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1、(10)申请公布号 CN 102271754 A (43)申请公布日 2011.12.07 CN 102271754 A *CN102271754A* (21)申请号 200980154218.X (22)申请日 2009.11.09 61/112,818 2008.11.10 US 61/243,209 2009.09.17 US A61N 1/05(2006.01) (71)申请人 MED-EL 电气医疗器械有限公司 地址 奥地利因斯布鲁克 (72)发明人 克劳德乔利 罗兰德西斯勒 阿南丹达纳辛格 于尔根格罗尔 (74)专利代理机构 中原信达知识产权代理有限 责任公司 11219 代理人 。
2、李宝泉 周亚荣 (54) 发明名称 填充水凝胶的药物递送储器 (57) 摘要 本发明公开了一种人工耳蜗电极， 其包括外 表面带有电刺激患者的内耳的神经组织的电极触 头的可植入电极载体。药腔位于电极载体内并适 于容纳治疗流体。药腔包含朝向电极载体的外表 面的递送开口和布置在药腔与一个或多个递送开 口之间的水凝胶基质， 所述水凝胶基质适于当暴 露于治疗流体时体积膨胀。水凝胶基质适于控制 治疗流体从药腔通过递送开口向电极载体的外表 面的扩散。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2011.07.08 (86)PCT申请的申请数据 PCT/US2009/063721 2009.11.。
3、09 (87)PCT申请的公布数据 WO2010/054308 EN 2010.05.14 (51)Int.Cl. (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利申请 权利要求书 1 页 说明书 7 页 附图 12 页 CN 102271763 A1/1 页 2 1. 一种人工耳蜗电极， 包括 ： 可植入电极载体， 所述可植入电极载体具有包括用于电刺激患者的内耳的神经组织的 多个电极触头的外表面 ； 和 所述电极载体内的药腔， 所述药腔适于容纳治疗流体并包含 ： i. 朝向所述电极载体的外表面的一个或多个递送开口， 和 ii. 布置在所述药腔和所述一个或多个递送开口之间并适于在暴露于治。
4、疗流体时体积 膨胀的水凝胶基质 ； 其中所述水凝胶基质适于控制治疗流体从所述药腔通过所述一个或多个递送开口向 所述电极载体的所述外表面的扩散。 2. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中所述药腔适于包含用于扩展治疗期的治疗期量的 治疗流体。 3. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中所述水凝胶基质具有控制治疗流体的扩散速率的 可调节孔径。 4. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中所述水凝胶基质基于透明质酸。 5. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中所述水凝胶基质基于交联亲水聚合物链的三维网 络。 6. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中所述水凝胶基质具有足以抵抗细菌进入的小的网 目尺寸。。
5、 7. 根据权利要求 1 所述的电极， 其中治疗流体包括地塞米松。 8.根据权利要求1所述的电极阵列， 其中所述电极适于在使用期的初始24小时期间释 放 5g 至 600g 之间的地塞米松。 9. 根据权利要求 1 所述的电极， 进一步包括 ： 再填充布置， 所述再填充布置用于利用额外的治疗流体再充填植入电极中的所述药 腔。 权 利 要 求 书 CN 102271754 A CN 102271763 A1/7 页 3 填充水凝胶的药物递送储器 0001 本申请要求 2008 年 11 月 10 日提交的美国临时专利 61/112,818 和 2009 年 9 月 17 日提交的美国临时专利 6。
