CN103079638B

CN103079638B - 可植入式前庭假体

Info

Publication number: CN103079638B
Application number: CN201180013482.9A
Authority: CN
Inventors: 查尔斯·科尔曼·德洛圣蒂纳; 吉恩·叶夫根尼·弗里德曼; 布赖斯·蒋
Original assignee: Johns Hopkins University
Current assignee: Johns Hopkins University
Priority date: 2010-01-12
Filing date: 2011-01-12
Publication date: 2015-05-13
Anticipated expiration: 2031-01-12
Also published as: EP2523724A4; EP2974770A1; EP2974770B1; CA2965956C; CA2786717C; AU2011205324A1; CN104815391B; EP2523724A2; EP2523724B1; US20120277835A1; CA2786717A1; US8868202B2; AU2011205324B2; WO2011088130A3; WO2011088130A2; CN104815391A; CA2965956A1; KR20120125568A; CN103079638A

Abstract

可植入式神经刺激装置具有传感器系统、与传感器系统通信的数据处理器和与数据处理器通信的并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支的神经刺激系统。神经刺激系统包括下述电极阵列，该电极阵列具有被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极和被构造成以外科手术的方式被植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。

Description

可植入式前庭假体

相关申请的交叉引用

本申请要求2010年1月12日提交的美国临时申请第61/294,291号、2010年2月4日提交的美国临时申请第61/301,401号和2010年11月4日提交的美国临时申请第61410,107号的优先权，其全部内容通过引用结合到本文中。

本发明是在由健康与公共事业部、国立卫生研究院授予的资助第R01DC9255号、第K08DC6216号和第5F32DC009917号的政府支持的情况下进行的。美国政府具有本发明的特定权利。

技术领域

本发明的当前要求保护的实施方式的领域涉及用于刺激神经的系统和元件，并且更特别地涉及下述系统，该系统包括以外科手术的方式可植入式前庭假体和用于以外科手术的方式可植入式前庭假体的元件、算法、刺激协议以及方法。

背景技术

在正常的个体中，两个内耳迷路调节每个前庭神经分支内部的传入纤维上的活动，以便给中枢神经系统（CNS）提供由于重力和平移运动（术语称作重力惯性加速度）两者造成的旋转的头部运动和线加速度的感知。每个迷路包含三个互相正交的半规管（SCC）以感测头部旋转。每个SCC用关于绕着那个SCC的轴的三维（3D）头部角速度的元件来基本及时地调节其前庭神经的分支上的活动。（参见图1。）每个SCC与相对的耳朵中的SCC是近似共面的，并且每个SCC的共面对有效地充当一对反平行的角速率传感器。沿着水平轴线方向、左前右后（LARP）轴线方向以及右前左后（RALP）轴线方向定向的SCC负责用于沿着这些各个轴线的方向感测角速度，并且两个耳石末梢器官（椭圆囊和球囊）负责用于感测重力惯性的（平移的）加速度。这些感知的输入驱动了使凝视和姿势稳定的补偿反射以便在头部运动期间使视觉的清晰度达到最大值并且以便于防止跌倒。在两个迷路中都失去前庭听毛细胞功能的患者可能遭受视觉灵敏度和平衡的变弱的损失，这是因为他们的CNS不再接收正常的头部运动信息或者重力定向提示。虽然视觉的和本体感受的输入的补偿使用可以部分地代替失去的迷路的输入，但这种策略在高频率、高加速、瞬时的头部运动期间失败，例如在步行的时候经历那些情况（Carey,J.P.和C.C.Delia Santina.Principles of applied vestibular physiology.Otolaryngology-Head & Neck Surgery.2005）。大约0.1%的美国成人报告了符合严重的双边前庭的机能减退的症状的群集，对应于仅在美国就超过了250,000个个体（Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio,R.Hayden,T.A.Melvin,G.Y.Fridman,B.Chiang,N.S.Davidovics,C.Dai,J.P.Carey,L.B.Minor,I.C.W.Anderson,H.Park,S.Lyford-Pike,和S.Tang.Current andfuture management of bilateral loss of vestibular sensation-an update onthe Johns Hopkins multichannel vestibular prosthesis project.CochlearImplants International.2010）。对于那些没能通过康复练习来补偿的人，不存在充分有效的治疗。如果基于运动传感器输入来直接调节依然健在的前庭传入的活动的多通道前庭假体有效地恢复了头部运动和重力的定向的感知，则该多通道前庭假体可以改善前庭缺陷个体的生活质量（上述的Delia Santina等人,Wall,C,D.M.Merfeld,S.D.Rauch,和F.O.Black.Vestibular prostheses:The engineering and biomedical issues.Journal ofVestibular Research-Equilibrium & Orientation.12:2002）。

Gong和Merfeld在2000年首次描述了头戴式前庭假体（Gong,W.S.和D.M.Merfeld.Prototype neural semicircular canal prosthesis usingpatterned electrical stimulation.Annals of Biomedical Engineering.28:2000;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.System design and performance of aunilateral horizontal semicircular canal prosthesis.IEEE Transactions onBiomedical Engineering.49:2002;Merfeld等人的美国专利第6,546,291B2号）。该装置能够感测绕着一个轴的头部旋转并且经由意图对刺激一个SCC的壶腹神经中的传入进行激活的一对电极对前庭神经进行电刺激。使用该装置，Gong，Merfeld等人能够部分地恢复松鼠猴和豚鼠的绕着一个轴的前庭眼反射（VOR）。他们描述了在假体的诱发VOR、姿势的效果以及对侧部SCC的同时的、双边的刺激的反应方面的长期变化（Gong,W.S.,C.Haburcakova和D.M.Merfeld.Vestibulo-Ocular ResponsesEvoked Via Bilateral Electrical Stimulation of the Lateral SemicircularCanals.IEEE Transactions on Biomedical Engineering.55:2008;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.Prototype neural semicircular canal prosthesisusing patterned electrical stimulation.Annals of Biomedical Engineering.28:2000;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.System design and performanceof a unilateral horizontal semicircular canal prosthesis.IEEETransactions on Biomedical Engineering.49:2002;Lewis,R.F.,W.S.Gong,M.Ramsey,L.Minor,R.Boyle和D.M.Merfeld.Vestibularadaptation studied with a prosthetic semicircular canal.Journal ofVestibular Research-Equilibrium & Orientation.12:2002;Lewis,R.F.，D.M.Merfeld和W.S.Gong.Cross-axis vestibular adaptation produced bypatterned electrical stimulation.Neurology.56:2001;Merfeld,D.M.，W.S.Gong,J.Morrissey,M.Saginaw,C.Haburcakova和R.F.Lewis.Acclimation to chronic constant-rate peripheral stimulation provided by avestibular prosthesis.IEEE Transactions on Biomedical Engineering.53:2006;Merfeld,D.M.，C.Haburcakova,W.Gong和R.F.Lewis.Chronicvestibulo-ocular reflexes evoked by a vestibular prosthesis.IEEETransactions on Biomedical Engineering.54:2007）。

Delia Santina等人（Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio和A.H.Patel.Electrical stimulation to restore vestibular function-developmentof a 3-D vestibular prosthesis.27th Annual IEEE Engineering in Medicineand Biology.2005;Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio和A.H.Patel.Amultichannel semicircular canal neural prosthesis using electricalstimulation to restore 3-D vestibular sensation.IEEE Transactions onBiomedical Engineering.54:2007）描述了下述多通道前庭假体（在本文用MVP1表示，多通道前庭假体，版本1），该多通道前庭假体能够感测绕着三个正交轴的角速度并且异步地刺激单一迷路的三个壶腹神经中的每个，使绕着任何轴的头部旋转的VOR反应部分地恢复。增加刺激电极的数目和电流幅值导致了空间电流在植入的迷路之内扩布，限制了选择性地刺激适当的前庭传入的束的能力。增加电流幅值最初增加了VOR量级且没有改变预期的旋转轴，但是在较高的幅值处，眼旋转轴偏离了理想的用于目标SCC的旋转轴，因为电流传播至其他的前庭传入的束。DeliaSantina等人的后来的研究使用MVP1去研究刺激编码策略、最小化3D未对准误差的坐标系正交化手段、听觉上前庭电极植入的效果以及在长期的假体的刺激期间3D VOR对准的改变的最优化（Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio,R.Hayden,T.A.Melvin,G.Y.Fridman,B.Chiang,N.S.Davidovics,C.Dai，J.P.Carey,L.B.Minor,I.C.W.Anderson,H.Park,S.Lyford-Pike和S.Tang.Current and future management of bilateralloss of vestibular sensation-an update on the Johns Hopkinsmultichannel vestibular prosthesis project.Cochlear ImplantsInternational.2010;Chiang,B.,G.Y.Fridman和C.C.Delia Santina.Enhancements to the Johns Hopkins Multi-Channel Vestibular ProsthesisYield Reduced Size,Extended Battery Life,Current Steering andWireless Control.Association for Research in Otolaryngology.2009;Davidovics,N.，G.Y.Fridman和C.C.Delia Santina.Linearity ofStimulus-Response Mapping During Semicircular Canal Stimulationusing a Vestibular Prosthesis.ARO 2009.2009;Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio和L.B.Minor.Vestibulo-ocular reflex of chinchilla duringhigh frequency head rotation and electrical stimuli.Society forNeuroscience Abstract Viewer and Itinerary Planner.2003:2003;DeliaSantina,C.C,A.A.Migliaccio,H.J.Park,I.C.W.Anderson,P.Jiradejvong,L.B.Minor和J.P.Carey.3D Vestibuloocular reflex,afferent responses and crista histology in chinchillas after unilateralintratympanic gentamicin.Association for Research in OtolaryngologyAnnual Mtg.2005;Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio和A.H.Patel.Electrical stimulation to restore vestibular function-development of a3-D vestibular prosthesis.27th Annual IEEE Engineering in Medicine andBiology.2005;Delia Santina,C.C,A.A.Migliaccio和A.H.Patel.Amultichannel semicircular canal neural prosthesis using electricalstimulation to restore 3-D vestibular sensation.Ieee Transactions onBiomedical Engineering.54:2007;Delia Santina,C.C,V.Potyagaylo,A.A.Migliaccio,L.B.Minor和J.P.Carey.Orientation of humansemicircular canals measured by three-dimensional multiplanar CTreconstruction.Jaro-Journal of the Association for Research inOtolaryngology.6:2005;Fridman,G.Y.,N.Davidovics,C.Dai和C.C.Delia Santina.Multichannel Vestibular Prosthesis Stabilizes Eyes ForHead Rotation About Any Axis.Journal of the Association for Researchin Otolaryngology.Submitted 2009:2009;Tang,S.,T.A.N.Melvin和C.C.Delia Santina.Effects of semicircular canal electrode implantation onhearing in chinchillas.Acta Oto-Laryngologica.129:2009）。Delia Santina和Faltys描述了混合的耳蜗的和前庭的激励器。

