人工植入耳蜗电极引线及其制造方法与流程

1.本发明涉及一种用于人工植入耳蜗系统的电极引线及其制造方法。


背景技术：

2.人工植入耳蜗系统用于提供恢复和/或改善使用人工植入耳蜗系统的人工植入耳蜗患者所遭受的听力损失。人工植入耳蜗系统的关键构件是插入病人的耳蜗中的电极引线。电极引线的远端部分设有多个刺激电极，用于向耳蜗内的听觉神经组织施加刺激电流，刺激电流经由电极导线供送，所述电极导线延伸穿过电极引线，并在电极引线的近端处将各刺激电极与植入患者体内的人工植入耳蜗电连接。电极引线的近端部分可以设有一个或多个接地电极，用于为刺激电极施加的刺激电流提供电流回流路径；替代地，接地电极可以与电极引线单独地提供。接地电极可以设计为环形电极，其设置在电极引线上并经由在电极引线的近端部分内延伸的接地导线与人工植入耳蜗电连接。wo 2019/045747 a1中描述了这种人工植入耳蜗系统的一个示例。
3.另一个具有接地环形电极的人工植入耳蜗电极引线的示例在us9,561,361 b1中已知，其中，环形电极设置在大直径的管上，刺激电极导线螺旋状圈绕并穿过用硅胶回填的管的内部；同时接地导线螺旋状圈绕并穿过螺旋状圈绕的刺激导线的中心。环形电极的每一侧都设有硅胶细缩体，用于光滑化管的轮廓，将环形电极固定到位，并减少管扭结的可能性。环形电极的形状为空心圆柱体。接地导线从管的侧壁中的开口处穿出，并与设置在管之上的环形电极电连接。
4.接地电极的环和接地导线可能容易受到液体进入的影响，特别是当电极引线在环或设备扇尾附近受到压力时；液体进入会导致电极阻抗长期过高。此外，环形电极两侧的硅胶细缩体
‑‑
由于所施加的硅胶缺乏一致的边界
‑‑
可能容易受到硅胶施加的变化的影响。


技术实现要素：

5.本发明的目的是提供一种用于人工植入耳蜗系统的电极引线，该电极引线具有相对较高的抵抗液体进入的能力并能以相对一致和高效的方式制造的接地电极。另一个目的是提供一种制造这种电极引线的方法。
6.根据本发明，这些目的分别通过权利要求1或权利要求14中限定的电极引线实现以及权利要求15中限定的制造方法来实现。
7.根据权利要求1的电极引线的好处在于，通过为接地环形电极设置中央部分而使其外表面相对于接地环形电极的相邻的第一端部和第二端部的外表面径向升高以便在中央部分与第一端部和第二端部之间的边界处分别形成台阶，或者通过为接地环形电极的端部提供环状标记结构，可以提高电极引线的可靠性和可制造性。特别是，台阶或标记结构提供了对接地环形电极的端部施加硅胶的边界，从而提高了接地环形电极的端部和管的相邻外表面的硅胶覆盖层的硅胶施加的一致性。
8.根据一个实施例，接地电极的中央部分的外径可以在中央部分的整个长度上轴向
上大致恒定，使得中央部分的外表面为大致圆柱形。
9.根据一个实施例，接地电极的第一端部的外径可以在第一端部的整个长度上轴向上大致恒定，接地电极的第二端部的外径可以在第二端部的整个长度上轴向上大致恒定。
10.根据一个实施例，接地电极的第一端部和第二端部可以具有大致相同的外径。
11.根据一个实施例，接地电极的第一端部和第二端部以及接地电极的中央部分可以都具有相同的内径。
12.根据一个实施例，接地电极的第一端部的轴向尺寸可以与接地电极的第二端部的轴向尺寸大致相同。
13.根据一个实施例，接地电极可以包括用于接收接地导线的端部的至少一个槽，以便将接地导线附接到接地电极。
14.根据一个实施例，所述至少一个槽可以设置在接地电极的第一端部和/或第二端部的边缘上，或者所述至少一个槽可以设置在接地电极的中央部分中。
15.根据一个实施例，接地电极的第一端部和第二端部均可由硅胶覆盖层覆盖，该硅胶覆盖层从管的外表面延伸到中央部分与接地电极的相应的第一端部或第二端部之间边界处的台阶，以便将接地电极密封到管。
16.根据一个实施例，每个硅胶覆盖层的外表面可以与接地电极的中央部分的外表面大致平齐。