6、1/243,209 的优先权， 在此通过引用并入。 技术领域 0002 本发明涉及医用植入物， 更具体涉及用于内耳的可植入药物递送系统。 背景技术 0003 对于可植入药物递送系统将治疗流体递送到诸如内耳的靶内部组织的兴趣正日 益增加。带有皮质类固醇的药物洗脱电极引线已在过去成功用于心脏起搏器电极， 以降低 接触阻抗。 另外， 载有药剂的有机硅弹性体已经在诸如节育、 血管损伤治疗和支架的若干应 用中用作洗脱结构。也已经尝试将药物递送到内耳， 例如为了促进人工耳蜗电极的植入后 的愈合。 0004 但是释放治疗物质的材料不需要具有想要的线性释放速率和 / 或可以不是可再 装的 ( 例如 NuvaR。
7、ing节育装置 )。大而复杂的可植入药物递送泵 ( 例如来自 tricumed Medizintechnik GmbH) 已知用于植入到诸如腹部的身体区域中以将足够量的治疗流体递 送到循环系统中。但是， 这种技术被设计为将相对大量的药物递送到没有内耳那么脆弱并 且有比内耳更大的植入尺寸的身体部位。 0005 在 US 2009/062896A1 中， 发明人在他的图 13 中示出了非线性释放曲线。他的图 16 显示， 这种释放曲线是通过将诸如地塞米松盐和地塞米松碱的不同形式的药物地塞米松 装载到储存腔中而实现的。 0006 WO0241666 描述了具有浸透药物的生物可再吸收凝胶的电极载体， 。
8、当植入患者时， 随着时间释放药物。 在制造期间， 电极必须浸在液体药物中足够长的时间以吸收化学药品。 然后必须干燥到没有液体以便包装和运输， 当该电极植入时， 它吸收流体并重新形成凝胶， 然后凝胶随着时间释放药物。 发明内容 0007 本发明的实施例涉及人工耳蜗电极， 其包括可植入电极载体， 所述电极载体的外 表面具有电极触头， 用于电刺激患者内耳的神经组织。药腔位于电极载体内并适于容纳治 疗流体。 药腔包含通往电极载体外表面的递送开口和布置在药腔与一个或多个递送开口之 间的水凝胶基质， 所述水凝胶基质适于当暴露于治疗流体时体积膨胀。水凝胶基质适于控 制治疗流体从药腔通过递送开口向电极载体的外。
9、表面的扩散。 0008 药腔可适于包含用于扩展治疗期的治疗期量的治疗流体。 水凝胶基质可以基于交 联亲水聚合物链的三维网络， 例如由透明质酸制成。水凝胶基质的筛目尺寸可以足够小以 抵抗细菌进入。水凝胶基质可以填充部分或全部腔体积。水凝胶基质可以具有控制治疗流 体的扩散速率的可调节孔径。 0009 治疗流体可以包括例如地塞米松， 电极阵列可以适于在使用的开始 24 小时期间 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A2/7 页 4 释放 5g 至 600g 之间的地塞米松。可以有再充填布置， 用另外的治疗流体再充填植入 电极中的药腔。 附图说明 0010 图 1 示出。
10、可植入药物递送系统的实施例。 0011 图 2 示出使用电荷驱动布置的可植入药物递送系统的另一个实施例。 0012 图 3 示出本发明的另一个实施例使用的磁驱动布置的原理。 0013 图 4 示出递送导管中具有治疗流体容积的实施例。 0014 图 5 示出具有药物递送棒形式的半渗透性滤纸的实施例。 0015 图 6 示出可植入递送导管连接到植入物外壳的主体的实施例。 0016 图 7 示出具有通过扩散通道连接的主储器和次储器的另一实施例。 0017 图 8 示出具有一个或多个内部控制表面以形成促进流体的受控流动的控制迷路 的实施例。 0018 图 9 示出在主储器与次储器之间具有压力控制元件用。
11、于防止压力瞬变的实施例。 0019 图 10 显示根据本发明的实施方案具有递送注射器和接收注射器的装置。 0020 图 11A-B 示出电极的内部药腔具有填充部分或全部腔的水凝胶基质的实施例。 0021 图 12 示出了根据一个实施例的用于水凝胶基质的亲水聚合物网络。 0022 图 13A-B 示出了有和没有水凝胶基质的药腔的药物扩散特性。 0023 图 14 示出了有和没有水凝胶基质的药腔的药物释放曲线。 0024 图 15 示出了将治疗流体装载到药腔中的布置。 0025 图 16A-C 示出了药腔和水凝胶基质的实施例如何用治疗流体填充。 具体实施方式 0026 本发明的各种实施例涉及可植入。
