацевтического препарата в элюирующем препарат материале и проницаемости этого материала. Период элюции может составлять от нескольких дней до нескольких месяцев, в зависимости от сочетания концентрации поперечных связей силикона, количества включенного препарата в процентах от массы матрицы электродов, объема включенного препарата и площади поверхности, открытой для контакта с жидкостью улитки.

Матрица электродов, согласно варианту изобретения, может быть собрана с помощью последовательности различных операций. Например, провода и электродные контакты, используемые для электростимулирования, могут быть помещены в одну половину формы для литья матрицы. Первая операция формования тогда состоит в литье, при котором в отливку включаются провода и контакты электродов, способом обратного формования или маскирования для формирования пустот, в которые при выполнении второй операции может быть введен элюирующий препарат силиконовый материал. Такой подход допускает скрепление двух сходных полимеров, что обеспечивает однородность контура электрода.

Одним из преимуществ двухступенчатого процесса литья является то, что только часть матрицы электродов, погруженная в жидкость внутреннего уха, содержит фармацевтический препарат. Остальная часть матрицы электродов, находящаяся в улитке, может быть выполнена из нефармацевтического элюирующего материала, и не требуется, чтобы она участвовала в элюции препарата.

Многоступенчатый процесс литья, включающий многократное маскирование, также может быть применен, чтобы последовательно добавлять дополняющие друг друга элюирующие материалы в нескольких областях, и при этом различные элюирующие препарат части могут включать фармацевтические препараты различного состава. Этот способ позволяет включать в матрицу электродов дополняющие друг друга препараты или препараты, адресаты которых различны, или препараты, отличающиеся скоростью диффузии.

Полимерные стержни, содержащие фармакологический препарат, могут быть изготовлены заранее. Стержень материала, элюирующего препарат, может быть изготовлен из силиконового материала с тем же или близким составом, который использовался при изготовлении основной нефармацевтической элюирующий препарат части матрицы электродов. Элюирующий стержень может быть предварительно изготовлен, например, в фармацевтической лаборатории высокого уровня, оборудованной необходимой аппаратурой. Затем стержни могут быть доставлены для сборки с матрицы электродов кохлеарного имплантата, производимой в другом месте. Например, матрицы электродов, показанные на фиг.43, 44 и 45, могут быть заранее изготовлены и могут использоваться при окончательной сборке с предварительно изготовленным элюирующим препарат стержнем.

Как отмечено выше, изобретение и варианты, здесь описанные, не ограничены только применениями, относящимися к внутреннему уху. Возможны и другие применения данной системы соединений, например, в случаях, когда желательно где-либо в теле пациента установить насос и катетер доставки в сочетании с электростимулированием или без него. Например, возможно, что такое соединение будет осуществлено на кости черепа или внутри черепа в месте, предпочтительном для доставки жидкого препарата к некоторой области мозга.

Варианты настоящего изобретения направлены также на создание имплантируемого носителя электродов, в материал которого может быть включен ряд жидких лечебных веществ, таких как лекарственные средства в жидкой форме. Функция доставки лекарственных препаратов придается носителю электродов без изменения размера или формы носителя и без увеличения риска для пациента. Терапевтический раствор, поступающий от носителя электродов, может распределяться, например, в жидкости улитки без изменения величины давления на ткани или объема окружающих тканей. Хотя иллюстрирующие варианты описаны применительно к улитке и кохлеарным имплантатам, изобретение не ограничено таким применением и может быть полезным в других имплантируемых системах, которые имплантируются в другие области организма.

На фиг.50 показан имплантируемый носитель 3901 электродов, который включает резервуар 3905, содержащий некоторый объем терапевтического раствора. Терапевтический раствор из резервуара 3905 доставляется в ткани, окружающие внешнюю сторону носителя 3901 электродов, через порты 3906 доставки. Терапевтический раствор может быть доставлен в резервуар 3905 через снабженный мембраной порт 3907, например, удобно расположенный на корпусе 3902 имплантата, в котором могут находиться также цепи питания и электронные схемы обработки сигналов системы кохлеарного имплантата. Порт 3903 доставки терапевтического раствора, имплантированный в тело носителя 3901 электродов, доставляет терапевтический раствор из снабженного мембраной порта 3907 к резервуару 3905. В конкретном варианте провода, идущие от корпуса 3902 имплантата, могут быть заключены в материал носителя 3901 электродов вдоль одной его стороны, а канал 3903 доставки жидкого препарата может проходить вдоль другой сторона или находиться в середине. Такое расположение снабженного мембраной порта дает безопасный и удобный способ заполнения резервуара 3905 без риска утечек. Кроме того, система не является специализированной для какого-либо конкретного терапевтического раствора, а скорее может применяться для доставки любого подходящего и доступного лекарственного средства.

