基于激勵(lì)擴(kuò)展的植入電極帶的目標(biāo)分配的制作方法
【專利說(shuō)明】
[00011本申請(qǐng)要求2013年10月17日提交的美國(guó)專利臨時(shí)申請(qǐng)61/891,930的優(yōu)先權(quán)，其全 部?jī)?nèi)容援引包含在本文中。
技術(shù)領(lǐng)域
[0002] 本發(fā)明涉及用于耳蝸植入系統(tǒng)的編碼刺激脈沖。
【背景技術(shù)】
[0003] 正常的耳朵傳送聲音如圖1所示，通過(guò)外耳101到鼓膜(耳膜）102,其移動(dòng)中耳103 的骨頭（錘骨、砧骨和鐙骨），這些骨頭振動(dòng)耳蝸104的橢圓形窗和圓形窗開(kāi)口。耳蝸104是 長(zhǎng)、窄管，呈螺旋形沿其軸纏繞大約兩個(gè)半圈。它包括被稱為前庭階的上通道，以及被稱為 鼓階的下通道，兩者通過(guò)耳蝸管連接。耳蝸104形成垂直螺旋錐，其中心稱為蝸軸，聽(tīng)神經(jīng) 113的螺旋神經(jīng)節(jié)細(xì)胞駐留于此處。響應(yīng)由中耳103傳輸而收到的聲音，充滿液體的耳蝸104 用作換能器，產(chǎn)生電脈沖傳送到耳蝸神經(jīng)113,最終傳送到大腦。
[0004] 當(dāng)將外部聲音轉(zhuǎn)換為沿著耳蝸104的神經(jīng)基質(zhì)的有意義的動(dòng)作電位的能力存在問(wèn) 題時(shí)，聽(tīng)力受損。為了提高受損的聽(tīng)力，已經(jīng)開(kāi)發(fā)出聽(tīng)覺(jué)假體。例如，當(dāng)損傷涉及中耳103的 操作時(shí)，常規(guī)的助聽(tīng)器可用于向聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)提供聲音放大形式的聲音機(jī)械刺激。或者，當(dāng)損傷 與耳蝸104相關(guān)聯(lián)時(shí)，具有植入電極接觸的耳蝸植入體能夠以通過(guò)沿電極分布的多電極接 觸傳送的小電流電刺激聽(tīng)覺(jué)神經(jīng)組織。
[0005] 圖1還示出典型耳蝸植入系統(tǒng)的一些元件，包括提供聲音信號(hào)輸入到外部信號(hào)處 理器111的外部麥克風(fēng)，處理器111能夠?qū)嵤└鞣N信號(hào)處理方案。然后經(jīng)處理的信號(hào)轉(zhuǎn)換為 數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)格式，例如數(shù)據(jù)幀的序列，用于通過(guò)線圈107傳送給植入體108.。除了接收經(jīng)過(guò)處 理的聲音信息，植入體108也執(zhí)行另外的信號(hào)處理，例如誤差校正、脈沖形成等等，并產(chǎn)生刺 激模式(基于提取的聲音信息），通過(guò)電極導(dǎo)線109發(fā)送到植入的電極陣列110。
[0006] 沿著電極陣列110的延長(zhǎng)軸，在其表面具有多個(gè)電極接觸112,其提供了耳蝸104的 可選擇刺激，例如單相刺激或雙相刺激。電極接觸112之間的間距可以是固定的或者可變 的。例如，在電極陣列110的底端的電極接觸112(更接近陣列進(jìn)入耳蝸的地方，例如通過(guò)橢 圓形窗口）可能比那些在電極陣列110頂端的電極接觸具有更寬的間距。
[0007] 很多已有的耳蝸植入刺激編碼策略表示聲音信號(hào)的方式是將聲音信號(hào)分離成不 同的頻帶，并提取出這些頻帶每一個(gè)的包絡(luò)（即能量）。這些聲音信號(hào)的包絡(luò)表示用于限定 施加到每個(gè)電極的刺激脈沖的脈沖幅度。帶通信號(hào)的數(shù)目典型地等于刺激電極的數(shù)目，需 要相對(duì)寬的頻帶來(lái)覆蓋聲音頻率范圍。每個(gè)電極接觸向其鄰近的神經(jīng)組織傳送反應(yīng)耳蝸的 音質(zhì)組織的限定頻帶的電刺激信號(hào)。