12、药物递送设备和方法。 实施例包括可填充和可再 填充的可植入药物递送系统， 其在再填充时不增加内部压力。电和 / 或磁脉冲能够用于移 位设备内的治疗流体中的分子。 这样的实施例和技术用于将治疗流体的溶液递送到诸如像 耳蜗那样的体腔的靶组织中。实施例还包括一种或多种皮下药物递送储器， 其可经皮再填 充而没有增加压力。 实施例还在药物向储器外部扩散时保持药物递送储器内的治疗流体的 各向同性。本发明的实施例还包括具有药腔的可植入电极载体， 所述药腔包含允许治疗流 体从腔中随着时间扩散到邻近电极载体的组织中的水凝胶基质。 0027 图 1 示出可植入药物递送系统 100 的实施例， 其包括容纳主容量的治。
13、疗流体的皮 下主储器 101。主储器 101 包括接收治疗流体的输入端口隔膜 104 和取出流体的相应输出 端口隔膜 105。扩散通道 103 提供从主储器 101 到次储器 102 的流体连通路径， 其中次储器 102 容纳次容量的治疗流体。次储器 102 包括药物可渗透表面 107， 例如药物可渗透膜、 狭 缝或孔洞， 用于将治疗流体扩散到附近的组织中 ； 以及装填隔膜 106， 用于次储器 102 内的 流体交换。这样的布置可以用于将治疗流体与诸如盐溶液的渗透剂混合， 以促进和加速治 疗流体扩散出次储器 102。图 1 中所示的实施例还包括围绕扩散通道 103 的通道线圈 108， 用于。
14、引起扩散通道内的流体从一个储器到另一个储器的离子移位。 0028 系统可以在植入之前， 通过将包含治疗流体的递送注射器的针头插进输入端口隔 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A3/7 页 5 膜 104 中来填充有治疗流体。接收注射器的针头被插入装填隔膜 106 中， 并且治疗流体从 递送注射器注入主储器 101， 同时接收注射器从次储器 102 抽取流体， 从而使储器装填有治 疗流体。 装填系统后， 将针头从隔膜取出， 并且药物递送系统准备好皮下植入患者中的选定 位置， 例如邻近于患者的颅骨， 以与人工耳蜗系统一起使用。 0029 可植入药物递送系统 100。
15、 允许储器 101 和 102 用相同的治疗流体或分子内容不同 的新治疗流体进行再填充。再填充过程不提高药物递送系统 100 的内部容积内或次储器 102 外部的周围组织和流体区域中的压力。因为分子扩散优先通过离子可渗透膜药物递送 表面107发生， 或通过药物递送表面107中小于细菌尺寸的小孔发生， 所以不需要专门的细 菌滤器。 0030 图 2 示出可植入药物递送系统 200 的另一类似实施例， 其仅在主储器 101 的顶部 上具有单个主隔膜 201。并且代替通道线圈布置， 该实施例利用电荷驱动器布置， 通过驱动 治疗流体内的带电分子物质来移位治疗流体。具体地， 脉冲发生器 204( 例如，。
16、 来自可植入 刺激器 ) 产生驱动信号到主储器 101 中的作用电极 202。次储器 102 中的接地电极 203 完 成电流路径。然后基于诸如图 2 的底部示出的示例的电荷平衡不对称脉冲的驱动信号能够 驱动治疗流体内的带电分子物质， 例如从而将治疗流体随着时间从主储器 101 移位到次储 器 102， 以补充次储器。 0031 在一些实施例中， 代替将接地电极203放置在次储器102内， 可以将其放置在次储 器 102 的外部。这样的布置允许基于电荷平衡不对称脉冲的驱动信号将治疗流体从主储器 101 移位通过次储器 102， 并经有效扩散通过药物可渗透表面 107 进入附近的组织， 例如进 。
17、入耳蜗周围流体或细胞外液。如果在药物可渗透表面 107 的聚合物基质和周围组织之间有 小的离子通道， 则这样的电荷驱动器布置可以是特别有效的。离子通道可以通过用小针头 做出的小孔、 激光器烧蚀的孔洞、 使用离子可渗透膜、 和 / 或解剖刀割出的一个或多个狭缝 而产生， 其中任一种都可以提供改进的通路， 该通路用于治疗流体中复杂的带电分子流从 次储器 102 的内部流出到周围流体和组织中。 0032 利用平衡电荷驱动信号可以帮助电极 202 和 203 避免不想要的腐蚀。脉冲发生器 204 可以有利地位于人工耳蜗刺激器的外壳内， 所述刺激器典型地设计用于递送电荷平衡 的对称或不对称脉冲。或者， 。