Shkel等人,Constandinou等人和Phillips等人也描述了前庭的假体电路但是尚未发表从生理测试获得的结果（Shkel,A.M.和F.G.Zeng.An electronic prosthesis mimicking the dynamic vestibular function.Audiology and Neuro-Otology.11:2006;Constandinou,T.和J.Georgiou.A micropower tilt processing circuit.Biomedical Circuits andSystems Conference,2008.BioCAS 2008.IEEE.2008;Constandinou,T.,J,Georgiou和C.Andreou.An ultra-low-power micro-optoelectromechanical tilt sensor.Circuits and Systems,2008.ISCAS2008.IEEE International Symposium on.2008;Constandinou,T.,J.Georgiou,C.Doumanidis和C.Toumazou.Towards an ImplantableVestibular Prosthesis:The Surgical Challenges.Neural Engineering,2007.CNE '07.3rd International IEEE/EMBS Conference on.2007;Constandinou,T.,J.Georgiou和C.Toumazou.A fully-integratedsemicircular canal processor for an implantable vestibular prosthesis.Electronics,Circuits and Systems,2008.ICECS 2008.15th IEEEInternational Conference on.2008;Constandinou,T.,J.Georgiou和C.Toumazou.A Neural Implant ASIC for the Restoration of Balance inIndividuals with Vestibular Dysfunction.IEEE International Symposiumon Circuits and Systems(ISCAS).2009;Constandinou,T.,J.Georgiou,和C.Toumazou.A Partial-Current-Steering Biphasic Stimulation Driverfor Vestibular Prostheses.Biomedical Circuits and Systems,IEEETransactions on.2:2008;Phillios,J.，S.Bierer,A.Fucks,C.Kaneko,L.Ling,K.Nie,T.Oxford和J.Rubinstein.A multichannel vestibularprosthesis based on cochlear implant technology.Society for Neuroscience.2008）。Shkel等人描述了定制设计的微机电（MEMs）陀螺仪和用于设定电刺激的模式的基于硬件的解决方案。代替使用微控制器去确定脉冲定时，Shkel等人开发了控制电路，该控制电路仿真由Fernandez,Goldberg等人用实验方法确定的SCC管道动态（canal dynamics）传递函数（Baird,R.A.,G.Desmadryl,C.Fernandez和J.M.Goldberg.The VestibularNerve of the Chinchilla.2.Relation between Afferent Response Propertiesand Peripheral Innervation Patterns in the Semicircular Canals.Journalof Neurophysiology.60:1988）。Constandinou等人描述了前庭假体专用集成电路（ASIC）和相应的ASIC元件，该元件可以产生较小的植入物。和Shkel等人的装置的情况一样，Constandinou等人的装置中使用的控制电路是管道动态传递函数的电路实现。至今，Shkel等人或者Constandinou等人还没有报告生理的动物实验。Phillips等人描述了市场上可买到的被修改以用作前庭假体的人工耳蜗。

到目前为止所有的假体的前庭神经刺激研究都遭遇了由于不最理想的电极神经耦接和选择性以及与装置大小和功率消耗相关的限制所造成的性能约束。已经描述和生产的前庭假体都不包括旋转和重力惯性/平移的加速度的传感器或者能够支持多极的“电流导引”刺激范式的多电源，也没有任何已经实现小型化、系统一体化、多维传感、在原位置自测试能力和功率消耗降低的充分的结合以构成适合用于长期的前庭缺陷患者的VOR的恢复的假体。

位于两个内耳的六个半规管（每个耳朵中三个）通过感测头部绕着三个正交轴的旋转来给大脑提供平衡信息，三个正交轴对应于管道中的每个管道的空间定向。前庭假体可以通过用三个正交定向的陀螺仪和线性加速度计来感测头部的三维旋转和线性加速度以仿真这种功能。通过电刺激前庭神经的通常携带来自受植入的耳中的半规管的每个半规管的头部旋转信息的三个对应的分支来将头部旋转的感知传送到大脑。通过电刺激前庭神经的通常携带来自受植入的耳中的椭圆囊和球囊的头部线性加速度信息的三个对应的分支来将头部线性加速度的感知传送到大脑。

前庭假体的开发中的新发展证明电流扩布可能会使精度严重降低，在这种情况下假体可以选择性的把前庭神经的各个分支中的每个分支作为目标。机能上，电流扩布引起头部旋转的感测轴与经由传送到前庭神经的电刺激传达的旋转的轴之间的未对准。这是因为意图传送刺激到神经的各个分支中的仅一个分支的刺激电流可以传到邻近的分支，无意中也刺激了邻近的分支。电流扩布的量取决于电极与目标神经分支的接近度和在刺激期间电流流过组织的路径。由此电极接触极其接近各个意图的刺激地点并且远离神经的非目标分支的准确的外科布局对假体的操作是关键的。因为前庭神经的分支互相非常接近，在不损害脆弱的神经结构（壶腹）的情况下这样的外科布局是困难的，前庭神经在壶腹处进入半规管（SCC）。这些进入点被作为用于在每个管道中电刺激的目标（图1）。

因此仍然有对下述改进的可植入式前庭假体的需要，该改进的可植入式前庭假体在使外科植入的困难和可变性最小化的同时利于对电极的准确布局和对刺激电流的精确传送。

发明内容

根据本发明的实施方式的可植入式神经刺激装置具有传感器系统、与传感器系统通信的数据处理器和与数据处理器通信的并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支的神经刺激系统。神经刺激系统包括电极阵列，该电极阵列具有：被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极和被构造为以外科手术的方式植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。

根据本发明的实施方式的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置具有：第一组配线和与第一组配线中的对应配线电接触的第一组电极，该第一组电极形成上前庭神经分支电极阵列，使得第一组电极相对于彼此保持基本固定；第二组配线和与第二组配线中的对应配线电接触的第二组电极，该第二组电极形成水平前庭神经分支电极阵列，使得第二组电极相对于彼此基本保持固定；第三组配线和与第三组配线中的对应配线电接触的第三组电极，该第三组电极形成后前庭神经分支电极阵列，使得第三组电极相对于彼此基本保持固定；以及与对应的参考配线电连接的参考电极。

根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置具有：传感器系统，该传感器系统包括旋转传感器系统和定向传感器系统，旋转传感器系统和定向传感器系统两者都相对于可植入式前庭刺激装置被固定；与传感器系统通信的数据处理器；与数据处理器通信的数据存储系统；以及与数据处理器通信的前庭神经刺激系统。定向传感器系统感测可植入式前庭刺激装置相对于局部重力场的定向以提供定向信号。数据处理器被配置成基于定向信号和与植入有所述可植入式前庭刺激装置的头部的头部固定参考系的定向有关的信息来生成对准变换矩阵，使得对准变换矩阵可以被存储在数据存储系统中，并且数据处理器被配置成从旋转传感器系统接收旋转信号并且使用对准变换矩阵校正旋转信号以将校正的旋转信号提供给前庭神经刺激系统。

根据本发明的实施方式的用于神经的电刺激的电极具有：电绝缘结构，该电绝缘结构限定腔室并且提供用于与神经电接触的开口；电传导结构，该电传导结构至少部分地设置在腔室之内；以及电解质，该电解质以与电传导结构电接触的方式设置在所述腔室中。

附图说明

进一步的目的和优势将根据对描述、图示和示例的考虑而变得明显。

图1示出从使用计算机辅助的断层X光摄影装置和人体颞骨的磁成像扫描的三维重建获得的内耳和前庭神经的解剖模型。近似地示出迷路因为它将在外科手段期间定向。根据本发明的实施方式的外科插入的水平/上（HS）引线、后端（P）引线和“接近”参考的位置用虚线的椭圆形示出。

图2是根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置的示意图。在该示例中，用于感测头部运动、存储数据、计算刺激时间、生成刺激电流、测量电极电位和感测神经反应的电子装置与电池和用于功率和信号传输的天线一起被封装在封装体中（植入进密闭容器或者经由透过皮肤的链接连接至电极阵列）。

图3是根据本发明的实施方式的电引线装置的示出。在该示例中，连接器包括多个接头，该多个接头用单独的铂铱合金配线连接至P（3个接头）引线和HS（6个接头）引线上的电极接头和两个参考电极中的每个。可选的包括用于椭圆囊（U引线，包含一个或更多个电极）、球囊（S引线，包含一个或更多个电极）和耳蜗（C引线，包含一个或更多个电极）的刺激的电极阵列。在该示例中，整个排列由具有铂铱合金配线从连接器在硅树脂内延伸到电极接头的每个的柔性医疗级硅树脂组成。可以使用其他绝缘体和配线的类型。配线在硅树脂内部沿着电极的长度方向是盘绕的、起皱的或者其他不时弯曲的以在拉伸和弯曲引线的时候提供应力消除。“远”参考电极被设计成植入在内耳的外面，通常在头部或颈部肌肉组织之下。“近”参考电极被设计成植入在内耳的总脚里面（上SCC和后SCC的接合处），以使得控制由其他电极发出的刺激电流的方向。电极配线可以连接至经皮的连接器或者直接地连接至包含刺激电子元件的密封的、可植入式封装体。连接器被设计成允许在不从内耳去除电极阵列的情况下在原地电子元件封装体的更换。

图4是示出根据本发明的实施方式的HS电极阵列和P电极阵列的示例的图。每个电极接头的尺寸和位置是基于从类似在图1中所示的人体颞骨的计算机辅助的X线断层摄影术和磁共振成像扫描处获得的测量值：L=2.9mm,Nl=0.725mm,N2=1.45mm,H=1.45mm,S=1.95mm, β=24°。

图5示出根据本发明的实施方式的腔室电极（chamber electrode）的示例。圆锥形的电极设计使得大的表面面积金属电极和电解质接触以使得在不引起不期望的不可逆的侵蚀电极和毒害周边组织的电化学反应的情况下大的刺激电流，同时具有有效的小的表面面积并且因此高电流密度场用于更加精确的对准目标和更加强烈的神经的刺激。腔室充满电解质（盐溶液或者类似的导电液体、凝胶或者固体），该电解质从金属电极传导电流至目标组织。

图6示出根据本发明的实施方式的HS电极引线和P电极引线在颞骨中的外科的插入。

图7是解释根据本发明的实施方式的对准校正的示意图。在右上方面板中示出了头部和假体坐标系的定义，在下部的三个面板中示出了用于拟合假体以使传感器对准到以头部为中心的参考系的头部定向。

图8是以头部为中心的坐标系的图，该以头部为中心的坐标系由LARP、RALP和H主要轴和使用虚线指示的运动的滚动轴代表。假体显示为正方形并且假定为陀螺仪与以头部为中心坐标系对准。

图9是根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置的示意图。面板A概述植入物的电路图。在左边的传感器每10ms被读取进微控制器的12位模数转换器（ADC）。微控制器进行计算以确定下述瞬时速率，在该瞬时速率处传送脉冲率调制的两相的电荷平衡脉冲。通过经由数模转换器（DAC）命令八个独立的电源和切换模拟开关线到右边的13个电极来进行每个脉冲。用于测量电极阻抗的板载（onboard）放大器可以被连接至电极中的任何之一并且该放大器的输出可以被微控制器的ADC读取。从单室电解槽3.7V锂离子电池引出两个电源+3V和+12V。面板B、C和D分别地表示高压侧压控电流源的电路图，压控电流宿的电路图和放大器的电路图。灰线代表数字信号而黑线代表模拟信号。