17.根据一个实施例，接地电极的第一端部和/或第二端部可以包括用于硅胶注入的至少一个开口，以便将硅胶覆盖层锚定到接地电极的相应的第一或第二端部。
18.根据一个实施例，所述至少一个开口可以包括设置在第一端部和/或第二端部的边缘上的至少一个槽，或者所述至少一个开口可以包括至少一个孔。
19.根据一个实施例，接地电极的第一端部和/或第二端部的外表面可以设有表面结构，例如形成部分螺纹的圆周肋条或周向沟道，以改善硅胶覆盖层的粘附性。
20.根据一个实施例，接地电极的第一端部和/或第二端部的外表面可被粗糙化，以改善硅胶覆盖层的粘附性。
21.根据一个实施例，在第一端部与中央部分之间的边界处的台阶和/或在第二端部与中央部分之间的边界处的台阶可以在中央部分的外表面上设有凹部，该凹部沿轴向延伸到相对于接地电极的第一和第二端部升高的中央部分的一部分中，并且该凹部可以配置为允许硅胶注入，以在台阶处锚定相应的第一或第二端部的硅胶覆盖层。
22.根据一个实施例，接地电极的内表面的至少一部分可以包括夹在管的外表面与接地电极的内表面之间的硅胶粘合剂层。
23.根据一个实施例，接地导线可覆盖有ppsu。
24.根据一个实施例，用于多个刺激电极的电极导线可以以螺旋状缠绕的配置方式延伸穿过管的内部容腔，而接地导线可以相对于电极导线同径向缠绕。
25.根据一个实施例，管可以包括第一管部分和第二管部分，它们可以彼此轴向对齐，并且可以彼此轴向邻接，从而在两者之间形成周向间隙，该间隙填充有硅胶，并且被接地电极所包围。
26.根据一个实施例，该间隙可形成管的开口，接地导线穿过该开口延伸至接地电极。
27.根据一个实施例，管的内部容腔可以用快速固化的硅胶粘合剂回填。
28.根据一个实施例，中央部分的外表面可以被抛光或激光纹理化。
29.根据一个实施例，接地电极可由pt、ti、ptir合金或ti合金制成。
30.根据一个实施例，接地电极的中央部分的外表面面积与接地电极的总的外表面面积的比率可以是0.50至0.75。
31.根据权利要求14的电极引线的一个实施例，每个环状标记结构可以包括两个平行的可以在轴向间隔开的环。例如，每个环状标记结构可以由雕刻或激光处理表面部分来形成。
32.权利要求15中限定的制造方法的好处在于，它允许特别一致且高效地制造电极引线。特别是，具有在接地环形电极的内部彼此邻接的第一管部分和第二管部分的双管配置允许完全组装接地环形电极和连接到接地环形电极的接地导线的子组件，接地导线穿过第一管部分和第二管部分之间的间隙延伸，由此可以避免需要将接地导线穿过管的内径并通过管壁中切割的开口将其拉出。
33.根据一个实施例，接地导线可以与电极导线同径向缠绕。这提高了可制造性，减少了潜在的工艺故障。
34.根据一个实施例，接地导线可以由pt制成，并覆盖有ppsu，由此可以改善与接地导线和管的硅胶回填物的结合。
35.根据权利要求15的方法的一个实施例，接地电极的中央部分的外表面相对于接地电极的第一端部的外表面和第二端部的外表面径向升高，以便在第一端部与中央部分之间的边界处以及第二端部与中央部分之间的边界处分别形成台阶，并将硅胶覆盖层施加在接地电极的第一和第二端部的外表面，使得每个硅胶覆盖层的外表面与接地电极的中央部分的外表面大致平齐。
36.根据权利要求15的方法的一个实施例，第一端部和第二端部中的每个都包括环状标记结构，并且硅胶覆盖层以硅胶覆盖层不会超出环状标记结构而轴向延伸到中央部分的方式施加在接地电极的第一和第二端部的外表面上。
37.根据权利要求15的方法的一个实施例，接地导线与电极导线同径向缠绕在心轴上。
38.本发明的优选实施例限定在从属权利要求中。
附图说明
39.下面，将参照附图说明本发明的示例，其中：
40.图1示意性地示出了人工植入耳蜗系统的一个示例；
41.图2示出了安装在人工植入耳蜗引线上的接地环形电极的一个示例的局部剖切立体图；