18、驱动信号可以基于三相脉冲的使用来引起净电荷在电极的一 个方向上的位移。这样的实施例的往返于脉冲发生器 204 以及在电极 202 和 203 之间的相 关绝缘布线可以在储器的内部容积内、 或在设备结构的壁和表面内或沿着壁和表面布置。 0033 除了图 2 中描绘的电荷驱动布置， 一些实施例可以使用基于图 3 中所示的原理的 磁驱动布置， 其通过驱动治疗流体内的磁性分子物质来移位设备内的治疗流体。代替电极 203 和 204， 磁性驱动器布置利用排斥磁体 301 和吸引磁体 302， 这两个磁体在它们之间建 立磁场， 该磁场通过驱动治疗流体内的磁性分子物质 303 来移位设备内的治疗流体。在图 。
19、3 中所示的实施例中， 这驱动磁性分子远离排斥磁体 301， 以在附近产生低分子浓度 305 区 域， 而在位于例如次储器外部的吸引磁体附近产生高分子浓度 304 区域， 以对治疗流体内 的磁性分子物质施加磁性吸引力， 并且将它们通过药物可渗透表面拉入附近的组织中。或 者， 吸引磁体 302 可以位于次储器内， 以随着时间将治疗流体从主储器移位到次储器， 以补 充次储器。磁体 301 和 / 或 302 可以通过保护性包封层有效地覆盖。 0034 图 4 示出可植入药物递送设备的另一实施例， 其中主储器 101 以及它的输入隔膜 说 明 书 CN 102271754 A CN 10227176。
20、3 A4/7 页 6 104 和输出隔膜 105 的布置如图 1 中所示， 但是次储器 401 被拉长以形成包围次容积的递 送导管。因而， 递送导管次储器 401 的近端与输入隔膜 104 流体连通， 而远端包括输出隔膜 403， 以当填充或再填充系统时从次储器 401 移除流体。诸如离子可渗透扩散膜的药物可渗 透表面 402 将治疗流体扩散到周围的组织和流体中。 0035 在一些实施例中， 次储器 401 的内部可以包括诸如图 5 中所示的药物递送棒 502 的半可渗透过滤器， 用于机械过滤流过导管的流体。在示出的示例中， 药物递送棒 502 可以 是特定形式的药物洗脱凝胶或药物洗脱聚合物，。
21、 诸如药物洗脱有机硅棒。这样的药物递送 棒 502 然后被包埋或合并到次储器 401 的主要上部结构中， 该结构可以是例如有机硅基质 501。有机硅基质 501 可以包括狭缝开口 503， 其允许药物洗脱材料通过周围的流体水化。 在一些实施例中， 拉长形式的次储器可以预成形为在其中具有弯曲， 以适应内部主体结构 周围的布置。或者， 次储器 401 可以是柔性的， 以能够在这样的内部主体结构周围弯曲。 0036 图 6 示出另一实施例， 其中可植入递送导管 401 连接到诸如人工耳蜗刺激器外壳 的植入物外壳 603 的主体。在这样的实施例中， 递送导管 401 可以是植入到例如听觉受损 患者的耳。
22、蜗中的刺激器电极阵列内的内部容积。 这样的实施例中的电极阵列包括如上面描 述的药物可渗透表面 ( 例如离子或者分子可渗透膜和 / 或多个扩散狭缝或孔洞的布置 )， 治疗流体通过该表面扩散到周围组织或者流体中。在所示的实施例中， 治疗流体通过输入 端口 602 上的输入隔膜 601 的布置， 通过输入通道 604 和植入物外壳 603 递送到递送导管 401。在另一实施例中， 可以仅有输入隔膜 601， 而没有这样明确限定的输入端口 602。在任 一构造中， 装填隔膜 106 可以在植入之前用于吸出递送导管 401 内已有的流体来在初始地 填充系统。在植入后， 额外的治疗流体能够通过位于紧挨患者。
23、的皮肤之下的输入隔膜 601 定期地经皮添加。 0037 图 7 示出主储器 701 与次储器 702 通过扩散通道 703 连接的另一实施例。次储器 702 包括如上面关于其他实施例所描述的装填隔膜 710 和药物递送表面 711。另外， 输入通 道 708 提供了主储器 701 和具有输入隔膜 704 的输入端口 706 之间的流体连通。类似地， 输出通道 709 还提供了主储器 701 和具有输出隔膜 705 的输出端口 707 之间的流体连通。 0038 系统的初始填充可以在植入之前利用输入隔膜704和装填隔膜710发生。 植入后， 系统可以如下填充 / 补充 ： 使用包含治疗流体的递。
