CN107847739B - 耳蜗植入系统 - Google Patents

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Abstract

提供一种耳蜗植入系统，其包括：用于提供输入音频信号的麦克风布置结构(20)；用于从所述输入音频信号生成听觉神经刺激信号的声音处理器(24)；可植入的刺激组件(12)，所述可植入的刺激组件包括电极阵列(19)，所述电极阵列(19)将植入患者的耳蜗中，以根据所述听觉神经刺激信号来电刺激耳蜗；以及电极迁移监测单元(54)，所述电极迁移监测单元包括用于响应于耳蜗的刺激地捕捉所述电极阵列的电极(18)处诱发的ECAP信号的单元(58)，所述耳蜗的刺激是通过向电极施加听觉神经刺激信号而产生的，所述电极迁移监测单元还包括用于存储捕捉的ECAP信号和/或从捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据的储存单元(60)、用于通过比较当前捕捉的ECAP信号和/或和从当前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据与所存储的之前捕捉的ECAP信号和/或从之前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据来检测电极相对于耳蜗的迁移的电极迁移检测单元(62)、以及用于在所述电极迁移检测单元检测到电极迁移的情况下输出警示信号的单元(64)，其中，电极迁移监测单元适于定期地重复ECAP信号的捕捉以及ECAP信号和/或ECAP数据的比较。

Description

耳蜗植入系统
技术领域
本发明涉及一种耳蜗植入系统包括麦克风布置结构、声音处理器和可植入的刺激组件，刺激组件包括将植入患者的耳蜗的电极阵列。
背景技术
耳蜗植入(CI)系统的正确运行要求电极阵列在通过手术植入耳蜗后相对于耳蜗保持在期待的位置处，以使得每个电极可以在期待的刺激部位处刺激耳蜗。在理想情况下，每个电极的位置在植入后保持不变。
然而，在植入后可能由于各种原因而出现电极迁移(或退出或挤出)：可能在耳蜗内存在电极阵列的拉伸(尤其发生在笔直的电极阵列设计的情况下)，在电极引线上可能具有弹簧效应，头骨可能生长(尤其在患者是儿童的情况下)，或可能在电极周围形成鞘(sheath)从而将电极推出，等等。通常而言，这种术后的电极阵列迁移是向外的，但是在一些情况下也会观察到向内迁移。迁移的量通常位于1至5个电极接触部的范围内。存在一些表明电极迁移的出现已经增加的指示，这是因为已经可以采用薄的且相对较短的侧壁电极阵列设计，这种设计不会像早期的具有较大直径的电极阵列那样“紧密地”坐置于鼓阶中。
尽管医师尝试通过适当地固定电极引线来降低电极迁移的风险，但是仍可能在甚至手术后的数月后或数年后发生电极迁移。通常，电极迁移通过术后成像来检测，其中，所述术后成像是针对患者由于声音品质和/或语音理解的突然降级所导致的抱怨而实施的。这种成像要求儿科患者的镇静和影像学调查。
电极迁移在下述情况下是尤为有问题的：患者是不能报告声音感知的婴儿或年幼的儿童，从而可能一直无法发现电极迁移直至观察到延迟的语音获取或其它听觉缺陷。
在检测到电极迁移时，患者可以被再次调装，确信位于耳蜗外的电极接触部可以被关断，或者可以执行修正手术。
对CI患者中电极迁移的可能性和检测的研究呈现于以下文章：《ElectrodeMigration in Cochlear Implant Patients：Not an Exception》，作者是K.S.van derMarel等人，Audiol.Neurotol.2012；17(5)，第275-281页；和《Electrode migration aftercochlear implant surgery:more common than expected》，作者是A.Dietz等人,EurArch Otorhinolaryngol.2015；DOI 10.1007/s00405-015-3716-4。
US 8,527,058 B2涉及一种CI系统，该CI系统能够测量电极的阻抗以自动地根据当前测得的电极阻抗来调节信号处理参量和/或以向患者输出警示、比如借助于LED或图形界面的视觉警示、可听到的哔哔声或者文字短消息，以使得患者或其他人员意识到患者可能需要去诊所以根据阻抗变化重新调节刺激参量。
