結(jié)構(gòu)與在制造人工耳蝸排列期間通常使用的標(biāo)準(zhǔn)電極結(jié)構(gòu) 相類似。
[0054] HS引線包含6個(gè)電極接頭-3個(gè)電極把前庭神經(jīng)的水平分支作為目標(biāo)，且其余3個(gè) 電極接頭把神經(jīng)的上分支作為目標(biāo)。P引線也包含三個(gè)電極接頭。具有多個(gè)接頭允許在每 個(gè)引線上選擇電極接頭的選項(xiàng)，這可以提供最大選擇的刺激神經(jīng)分支的每個(gè)（圖4)。
[0055] 通常在人工耳蝸中使用的常規(guī)的刺激范式從單獨(dú)的電極接頭傳送單極刺激到肌 肉參考（遠(yuǎn)參考）。如果前庭假體使用這種刺激方法可能引起面神經(jīng)的無(wú)意識(shí)的激活，該面 神經(jīng)在顳骨中與前庭神經(jīng)平行。在這種情況下，將期望具有可替選的一套刺激方法，該方法 將不會(huì)無(wú)意識(shí)地把面神經(jīng)作為目標(biāo)。為了提供可替選的電流回路，意圖經(jīng)由上SCC(圖1) 中的開(kāi)窗術(shù)把"近"參考插入到前庭迷路的總腳中。相對(duì)于近參考而不是遠(yuǎn)參考的刺激具 有保持電流通路主要地在SCC的內(nèi)部的電勢(shì)，因此使電流無(wú)意識(shí)地刺激面神經(jīng)的可能性降 低。然而使用近刺激參考可能以與使用遠(yuǎn)參考相比減少的刺激選擇性和增加的刺激閾值為 代價(jià)。為了允許在使用兩個(gè)參考之間的選擇，兩個(gè)參考電極都被設(shè)置在排列上。
[0056] 在各種位置處排列的引線的每個(gè)上具有多個(gè)電極接頭的附加的益處是在這里可 以使用雙極的和多極的刺激范式以提供更加有選擇的把神經(jīng)的分支的每個(gè)作為目標(biāo)的進(jìn) 一步的選項(xiàng)。使用多極刺激允許電流不只是像單極刺激中一樣從單獨(dú)的電極流到近參考或 者遠(yuǎn)參考，而且還流到任何其他電極或者電極的結(jié)合。
[0057] 這種設(shè)計(jì)使用包含在絕緣的引線內(nèi)部的大表面面積電極。電極傳導(dǎo)電流到下述 電解質(zhì)，所述電解質(zhì)被包含在圓錐形腔室內(nèi)部，在引線的表面處具有狹窄的（constricted) 端口。這種設(shè)計(jì)允許更大的電流安全地流動(dòng)因?yàn)殡姌O的表面面積可以保持大的表面面積， 同時(shí)可以把較小的神經(jīng)群體作為目標(biāo)因?yàn)槎丝诳祝╬ort hole)可以保持是小的。
[0058] 根據(jù)規(guī)定的規(guī)格已經(jīng)建立了幾個(gè)電極陣列的原型。原型首次對(duì)顳骨中的外科的放 置進(jìn)行測(cè)試（圖6)。在外科的電極的定位期間HS引線和P引線的尺寸和形狀是確實(shí)有用 的。
[0059] 該電極上的進(jìn)一步增強(qiáng)可以包括在HS電極中定位絕緣的隔離物（硅樹(shù)脂或脂肪 或其他材料）以分離意圖刺激神經(jīng)的水平分支和上分支的電極。此外，該電極可以與人工 耳蝸電極耦接以提供植入下述假體的能力，該假體對(duì)于那些遭受前庭功能和聽(tīng)覺(jué)功能兩者 的感知神經(jīng)損失的患者具有耳蝸的和前庭的兩者都植入的能力。