24、送注射器以通过患者的皮肤经皮地进入 输入隔膜704从而再填充主储器701， 同时接收注射器在负压下(即回抽活塞)允许空气或 者旧的流体通过输出隔膜 705 和皮肤经皮抽回到接收注射器中， 从而再填充 / 补充主储器 701。在治疗流体已经进入主储器 701 后， 移除递送注射器针头和接收针头。 0039 实施例还可以包括内部流控布置， 用于正确地且可靠地引导主储器内的流体流， 以例如保持储器中流体内的治疗流体的想要的浓度。例如， 图 8 示出具有一个或多个内部 控制表面 801 以形成促进主储器 800 内流体的受控流动的控制迷路。图 8A 示出利用单个 控制表面 801， 在其他实施例中， 。
25、可以布置多个这样的控制表面以形成更复杂的控制迷路。 例如， 诸如图 9 底部所示的毛细管布置可以用作主储器 800 内的控制迷路。 0040 实施例还可以在主储器与次储器之间包括压力控制元件， 用于防止主储器与次储 器之间的压力瞬变。 限制在流体填充操作期间主储器和次储器之间的压力瞬变还用于防止 次储器外部的周围组织和流体区域中的压力瞬变。例如， 这样的压力控制元件可以是朝向 扩散通道的开口处特定形式的止回阀布置， 例如单阀瓣式止回阀 901 或者双阀瓣式止回阀 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A5/7 页 7 902。如果在流体填充期间主储器中的压力上升，。
26、 则止回阀 901 或 902 关闭， 以防止次储器 中的压力瞬变。或者， 扩散通道开始处的毛细管布置 903 可以通过允许扩散但是向任何压 力驱动的流体流提供显著的阻力而用于相同目的。 0041 为了保持储器中的恒定压力， 进入和离开系统的流体流需要在容积和流率方面进 行协调。 这能够利用同时且以相同的流率将相同量的流体引入储器内和引出储器外的装置 或布置来实现。图 10 示出这样的流体替换装置 1000 的一个示例， 该装置在单个外壳中包 含具有递送活塞 1003 的递送注射器 1001 和具有接收活塞 1004 的接收注射器 1002。与每 个活塞连接的是活塞联接杆 1005， 其绕联接。
27、轴 1006 转动， 使得当递送活塞被推入递送注射 器 1001 时， 联接杆 1005 转动， 以将接收活塞 1004 推出相同的量。 0042 本发明的实施例还涉及如图 11A-B 中所示的人工耳蜗电极， 其包括外表面带有电 极触头 1101 的可植入电极载体 1100， 其中电极触头 1101 用于电刺激患者的内耳的神经组 织。药腔 1102 位于电极载体 1100 内， 并适于容纳治疗流体， 例如治疗期量的诸如地塞米松 的治疗流体。因此药腔 1102 可以包含治疗体积的地塞米松， 以在使用期的初始 24 小时期 间释放 5g 至 600g 之间的地塞米松。 0043 药腔1102还包含。
28、朝向电极载体1100的外表面的一个或多个递送开口1104。 水凝 胶基质 1103 布置在药腔 1102 和一个或多个递送开口 1104 之间， 并且适于当暴露于治疗流 体时容积膨胀。水凝胶基质 1103 适于控制治疗流体从药腔 1102 通过一个或多个递送开口 1104 扩散到电极载体 1100 的外表面。在图 11A 中所示的实施例中， 水凝胶基质 1103 填充 药腔 1102 的最接近开口的部分。图 11B 示出了类似的实施例， 其中水凝胶基质 1103 填充 了药腔 1102 的全部容积。 0044 水凝胶基质 1103 可以基于三维网络的透明质酸。图 12 示出了形成多个交联亲水 。