42.图3示出了图2的接地电极的截面图；
43.图4是与图2相似的视图，其中，只有接地环形电极而管没有被局部剖切地显示；
44.图5a至图5j示出了接地环形电极的不同示例；
45.图6a至图6f示出了具有接地环形电极的耳蜗导线的装配过程的一个示例的步骤；
46.图7示出了具有接地环形电极的耳蜗引线的制造过程中使用的双管概念；
47.图8是具有电极引线的人工植入耳蜗的一个示例的侧视图；以及
48.图9示出了接地环形电极的另一示例。
具体实施方式
49.如下所述，术语“远端”是指离人工植入耳蜗(气密性密封的外壳)或植入人工植入耳蜗的外科医生较远的部分或构件，而术语“近端”是指离人工植入耳蜗或植入人工植入耳蜗的外科医生较近的部分或构件。在下文中，术语“大致”应理解为“在
±
10％以内”。
50.术语“接地电极”、“环形电极”和“接地环形电极”在下文中以可互换的方式用于指代环形接地电极。
51.图1示出了一种示例性人工植入耳蜗系统100。如图所示，人工植入耳蜗系统100可以包括麦克风102、声音处理器104、其中设置有线圈的头戴式设备106、人工植入耳蜗108和电极引线110。
52.电极引线110包括设置在电极引线110的远端部分上的刺激电极112(也被称为耳蜗内电极)阵列，这些刺激电极配置为位于耳蜗内，并且能够在电极引线110的远端部分插入耳蜗后刺激耳蜗。如图所示，电极引线110还包括设置在电极引线110的近端部分上的接地电极120(也称为环形电极)，该接地电极配置为用于为刺激电极112产生的刺激电流提供电流回流路径，并在电极引线110插入耳蜗后保持在耳蜗外部。虽然图1中示出了单个接地电极120，但可以认识到，多个接地电极120可以布置在电极引线110的近端部分上而可以服务于特定的实施方案。如图所示，电极引线110可以预先弯曲，以便适当地适应耳蜗的螺旋形状。附加的或替代的构件可以包括在人工植入耳蜗系统100内而可以服务于特定的实施方案。
53.如图所示，人工植入耳蜗系统100可以包括配置为位于患者外部的各种构件，包括但不限于麦克风102、声音处理器104和头戴式设备106。人工植入耳蜗系统100还可以包括配置为植入患者体内的各种构件，包括但不限于人工植入耳蜗108和电极引线110。
54.麦克风102可以配置为检测呈现给用户的音频信号。麦克风102可以以任何合适的方式实施。例如，麦克风102可以包括配置为置于耳道入口附近的耳廓内的麦克风，如advanced bionics公司的t-mic
tm
麦克风。这样的麦克风可以通过支架或柄保持在耳道入口附近的耳廓内，该支架或柄附接到配置为选择性地附接到声音处理器104的耳挂处。附加地或替代地，麦克风102可以由一个或多个设置在头戴式设备106内的麦克风、一个或多个设置在声音处理器104内的麦克风、一个或多个波束形成的麦克风和/或任何其他合适的麦克风来实施而可以服务于特定的实施方案。
55.声音处理器104(即，包括在声音处理器104内的一个或多个构件)可以配置为指导人工植入耳蜗108产生代表一个或多个音频信号(例如，通过辅助音频输入端口的方式输入、通过临床医生编程接口(“cpi”)设备的方式输入等方式输入的由麦克风102检测的一个或多个音频信号)的电刺激(在此也被称为“刺激电流”)并将该电刺激施加到一个或多个与患者的听觉通路(例如，听觉神经)相关的刺激点。示例性的刺激点包括但不限于耳蜗、耳蜗核、下丘脑和/或听觉通路中任何其他核内的一个或多个位置。为此，声音处理器104可以按照选定的声音处理策略或程序处理一个或多个音频信号，以产生适当的刺激参数用于控制人工植入耳蜗108。声音处理器104可以容纳在任何合适的壳体(例如，耳后(“bte”)单元、穿戴式设备、头戴式设备106和/或可服务于特定实施方案的任何其他声音处理单元)内。