用于分析评价植入的CI装置的性能以进行调适的标准工具是使用电诱发复合动作电位(“ECAP”，electrically evoked compound action potential)，所述电诱发复合动作电位可以利用耳蜗内的电极来记录并可以通过背向遥测(back-telemetry)发回给CI系统的外部处理器。响应于耳蜗的电刺激通过植入的电极中的至少一个来记录ECAP以评估电极的基本功能性和电极-神经相互作用的完整性。ECAP是电压信号，该电压信号包括负峰值和较小的正峰值；ECAP的通常数量级位于1至1000μV之间。大致上，ECAP大小与响应于电刺激的听觉神经纤维的量单调地相关。尤其，ECAP可以用于确定每个电极的神经反应阈值(即生成可测量的ECAP的最小电极电流，或在给定的刺激电流下可生成可测量的ECAP的最小脉冲间隔)，该神经反应阈值可以从所谓的生长功能测量结果(growth functioningmeasurement)的线性拟合来确定。首次装入CI系统的手术过程中的这种ECAP测量的一示例描述在US2008/0221640A1中。在调适期的过程中用于确定感觉阈值的ECAP的测量的一示例描述在US2015/0032181A1中。
此外，在会议报告《Electrodenmigration bei Cochlea-Implantat-Patienten:
Figure GDA0002979993630000021
der Verdachtsdiagnose
Figure GDA0002979993630000022
der Nachsorge》(作者是Gaertner等人,German Society of Oto-Rhino-Laryngology的第85届年会,Head and NeckSurgery,5月28日至6月1日,2014年,多特蒙德)中记载了：电极迁移可能导致电极的ECAP阈值产生顺电极或逆电极式(electrode-wise)的偏移。
发明内容
本发明的目的在于提供一种CI系统，该CI系统允许较早地且便利地检测术后的电极阵列迁移；尤其，这种系统应当还适用于年幼的儿童。
根据本发明，该目的是通过本发明所限定的CI系统以及本发明所限定的用于操作这种CI系统的对应的方法来实现的。
本发明的有益之处在于：提供耳蜗植入系统，其中，耳蜗植入系统具有电极迁移监测单元，电极迁移监测单元定期地捕捉电极处所诱发的ECAP信号并比较捕捉的ECAP信号和/或从捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据(比如ECAP阈值)与所存储的之前捕捉的ECAP信号或算得的ECAP阈值，从而检测电极迁移并在检测到电极迁移的情况下输出对应的警示信号，通过提供上述耳蜗植入系统而可以几乎立即意识到电极迁移而无需诊断处理患者、比如镇静和影像学调查患者且无需患者的任何特定的配合、比如给出特定的知觉反馈或拜访医生。
附图说明
本发明的优选实施例限定在本公开中。
下文中，参考附图来说明本发明的示例，其中：
图1是根据本发明的CI系统的示例的示意性图示；
图2是带有标记的刺激部位和植入的电极阵列的人耳蜗的剖视图；
图3是根据本发明的CI系统的信号处理结构的示例的框图；
图4是通过反向遥测来进行ECAP测量的体系的示意图；并且
图5是电极阵列在电极迁移之前和之后的ECAP阈值曲线的示例。
具体实施方式
在图1中示意性示出耳蜗植入系统的一示例。该系统包括声音处理子系统11和刺激子系统12。声音处理子系统11用于检测或感测音频信号并将音频信号分成多个分析通道，每个分析通道包含有一种频域信号(或简称为“信号”)，频域信号代表所捕捉的音频中的不同的频率部分(frequency portion)。对于每个分析通道通过分析相应的频域信号来确定信号电平值。基于频域信号生成刺激参量并将刺激参量传递给刺激子系统12。
刺激子系统12用于根据从声音处理子系统11所接收的刺激参量来生成电刺激(本文中也被称作“刺激电流”和/或“刺激脉冲”)并将电刺激施加于患者的耳蜗内的听觉神经处的刺激部位。电刺激通过CI刺激组件(“电极阵列”)19提供给患者17，所述CI刺激组件包括多个刺激通道，其中，多种已知的刺激策略、比如电流操纵式刺激或“M之N(N-of-M)”刺激可以被使用。此外，刺激组件19还用于通过反向遥测(reverse telemetry)进行ECAP测量，如下文针对图4所更详细说明的。