[0060] 示例：對(duì)準(zhǔn)校正
[0061] 在每個(gè)耳朵中的前庭迷路感測(cè)關(guān)于下述三個(gè)正交軸中的每個(gè)的角速度，該三個(gè)正 交軸通常依據(jù)他們的解剖定向被稱作水平（H)、左前右后（LARP)和右前左后（RALP)。前庭 假體包含正交地定向的陀螺儀以感測(cè)角速度。市場(chǎng)上可買到的陀螺儀被一起封裝在單個(gè)集 成電路中，例如InvenSense的IGT3200?？梢詫⒃摲庋b體定位在根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施方式的 前庭假體的電路板上。在前庭假體的外科植入期間，假體的理想的定位將會(huì)是使得電路板 上陀螺儀的軸與正常迷路的軸對(duì)準(zhǔn)。然而，考慮到患者與在外科手術(shù)期間遇到的更加即時(shí) 的有壓力的問(wèn)題之間的解剖變異，這將使外科醫(yī)生承受相當(dāng)嚴(yán)格的要求。為此在外科植入 之后有必要找出陀螺儀相對(duì)于迷路定向的定向。一旦陀螺儀相對(duì)于頭部的定向已知，可以 進(jìn)行線性的坐標(biāo)變換以用算法的方式使陀螺儀定向與前庭迷路對(duì)準(zhǔn)。本發(fā)明的實(shí)施方式提 供了獲得假體相對(duì)于前庭迷路的定向的定向的方法以獲得變換矩陣M，該變換矩陣M然后 可以與線性的坐標(biāo)變換算法一起被使用。
[0062] 為了完成這個(gè)目的我們把加速度計(jì)增加到前庭假體。市場(chǎng)上可買到的3D加速度 計(jì)（例如，STMicro的LIS331DL)被一起封裝在相同的集成電路中，并且在不久的將來(lái)很可 能將和陀螺儀一起被封裝（例如，InvenSense的MPU-6000)。將單獨(dú)的加速度計(jì)的軸定位 在假體電路板上以與陀螺儀的軸對(duì)準(zhǔn)。
[0063] 在外科手術(shù)后的擬合程序期間，人的頭部被連續(xù)地定位以沿著三個(gè)前庭迷路的軸 (H、LARP和RALP)中的每個(gè)對(duì)準(zhǔn)。在每次對(duì)準(zhǔn)期間，加速度計(jì)讀數(shù)提供由加速度計(jì)的X、Y 和Z分量測(cè)量的重力加速度。
[0064] 圖7示出在植入之后電路板相對(duì)于頭部的近似的對(duì)準(zhǔn)和以頭部為中心的坐標(biāo)系 (標(biāo)示為H、LAPR和RALP)與以假體為中心的坐標(biāo)系（標(biāo)示為X、Y、Z)之間的關(guān)系。
[0065] 在理想的外科放置中，圖7中的假體軸Y將與頭部的H軸對(duì)準(zhǔn)，Z軸將與LARP軸 對(duì)準(zhǔn)，并且X軸將與RALP軸對(duì)準(zhǔn)。然而，因?yàn)橥饪频姆胖靡资苷`差的影響，所以圖7中的電 'BALPl 路板位置示出兩個(gè)坐標(biāo)系之間的未對(duì)準(zhǔn)。我們?cè)谝灶^部為中心的坐標(biāo)系中用丨來(lái)涉 H ! 'X ' 及向量$用ZZ來(lái)描述假體坐標(biāo)系中的向量^因?yàn)榧铀俣扔?jì)測(cè)量重力加速度，所以 O 〇 Z7 在頭部固定的情況下，從裝置記錄的向量將以m/s2為單位并且指向地面。為了去除對(duì)度量 單位的依賴并且在向上的頭部定向的相反方向中計(jì)算加速度計(jì)測(cè)量，我們正規(guī)化加速度計(jì) 測(cè)量并且對(duì)加速度計(jì)測(cè)量求反：對(duì)于三個(gè)頭部位置中的每個(gè)i有黽= WhW 0