图10示出根据本发明的实施方式的多通道前庭假体（MVP1，右边）和原始的多通道前庭假体（MVP1，左边）的并排视图。使用现在可使用的双轴（dual-axis）陀螺仪的MVP2的高度不到MVP1的高度的一半，MVP1必须使用竖着安装的两个单轴陀螺仪以在3D中感测。MVP2的双轴陀螺仪在板的平面上旋转了45度以使得MVP2在水平旋转轴、LARP旋转轴和RALP旋转轴以及在鼻枕平移轴、耳间平移轴和纵侧平移轴中感测。

图11A和图11B是通过轴上的和离轴的正弦曲线旋转的脉冲率调制的时距图（图11A：基于陀螺仪的输入的脉冲率调制；图11B：基于线性加速度计输入的脉冲率调制）。在1Hz处具有50°/s的峰值速度的正弦电机旋转期间示出了通过由六个运动传感器报告的信号对对应的刺激通道（在HS、P、U或者S电极阵列上）的脉冲率调制。同时在3个通道上采用脉冲记录；然后重新排列植入物以引起另外的加速度计与电机旋转轴成一直线。这些迹线示出在假体偏离电机旋转中心20cm的情况下通过线性加速度计在3个通道上的调制。

图12：短尾猴在2Hz、50°/s的下述头部旋转期间的平均头部和眼角速度，该头部旋转在黑暗中的，绕着水平的SCC轴（顶部）、左前右后SCC轴（LARP中间）和右前左后SCC轴（RALP-底部）的头部旋转。在假体刺激的三天之后记录数据。红色实心的描记线、绿色长虚描记线和蓝色短虚描记线分别地示出眼角速度关于水平的SCC轴、左上SCC轴和左后SCC轴的分量。第一列：损害之前。第二列：双边的鼓室内庆大霉素处理以使正常的感知丧失，堵塞所有的SCC，并且在左迷路中植入电极。在所有通道上在基线率处进行假体脉冲调制，但是不随着头部旋转调制。没有眼动反应，符合正常感知的缺少。第三列：在装上假体三天后具有假体调制以编码陀螺仪信号。在每个时间点处每个迹线的标准偏差小于10°/s。根据需要使描记线关于零速率轴倒转以利于比较。第一半周期代表在不同情况下左迷路的刺激。对于每个迹线N等于20周期。空白指示眼震颤急速相的去除，眼震颤急速相根据需要发生以朝着中心位置恢复眼。

图13：使用本发明的一个实施方式的下述10个迷路内电极中的每个的电位波形和对应的电极阻抗（插入物），所述10个迷路内电极与大的多的远参考（E10）串联而被测量，本发明的该实施方式包括在图2的电子元件封装之内的电极电位放大器（EPA）。在每种情况中，对称的恒定电流两相脉冲为150μA峰值且200μs每相。

图14使用本发明的一个实施方式的响应于三极的刺激的眼动，具有200μA每相，200μs每相的变化的比例，通过远肌肉参考（正方形）、近迷路内参考（菱形）或者两者之间的比例分配（圆形）来返回两相的阴极为先地（cathodic-first）刺激电流脉冲（经由靠近左后SCC的P电极阵列上的一个电极），α等于经由远参考返回的电流的分数。在测验期间，动物是在黑暗中固定的，并且前庭假体被设定成根据需要在左后（post）处调制脉冲率以模拟绕左后管的轴的1Hz，±300°/s的正弦曲线的头部旋转。以每个α处10个周期的平均值（±1标准偏差）来计算峰值眼动反应幅值和未对准（期望的眼反应的3D轴与观察的眼反应的3D轴之间的角度）。Asterisk指出在未对准显著地小于（p<0.01）α=0的情况下在α处的幅值显著地好于（p<0.01）α=1的情况。

图15示出响应于从基线的刺激脉冲率的阶跃变化的眼速度。每个描记线示出使用具有沿着X轴指出的阶跃的对应的基线脉冲率获得的眼反应。从下述恒定基线脉冲率增加脉冲率引起强烈的眼反应，所述恒定基线脉冲率被传送到电极以编码朝着植入的迷路的头部运动。从相同的基线减小脉冲率以唤起头部运动远离植入的迷路的感知是显著地不太有效的。

图16示出被传送到同一单极刺激电极的三种类型的刺激的VOR反应的比较，该刺激电极被植入在右水平的SCC中，有大表面面积的返回电极被定位在肌肉中。与从60脉冲每秒（pulse/s）（第二列）的基线减小脉冲率相比，阳极的直流（DC）刺激（第三列）引起更强烈的对指示出头部运动远离植入的假体的前庭神经的抑制。

图17示出根据本发明的实施方式的SDCS概念。两个面板代表相同装置的两种状态。在左边的面板中电流从较低的电极流动到上面的电极。在右边的面板中电流反向流动。然而，因为伴随电流方向阀门改变状态，所以离子DC电流通过电极管从左边流动到右边通过两个面板中的迷路。

具体实施方式

在下面详细地讨论本发明的某些实施方式。在描述的实施方式中，为了清楚起见使用了具体的术语。然而，本发明不意图被限制在所选择的具体的术语上。相关领域的技术人员将认识到，可以使用其他等价的元件并且开发的其他方法没有从本发明的广义概念脱离。在本说明书中任何地方，包括背景部分和详细说明部分所引用的所有参考文献都通过引用如每个都已经分别地被结合的那样结合到本文中。

图2提供了根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置100的示意图。可植入式前庭刺激装置100包括传感器系统102、与传感器系统102通信的数据处理器104和与数据处理器104通信的前庭神经刺激系统106。前庭神经刺激系统106被构建成提供电刺激到装置的使用者的前庭神经。前庭神经刺激系统106包括电极阵列108。在某些实施方式中，前庭神经刺激系统106包括附加的电子元件110。

电子元件110包含多个数模转换器以命令多个电流源和电流宿，或者压控电流源（VCCS）。该元件也包含多个开关以将任何电极连接到任何VCCS。这种能力允许电流从电极的任何组合流到电极的任何其他组合以允许电流导引。电流导引可以被用于更加有选择地把前庭神经的每个分支作为目标。数据处理器104通过命令数模转换器和开关来控制刺激脉冲的定时和幅值两者。110中的附加的电子元件包含一个或更多个放大器以测量任何两个电极上的阻抗或者神经反应电势。

所述前庭神经刺激系统106的电极阵列108包括：被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的上分支电接触的第一组电极112、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的水平分支电接触的第二组电极114、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的后分支电接触的第三组电极116和被构造成以外科手术的方式被植入到前庭系统的总脚迷路中的总脚参考电极118。前庭神经刺激系统106的电极阵列108还可以包括第二参考电极120，该第二参考电极120被构造成在接近前庭系统且在前庭系统外部的区域中被固定以处于电接触。例如，第二参考电极120可以以外科手术的方式被植入在肌肉组织中或者被附接成在前庭系统的外部地附接并且相对地接近前庭系统。也可以把第一参考电极和第二参考电极分别视为“近”参考电极和“远”参考电极。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述引线（U引线，242），该引线（U引线，242）具有用于植入和对椭圆囊进行刺激的多个电极241。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述引线（S引线，252），该引线（S引线，252）具有用于植入和对球囊进行刺激的多个电极251。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述引线（C引线，262），该引线（C引线，262）具有用于植入和对耳蜗进行的多个电极261。

可植入式前庭刺激装置100在某些实施方式中可以是独立的装置或者可以被结合作为另一个装置的组件。例如，某些实施方式可以将可植入式前庭装置100与人工耳蜗相结合，或者某些实施方式可以结合无线接口用于传输信号和功率。

第一组电极112、第二组电极114和第三组电极116中的每个可以是下述三电极的排列，该三电极的排列被构造成利于以分别地与前庭神经的上分支、水平分支和后分支电接触的方式植入。电极112、114、116、118和122可以被一起构造在单个引线结构122中，如图2中所示，以利于外科的植入。例如，引线122可以是根据下面将更详细地描述的实施方式的新颖的自动对准引线结构。然而，在本发明的该实施方式中也可以使用其他引线结构。

在本发明的某些实施方式中，前庭神经刺激系统106的电子元件110可以包括多个电流源和多个电流宿，多个电流源和多个电流宿中的每个可以以选择性的方式向着第一组电极112、第二组电极114、第三组电极116、远参考电极和总脚参考电极118中的至少一个电极被定向。例如，这可以被用于提供电流导引以控制对具体的神经分支的刺激。例如，当神经或神经分支，例如前庭神经的上分支和水平分支挨着的时候这可以是有用的。在下面将更详细地描述用于电子元件110的此类实施方式的示例。在本发明的实施方式中，数据处理器104可以适于接收关于前庭神经的上分支、水平分支、后分支、椭圆囊的分支和球囊的分支中的至少之一的刺激的程度的信息并且适于提供校正的信号到前庭神经刺激系统以产生电流导引以改进前庭神经的电刺激。在本发明的实施方式中，数据处理器104可以适于接收与前庭蜗神经的至少一个分支的刺激的程度有关的信息并且适于将校正信号提供给神经刺激系统以影响电流导引从而改进对前庭蜗神经的电刺激。

在本发明的某些实施方式中，可植入式前庭刺激装置100还可以包括数据存储系统124，该数据存储系统与数据处理器104通信。例如，数据存储系统124可以是易失性存储器或者非易失性存储器。在某些实施方式中，例如数据存储系统124可以被配置成存储供数据处理器104使用的数据以校正从所述传感器系统102接收的信号。

数据处理器104可以被配置成校正在根据本发明的某些实施方式的刺激前庭神经期间的电流扩布、可植入式前庭刺激装置100与头部固定的参考系之间的未对准、以及/或者电极阵列118与前庭神经的未对准。在下面将更详细地描述此类实施方式。

传感器系统102可以包括根据本发明的某些实施方式的三轴陀螺仪系统126。例如，微机电系统（MEMS）陀螺仪系统适合用于本发明的某些实施方式。传感器系统102还可以包括根据本发明的某些实施方式的定向传感器系统128。在某些实施方式中线性加速度计的三轴系统可以被用于定向传感器系统。例如，MEMS线性加速度计适合用于某些实施方式。在某些实施方式中用于定向传感器的三轴线性加速度计系统的使用可以提供同样提供重力惯性信号用于刺激对应的神经的附加益处。系统也可以包括声传感器，用于检测下述信号，该信号对分别地计算椭圆囊、球囊和耳蜗的U引线、S引线和C引线上的适当的刺激电流来说是必须的。