56.在一些示例中，声音处理器104可以通过头戴式设备106和人工植入耳蜗108之间的无线通信链路114(例如，设置在头戴式设备106内的线圈和物理耦合到人工植入耳蜗108的线圈之间的无线链路)将刺激参数(例如，以包括在前向遥测序列中的数据字的形式)和/或功率信号无线发送到人工植入耳蜗108。可以理解的是，通信链路114可以包括双向通信链路和/或一个或多个专用单向通信链路。
57.头戴式设备106可以与声音处理器104通信耦合，并且可以包括配置为促进声音处理器104与人工植入耳蜗108的选择性无线耦合的外部天线(例如，线圈和/或一个或多个无线通信构件)。头戴式设备106可以附加或替代地用于选择性地及无线地将任何其他外部设备与人工植入耳蜗108耦合。为此，头戴式设备106可以配置为能够附着到患者的头部，并被定位为使得容纳在头戴式设备106内的外部天线与包括在人工植入耳蜗108内或以其他方式与人工植入耳蜗108相关联的相应的可植入天线(也可由线圈和/或一个或多个无线通信构件实施)通信耦合。以这种方式，刺激参数和/或功率信号可以经由通信链路114(其可包括双向通信链路和/或一个或多个专门的单向通信链路而可以服务于特定的实施方案)在声音处理器104和人工植入耳蜗108之间进行无线传输。
58.人工植入耳蜗108可以包括可与本文所描述的系统和方法联合使用的任何类型的可植入激励器。例如，人工植入耳蜗108可以由可植入的人工植入耳蜗激励器实施。在一些替代实施方案中，人工植入耳蜗108可以包括脑干植入物和/或可以植入患者体内并配置为对位于沿患者的听觉通路上的一个或多个刺激点施加刺激的任何其他类型的人工植入耳蜗。
59.在一些示例中，人工植入耳蜗108可以配置为根据声音处理器104传送给它的一个或多个刺激参数产生代表由声音处理器104处理的音频信号(例如，由麦克风102检测的音频信号)的电刺激。人工植入耳蜗108还可以配置为经由沿电极引线110布置的电极112、120(例如，通过刺激电极112施加电流，该电流通过接地电极120回流)将电刺激施加到患者体内的一个或多个刺激点(一个或多个耳蜗内区域)。在一些示例中，人工植入耳蜗108可以包括多个独立的电流源，它们分别与由一个或多个电极112定义的通道相关联。以这种方式，不同的刺激电流水平可以通过多个电极112同时施加到多个刺激点。
60.人的耳蜗呈螺旋的形状，从底部开始，在顶点结束，听觉神经组织位于耳蜗内。听觉神经组织以音位(tonotopic)方式组织在耳蜗内。相对较低的频率被编码在耳蜗的顶点处或顶点附近(被称为“顶点区域”)，而相对较高的频率被编码在底部处或底部附近(被称为“底部区域”)。因此，通过设置在顶点区域内的电极(即“顶点电极”)施加的电刺激可能导致患者感知到相对较低的频率，而通过设置在底部区域的电极(即“底部电极”)施加的电刺激可能导致患者感知到相对较高的频率。在特定的电极引线上，顶点和底部电极之间的划分可以根据电极引线的插入深度、病人耳蜗的解剖结构和/或任何其他因素而变化，这可能有助于特定的实施方案。
61.图2和图3示出了设置在电极引线110上的环形接地电极(以下简称“环形电极120”)的一个示例。电极引线110包括管150，该管150具有第一管部分152和第二管部分154，这两个管部分彼此轴向对齐，并且彼此轴向邻接，从而形成圆周间隙156，该间隙中填充有硅胶粘合剂，并且被环形电极120包围。管150可以由例如大约30至70邵氏a硬度的硅胶形成。管150具有内部容腔158，其中回填有快速固化的硅胶粘合剂，诸如可从位于美国宾夕法
尼亚州拉德诺的avantor公司获得的名称为nusil技术med2-4213的粘合剂。