[0066] 向量If與頭部坐標(biāo)系中對(duì)應(yīng)的向量^之間的關(guān)系為良=1#$，其中M為3X3 矩陣。擬合程序調(diào)用每個(gè)頭部定向中的加速度計(jì)向量Λ|的記錄。一旦三個(gè)加速度計(jì)值已 經(jīng)被記錄我們通過(guò)對(duì)方程組求解可以得到坐標(biāo)變換矩陣M : λ rii r〇| re：
[0067] = Mf = M t ?If = M Q, lil, u" ii
[0068] 頭部定向的特殊的選擇使變換矩陣簡(jiǎn)化為由加速度計(jì)向量組成的列： Af =,眶# 身副，愚《3。
[0069] 可以使用標(biāo)準(zhǔn)的線性代數(shù)方法來(lái)進(jìn)行計(jì)算以通過(guò)使用變換矩陣的逆矩陣實(shí)時(shí)的 對(duì)陀螺儀對(duì)準(zhǔn)進(jìn)行校正，Gi= M4gi,其中g(shù)i為假體上的陀螺儀測(cè)量且Gi為以頭部為中心的 坐標(biāo)中對(duì)應(yīng)的旋轉(zhuǎn)?？梢詫?duì)矩陣M求逆是因?yàn)榫仃嘙描述兩個(gè)標(biāo)準(zhǔn)正交的坐標(biāo)系之間的旋 轉(zhuǎn)的關(guān)系。
[0070] 示例：通道相互作用的線性補(bǔ)償
[0071] 我們可以通過(guò)下述方法對(duì)由于刺激傳送到三個(gè)電極中的每個(gè)而造成的刺激通道 相互干擾進(jìn)行校正，該方法為在由以頭部為中心的參考系描述的坐標(biāo)系與由感知到的運(yùn)動(dòng) 的軸描述的參考系之間施用線性坐標(biāo)變換。
[0072] 線性坐標(biāo)變換的概念是在基礎(chǔ)的線性代數(shù)教科書中所描述的標(biāo)準(zhǔn)工具。根據(jù)本發(fā) 明的實(shí)施方式，我們可以使用相同的線性代數(shù)數(shù)學(xué)的技巧以提供新穎的對(duì)假體中電刺激通 道相互干擾的校正。我們重新對(duì)準(zhǔn)由電刺激引起的感知到的頭部運(yùn)動(dòng)與由陀螺儀感測(cè)的實(shí) 際的頭部運(yùn)動(dòng)，該由電刺激引起的感知到的頭部運(yùn)動(dòng)由于電刺激中固有的電流擴(kuò)布而可能 不準(zhǔn)確。
[0073] 根據(jù)本發(fā)明的該實(shí)施方式，我們用假體刺激的三個(gè)通道中的每個(gè)進(jìn)行刺激，測(cè)量 眼運(yùn)動(dòng)反應(yīng)方向，該眼運(yùn)動(dòng)反應(yīng)方向指示電流擴(kuò)布的合成串音，并且然后反算實(shí)現(xiàn)良好對(duì) 準(zhǔn)（well-aligned)的眼反應(yīng)所需的傳感器輸入的線性坐標(biāo)變換。