图3是根据本发明的实施方式的用于可植入式前庭刺激装置的电引线装置200的示出。例如，电引线装置200可以被用于可植入式前庭刺激装置100中的引线122。然而，可植入式前庭刺激装置100不限于用于引线122的仅仅这个实施方式。电引线装置200包括第一组配线202和第一组电极204，该第一组电极204与对应的第一组配线202的子集处于电接触。第一组配线202包围在电绝缘结构之内并且在图3中不能被单独的看见。第一组电极204的更详细地示出见图4。第一组电极204形成上前庭神经分支电极阵列206以使得第一组电极204相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第二组配线208（同样没有单独地在图3中示出）和第二组电极210，该第二组电极210与对应的第二组配线208的子集处于电接触。第二组电极210形成水平前庭神经分支电极阵列212以使得第二组电极210相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第三组配线214和第三组电极216，该第三组电极216与对应的第三组配线214的子集处于电接触。第三组电极216形成后前庭神经分支电极阵列218以使得第三组电极216相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第四组配线241和第四组电极242（同样没有单独地在图3中示出），该第四组电极242与对应的第二组配线208的子集处于电接触。第四组电极241形成椭圆囊前庭神经分支电极阵列242以使得第四组电极241相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第五组配线251和第五组电极252（同样没有单独地在图3中示出），该第五组电极252与对应的第三组配线214的子集处于电接触。第五组电极251形成球囊前庭神经分支电极阵列252以使得第五组电极251相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第六组配线261和第六组电极262（同样没有单独地在图3中示出），该第六组电极262与对应的连接器的插脚的子集处于电接触。第六组电极261形成蜗神经分支电极阵列262以使得第六组电极261相对于彼此保持基本上固定。术语基本上固定意图包括其中第一组电极204、第二组电极210和第三组电极216被包在或者其他的被结合在柔性结构例如高分子材料中的实施方式。电引线装置200也包括参考电极220，该参考电极220与对应的参考配线222处于电连接。参考电极220可以是近参考，例如根据本发明的某些实施方式的总脚参考电极。某些实施方式还可以包括与对应的远参考配线226处于电连接的远参考电极224。某些实施方式还可以包括从连接器延伸的第二套引线和电极，类似于上述的那些，用于相对的耳朵的前庭迷路的植入。

第一组配线202、第二组配线208、第三组配线214、参考配线222和远参考配线226可以某些或者全部具有附接到根据本发明的某些实施方式的普通装置连接器的装置端部。图3和图4示出用于可植入式前庭刺激装置的电引线装置200的实施方式，在可植入式前庭刺激装置中上前庭神经分支电极阵列和水平前庭神经分支电极阵列被连接以使得他们相对于彼此保持基本上固定以利于在外科植入期间同时的对准。在该示例中，上前庭神经分支排列、水平前庭神经分支排列和后前庭神经分支排列每个具有三个电极和对应的三条配线。在某些实施方式中，电极引线204、210、216和220包括纽结、弯曲、隆起、凸起和/或标记以防止过度插入。在上面也提供了被发现适合供人类使用的空间参数。然而，本发明的一般概念不限于这种特殊的示例。

图5示出了电极阵列300的实施方式，该电极阵列300具有多个电极302、304和306以及对应的配线308、310和312。这是其中电极302、304和306是腔室电极的示例。例如，腔室电极306包括金属电极314和在凝胶腔室318之内的电解质凝胶316。凝胶腔室318限定端口320用于与组织电接触。电引线装置200中的电极的任何之一、多个或者全部可以是根据本发明的某些实施方式的腔室电极。

腔室电极的替选实施方式可以具有盐的/凝胶导体腔室沿着配线一些距离延伸备份以便允许在没有与载体300的尺寸相比大的金属电极衬垫314的情况下制造装置。另一个实施方式可以使用扁平电缆作为导体310、312以增加金属/盐的接触面的面积。腔室可以假定是在下述绝缘载体中连接相对较大面积的金属-盐溶液接触面到相对较小的孔的任何形状，从该绝缘载体中挖掘或者其他方式形成腔室。金属电极可以如本实施方式所示的是矩形衬垫，但是可以假定是包括配线或者扁平金属导体正如典型的光刻图案结构的任何形状。在本实施方式中具体的金属、绝缘体和离子的传导介质可以与PtIr、硅树脂和盐凝胶不同。示例：电引线装置

电引线装置200可以有助于用电参考的两种可能选择接近刺激地点中的每个的刺激接头的系统的外科的放置以允许进一步的控制刺激电流的路径。例如，用于每个刺激地点的三个电极之一的选择连同两个参考电极之一的选择可以有助于更快的且更可靠的电极放置并且手术后的刺激电极和参考电极的选择更加最优的把每个刺激地点作为目标。

电引线装置200可以包括经皮的连接器、两个参考电极（远和近）和两个刺激引线（P和HS），该两个刺激引线具有电极接头战略性地被定位以被植入靠近前庭神经的分支中的每个（图3）。

连接器在示出的实施方式中包含11个插脚用于连接假体到电极。用单独的PtIr配线将插脚连接到P（3个接头）引线和HS（6个接头）引线上的PtIr电极接头和两个参考电极中的每个。整个排列由具有铂铱合金配线从连接器在硅树脂内延伸到电极接头的每个的柔性医疗级硅树脂组成。配线在硅树脂内沿着电极的长度方向是盘绕的以在拉伸和弯曲引线的时候提供应力消除。这种结构与在制造人工耳蜗排列期间通常使用的标准电极结构相类似。

HS引线包含6个电极接头-3个电极把前庭神经的水平分支作为目标，且其余3个电极接头把神经的上分支作为目标。P引线也包含三个电极接头。具有多个接头允许在每个引线上选择电极接头的选项，这可以提供最大选择的刺激神经分支的每个（图4）。

通常在人工耳蜗中使用的常规的刺激范式从单独的电极接头传送单极刺激到肌肉参考（远参考）。如果前庭假体使用这种刺激方法可能引起面神经的无意识的激活，该面神经在颞骨中与前庭神经平行。在这种情况下，将期望具有可替选的一套刺激方法，该方法将不会无意识地把面神经作为目标。为了提供可替选的电流回路，意图经由上SCC（图1）中的开窗术把“近”参考插入到前庭迷路的总脚中。相对于近参考而不是远参考的刺激具有保持电流通路主要地在SCC的内部的电势，因此使电流无意识地刺激面神经的可能性降低。然而使用近刺激参考可能以与使用远参考相比减少的刺激选择性和增加的刺激阈值为代价。为了允许在使用两个参考之间的选择，两个参考电极都被设置在排列上。

在各种位置处排列的引线的每个上具有多个电极接头的附加的益处是在这里可以使用双极的和多极的刺激范式以提供更加有选择的把神经的分支的每个作为目标的进一步的选项。使用多极刺激允许电流不只是像单极刺激中一样从单独的电极流到近参考或者远参考，而且还流到任何其他电极或者电极的结合。

这种设计使用包含在绝缘的引线内部的大表面面积电极。电极传导电流到下述电解质，所述电解质被包含在圆锥形腔室内部，在引线的表面处具有狭窄的（constricted）端口。这种设计允许更大的电流安全地流动因为电极的表面面积可以保持大的表面面积，同时可以把较小的神经群体作为目标因为端口孔（port hole）可以保持是小的。

根据规定的规格已经建立了几个电极阵列的原型。原型首次对颞骨中的外科的放置进行测试（图6）。在外科的电极的定位期间HS引线和P引线的尺寸和形状是确实有用的。

该电极上的进一步增强可以包括在HS电极中定位绝缘的隔离物（硅树脂或脂肪或其他材料）以分离意图刺激神经的水平分支和上分支的电极。此外，该电极可以与人工耳蜗电极耦接以提供植入下述假体的能力，该假体对于那些遭受前庭功能和听觉功能两者的感知神经损失的患者具有耳蜗的和前庭的两者都植入的能力。

示例：对准校正

在每个耳朵中的前庭迷路感测关于下述三个正交轴中的每个的角速度，该三个正交轴通常依据他们的解剖定向被称作水平（H）、左前右后（LARP）和右前左后（RALP）。前庭假体包含正交地定向的陀螺仪以感测角速度。市场上可买到的陀螺仪被一起封装在单个集成电路中，例如InvenSense的IGT3200。可以将该封装体定位在根据本发明的实施方式的前庭假体的电路板上。在前庭假体的外科植入期间，假体的理想的定位将会是使得电路板上陀螺仪的轴与正常迷路的轴对准。然而，考虑到患者与在外科手术期间遇到的更加即时的有压力的问题之间的解剖变异，这将使外科医生承受相当严格的要求。为此在外科植入之后有必要找出陀螺仪相对于迷路定向的定向。一旦陀螺仪相对于头部的定向已知，可以进行线性的坐标变换以用算法的方式使陀螺仪定向与前庭迷路对准。本发明的实施方式提供了获得假体相对于前庭迷路的定向的定向的方法以获得变换矩阵M，该变换矩阵M然后可以与线性的坐标变换算法一起被使用。

为了完成这个目的我们把加速度计增加到前庭假体。市场上可买到的3D加速度计（例如，STMicro的LIS331DL）被一起封装在相同的集成电路中，并且在不久的将来很可能将和陀螺仪一起被封装（例如，InvenSense的MPU-6000）。将单独的加速度计的轴定位在假体电路板上以与陀螺仪的轴对准。

在外科手术后的拟合程序期间，人的头部被连续地定位以沿着三个前庭迷路的轴（H、LARP和RALP）中的每个对准。在每次对准期间，加速度计读数提供由加速度计的X、Y和Z分量测量的重力加速度。

图7示出在植入之后电路板相对于头部的近似的对准和以头部为中心的坐标系（标示为H、LAPR和RALP）与以假体为中心的坐标系（标示为X、Y、Z）之间的关系。

在理想的外科放置中，图7中的假体轴Y将与头部的H轴对准，Z轴将与LARP轴对准，并且X轴将与RALP轴对准。然而，因为外科的放置易受误差的影响，所以图7中的电路板位置示出两个坐标系之间的未对准。我们在以头部为中心的坐标系中用

[\begin{matrix} RALP \\ LARP \\ H \end{matrix}]

来涉及向量用

[\begin{matrix} X \\ YZ \\ ZY \end{matrix}]

来描述假体坐标系中的向量因为加速度计测量重力加速度，所以在头部固定的情况下，从装置记录的向量将以m/s²为单位并且指向地面。为了去除对度量单位的依赖并且在向上的头部定向的相反方向中计算加速度计测量，我们正规化加速度计测量并且对加速度计测量求反：对于三个头部位置中的每个i有

向量与头部坐标系中对应的向量之间的关系为其中M为3×3矩阵。拟合程序调用每个头部定向中的加速度计向量的记录。一旦三个加速度计值已经被记录我们通过对方程组求解可以得到坐标变换矩阵M：

{\hat{α}}_{RALP} = M [\begin{matrix} L \\ 0 \\ 0 \end{matrix}],

{\hat{α}}_{LARP} = M [\begin{matrix} 0 \\ 1 \\ 0 \end{matrix}],

{\hat{α}}_{H} = M [\begin{matrix} 0 \\ 0 \\ 1 \end{matrix}]

头部定向的特殊的选择使变换矩阵简化为由加速度计向量组成的列：

M = [\begin{matrix} {\hat{α}}_{RALP} & {\hat{α}}_{LARP} & {\hat{α}}_{H} \end{matrix}] .