На фиг.51, 52, 53 показаны различные конкретные альтернативные конструкции доставляющего жидкий препарат носителя электрода. На фиг.51 резервуар 3905 находится ниже контактов 3904 электрода и смещен к апикальному концу носителя 3901 электродов. На фиг.52 резервуар 3905 расположен наклонно по отношению к носителю электродов 3901, чтобы предпочтительно доставлять большее количество терапевтического раствора в область, ближнюю к апикальному концу. На фиг.53 показан резервуар 3905 увеличенной длины, который занимает пространство от апикального конца до базального конца носителя 3901 электродов.

На фиг.54, 55 показан двухканальный вариант, в котором имеются отделенные друг от друга канал 4101 доставки жидкого препарата и канал 4102 возврата воздуха/жидкости. Канал 4101 доставки жидкого препарата получает жидкий препарат через снабженный мембраной порт 4103, в который поступает терапевтический раствор для резервуара 3905. Сходным образом канал 4102 возврата воздуха/жидкости удаляет воздух/жидкость, возвращаемую из резервуара 3905, через соответствующий возвратный снабженный мембраной порт 4104. Такая конфигурация особенно удобна для пополнения резервуара 3905, когда снабженные мембранами порты 4103 и 4104 находятся на или вблизи поверхности кожи пациента. Двухканальная система уменьшает давление жидкости внутри лестницы улитки при пополнении резервуара 3905.

На фиг.56 показана в увеличенном масштабе секция портов 3906 доставки. Молекулы терапевтического препарата мигрируют через порты 3906 доставки к тканям, окружающим носитель 3901 электродов. В одном варианте порты 3906 доставки могут представлять собой полупроницаемые мембраны, которые могут быть проницаемыми для ионов мембранами, в которых причиной, вызывающей миграцию ионов препарата через мембрану в окружающие ткани (как показано), является осмотическое давление. Характеристики процесса высвобождения молекул терапевтического раствора через мембрану могут быть определены с помощью математического моделирования диффузии. Такая полупроницаемая мембрана может действовать также и как бактериальный фильтр, предотвращающий миграцию бактерий из терапевтического раствора в окружающие ткани.

В другом варианте порты доставки могут представлять собой одну или несколько продольных щелей, разрезов или каналов в материале носителя 3901 электродов, которые могут быть вырезаны, например, с помощью лазерной обработки, такой как обработка лазером с фемтосекундными импульсами. Характеристики процесса высвобождения терапевтического раствора из резервуара 3905 в ткани, окружающие носитель 3901 электродов, определяются размерами (длиной, шириной, глубиной) портов 3906 доставки. Период элюции (дни, недели и т.д.) определяется размером содержащего раствор резервуара 3905. Конкретные варианты могут применяться в качестве пассивных систем доставки лекарственных препаратов с использованием диффузии молекул содержащихся в резервуаре веществ или в качестве активных систем доставки, в которых для доставки терапевтического раствора из резервуара 3905 через порты 3906 доставки применяется насос.

В одном варианте резервуар 3905 может быть выстлан эластомером, например силиконом, содержащим диспергированные молекулы терапевтического препарата. Эти молекулы могут высвобождаться в течение некоторого времени находящимся в резервуаре 3905 эластомером и поступать через выходные каналы 3906 в окружающие ткани.

Хотя изобретение было описано применительно к конкретным вариантам, должно быть ясно, что оно допускает дальнейшие модификации. Данная заявка имеет в виду охватить любые модификации, применения и адаптации изобретения, включая такие отступления от данного раскрытия, которые не выводят за пределы известной или обычной практики в области, к которой относится изобретение.