[0074] 理論上，通過(guò)調(diào)整經(jīng)由把同一個(gè)（或者對(duì)側(cè)的）迷路中的兩個(gè)其他壺腹神經(jīng)作為 目標(biāo)的其他電極傳送的輸入應(yīng)該能夠克服來(lái)自把一個(gè)壺腹神經(jīng)作為目標(biāo)的電極的電流擴(kuò) 布的影響。例如，如果打算用于水平壺腹神經(jīng)的電流偽造地刺激前壺腹神經(jīng)和后護(hù)膚神經(jīng)， 那么完全地繞水平的半規(guī)管（SCC)軸的頭部旋轉(zhuǎn)可能通過(guò)不僅是對(duì)水平的電極輸入進(jìn)行 調(diào)制來(lái)編碼，也通過(guò)同時(shí)地調(diào)制全部三個(gè)電極上的刺激以經(jīng)由矢量和來(lái)代表水平的頭部旋 轉(zhuǎn)。如果保持線性和矢量疊加，那么該程序相當(dāng)于兩個(gè)不同的3D坐標(biāo)系之間簡(jiǎn)單的線性變 換。通過(guò)下述步驟刻畫這種變換，通過(guò)為一組跨越頭部運(yùn)動(dòng)軸的范圍并且旋轉(zhuǎn)速度通常被 迷路編碼的虛擬的頭部運(yùn)動(dòng)N傳送一組刺激?| (每個(gè)是代表經(jīng)由以三個(gè)壺腹神經(jīng)為目標(biāo) 的三個(gè)電極傳送的刺激強(qiáng)度的三個(gè)一組的三維向量）和測(cè)量對(duì)應(yīng)的響應(yīng)(每個(gè)蒼I是代 表觀察到的眼動(dòng)反應(yīng)的速度和軸的三維向量）。然后使用下述的最小二乘技術(shù)可以得到單 個(gè)3X3矩陣R
[0075] i, g* SSs,對(duì)于 i = 1. · N (1)
[0076] -旦確定R，在頭部旋轉(zhuǎn)誘發(fā)陀螺儀信號(hào)§期間電極激活假體i的適當(dāng)?shù)哪Ｊ綉?yīng) 該傳送到三個(gè)壺腹神經(jīng)電極，
[0077] ? = (2)
[0078] 該程序需要在偶然的"擬合"時(shí)間期間計(jì)算R，類似于具有人工耳蝸的患者所需的 擬合。為了這個(gè)程序正確地運(yùn)轉(zhuǎn)，對(duì)每個(gè)3壺腹神經(jīng)的單獨(dú)的刺激響應(yīng)的眼動(dòng)的軸應(yīng)該相 對(duì)于彼此是線性無(wú)關(guān)的。否則，R的逆矩陣不存在并且矩陣偽逆計(jì)算將失敗。在本文中，線 性無(wú)關(guān)意味著響應(yīng)于經(jīng)由任何一個(gè)單獨(dú)的電極傳送的刺激的角前庭眼反射（VOR)的3D軸 不能在由響應(yīng)于其他兩個(gè)電極的軸所限定的平面中。用其線性預(yù)補(bǔ)償可以對(duì)電流擴(kuò)布進(jìn) 行校正的精確度也依賴于下述程度，響應(yīng)于該程度的電誘發(fā)的VOR是線性的并且服從向量 和。
[0079] 用于線性補(bǔ)償?shù)臄M合程序
[0080] 為了找到矩陣R可以使用下面的擬合方法論。在該用于擬合假體的方法中我們通 過(guò)計(jì)算機(jī)生成信號(hào)以替代通常通過(guò)感測(cè)頭部旋轉(zhuǎn)的陀螺儀傳送的信號(hào)。該方法在無(wú)需身體 上地移動(dòng)患者的頭部的情況下仿真前庭假體的頭部運(yùn)動(dòng)輸入。使用標(biāo)準(zhǔn)的VOR測(cè)量技術(shù)， 例如視頻眼震（VOG)或者鞏膜探查線圈技術(shù)來(lái)分析前庭假體刺激的VOR眼反應(yīng)。