可以使用标准的线性代数方法来进行计算以通过使用变换矩阵的逆矩阵实时的对陀螺仪对准进行校正，G_i＝M^-1g_i，其中g_i为假体上的陀螺仪测量且G_i为以头部为中心的坐标中对应的旋转。可以对矩阵M求逆是因为矩阵M描述两个标准正交的坐标系之间的旋转的关系。

示例：通道相互作用的线性补偿

我们可以通过下述方法对由于刺激传送到三个电极中的每个而造成的刺激通道相互干扰进行校正，该方法为在由以头部为中心的参考系描述的坐标系与由感知到的运动的轴描述的参考系之间施用线性坐标变换。

线性坐标变换的概念是在基础的线性代数教科书中所描述的标准工具。根据本发明的实施方式，我们可以使用相同的线性代数数学的技巧以提供新颖的对假体中电刺激通道相互干扰的校正。我们重新对准由电刺激引起的感知到的头部运动与由陀螺仪感测的实际的头部运动，该由电刺激引起的感知到的头部运动由于电刺激中固有的电流扩布而可能不准确。

根据本发明的该实施方式，我们用假体刺激的三个通道中的每个进行刺激，测量眼运动反应方向，该眼运动反应方向指示电流扩布的合成串音，并且然后反算实现良好对准（well-aligned）的眼反应所需的传感器输入的线性坐标变换。

理论上，通过调整经由把同一个（或者对侧的）迷路中的两个其他壶腹神经作为目标的其他电极传送的输入应该能够克服来自把一个壶腹神经作为目标的电极的电流扩布的影响。例如，如果打算用于水平壶腹神经的电流伪造地刺激前壶腹神经和后护肤神经，那么完全地绕水平的半规管（SCC）轴的头部旋转可能通过不仅是对水平的电极输入进行调制来编码，也通过同时地调制全部三个电极上的刺激以经由矢量和来代表水平的头部旋转。如果保持线性和矢量叠加，那么该程序相当于两个不同的3D坐标系之间简单的线性变换。通过下述步骤刻画这种变换，通过为一组跨越头部运动轴的范围并且旋转速度通常被迷路编码的虚拟的头部运动N传送一组刺激（每个是代表经由以三个壶腹神经为目标的三个电极传送的刺激强度的三个一组的三维向量）和测量对应的响应（每个是代表观察到的眼动反应的速度和轴的三维向量）。然后使用下述的最小二乘技术可以得到单个3×3矩阵R

对于i＝1..N (1)

一旦确定R，在头部旋转诱发陀螺仪信号期间电极激活假体的适当的模式应该传送到三个壶腹神经电极，

\overset{&RightArrow;}{a} = R^{- 1} \overset{&RightArrow;}{g} - - - (2)

该程序需要在偶然的“拟合“时间期间计算R，类似于具有人工耳蜗的患者所需的拟合。为了这个程序正确地运转，对每个3壶腹神经的单独的刺激响应的眼动的轴应该相对于彼此是线性无关的。否则，R的逆矩阵不存在并且矩阵伪逆计算将失败。在本文中，线性无关意味着响应于经由任何一个单独的电极传送的刺激的角前庭眼反射（VOR）的3D轴不能在由响应于其他两个电极的轴所限定的平面中。用其线性预补偿可以对电流扩布进行校正的精确度也依赖于下述程度，响应于该程度的电诱发的VOR是线性的并且服从向量和。

用于线性补偿的拟合程序

为了找到矩阵R可以使用下面的拟合方法论。在该用于拟合假体的方法中我们通过计算机生成信号以替代通常通过感测头部旋转的陀螺仪传送的信号。该方法在无需身体上地移动患者的头部的情况下仿真前庭假体的头部运动输入。使用标准的VOR测量技术，例如视频眼震（VOG）或者巩膜探查线圈技术来分析前庭假体刺激的VOR眼反应。

在拟合程序期间我们首先设定传送到每个电极的电流脉冲的幅值。通过缓慢地增加刺激的电流水平来确定传送到每个电极的脉冲的幅值，同时周期性地在低脉冲率与高脉冲率之间调制刺激的频率以抽出VOR，例如，在2Hz处0到400脉冲每秒（PPS）。在阈值幅值处，VOR眼反应引起眼在例如2Hz处关于轴开始来回地移动，这适合于前庭神经的分支接收刺激。眼速率随着幅值增加。我们增加脉冲的幅值直到眼反应的轴的变化指示出刺激电流开始传播到前庭神经的其他分支为止，或者当患者经历以肌肉颤搐的形式的面部刺激为止。在略低于该刺激电平处记录目标幅值。对于植入到靠近对应的（LARP、RALP和水平）前庭神经的分支的三个电极中的每个都进行该程序。

假定陀螺仪已经与以头部为中心的坐标系对准（如上述的以外科手术的方式或者以算法的方式），如果头部绕着指定的轴来回地旋转，则对该运动的速率进行编码的陀螺仪信号将是具有相同频率但是在幅值方面不同的正弦曲线的信号。由每个陀螺仪报告的正弦曲线信号的幅值将与绕着陀螺仪编码的轴的头部运动的相对基值（contribution）相对应。例如，如果头部在2Hz处以50度每秒的峰值速度以正弦曲线的方式绕偏转轴（yaw axis）来回地旋转，关于那个轴（H）对运动进行编码的陀螺仪将在2Hz处在-50度每秒与50度每秒之间振荡并且其他两个陀螺仪将报告0度每秒。或者，如果头部绕着在图8中用虚线示出的滚动轴（关于沿着水平面定位的轴在从LARP和RALP轴的45度处）以正弦曲线的方式来回地旋转，水平的陀螺仪将完全不调制，但是LARP和RALP陀螺仪将在在2Hz处在度每秒与度每秒之间以正弦曲线的方式各自调制。

为了对绕任何轴的正弦曲线的头部运动的陀螺仪编码进行仿真，在调制的幅值对应于每个陀螺仪的相对的基值的情况下我们在给定的振荡频率处同时地传送对应的正弦曲线信号到每个陀螺仪。代表这种运动的刺激向量由正弦分量的幅值组成，犹如该向量是通过每个陀螺仪

[\begin{matrix} RALP \\ LARP \\ H \end{matrix}]

感测到的。在上述的示例中，将用

\overset{&RightArrow;}{s} = [\begin{matrix} 0 \\ 0 \\ 50 \end{matrix}]

来表示绕偏转轴的50度每秒的运动，同时将用

\overset{&RightArrow;}{s} = [\begin{matrix} 35.35 \\ 35.35 \\ 0 \end{matrix}]

来表示绕滚动轴的旋转。

对于每个刺激向量我们也在同样的头部坐标系中记录眼速度向量用这种方法我们获得在不同的速度和方向处横跨可能的头部旋转的空间的旋转N的眼响应。一旦获得这些N刺激响应对我们可以使用标准的线性最小二乘估计来获得矩阵R，该矩阵R映射刺激到响应对，以使得

示例：可植入式前庭刺激装置

本发明的实施方式致力于新一代前庭假体。已经开发了原型（本文中用MVP2表示），该原型解决了先前装置的许多局限性。新装置占据更少的空间、消耗更小的能量、测量3D旋转和线加速度、经由多个独立的电源传送多极刺激并且结合了用于无线控制和对电极阻抗的现场测量的电路。

装置描述

系统设计

图9是根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置的示例的示意图，该装置我们将称作MVP2。MVP2使用MEMS陀螺仪和线性加速度计检测运动。通过微控制器每10毫秒同时地对所有的传感器输出进行采样，该微控制器控制经由下述一排电极传送的刺激脉冲序列的计时，该一排电极经由软件控制动态地被切换。每个脉冲是两相的并且电荷平衡的，具有每刺激单位0mA至1mA的电流幅值（分辨率4μA）和25μs至1000μs的脉冲持续时间（分辨率0.125μs）。微控制器控制4个电源和模拟开关网络，并且微控制器通过任何四个阳极电极可以路由刺激电流至任何四个阴极电极，允许同时的对高达四个双极电极对进行刺激。总共13个电极可供使用，允许如同十二个单极电极相对于远的参考，或者六个双极对，或者不同的三极的或者四极的配置的连接。当激活时，板载读出放大器测量穿过电极的任何两组的电压电位，用于电极阻抗的原地自测和诱发的神经电位的测量所需的功能。在下文部分中更加详细地描述系统的每个模块。

传感器

为了检测3D旋转速度，MVP2使用偏转轴角速率传感器（LISY300AL,STMicroelectronics,日内瓦,瑞士）和双轴滚动/俯仰陀螺仪（IDG300,InvenSense,Sunnyvale,加拿大）。三轴线性加速度计（ADXL330,AnalogDevices,Norwood,MA）感测3D平移加速度。如图10中描绘的，IDG300双轴角速率传感器被齐平地定位在板上但是从ADXL330偏移45度以便于当后者与前后的（X，+鼻骨）、耳间的（Y，+左）和上下的（Z，+上）头部轴对准时，陀螺仪直接地感测与SCC的LARP和RALP的轴近似地对准的旋转。与MVP1相比MVP2中使用的传感器在大小、性能和能量消耗方面给予显著地改进（表1）MVP2传感器总能量消耗为44mW，少于MVP1的三个单轴陀螺仪（90mW）的一半。不论是三轴线性加速度计感测的增加还是整个电路厚度减小到5.3mm都实现了这种能量消耗的减少，该电路厚度减小到小于MVP1的厚度的一半（主要是由于两个单轴陀螺仪的替换，在MVP1中该两个单轴陀螺仪必须被安装在垂直的子板上）。

表1：传感器特性

处理器

通过8MHz晶体时钟控制MVP2的微控制器（MSP430F1611，TexasInstruments,Austin,TX）。除了对传感器信号进行采样、控制刺激脉冲定时和对感测放大器进行采样以测量穿过电极的电位之外，微控制器可以经由无线的串联向运行图形用户接口的单独的膝上型电脑传递信息用于调整刺激参数。在小封装体（9x9x1mm³）中处理器结合有：具有10kB的RAM、48kB的闪速存储器的16位RISC架构、八个12位模数转换器、灵活的计时机制、低功率模式和两个串行通信接口（UART和I²C）。模数转换器被用于对陀螺仪、加速度计和任何两个电极之间的电位差异进行采样。定时器模块提供工作在32,768Hz处的高达七个的独立定时器（所有这些独立定时器在MVP2中确定ADC采样时间和控制脉冲率定时）和工作在8MHz处的三个定时器（以控制三相的电流脉冲的优良定时）。为了传送刺激脉冲，微控制器首先设定压控电流源的幅值，并且然后经由交叉点式开关排列的I²C命令限定激活电极。在刺激脉冲转移期间，微控制器被转换到低功率模式，在该模式中微控制器消耗330μA以在事件之间保持记忆以及驱动晶体/定时器；在完全地活性的情况下，微控制器从3V稳压电源引出4mA。