62.螺旋形缠绕或圈绕的接地导线160从人工植入耳蜗108穿过第二管部分154的内部容腔158延伸到环形电极120，该接地导线160通常经由激光焊接与环形电极120电连接。如图2中所示，接地导线160的末端部分162延伸穿过间隙156延伸到环形电极120，因此间隙156在管150中形成开口。在一个示例中，接地导线160可涂有ppsu，并可由pt制成。这使得接地导线160和管150的内部容腔158中的硅胶回填物之间具有良好的结合。在内部容腔158中具有硅胶粘合剂(诸如可从位于美国宾夕法尼亚州拉德诺的avantor公司获得的名称为nusil技术med2-4213的粘合剂)的回填可以使与ppsu涂覆的接地导线160和管150的壁产生良好的结合。在一些实施方案中，接地导线可以是实心的；替代性地，接地导线也可以是多股的。
63.用于接地导线160的覆盖层和管150的回填物的优选材料提供了良好的流体阻力和增加的粘附性。
64.如图2和图3所示，多根电极导线176以螺旋状缠绕/圈绕的配置方式延伸通过管150的回填的内部容腔158，其中，电极导线176中的每个分别将刺激电极112中的一个相应地连接到人工植入耳蜗108。如图2和图3中所示，接地导线160相对于电极导线176来说是同径向缠绕的。通常，接地导线160的直径大于电极导线176中的每根的直径，使得它能够承载由电极112产生的刺激电流的总和。接地导线160可以是多股的，以减少因较大直径而产生的僵硬。
65.环形电极120包括第一端部122、与第一端部122轴向相邻的中央部分124和与中央部分124轴向相邻的第二端部126。中央部分124的外表面128相对于第一端部122的外表面130和第二端部126的外表面132径向升高，以便分别在第一端部122与中央部分124的边界处形成台阶134和在第二端部126与中央部分124的边界处形成台阶136。中央部分124的外表面128可以高度抛光以获得最佳的生物膜阻抗，或者可以用激光纹理来增加表面积。
66.在图2至图4所示的示例中，环形电极120的中央部分124的外径在中央部分124的整个长度上轴向上大致恒定，因此中央部分124的外表面128为大致圆柱形。而且，第一端部122和第二端部126的外径在各自端部的整个长度上大致恒定，因此，在第一端部122和第二端部126的外径基本相同的情况下，第一端部122和第二端部126的外表面130、132是大致圆柱形的。此外，环形电极120在轴向上可以是对称的，即，第一端部122的轴向尺寸与第二端部的轴向尺寸大致相同。另外，第一端部122、第二端部126和中央部分124可以具有相同的内径，因此，环形电极120的内表面138是圆柱形。
67.环形电极120可以由pt、ti、ptir合金或ti合金或任何其他生物相容性导体制成。
68.如图4中所示，环形电极的内表面138的至少一部分设有硅胶粘合剂覆盖层140，诸如可从位于美国宾夕法尼亚州拉德诺的avantor公司获得的名为nusil技术med2-4213的覆盖层，该覆盖层140位于管150的外表面159和环形电极120的内表面138之间，以便将环形电极120附接到管150。
69.如图2至图4所示，环形电极120的第一端部122和第二端部126在各自的外表面130、132上被硅胶覆盖层(也可标为“细缩”)170、172覆盖，该覆盖层从管150的外表面159延伸到中央部分124与相应的第一端部122或第二端部126之间的台阶134、136。硅胶覆盖层170、172用于稳定环形电极120与管150的附接，并将第一和第二端部122、126的边缘142、
144与管150密封，以防止液体进入环形电极120的内表面138与管150的外表面159之间的空间。硅胶覆盖层170、172可以由例如nusil技术med3-4213制成，类似管150与环形电极120的内表面138之间的附接层140。在一些示例中，环形电极120可以由ti制成，用底漆化合物来促进硅胶材料与环形电极120的ti表面的粘合。