图2示出人耳蜗200的示意性结构。如图2所示，耳蜗200呈起始于基底202并结束于顶点204的涡旋形状。在耳蜗200内具有听觉神经组织206，听觉神经组织206在耳蜗200内以频率拓扑(tonotopic)的方式排布。低频率在耳蜗200的顶点204处被编码，而高频率在基底202处被编码。由此，沿着耳蜗200的长度的每个位置对应于一不同的感知频率。刺激子系统12(图1)配置成向耳蜗200内的不同位置(例如沿着听觉神经组织206的不同位置)施加刺激以提供听觉(在图2的示意性图示中通过以适当的方式在耳蜗200中定位电极阵列而使得电极阵列19中的每个电极18配属于刺激部位中的不同的一个刺激部位，从而使得每个电极接触部位于期待的刺激部位处)。
返回至图1，声音处理子系统11和刺激子系统12配置成根据一个或一个以上控制参量来操作。这些控制参量可以配置成具体表示一个或一个以上刺激参量、操作参量、和/或任何其它可以用于具体的应用的参量。示例性控制参量包括但不局限于：最舒适的电流等级(“M等级”)，阈值电流等级(“T等级”)，动态区间参量，通道声学增益参量，前端和后端动态区间参量，电流操纵参量，幅值，脉率值，脉宽值，极性值，滤波特性，和/或任何其它可以用于具体应用的控制参量。
在图1示出的示例中，刺激子系统12包括可植入的耳蜗刺激器(“ICS”)14、引线16和位于引线16上的刺激组件19。刺激组件19包括多个用于电刺激听觉神经的刺激接触部(“电极”)18。引线16可以插入耳蜗的导管内以使得刺激接触部18与耳蜗内的一个或一个以上刺激部位连通，即刺激接触部18与相应的刺激部位相邻、大致邻近或紧密靠近、或者直接位于相应的刺激部位旁边或直接位于相应的刺激部位上。
在图1所示的示例中，声音处理子系统11设计成位于患者17体外；然而，在替代示例中，子系统11的构件中的至少一个可以是可植入的。
在图1所示的示例中，声音处理子系统11包括从环境声音捕捉音频信号的麦克风20、麦克风链路22、通过链路22从麦克风20接收音频信号的声音处理器24、和头戴件(headpiece)26，线圈28布置于头戴件26中。声音处理器24配置成根据选取的声音处理策略来处理捕捉的音频信号以生成用于控制ICS 14的适当的刺激参量并且可包括耳后(behind-the-ear，BTE)单元或便携式语音处理器(“PSP”)或构造在耳后(BTE)单元或便携式语音处理器(“PSP”)中。在图1的示例中，声音处理器24配置成通过无线式经皮(transcutaneous)通信链路30以经皮的方式向ICS 14传输数据(尤其是代表一个或一个以上刺激参量的数据)。头戴件26可以附缀于患者的头部并定位成使得线圈28与包含在ICS14中的对应的线圈(未示出)通信地耦合以建立链路30。链路30可包括双向通信链路和/或一个或一个以上专用单向通信链路。根据一替代实施例，声音处理器24和ICS 14可以直接有线连接。
在图3中示出声音处理器24的示意性示例。麦克风20捕捉的音频信号在音频前端电路32中放大，放大的音频信号通过模拟-数字转换器34转换成数字信号。得到的数字信号然后利用适当的自动增益控制(AGC)单元36进行自动增益控制。
在适当的增益控制后，数字信号被滤波器组38处理，滤波器组38包括配置成将数字信号分成m个分析通道40的多个滤波器F1、…、Fm(例如带通滤波器)，每个分析通道包含有一个代表由麦克风20感测的音频信号中的不同的频率部分的信号。例如，这种频率滤波可以通过将离散傅立叶变换(Discrete Fourier Transform)施加于音频信号并然后将得到的频率区分成各分析通道40来实施。
每个分析通道40内信号分别输入给一波封检测器42以确定每个分析通道40内的信号中所包含的能量的量。波封检测器42的输出信号提供给映射模块46，所述映射模块46用于使分析通道40中的信号与刺激通道52映射。例如，信号等级可以映射于用于限定电刺激脉冲的幅值，电刺激脉冲通过ICS 14经由M个刺激通道52施加于患者。例如，n个刺激通道52(nstimulation channels)中的每个刺激通道可以关联于一个刺激接触部18或关联于一组刺激接触部18。
声音处理器24还包括刺激策略模块48，所述刺激策略模块48用于基于分析通道40中的信号并根据特定的刺激策略(可以是从多个刺激策略中选取出的刺激策略)生成一个或一个以上刺激参量。例如，刺激策略模块48可生成这样的刺激参量：所述刺激参量指导ICS 14生成加权刺激电流并通过多个刺激通道52来并行地施加所述加权刺激电流以实现电流操纵式刺激策略。附加地或替代地，刺激策略模块48可以配置成生成这样的刺激参量：所述刺激参量指导ICS 14以通过仅仅通过刺激通道52中的子组N来施加电刺激从而实现“M之N”刺激策略。
声音处理器24还包括多路复用器50，所述复用器50用于串行由刺激策略模块48生成的刺激参量以使得它们可通过通信链路30、即通过线圈28传输给ICS 14。