29、聚合物链的亲水聚合物网络 1200， 所述聚合物链包括闭环 1201 和悬挂端 1202。聚合物网 络 1200 还包括交联点 1203 和使得聚合物亲水的极性基团 1204。水凝胶基质 1103 用作药 腔 1102 内部的治疗流体的宿主。水凝胶基质 1103 允许药腔 1102 存储干燥状态 ( 例如在 架上 ) 和湿润状态 ( 例如植入时 ) 的治疗流体的分子。当聚合物网络 1200 浸在水 1205 中 时， 它的体积增加， 并且治疗流体可以从药腔1102以受水凝胶基质1103的孔径控制的扩散 速率穿过聚合物网络 1200 扩散出来， 水凝胶基质的孔径也优选地足够小以抵抗细菌进入。 0。
30、045 在特定实施例中， 水凝胶基质 1103 可以是不可降解的、 部分生物可降解的、 或完 全生物可降解的。能够在药腔 1102 中布置水凝胶基质 1103， 使得腔的一些部分填充有生 物可降解的水凝胶， 而其他部分具有不可降解的水凝胶。水凝胶基质 1103 是耐真空和温度 的， 使其适于灭菌。 0046 在药腔 1102 部分填充有水凝胶基质 1103 的实施例中 ( 例如图 11B)， 水凝胶基质 1103 可以用作治疗流体的扩散栅。扩散栅也可以是药腔 1102 的侧壁中的一个或多个小的 递送开口 ( 例如小孔或狭缝 )。当药腔 1102 内的治疗流体的浓度大于电极载体 1100 外部 。
31、以形成浓度梯度时， 治疗流体将随着时间扩散到药腔 1102 外面， 进入邻近于电极载体 1100 的靶组织中。 0047 比较包含有和没有水凝胶基质 1103 的药腔 1102 的可植入电极载体 1100 的特性 是有用的。 图13A示出了没有水凝胶基质1103的药腔1102在一个或多个递送开口1104处 的药物扩散特性， 其中在治疗流体扩散到药腔 1102 以外时产生了平的浓度梯度。图 14 中 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A6/7 页 8 的曲线 A 示出了随着时间产生的非线性药物释放曲线， 其中开始时释放速率大， 并且释放 速率向着释放时间结束而降。
32、低。图 13B 示出了具有水凝胶基质 1103 的药腔 1102 在一个或 多个递送开口 1104 处的药物扩散特性， 其中在没有水凝胶基质 1103 的部分中的药物扩散 系数远高于有水凝胶基质 1103 的部分中的药物扩散系数。因而， 与药腔 1102 中没有水凝 胶基质1103的部分内的扩散速率相比， 通过水凝胶基质1103的扩散速率是时间依赖因素。 这允许有足够的时间均衡药腔 1102 内的药物浓度， 导致有水凝胶基质 1103 的部分中的浓 度梯度陡峭， 如图 13B 所示。在药腔 1102 释放治疗流体的同时， 在有水凝胶基质 1103 的部 分中药物浓度梯度的变化较小， 这导致如图。
33、 14 的曲线 B 中所示的更线性的药物释放曲线。 0048 将混合水凝胶材料的组成化合物后， 水凝胶保持液态一段时间。液体水凝胶材料 能够通过例如注射容易地部分或整体地定位在药腔 1102 中。然后在药腔 1102 内发生水凝 胶材料的聚合， 在结束时水凝胶基质 1103 成为固体并固定在药腔 1102 内。为了将水凝胶 基质 1103 机械地固定在药腔 1102 内， 药腔 1102 的前端可以闭合， 并如图 16 中所示地在腔 的侧面提供一个或多个递送开口 1604。这种设计防止水凝胶基质 1103 在施加流体压力时 从药腔 1102 射出。 0049 水凝胶基质 1103 还用于阻流和。
34、耐压。在诸如图 4 中所示的可再填充的储器布置 中， 使用两个流体隔膜 104 和 105 冲平 (flush) 主储器。这样的再填充过程能够引起压差， 该压差能够转移到诸如内耳的脆弱的压力敏感区域。水凝胶基质 402 能够用于避免这样的 情况。水凝胶基质 402 使得流出储器尖端的液体流最小化， 从而治疗流体仅仅通过扩散通 过水凝胶基质 402 而释放， 并且没有通过再填充压力主动地驱动。 0050 如果电极具有利用可渗透膜以及一个或多个递送开口 1104 的药腔 1102， 则由于 其不能释放包含的空气， 则不能填充腔。但是如果存在永久出口以释放该空气， 则体液和 / 或细菌可以进入药腔 。