[0081] 在擬合程序期間我們首先設(shè)定傳送到每個(gè)電極的電流脈沖的幅值。通過(guò)緩慢地增 加刺激的電流水平來(lái)確定傳送到每個(gè)電極的脈沖的幅值，同時(shí)周期性地在低脈沖率與高脈 沖率之間調(diào)制刺激的頻率以抽出V0R，例如，在2Hz處0到400脈沖每秒（PPS)。在閾值幅 值處，VOR眼反應(yīng)引起眼在例如2Hz處關(guān)于軸開(kāi)始來(lái)回地移動(dòng)，這適合于前庭神經(jīng)的分支接 收刺激。眼速率隨著幅值增加。我們?cè)黾用}沖的幅值直到眼反應(yīng)的軸的變化指示出刺激電 流開(kāi)始傳播到前庭神經(jīng)的其他分支為止，或者當(dāng)患者經(jīng)歷以肌肉顫搐的形式的面部刺激為 止。在略低于該刺激電平處記錄目標(biāo)幅值。對(duì)于植入到靠近對(duì)應(yīng)的（LARP、RALP和水平） 前庭神經(jīng)的分支的三個(gè)電極中的每個(gè)都進(jìn)行該程序。
[0082] 假定陀螺儀已經(jīng)與以頭部為中心的坐標(biāo)系對(duì)準(zhǔn)（如上述的以外科手術(shù)的方式或 者以算法的方式），如果頭部繞著指定的軸來(lái)回地旋轉(zhuǎn)，則對(duì)該運(yùn)動(dòng)的速率進(jìn)行編碼的陀螺 儀信號(hào)將是具有相同頻率但是在幅值方面不同的正弦曲線的信號(hào)。由每個(gè)陀螺儀報(bào)告的 正弦曲線信號(hào)的幅值將與繞著陀螺儀編碼的軸的頭部運(yùn)動(dòng)的相對(duì)基值（contribution)相 對(duì)應(yīng)。例如，如果頭部在2Hz處以50度每秒的峰值速度以正弦曲線的方式繞偏轉(zhuǎn)軸（yaw axis)來(lái)回地旋轉(zhuǎn)，關(guān)于那個(gè)軸（H)對(duì)運(yùn)動(dòng)進(jìn)行編碼的陀螺儀將在2Hz處在-50度每秒與 50度每秒之間振蕩并且其他兩個(gè)陀螺儀將報(bào)告0度每秒?；蛘撸绻^部繞著在圖8中用 虛線示出的滾動(dòng)軸（關(guān)于沿著水平面定位的軸在從LARP和RALP軸的45度處）以正弦曲 線的方式來(lái)回地旋轉(zhuǎn)，水平的陀螺儀將完全不調(diào)制，但是LARP和RALP陀螺儀將在在2Hz處 在度每秒與-so 度每秒之間以正弦曲線的方式各自調(diào)制。
[0083] 為了對(duì)繞任何軸的正弦曲線的頭部運(yùn)動(dòng)的陀螺儀編碼進(jìn)行仿真，在調(diào)制的幅值對(duì) 應(yīng)于每個(gè)陀螺儀的相對(duì)的基值的情況下我們?cè)诮o定的振蕩頻率處同時(shí)地傳送對(duì)應(yīng)的正弦 曲線信號(hào)到每個(gè)陀螺儀。代表這種運(yùn)動(dòng)的刺激向量由正弦分量的幅值組成，猶如該向量 r/>4￡.Fl 『0 】 是通過(guò)每個(gè)陀螺儀感測(cè)到的。在上述的示例中，將用_ 0來(lái)表示繞偏轉(zhuǎn)軸的50 I H J S=LsoJ I3^ 3S1 I來(lái)表示繞滾動(dòng)軸的旋轉(zhuǎn)。 0- I
[0084] 對(duì)于每個(gè)刺激向量我們也在同樣的頭部坐標(biāo)系中記錄眼速度向量β用這種 方法我們獲得在不同的速度和方向處橫跨可能的頭部旋轉(zhuǎn)的空間的旋轉(zhuǎn)N的眼響應(yīng)。一旦 獲得這些N刺激響應(yīng)對(duì)我們可以使用