声音处理器24可以根据由控制单元(未示出)设定的至少一个控制参量来操作。这种控制参量可以是听觉上最舒适的电流等级(MCL，也被称作“M等级”)、阈值电流等级(也被称作“T等级”)、动态区间参量、通道声学增益参量、前端和后端动态区间参量、电流操纵参量、幅值、脉率值、脉宽值、极性值、和/或滤波器特性。如上所述的这种听觉假体装置的示例可以从例如WO2011/032021A1中知晓。
图4示出通过正向遥测在电极18B处电刺激之后的听觉神经激励和通过反向遥测得到的电极18A处的ECAP记录的示例的示意性图示(被刺激的神经元在图4中由黑阴影圆圈表示，用于电刺激的返回电极(return electrode)和ECAP测量的返回电极分别示出于18C和18D处)。电流源60和放大器62定位在ICS 14的接收部件内。典型的ECAP的峰值在图4中的ECAP信号随时间变化的示例中于N1和P1处示出。这些峰值可以用作标记以测量作为P1与N1之间的电压差的ECAP幅度。
用于算得tNRI(神经反应成像的阈值)等级的ECAP测量的示例说明在US2015/0032181A1和US2008/0221640A1中。
根据图1的示例，声音处理子系统11还包括电极迁移监测单元54，电极迁移监测单元54可以形成为还包括声音处理器24的声音处理器单元56的一部分。通常而言，声音处理器单元56是BTE(耳后式)单元或者是没有戴在耳的高度处但是可以戴在例如环绕患者的身体的皮带处的便携式语音处理器(“PSP”)单元。
根据一替代实施例，CI系统设计成一种可以完全植入的系统，声音处理器24和电极迁移监测单元54可以形成为可植入的布置结构的一部分。
电极迁移监测单元54包括多个构件，也即包括用于捕捉在图2的电极阵列19中的电极18处所诱发的ECAP信号的单元58。监测响应于通过向电极18施加听觉神经刺激信号而产生的耳蜗的刺激并通常通过反向遥测(该原理在图4中示出)来执行。其它构件包括：储存单元60，电极迁移检测单元62以及用于在检测到电极迁移时输出警示信号的单元64。
储存单元60用于存储捕捉的ECAP信号和/或从捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据、比如可以例如从生长功能测量结构算得的神经反应阈值(参见例如US2015/0032181A1和US2008/0221640A1)。
电极迁移检测单元62适于通过比较当前捕捉的ECAP信号和/或从当前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据与之前捕捉的ECAP信号和/或从之前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据来检测电极相对于耳蜗的迁移。这种之前捕捉的ECAP信号、或相应的算得的ECAP数据存储在储存单元60中(储存单元除了存储测得的电极阻抗值之外还可以用于存储ECAP信号和ECAP数据这两者；对于存储的基线值仅仅有必要存储被发现显著偏离于基线的最近值或者整个历史中的某个加权平均值从而允许比较历史数据和当前数据)。为此，电极迁移检测单元62可以分析例如电极阵列19的神经反应曲线，其中，对于每个电极例如通过生长功能测量结构来确定一神经反应阈值。在这种情况下，对从之前捕捉的ECAP信号获得的神经反应曲线和由当前捕捉的ECAP信号获得的神经反应曲线的相关性分析被执行以检测神经反应曲线的顺电极或逆电极式的偏离的出现，这种偏离代表电极迁移。
这种比较的一示例在图5中示出，在该图中，电极迁移出现之前的神经反应曲线的示例由圆圈表示(各位置表示确定的神经反应阈值“tNRI”)，并且，电极迁移发生后相应的神经反应曲线由方框表示。图5的示例表明：由于电极迁移，两个基底电极(也即，电极#15和#16；电极#1表示图5中最顶端的电极)已经移出耳蜗。从图5可以观察到的是，电极#15和#16移出耳蜗导致整个神经反应曲线向左偏移两个电极(也即，迁移后电极#12具有与迁移前的电极#14的类似的神经反应，电极#11在迁移后具有与迁移前的电极#13类似的神经反应，等等)。
明显的是，神经反应曲线的这种偏移仅仅在曲线不是“平的”的情况下才能检测到(在“平的”曲线中，所有的电极具有近似相同的神经反应)。然而，在曲线不是“平的”的情况下，电极迁移监测单元54可以利用以下效应：对于已经迁移出耳蜗的那些电极，预期会出现神经反应阈值的显著增加(这种增加可以在图5中从电极#15和#16观察到)。由此，电极迁移监测单元54除了检测神经反应曲线的顺电极或逆电极式偏移以外，还可以从最基底电极中的至少一个或两个的神经反应阈值的增加超出给定的阈值增加极限来检测电极迁移。这种阈值增加预期只出现于最基底电极，这是因为只有最基底电极才可能移出耳蜗。