[0008] 由于利用心理聲學(xué)流程確定地點(diǎn)間距十分耗時(shí)，耳蝸植入(Cl)裝配的一個(gè)被忽視 的方面是每個(gè)電極通道的頻帶分配的優(yōu)化。通常，感知的間距與沿耳蝸(音質(zhì)）的神經(jīng)激勵(lì) 的位置強(qiáng)相關(guān)。在正常聽(tīng)力中，頻率 _位置映射是對(duì)數(shù)關(guān)系，由Greenwood(Greenwood，1961) 限定。當(dāng)幾個(gè)電極通道激勵(lì)神經(jīng)元結(jié)構(gòu)的相似區(qū)域，可以期待或多或少地等于感知的間距。 如果這些電極通道表示施加到相同神經(jīng)元的不同頻帶信號(hào)，可以導(dǎo)致空間和時(shí)間的混淆。
[0009] 在電極植入手術(shù)期間，外科醫(yī)生將電極陣列通過(guò)橢圓形窗口推進(jìn)到耳蝸鼓階的底 端，以便電極陣列的末端到達(dá)耳蝸?lái)敹藚^(qū)域。但是電極陣列的高彈性意味著外科插入流程 承擔(dān)著電極陣列在耳蝸內(nèi)"折疊"的極大風(fēng)險(xiǎn)。特別是，電極陣列的頂端可能折疊，折疊頂端 內(nèi)的電極接觸將不會(huì)到達(dá)耳蝸的頂端區(qū)域，而是將刺激耳蝸的更底端區(qū)域，這將引起被植 入患者間距混淆聽(tīng)力印象。
[0010] 這樣的電極折疊可以通過(guò)成像方法檢測(cè)，例如計(jì)算機(jī)斷層掃描（GroIman等， "Spread of Excitation Measurements for the Detection of Electrode Array Foldovers:A Prospective Study Comparing 3-Dimensional Rotational X-ray and Intraoperative Spread of Excitation Measurements"，2008)。這樣的復(fù)雜和昂貴流程 是必需的，因?yàn)槠渌臏y(cè)量，例如eCAP不允許神經(jīng)元神經(jīng)不反應(yīng)的區(qū)域和電極折疊發(fā)生的 區(qū)域之間的區(qū)分;該測(cè)量結(jié)果不允許建立任何標(biāo)準(zhǔn)來(lái)區(qū)分兩種情況。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0011] 本發(fā)明的實(shí)施例用于檢測(cè)植入的耳蝸植入電極折疊位置。對(duì)于植入電極陣列的每 個(gè)電極接觸，執(zhí)行eCAP測(cè)量。然后對(duì)每個(gè)電極接觸，作為eCAP測(cè)量的函數(shù)，計(jì)算電流擴(kuò)展?；?于電流擴(kuò)展的計(jì)算，確定了電極陣列折疊位置，其中電極陣列的頂部與電極陣列的更底部 相反折疊。
[0012] 在進(jìn)一步的具體實(shí)施例中，可以對(duì)每個(gè)電極接觸執(zhí)行神經(jīng)激勵(lì)空間擴(kuò)展電壓測(cè) 量，然后作為eCAP測(cè)量和空間擴(kuò)展電壓測(cè)量的函數(shù)，計(jì)算電流擴(kuò)展。或者，可以對(duì)每個(gè)電極 接觸執(zhí)行阻抗場(chǎng)遙測(cè)（IFT)測(cè)量，然后作為eCAP測(cè)量和IFT測(cè)量的函數(shù)計(jì)算電流擴(kuò)展。對(duì)每 個(gè)電極接觸計(jì)算電流擴(kuò)展也可使用在被測(cè)量的電極接觸每一側(cè)的限定數(shù)目的電極接觸。
[0013] 本發(fā)明的實(shí)施例也包括新的耳蝸植入裝置，用于在植入患者內(nèi)產(chǎn)生聲音感覺(jué)。植 入電極包含用于將刺激信號(hào)傳送到相應(yīng)的電極接觸的電極線，這些電極接觸沿植入電極的 頂電極陣列部分的外表面的長(zhǎng)度分布。電極陣列的頂部特征在于當(dāng)插入到患者的耳蝸中 時(shí)，對(duì)于電極陣列更底層的部分易于相反折疊?？芍踩氲拇碳ぬ幚砥鳟a(chǎn)生刺激信號(hào)，以便包 括任何相反折疊部分的每個(gè)電極接觸以基于刺激電壓的空間擴(kuò)展函數(shù)限定的頻帶傳送刺 激信號(hào)，并與相鄰神經(jīng)組織的音質(zhì)頻率響應(yīng)正確地相關(guān)聯(lián)。