35、1102。图 15 示出了将治疗流体 1506 装载到药腔 1502 中的布置， 药腔 1502 包含水凝胶基质 1503 和递送开口 1504 附近的针孔 1505， 所述针孔允许在用来自药物 注射器 1507 的治疗流体填充药腔 1502 的同时将空气从药腔 1502 释放。填充后， 针孔 1505 没有从药腔 1502 释放任何液体。在一些实施例中， 治疗流体 1506 能够在水凝胶材料干燥 时装载到药腔 1502 中。治疗流体 1506 可以在药腔 1502 的后端通过隔膜或类似结构注射， 同时通过干燥的水凝胶小孔释放空气。一旦治疗流体 1506 的液体开始流过干燥的水凝胶 材料， 其。
36、膨胀成为水凝胶基质 1503， 并密封药腔 1502 前端处的一个或多个递送开口 1504。 在一些实施例中， 递送开口 1504 可以包括可渗透膜以进一步有益于该布置。 0051 图16A示出了具有空药腔1602的电极载体1600， 该空药腔初始没有包含任何治疗 流体， 但是其包含干燥的水凝胶材料。 这是在外科医生将其植入患者之前， 用于运输和保存 电极载体 1600 的方便的存储稳定形式。治疗流体可以在制造后的任何方便的时间添加， 例 如就在植入之前。然后在手术期间外科医生能够决定他需要何种药物， 并且然后如图 16B 中所示的用注射器将治疗流体注入空药腔 1602 中。在药物注射期间， 。
37、空气能够通过干燥的 水凝胶材料从药腔 1602 释放。干燥的水凝胶材料的初始体积是润湿成为膨胀的水凝胶基 质 1603 时的最终容积的小部分 ( 例如， 最高 20 )。当注射的治疗流体接触干燥的水凝胶 材料时， 水凝胶基质 1602 在非常短的时间 ( 数秒到数分钟 ) 内开始膨胀， 并封闭电极 1600 的尖端处的递送开口1604。 如图16C中所示， 治疗流体现在通过膨胀的水凝胶基质1603缓 慢释放。 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A7/7 页 9 0052 虽然已经公开了本发明的各种示例性实施例， 但对于本领域技术人员显而易见的 是， 可以在不背。
38、离本发明的真正范围的情况下作出能够实现本发明的某些优点的各种各样 的改变和修改。 说 明 书 CN 102271754 A CN 102271763 A1/12 页 10 图 1 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A2/12 页 11 图 2 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A3/12 页 12 图 3 图 4 图 5 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A4/12 页 13 图 6 图 7 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A。
39、5/12 页 14 图 8(A) 图 8(B) 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A6/12 页 15 图 9 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A7/12 页 16 图 10 图 11(A) 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A8/12 页 17 图 11(B) 图 12 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A9/12 页 18 图 13(A) 图 13(B) 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A10/12 页 19 图 14 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A11/12 页 20 图 15 说 明 书 附 图 CN 102271754 A CN 102271763 A12/12 页 21 图 16(A) 图 16(B) 图 16(C) 说 明 书 附 图 CN 102271754 A 。