电流源和开关

MVP2通过高达四个电极供应电流（术语叫做电流源）和高达四个其他电极吸收电流（术语叫做电流宿）可以控制电流幅值。通过模拟开关（ADG2128-HS,Analog Devices,Norwood,MA and ISL43145,Milpitas,CA）在微控制器的控制下将四个电流源和四个电流宿多路传输到十三个电极的任何组合。通过简单地交换用于产生电极的任何给定的双极对或者多极群的第一脉冲相的电流源和电流宿来产生每个两相脉冲的第二相。此外，ADG2128-HS具有连接任何电极对到感测放大器的输出端的能力。

八进制的数模转换器（AD5346）设定下述电压，该电压指示用于四个阳极侧电流源（图9，面板B）和四个阴极侧电流宿（图9，面板C）中的每个的期望的电流。所有电流源和电流宿可以在具有3.9μA的分辨率的、0mA至1mA的范围内控制电流幅值。+12V的恒流输出电压确保电流源通过每个电极对的通常的~20-40kΩ串联阻抗可以传送期望的电流。

电极电位放大器

电极电位放大器（EPA）由一阶测量放大器（AD8224）组成（图9，面板D）。可以将进入放大器的两个输入端通过交叉点式开关网络连接至任何电极对。使用1/8的放大器增益和1.5V的输出DC偏移来确保可能的最大两相脉冲幅值（24V差分）在不造成损失的情况下可以被引线到微控制器的模拟输入端中。通过微控制器在高达200-k采样/s处采样的EPA输出可以被传输到外部的膝上型电脑用于显示和分析。

软件

通过IAR系统AB（Uppsala,Sweden）使用嵌入式的工作台以及通过微控制器的JTAG接口的快速仿真工具我们对微控制器进行编程。MVP2的正态函数受到下述三个定时器驱动的中断服务程序的控制：（1）允许经由用户接口对装置参数原地调整的参数集程序；（2）生成每个两相脉冲的优良定时程序以及（3）基于运动传感器输入更新每个刺激通道的脉冲率的采样/更新程序。

采样更新程序每10ms运行。该采样更新程序使能够同时地对所有运动传感器进行模数转换（ADC），可选地经由时域滤波预处理原始信号，用坐标变换对传感器/响应未对准进行校正以及使用类似于前面描述的MVP1的角速度（超过-300至+300°/s间隔）与脉冲率（超过0至400脉冲/s间隔）之间的12位分辨率的头部速度与脉冲率关系图为每个陀螺仪通道相应地更新脉冲率。该关系图限定分段线性关系，具有种特异的基线频率等于或者略高于平均的前庭传入纤维的正常自发放电频率（例如，我们通常使用60脉冲每秒用于南美栗鼠，94脉冲每秒用于普通猕猴）。利用查表方法以便于这种非线性的关系图函数的有效的实时计算。12位ADC值的满量程被分割成32个二进制（bin），每个具有限定分段线性的一段的斜率和截距近似于非线性的关系图。该表的大小代表内存使用与计算时间之间的折衷。使用六个表（一个用于每个运动传感器输入）占用768比特的闪速存储器并且需要222μs来更新六个通道中的每个的“直到下个脉冲时间”（time-until-next-pulse）。

电极阵列

对于MVP1由配线的双绞线形成电极，经由标准的显微外科技术很难将电极分别地安置在靠近每个SCC的壶腹神经，与MVP1不同，用于MVP2的设计的和制造的电极阵列在临床使用中更加像人工耳蜗的电极阵列。基于来自正常的南美洲栗鼠和普通猕猴的现存的颞骨样本的显微CT图像的3D重建的种特异的测量，每个电极阵列包括9个有源电极和2个参考电极，有源电极部分地嵌入在硅树脂载体内部。所有电极衬垫都是90/10铂/铱以确保生物适应性。

新的电极阵列使外科植入简化，因为新的电极允许经由仅仅对两个硅树脂载体的操作来精确的显微外科的安置9个有源电极。硅树脂载体被制作成在每个植入的壶腹内部自定向，以便于其余相邻的电极把壶腹神经末梢作为目标。每个载体在每一壶腹神经目标处包括3个电极，并且包括在相邻的电极之间的固定的400μm间隔。多电极接触每一壶腹神经目标使能够对前庭假体进行手术后的编程以通过提供可能的刺激地点的选择以更加有选择地把壶腹神经的分支中的每个作为目标来解决外科放置的变异性以及解剖差异。

两个参考电极允许用于传送到每个电极的电刺激的参考的选择，通过提供刺激电流的流动的可替选的路径来进一步改进把每个神经作为目标的能力。第一参考电极是在绝缘引线的端部处大的表面面积的电极并且通常被插入在远离迷路的颈部肌肉组织中。一个或更多个近参考接点的每个由下述电极配线组成，该电极配线被插入进靠近前面的和后面的SCC的总脚的半规管的内部。

MVP2交叉点式开关排列可以连接四个阴极的电流源或者四个阳极的电流宿中的任何一个到所有电极，允许许多可能的刺激范式。全部的有源电极可以被用于：刺激电极与参考电极中的一个之间的单极的方式、邻近的电极之间的双极的方式或者多极的方式，该多极方式允许使用刺激电极接头和参考电极接头的结合以允许改进的把神经的每个分支作为目标。

台式（benchtop）性能

在通常的使用条件下，MVP2在3.7V处引出16.7mA并且靠形状像AAA电池的单室电解槽锂离子可充电电池可以工作14小时。MVP2使用低压差3V线性稳压器（TPS79730,Texas Instruments,Dallas,TX）以产生驱动运动传感器、微控制器、DAC和模拟开关网络的3.00V稳压。这些组件代表由假体消耗的功率的至少88%。基于感应器的升压转换器（LT1615,Linear Technology,Milpitas,CA）生成+12V电源，该电源用作可以用来驱动电流使其通过微电极和组织的恒流输出电压。

使用表面贴装技术将MVP2电路建立在6层29x29x5.3mm³的印刷电路板（图10）的两面上。没有电池或者无线接口电路的完整的装置的重量是3.5g。同MVP1相比，MVP2更加紧凑并且更轻，主要是由于改进的MEMs技术和代替MVP1所使用的基于管脚的连接器的更薄的带状连接器的使用。

用于体内试验的实验方法

外科

使用成年的野生型普通猕猴（恒河猴）用于所有更新的假体的体内试验。按照经Johns Hopkins Animal Care and Use Committee批准的协议进行外科手术。

电极阵列包括若干战略定位的电极接头以允许电刺激被有选择地传送到前庭神经的三个壶腹分支中的每个。电极阵列的形状提供易于电极阵列的一个引线的外科放置，该电极阵列包括刺激电极的两组，该放置为经由用于前庭神经的两个相邻分支的独立的刺激的单个开窗术。具有电极接头的一组的电极阵列的另一个引线被设计成被放置在与神经的更末梢分支相邻的钻孔的单独开窗中。电极的刺激组中的每个包括多PtIr接头。

响应于旋转的前庭眼反射

在用外科方法被植入的动物被限制在前面描述的设备中的情况下，我们记录通过MVP2传送的电刺激的VOR反应。我们通过经皮的连接器将MVP2连接到迷路内电极，因此我们能够在不旋转动物的情况下自由地旋转假体。在不旋转动物的情况下能够在3D空间中旋转假体是因为动物的右迷路仍然是健康的并且能够感测转动。用Labview中程序化的内部软件程序来计算用3D眼线圈系统在200Hz处记录的眼旋转。

用板载放大器记录电极阻抗

MVP2能够唤起前庭感知，以及同时地记录电极阻抗。在把动物限制在设备中的情况下，我们在电极对之间进行刺激并且用板载放大器记录刺激脉冲。我们参照被植入进颈部肌肉组织的大的远电极在所有的迷路内电极之间这样做。所有刺激脉冲具有170μA的电流幅值和200μs的脉冲持续时间。平均十六个刺激脉冲以消除噪声。在用Tektronix TPS2024数字示波器记录放大器的输出之后，我们使用Matlab来计算电极中的每个的电阻和电容。

三极刺激：

MVP2能够同时地控制流入一个电极和流出两个电极的电流的量（术语叫做三极刺激）。我们假定称为三极刺激的这种技术可以被用于使应用的电场具体化并且随后被用于更好的控制VOR眼反应的方向和幅值。假体被配置成基于在1Hz处从-300度每秒到300度每秒的旋转来内部地调制脉冲率。

在以20μA（10%阶跃）的增量从0μA到200μA变化施加的电流时，我们测量响应于下述刺激的VOR眼反应，该刺激在上SCC电极（e6）与大的远电极（e10）之间存在。同样地，在改变以20μA的增量从0μA到200μA施加的、穿过水平的SCC电极（e7）和大的远电极（e10）传送的电流的量时测量VOR眼反应。

通过变化由上SCC电极以20μA的阶跃施加的电流的百分比来进行三极刺激。剩余的电流幅值被施加进水平的SCC电极以确保传送200μA。上SCC电极和水平SCC电极两者都参照植入在颈部肌肉组织的远电极。除两种单极情形和一种三极情形之外，我们总计从两种脱机的双极情形获取的VOR反应以与三极的情形进行比较。

结果

在下面提供体外试验台上试验和体内动物试验的结果。提供体外试验台上试验以示范基于线性加速度计的脉冲序列（spike trains）的脉冲率调制。体内试验的结果包括猕猴的VOR眼反应的评估和MVP2的新颖的特征的探测，包括来自三极刺激和植入的迷路内电极的电极阻抗的结果。

当我们对由线性加速度计与正弦电机旋转驱动的脉冲率调制进行测试时，我们测量具有恒定偏移的地球垂直的加速度（对应于向下9.8m/s²）；指向旋转中心的以正弦方式调制的加速度（对应于向心加速度）以及指向沿着运动的方向的以正弦方式调制的加速度（对应于切向加速度）。当在正方向线中线性加速度计与重力加速度（向下9.8m/s²）对准时，加速度计输入报告与~350pps的高基线刺激频率对应的1.8V信号（图11B）。另外，我们注意到正弦向心的（a_c）信号与正弦切向的（a_t）信号正如预期的被叙述（a_c=rΩ²且a_t=r(dΩ/dt)，其中Ω为电机角速度）（图11B）。正如预期的，由切向的加速度计调制的最大脉冲率是由向心的加速度计调制的最大脉冲率的~4倍大。在2Hz处，具有假体被定位在距离电机旋转轴的中心20cm处的50度每秒的正弦旋转的运动提供2.08m/s²的最大的切线加速度和0.14m/s²的最大向心加速度。

MVP2能够恢复我们的普通猕猴的VOR眼反应。虽然MVP2可以感测3D平移的和旋转的运动，我们仅感测三维旋转并且对传送到壶腹神经的刺激脉冲的瞬时频率进行调制。我们在大约水平的、右前左后的和左前右后的旋转轴旋转假体并且在对应的轴中记录反补偿眼动。图12示出响应于MVP2的机械旋转的VOR眼速度的时间迹线。