[0014] 空間電流擴(kuò)展的函數(shù)可進(jìn)一步基于幅度增長(zhǎng)函數(shù)和/或指數(shù)函數(shù)。空間電流擴(kuò)展 函數(shù)可基于阻抗場(chǎng)遙測(cè)（IFT)測(cè)量?？臻g電流擴(kuò)展函數(shù)可利用空間擴(kuò)展矩陣來(lái)限定。
【附圖說(shuō)明】
[0015] 圖1表示具有耳蝸植入系統(tǒng)的人耳的解剖結(jié)構(gòu)。
[0016] 圖2表示理想eCAP增長(zhǎng)函數(shù)是刺激電流的函數(shù)的曲線圖。
[0017] 圖3表示來(lái)自一組實(shí)驗(yàn)的空間擴(kuò)展電壓的曲線圖。
[0018]圖4表示在電極接觸3和4之間模擬折疊時(shí)的電流擴(kuò)展的曲線圖。
[0019] 圖5表示來(lái)自圖4的電流擴(kuò)展的空間擴(kuò)展電壓的曲線圖。
[0020] 圖6表示由圖5的空間擴(kuò)展決定的估計(jì)電流擴(kuò)展的曲線圖。
[0021] 圖7表示電極接觸3和4之間具有折疊的相鄰電極之間電流差的曲線圖。
[0022]圖8表示基于Greenwood函數(shù)的電極接觸頻率分配的曲線圖。
[0023] 圖9圖示插入到患者耳蝸內(nèi)的電極陣列的電極接觸角度的概念。
[0024] 圖10表示空間擴(kuò)展電壓函數(shù)疊加數(shù)據(jù)的示例。
【具體實(shí)施方式】
[0025] 本發(fā)明的實(shí)施例涉及利用電極接觸的電流擴(kuò)展來(lái)檢測(cè)電極陣列的折疊和刺激期 間的隨后的適應(yīng)。一旦檢測(cè)到折疊，能夠做出電極接觸對(duì)各種頻率通道的映射，根據(jù)這種映 射得出每個(gè)電極接觸的最佳頻帶分配?？梢砸愿鞣N方式計(jì)算電流擴(kuò)展，例如通過(guò)神經(jīng)激勵(lì) 空間擴(kuò)展（SS)電壓測(cè)量和eCAP(電誘發(fā)復(fù)合動(dòng)作電位）閾值測(cè)量或通過(guò)阻抗場(chǎng)遙測(cè)（IFT)。 一個(gè)具體的實(shí)施例從執(zhí)行eCAP測(cè)量開(kāi)始，確定振幅增長(zhǎng)函數(shù)和eCAP閾值，檢測(cè)電極陣列折 疊。在空間電流擴(kuò)展SS測(cè)量中，對(duì)每個(gè)電極接觸使用恒定刺激電流。這允許基于測(cè)量的SS電 壓的電流擴(kuò)展估計(jì)，其中對(duì)任何缺少的值(沒(méi)有eCAP可檢測(cè))可使用插值法獲得完整的數(shù)據(jù) 集。
[0026] 具有N個(gè)電極接觸的電極陣列的電極接觸j，從電極陣列的最頂部電極接觸1開(kāi)始， 到電極陣列的最底部電極接觸N進(jìn)行編號(hào)。eCAP電壓通過(guò)測(cè)量Nl和Pl之間的eCAP響應(yīng)信號(hào) 的峰峰電壓差而得到（Seyle，k.and Brown，C.J. ,"Speech perception using maps based on neural response telemetry measures"，Ear Hear 23(ISuppl.),pages 72S-79S, 2002)?？梢岳斫猓渌鹐CAP響應(yīng)峰峰信號(hào)可以相同的方式使用，例如NI和P2,或者它們的結(jié) 合。對(duì)于第一近似，當(dāng)具體的閾值eCAPthr交叉時(shí)，典型的峰峰e(cuò)CAP電壓U P1-N1與刺激電流I線 性相關(guān)(增長(zhǎng)函數(shù)）。在該刺激電流下，沒(méi)有可測(cè)量的eCAP響應(yīng)，U P1-N1 = 0。理想線性增長(zhǎng)函數(shù) 如圖2所示被描述為：
[0027] Upi-Ni=max(dX (I-eCAPthr) ,0)(公式 1)
[0028] 在圖2所示的測(cè)量中，eCAPthr是300μΑ，斜率d = 0.8ν/μΑ。斜率d和閾值eCAPthr依 賴于神