70.如图2至图4所示，硅胶覆盖层170或172的施加方式是使硅胶覆盖层170、172中的每个的外表面在径向上与环形电极120的中央部分124的外表面128大致平齐。特别是，硅胶覆盖层170、172分别在台阶134、136处终止，从而使环形电极120的中央部分124的整个外表面128在植入时保持暴露，以便与组织接触。因此，制造过程使得环形电极120的暴露表面区域具有可重复性和良好确定性。特别是，台阶134、136防止在生产硅胶覆盖层170、172时硅胶施加的不一致性。
71.如图5a至图5j中示出的示例所示，第一端部122和/或第二端部126可以设有用于将接地导线160附接到环形电极120的特征和/或用于改善第一端部122和第二端部126处的硅胶覆盖层170、172的粘附性的特征。替代性地，中央部分124可以设有用于附接接地导线160的特征。
72.在一些实施例中，环形电极120包括用于接收接地导线120的端部162的至少一个开口，该端部162将被焊接到接地电极120。例如，如图5a至图5h以及图5j中所示，所述至少一个开口可以包括用于接收接地导线160的末端部分162的至少一个槽。如图5a至图5d所示，在第二端部126的边缘142上可以设置至少一个槽180。例如，如图5a至图5d所示，可以在边缘142上设置两个槽180，这两个槽180在周向上间隔180度，以便两个槽180彼此相对。如图2中所示，接地导线160的端部162的末端可以插入两个槽180中的一个，以便例如通过激光焊接将接地导线160焊接到环形电极120。
73.在图5e至图5h以及图5j所示的示例中，环形电极120的中央部分124可以设有至少一个槽182，用于接收接地导线160的末端，以便将接地导线160焊接到环形电极120。另外，在这些示例中，可以提供两个周向上间隔180度的槽182(图中只看到其中一个槽182)。
74.图5c至图5j中示出了用于加强硅胶覆盖层170或172与环形电极120的附接的各种特征。
75.例如，环形电极120的第一端部122和/或第二端部126可以包括至少一个开口，用于在制造过程中注入硅胶，以便将硅胶覆盖层170、172固定到相应的第一端部122或第二端部126。例如，如图5h所示，第一端部122和第二端部126可以设有在周向上间隔开的多个孔，特别是圆孔190。替代性地，如图5i所示，第一端部122和第二端部126的边缘142、144可以设有周向间隔开的槽192。
76.在其他示例中，第一端部122和第二端部126的外表面130、132设有用于改善硅胶覆盖层170、172的粘附性的表面结构。例如，如图5c至图5e所示，可以在第一端部122和第二端部126的外表面130、132上设置形成部分螺纹的周向肋条194(参见图5c和图5e)或周向沟道196。
77.替代的或附加的，第一端部122和第二端部126的外表面130、132可以例如通过喷砂处理、激光处理或化学蚀刻进行粗糙化，用于改善硅胶覆盖层170、172的粘附性；这在图5g至图5j中以较深的颜色示意性地示出。
78.在一些示例中，第一端部122和第二端部126与中央部分124之间的台阶134、136可
以分别设置凹部198，这些凹部周向上间隔开，并且设置在中央部分124的外表面128中，而且轴向延伸到中央部分124的升高部分中。凹部198配置为在制造过程中允许硅胶注入，以便在台阶134、136处将硅胶覆盖层170、172锚定在相应的第一端部122或第二端部126中(参见图5j)。
79.在图6a至图6f中示出了图2至图4中所示的电极引线100的制造方法的一个示例。
80.在图6a所示的第一步骤中，提供环形电极120，并将接地导线160的一端例如在槽180处，优选地使用激光焊接工艺，与环形电极120电连接(在图6a至6f所示的方法中，环形电极120为图5a所示的类型)。
81.在图6a的示例中，焊接槽180设置在环形电极120的第一端部122中，接地导线160穿过环形电极120的内部容腔从第二端部126延伸出来。