当具有170μA电流幅值和200μs脉冲持续时间的两相对称脉冲被传送时我们测量两个刺激电极之间的电位差。图13显示阻抗测量。所有的电极阻抗测量具有类似的波形和大小。我们通过当传送脉冲时得到瞬时电压来得到电极的阻抗（R=V(t)/I(t)），并且通过在170μA的方波期间计算电压变换来得到电极的电容（C=I(t)/(dV(t)/dt)）。以下事实支持穿过所有电极的相似的电阻和电容，该事实是我们设计电极尺寸具有类似的尺寸。

MVP2具有板载放大器，该放大器可被用于测量电极阻抗。具有170μA的电流幅值和200μs的脉冲持续时间的两相对称刺激脉冲被施加到相对于植入进颈部肌肉组织的大电极的所有电极。所有电极具有类似的阻抗和电容（图13插入表），这证实下述事实，该事实为所有的电极具有类似的电极表面面积。

图14表示经由三极配置中的两个不同的返回电极中的每个通过返回不同的分数的从左后SCC壶腹中的一个电极的“导引”电流的结果。经由单独的与远参考E10相对的（即，α=1，典型的单极配置）电极E3传送的阴极为先的电流脉冲引起在136±7.7°/s峰值处具有23±2.7°的未对准（相对于RALP轴）的VOR眼反应。经由与近参考E11相对的（即，α=0，双极形式）E3传送的刺激引起209±18°/s的较大的VOR眼反应，但是未对准也变大到33±4°。对于中间值的子集（0.5≥α≥0.7），能够在最小化未对准的同时维持反应幅度。为了比较，在假体关闭（off）中RALP旋转的VOR眼反应的幅幅度和未对准以相同的动物为条件。然而，在电流分配的中间的百分比处，三极刺激与双极的和非常不同。我们推理这种非线性是部分地由于神经的激活阈值。因为不顾返回电极位置施加常量200μA，当从一个电极到另一个电极定相电流时我们观察到没有幅度的减少。对于任一双极情形来说这种趋势是不成立的，在双极情形中当电流幅值减小时VOR眼反应的幅度减小。

讨论

MVP2的若干特征使MVP2朝着临床地可应用的、可植入式前庭假体有显著的前进。这些包括：装置的减小的尺寸、较低的功率消耗、感测转动的和线性的运动的能力、电流导引的能力以及记录eCAP的能力。

MVP2的减小的尺寸允许装置被放置在厚度和轮廓尺寸可和当前临床使用的人工耳蜗比较的密封的封装体中。这是较MVP1显著的改进。考虑到最近的人工耳蜗刺激器电路尺寸的减少，既具有迷路的电极又具有耳蜗的电极的混合耳蜗的/前庭的植入物可以容易地安装在类似于人工耳蜗内部的处理器所使用的耳后的鼓膜下袋（subperiosteal pocket）里面。因为SCC壶腹的经乳突的途径大部分和耳蜗植入术的途径是相同的，所以可以由大多数已经熟练于做耳蜗植入手术的外科医生来完成它。

装置的低功率消耗允许靠封装体中三个AAA尺寸的电池的高达50小时的工作，该封装体是相当地小、轻并且扁平。尽管用于功率传输的感应的经皮的链接的结合与我们已经在动物中使用的经皮的连接相比将招致功率效率的~75-80%的减少，与MVP1相对的MVP2的将近50%的功率消耗的减少使它达到下述范围，对于该范围寻呼机形状的八电池带状包（belt-pack）可以通过感应的经皮的链接大于36小时的驱动装置或者经由类似用于Ineraid人工耳蜗的经皮的连接器的将近一周的驱动装置。

人工耳蜗现在通常使用的距离耳后位置的后下几厘米的前庭假体传感器/处理器的骨膜下的放置将近似地使陀螺仪与陀螺仪打算仿真的SCC对准。为了对植入的传感器与SCC之间的任何残留的未对准进行测量并且预补偿，MVP的三轴加速度计可以被用于测量装置的具有在原地相对于明显的头骨地标的高达0.139度的分辨率的定向，该明显的头骨地标可以依次与SCC方向有关。

可以经由预补偿的线性坐标系变换和电流导引来校正由于不理想的装置定向或者电流扩布而造成的SCC与主要的响应轴之间的未对准。

同时地控制数个电流源的能力提供了实现对由于通道相互作用造成的轴未对准更好的控制的手段。尽管复杂的迷路的显微解剖学使得难以正确的预测当电极的源电流的不同的部分被导引到三极范式中的不同的返回电极时该电极的反应轴将怎么改变，我们的数据证实多级的电流导引范式可以充分地移动壶腹神经刺激的模式以扩大装置的可能的头部旋转的3D空间的覆盖范围。如果这些结果指示出用更加密集的电极对更加密集的神经种群之间的电流进行操作的能力，那么电流导引可以提供如在人工耳蜗的情况下那样的改进神经的选择性的方法。

MVP2的机载放大器可以被用于测量电极阻抗，在植入物在原地或者在体内的情况下提供关于装置完整性和/或电极迁移的信息。电极阻抗测量已经被证实在临床中对于人工耳蜗用户是有用的因为这样的测量提供了对电极完整性和瘢痕形成进行监视的手段。

对于前庭假体设计的领域来说陌生的这些特征利于普通猕猴的生理的动物试验。这些试验将帮助确定用于最终人类的使用的必要的特征和约束条件。

安全的直流刺激

前庭假体技术的现有技术水平只能激起活动。这造成重要的问题，因为仅在一个耳朵中植入的前庭假体可以因此只精确地通过刺激神经活动对朝着那只耳朵的快速头部旋转进行编码。在相反方向的头部旋转期间，假体将理论上抑制神经活动，传输关于头部旋转的信息到大脑。然而，用现有技术水平这是不可能的。经由从超额的基线水平将刺激回收来模拟抑制的企图导致未达最佳标准的结果。

通常，在长期的植入式神经假体中不能使用直流刺激，因为直流刺激在金属-盐溶液界面处造成不可逆的电化学反应，释放有毒的物质并且腐蚀电极。这对于所有长期的植入式刺激装置，包括人工耳蜗和起搏器是共通问题。这是令人遗憾的，因为DC电流刺激可以提供显著的电位优势，尤其在内耳中，DC电流刺激通常在不同的流体间隔之间维持恒定的（俗称“DC”）电位差异以通过听毛细胞（正常内耳的感知细胞）驱动听觉刺激和前庭刺激的转导。控制这种DC电位的能力将允许既刺激又抑制前庭神经反应，然而前庭假体技术的现有技术水平仅能刺激活动。低频交流电（LF-AC）的传送可以提供类似的优势，但是由于阻止DC的使用的相同的电化学约束条件LF-AC刺激的使用被阻止。对于小的金属电极，现有技术水平仅允许高频交流电（HF-AC）刺激的长期的使用，具体在长期的植入式神经刺激器系统中用简短的电荷平衡的两相的电流脉冲的形式。

Spelman描述了使用长期的植入式金属电极对耳蜗的DC电位进行控制的方法（Spelman,F.Electrodes and Stimulators for Strial Presbycusis.Thirty Fourth Neural Prosthesis Workshop.2010.10-12-2003;Spelman,F.A.,Johnson,T.J.,Corbett,S.S.,和Clopton,B.M.Apparatus andMethod for Treating Strial Hearing Loss.(6,694,190B1).2-17-2004;Spelman美国专利第6,694,190B1号）。

本发明的这种实施方式的新颖的特征在于对这个范式的再利用和新颖的结合，在该范式中安全的DC刺激被传送到前庭迷路以抑制前庭神经活动以使得脉冲率调制的两相的电流脉冲刺激可以承担对前庭神经放电频率的更大的控制，该脉冲率调制的两相的电流脉冲刺激是唯一地有刺激性的。这种方法从输送到CNS的活动形态中去除了自发性的神经活动，给予新颖的前庭假体前所未有的对在很宽的头部速度的范围内朝着植入的迷路和远离植入的迷路的头部旋转进行编码的能力。

根据本发明的实施方式，我们描述一种方法和设备以通过使用长期的阳极的DC神经传导阻滞的安全的版本抑制传入的自发性活动来增加对头部运动进行编码的动态范围，并且允许假体完全的控制传入的脉冲率（spike rate）。假体将抑制本地的/自发性神经活动并且然后使用LF-AC、HF-AC或者脉冲率调制的（PFM）电荷平衡的脉冲来实现对神经元的基线动作电位放电频率的完全的外生的控制以及对响应于头部运动的该基线以上或者以下的放电频率进行调制。

为了在头部向头部的未植入（unimplanted）侧移动的情况下改进VOR眼反应，我们和过去尝试的其他人增加基线刺激频率以使得它基本上高于传入的自发的放电频率（firing rate）并且关于该基线对头部旋转速度进行编码。该方法的假定的益处是对通过从人为地高基线减小刺激频率能够抑制神经的动态范围进行扩展，以通过增加刺激频率能够刺激神经的略低动态范围为代价。在该方法之后的概念上的想法是重新校准中心的VOR过程以适于人为地高基线。实验观察示出当基线刺激频率保持在人为地高的时，VOR反应实际上是对称的；然而反应的幅度减少了差不多数量级。在松鼠猴中进行了增加这些对称的反应的幅度的最近的创新的尝试。几个月来，通过在高模态与低模态（°/s与脉冲率之间陡峭的关系图对比浅的关系图）之间周期性地转换长期的刺激灵敏性能够适当地增加对从0.05到0.2的电刺激的眼反应的增益。

为了更好的理解为什么高基线频率范式不能传送假定的高幅度对称反应，我们从传送电刺激到植入在双边地前庭缺失的南美栗鼠的左后半规管中的电极来获得下面的数据。试验范式由传送不同的基线刺激频率到电极直到眼球震颤为止组成，随后以60脉冲每秒（pps）的倍数传送的正的或者负的频率变化的步骤。图15暗示使用较高基线脉冲率的刺激范式唤起较小刺激性的（正的）眼速度反应，然而脉冲率的减小的抑制的（负的）眼反应保持是相对的相似的并且小的。图也指示出当使用较高基线刺激频率时改进的反应对称。因此看来与高基线刺激范式的意图相反，当使用较高的基线刺激频率时看见的刺激的-抑制的眼反应对称不是由于如希望的增加的抑制的动作的动态范围，而宁可说是由于减少的刺激的动作的动态范围。

传送到假体电极的脉冲唤起在已经在前庭神经上存在的自发性活动之上增加传入的放电频率的尖峰信号。例如，当在不同的频率处的20-脉冲序列经由植入在靠近前庭神经的水平分支的电极被传送时，VOR眼反应是单向的并且具有下述速率，该速率单调地增加脉冲率，暗示放电频率的单调的增加。当从关闭电源状态在基线刺激频率处接通假体时，附加的证据来自与增加的脉冲率一致的方向中可见的眼球震颤。最后，具有结合的神经刺激的试验和来自猕猴的前庭神经核的单个记录示出电唤起的动作电位与神经的自发性放电的频率总和。