82.在图6b所示的步骤中，由环形电极120和焊接在其上的接地导线形成的子构件与第一管部分152的一端152a相配合，其中，首先将硅胶粘合剂，(例如，nusil技术med3-4213)施加在环形电极120的内表面138上，以便形成图4所示的层140，环形电极的第一端部122在第一管部分152的一端152a的外表面159上滑动，以便将环形电极120连接到第一管部分152。因此，接地导线160的端部162被夹在第一管部分152的外表面159和环形电极120的内表面138之间，如图2至图4所示。在图6b所示的步骤之后，第一管部分152的一端152a沿着环形电极120的轴向长度的一部分从一侧伸入环形电极120。
83.在下一个步骤中，多根平行的刺激电极导线176被螺旋式地缠绕/圈绕在心轴200上。如图6c所示，带有刺激电极导线176的心轴200被插入环形电极120的内部和第一管部分152的内部容腔158中。此后，接地导线160与电极导线176同径向地缠绕在心轴200上。
84.在下一个步骤中，如图6e所示，第二管部分154在带有刺激电极导线176和接地导线160的心轴200上滑动，第二管部分154的一端154a插入环形电极120的内部，使得第二管部分154的一端154a与第一管部分的一端152a邻接，从而形成周向间隙156，接地导线的端部162朝向环形电极120的内表面138通过周向间隙156。在这个步骤中，环形电极120经由施加在接地电极的内表面138上的硅胶粘合剂附接在第二管部分154上，从而形成粘合剂层140。在图7中也示出了双管概念，其中，通过箭头显示第一管部分152和第二管部分154在心轴200上向对方滑动，以便在环形电极120的内部相遇。
85.在图6f所示的步骤中，在邻近环形电极120的区域中在端部122、126的外表面130、132以及第一管部分152和第二管部分154的外表面159上施加硅胶覆盖层170、172，以便将环形电极120密封到第一管部分152和第二管部分154上。硅胶覆盖层170、172的施加方式是，硅胶覆盖层170、172的外表面与环形电极120的中央部分124的外表面128平齐。
86.在一些实施方案中，中央部分124的外表面面积与环形电极120的总的外表面面积(由中央部分124和第一端部122及第二端部126的外表面之和形成)的比率为0.50至0.75。中央部分124的外表面代表环形电极120的暴露表面。
87.在图8中，示出了连接到具有环形电极120的电极引线110的人工植入耳蜗108的一个示例的侧视图，其中，示出了人工植入耳蜗108的壳体/外壳111的一端109(电极引线108从该端伸出)与延伸通过环形电极120的轴向长度中心的中央横截面平面121(该平面121代表环形电极120的轴向中心)之间的轴向距离d可以处于8.8至14.8毫米，以优化人工植入耳蜗系统的植入手术操作和实现最佳的电性能。
88.虽然在环形电极120的上述示例中，中央部分124被升高，以便通过向环形电极的端部提供硅胶施加的边界来确保硅胶覆盖层在环形电极120上的正确放置，但在一个替代性实施例中，这种边界也可以由环形电极的每个端部上的环状标记结构提供。这种环状标记结构的作用是标记正确的硅胶施加的轴向边界，从而以硅胶覆盖层不会轴向超出相应的标记结构而延伸到中央部分的方式来确保操作员将硅胶覆盖层涂到接地电极的第一和第二端部的外表面。
89.图9中显示了这种环形电极220的一个示例，其中，第一端部222和第二端部226中的每个都包括环状标记结构223、227。在图9的示例中，每个环状标记结构223、227分别包括平行的轴向间隔开的环223a、223b和227a、227b。例如，环状标记结构223、227可以通过对第一端部222和第二端部226的表面部分进行雕刻或激光处理而产生。