因此合理的是假定如果传入的自发性频率可以被减弱，那么假体将能够更加精确地控制与固定的头部旋转对应的基线尖峰信号频率，以及能够在那个频率之上或者之下进行调制以对头部旋转进行编码。尽管有可能用药理学的方式减小前庭神经的自发性频率，最直接的方法诸如氨基苷类抗生素的高浓度剂量的迷路内使用已经被证实会导致神经上皮组织的显著的损害以及引起前庭神经的逆行变性。

用阳极的DC刺激可以抑制前庭神经的自发性活动。从麻醉的松鼠猴记录的单组前庭神经显示响应于下述短期（5s）阳极电流的传入的抑制，该阳极电流被传送到定位在靠近前庭神经的外淋巴隙中的刺激电极和定位在中耳中的返回电极。

为了确信阳极的DC刺激电流将能够抑制前庭缺失的南美栗鼠的传入的自发性活动，我们进行了初步的实验。我们把响应于传送到植入在右水平半规管中的电极的2.5s阳极的刺激脉冲的眼动与在下述情况下引起的眼动进行比较，该情况为刺激频率从60pps基线增加到420pps，并且相对地脉冲率从60pps基线减小到0pps。图16中的响应是从10个试验的平均值。正值指示朝着被刺激的迷路的头部运动的被引起的感知的VOR眼动反应，负值指示远离被刺激的迷路的头部运动的VOR眼反应。绘图示出阳极的刺激能够引起强烈抑制的VOR眼反应。使用阳极刺激引起强烈抑制的反应的能力与下述假设一致，该假设为自发性活动在前庭神经上是确实存在的并且比起用从60pps基线到0pps的脉冲率的阶跃减少，用阳极的DC刺激可以更有效地抑制这种活动。

由于电解、感应电流的电荷转移以及电镀产生气体所以在体内传送阳极的DC刺激是有毒的。阳极的DC刺激的具体问题是在电极位置处离子的积聚引起离子浓度差异，对于该浓度差异神经组织是特别敏感的。

最初意图支持蜗内电位作为用于strial听觉损失的电位治疗的Spelman等人描述了对长期的DC刺激的安全性的问题的解决方法。作者提议为了克服DC电流刺激的毒性作用而使用像桥式整流器的系统。该系统传送交流电到被封装在装满盐溶液的腔室中的两个电极并且同时地调整四个阀门以在装置的输出端处产生离子的DC流动。因此DC电流决不流经电极从而避免了与电化学反应相关联的问题。我们提议对下述假设进行检验，该假设为使用安全的DC刺激来阻止沿着前庭假体刺激的传入的自发性活动将对比用假体单独的刺激更宽的头部速度的范围进行编码。

概念地，安全的DC刺激器（SDCS）将交流电脉冲传送到在充满人造的外淋巴液（在图17中叫做盐溶液）的隆凸的相对的端部处悬浮的电极。在刺激极性的每次改变的情况下，每个电极的任一侧上的阀门从打开到闭合的以及闭合到打开的改变，有效地在离子的流经每个阀门的低阻抗路径与高阻抗路径之间进行调整。两个伸缩管连接到隆凸的侧面，以使得两个伸缩管可以被定向到任何组织里以接通离子电流电路。图17示出对照装置的两种状态的这种概念。在图的左面板和右面板两者中，电流从左向右的流经被刺激的组织。用这种方法，对装置进行控制的连续的AC方波将从左向右的传送DC离子电流通过组织。该系统通过生成闭合的电流路径用于离子流动以使得用从左边电极管流出的阴离子取代流入右边的电极管的阴离子，也解决了离子累积的问题。

图17中将DC电流传送到迷路的管可以被附接于下述植入的装置，该装置实现在图中描述的SDCS阀门机制。根据本发明的实施方式为了传送长期的DC刺激以抑制神经的自发放电，可以与前庭假体一同执行该装置以将长期的DC刺激传送到前庭迷路。在迷路的SDCS连接的一个实施方式中，运载DC电流的两个管将与图3中描述的电极一起被插入。在另一个实施方式中，沿着电极引线的内腔可以将两个管组装到图3中描述的电极内。

装置的实施方式将包括：

1)对流体通道和由生物相容性材料（例如：塑料制品、硅氧烷、PDMS、硅树脂、聚酰亚胺、氮化硅、硅、金、Pt、Ir、Teflon(R)/PTFE、玻璃或者其他绝缘材料）做成的电极进行：使用光刻法的微型或者小型机械加工、3D印刷、激光消融、传统的机械加工、共融的金属切削（或者类似的失蜡铸造类型处理）或者相关的方法以在足够小以允许在耳朵或者类似大小的身体空间中植入的封装体中产生图17中描述的装置的功能性等价物；

2)用于传送离子电流到身体空间的单个普通流体通道（相对于在别处的色拉孔（counter sink））或者多极的流体通道（包括两个或更多个单个流体通道，允许从所关心的身体隔室注入以及取出阳离子种类和/或阴离子种类）；

3)腔室电极，该腔室电极包括经由绝缘体内部的流体通道将大面积的金属/盐溶液界面连接到所述绝缘体中的较小截面面积的端口，以使得在金属/盐溶液界面处不违反安全刺激电荷平衡标准的情况下在端口处可以实现大电流密度；

4)如同#3中的腔室电极，具有水凝胶或者其他介质填充腔室以防止细菌的进入

5)可选的光学刺激器，该可选的光学刺激器与通过“安全DC”源的长期的抑制一致，在任意高或者低频率处驱动神经活动；以及

6)控制器，该控制器能够单独的或者结合的传送多频率刺激，包括安全DC、安全LF-AC、HF-AC和脉冲率调制的电荷平衡脉冲，以克服并且然后完全地控制关心的组织的放电频率。

在本说明书中示出和讨论的实施方式仅意图教导本领域的技术人员如何去制造并且使用本发明。在描述的本发明的实施方式中，为了清楚起见使用了具体的术语。然而，本发明不意在被限制于所选择的具体的术语。在不脱离本发明的情况下可以修改或者改变上述的本发明的实施方式，如本领域的技术人员根据上述教导将理解的那样。因此要理解的是，在权利要求和权利要求的等同物的范围内，除了如具体地描述的那样之外可以实现本发明。

Claims

1.一种可植入式神经刺激装置，包括：

传感器系统；

数据处理器，所述数据处理器与所述传感器系统通信；以及

神经刺激系统，所述神经刺激系统与所述数据处理器通信并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支，

其中，所述神经刺激系统包括电极阵列，并且

其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列包括：被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极、和被构造为以外科手术的方式植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。

2.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述前庭神经刺激系统的所述电极阵列还包括第二参考电极，所述第二参考电极被构造为固定成与所述前庭迷路外部的区域电接触。

3.根据权利要求2所述的可植入式神经刺激装置，其中，每组电极是多电极阵列，所述多电极阵列被构造为在迷路内自定向以利于以最优的方式植入成分别与所述前庭神经的所述分支以电方式通信。

4.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统还包括多个电流源和多个电流宿，所述多个电流源和所述多个电流宿中的每个能够选择性地指向至少一个电极。

5.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述数据处理器适于接收要被用于对所述前庭神经的所述上分支、所述水平分支和所述后分支中的至少一个的刺激进行校正的信息，并且适于将校正信号提供给所述前庭神经刺激系统以影响电流导引，从而改进对所述前庭神经的电刺激。

6.根据权利要求5所述的可植入式神经刺激装置，还包括与所述数据处理器通信的非易失性数据存储系统，

其中，所述非易失性数据存储系统被配置成存储数据，所述数据用于由所述数据处理器使用以校正从所述传感器系统接收的信号。

7.根据权利要求6所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述数据处理器被配置成对下述未对准中的至少一个进行校正：由于在对所述前庭神经的刺激期间的电流扩布所造成的头部运动与眼睛运动反应或者感知的未对准、所述可植入式前庭刺激装置与头部固定的参考系之间的未对准、以及所述电极阵列与所述前庭神经的未对准。

8.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述传感器系统包括三轴陀螺仪系统。

9.根据权利要求8所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述传感器系统还包括具有线性加速度计的三轴系统，所述具有线性加速度计的三轴系统被构建成至少提供所述可植入式前庭刺激装置的关于相对于局部重力场的任何定向的定向信息。

10.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列还包括被构造为以外科手术的方式植入成与椭圆囊前庭神经分支以电方式通信的第四组电极、以及被构造为以外科手术的方式植入成与球囊前庭神经分支以电方式通信的第五组电极。

11.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列还包括被构造为以外科手术的方式植入成与耳蜗神经分支以电方式通信的第六组电极。

12.一种用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，包括：

第一组配线和与所述第一组配线中的对应配线电接触的第一组电极，所述第一组电极形成上前庭神经分支电极阵列，使得所述第一组电极相对于彼此保持基本固定；

第二组配线和与所述第二组配线中的对应配线电接触的第二组电极，所述第二组电极形成水平前庭神经分支电极阵列，使得所述第二组电极相对于彼此保持基本固定；

第三组配线和与所述第三组配线中的对应配线电接触的第三组电极，所述第三组电极形成后前庭神经分支电极阵列，使得所述第三组电极相对于彼此保持基本固定；以及

与对应的参考配线电连接的参考电极,

其中，所述参考电极是适合于以外科手术的方式被内部地植入到前庭迷路中的总脚电极。

13.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述第一组配线、所述第二组配线、所述第三组配线和所述参考配线都具有附接到共同的装置连接器的装置端部。

14.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述上前庭神经分支电极阵列和所述水平前庭神经分支电极阵列连接成使得所述上前庭神经分支电极阵列和所述水平前庭神经分支电极阵列以下述几何构型保持基本固定，所述几何构型利于在外科植入期间所述电极在所述电极的目标神经组织附近同时进行自对准。

15.根据权利要求14所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述上前庭神经分支阵列、所述水平前庭神经分支阵列和所述后前庭神经分支阵列中的每个阵列包括三个电极和对应的三条配线。

16.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，还包括第二参考电极，

其中，所述第二参考电极是远参考电极，所述远参考电极适合于为以下中的至少一项：以外科手术的方式植入或附接到所述前庭系统附近，以及以外科手术的方式植入或附接在所述前庭系统外部。

17.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述第一组电极、所述第二组电极、所述第三组电极和所述参考电极中的至少一个电极是腔室电极，所述腔室电极包括：

电绝缘结构，所述电绝缘结构限定腔室并且提供用于与神经电接触的开口；

电传导结构，所述电传导结构至少部分地设置在所述腔室内；以及

电解质，所述电解质以与所述电传导结构电接触的方式设置在所述腔室中。

18.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，还包括：

第四组配线和与所述第四组配线中的对应配线电连接的第四组电极，所述第四组电极形成椭圆囊前庭神经分支电极阵列，使得所述第四组电极相对于彼此保持基本固定；

第五组配线和与所述第五组配线中的对应配线电连接的第五组电极，所述第五组电极形成球囊前庭神经分支电极阵列，使得所述第五组电极相对于彼此保持基本固定；以及

第六组配线和与所述第六组配线中的对应配线电连接的第六组电极，所述第六组电极形成耳蜗神经分支电极阵列，使得所述第六组电极相对于彼此保持基本固定。