此外，电极迁移监测单元54可以适于将最基底电极中的至少一个接地以确定这种接地对相邻电极的ECAP信号的影响。在这种情况下，在接地过程中获取的ECAP信号将与没有接地时获取的ECAP信号进行比较，并在观察到显著的影响、即观察到超出给定的“接地影响极限”这种影响时，可以判断出已经出现电极迁移。这种接地测量的益处在于：可以预期到，已经移出耳蜗的电极所传输的电流将在它可以产生神经反应之前被相邻的电极吸收。由此，甚至在标准神经反应记录中没有呈现明显的效应的、缓慢或较迟发生的电极从耳蜗的移出也可以通过这种接地测量来检测到。
除了神经反应分析以外，电极迁移监测单元54可以执行至少一些电极或全部电极的阻抗测量并在储存单元60中存储测得的阻抗值以检测电极阻抗的变化，在判断电极迁移是否已经发生时考虑检测到电极阻抗变化。优选地，在每次执行ECAP测量时执行这种电极阻抗测量。
对此，需要说明的是，单独的阻抗测量并非一种用于检测电极迁移的可靠工具，这是因为电极阻抗的变化可能源于除了电极迁移以外的其它原因，或者电极迁移可能没有导致电极阻抗发生变化。后一效应由Dietz(2015)的文章予以证实，该文章中，尽管声音品质变化促使进一步的影像学评估，但是在25％的情况下即使存在电极阵列迁移也不会发现电极阻抗的变化。例如，耳蜗外的电极周围的组织生长可能减小或模糊任何阻抗变化。尽管在植入后没有立即出现组织鞘从而可以观察到最基底电极由于迁移而出现的阻抗变化，但是在植入后数周后或数月后出现电极迁移的情况下是不可能观察到最基底电极由于迁移而出现的阻抗变化的，这是因为那时鞘已经在耳蜗外的电极引线周围生成，这使得电极阵列在这种固定的鞘内移动时无法观察到显著的阻抗变化。
ECAP信号的捕捉(以及后续中ECAP信号和/或ECAP数据与之前的测量结果之间的比较)在CI系统接通时定期地进行、例如每天都(或每隔一天或每隔两天地)进行。
一旦已经通过电极迁移监测单元54检测到电极迁移现象，则警示单元64将向患者或负责患者的机构(通常是诊所)发出对应的警示信息。警示信息可以采用通过刺激子系统12播放警示音或者警示信息的方式(也即，警示单元64使得声音处理器24生成对应的听觉神经刺激信号以发送给刺激子系统12)或者通过生成光学警示信号、比如LED 66的特定的闪动模式(通常，声音处理器单元56总会包括LED)呈现于患者。警示信息可以通过利用附属装置68发送给患者的诊所，附属装置68通过通信网络、比如因特网或电话网与声音处理器单元56连接，声音处理器单元56包括用于与附属装置68交换数据的接口70(如图1的示例，接口70可以是无线式的)。

Claims (13)

1.一种耳蜗植入系统，其包括：
用于提供输入音频信号的麦克风布置结构(20)；
用于从所述输入音频信号生成听觉神经刺激信号的声音处理器(24)；
可植入的刺激组件(12)，所述可植入的刺激组件包括电极阵列(19)，所述电极阵列(19)将植入患者的耳蜗中，以根据所述听觉神经刺激信号来电刺激耳蜗；以及
电极迁移监测单元(54)，所述电极迁移监测单元包括用于响应于耳蜗的刺激地捕捉所述电极阵列的电极(18)处诱发的ECAP信号的单元(58)，所述耳蜗的刺激是通过向电极施加听觉神经刺激信号而产生的，所述电极迁移监测单元还包括用于存储捕捉的ECAP信号和/或从捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据的储存单元(60)、用于通过将当前捕捉的ECAP信号和/或从当前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据与所存储的之前捕捉的ECAP信号和/或从之前捕捉的ECAP信号算得的ECAP数据进行比较来检测电极相对于耳蜗的术后迁移的电极迁移检测单元(62)、以及用于在所述电极迁移检测单元检测到术后电极迁移的情况下输出警示信号的警示单元(64)，其中，电极迁移监测单元适于定期地重复ECAP信号的捕捉以及ECAP信号和/或ECAP数据的比较，
其中，警示单元(64)配置成生成对应于警示信息的听觉神经刺激信号，和/或
所述声音处理器包括LED(66)，并且，警示单元(64)配置成控制所述LED以生成光学警示信号，和/或
所述耳蜗植入系统还包括用于附属装置(68)的接口(70)，所述附属装置(68)将连接至通信网络、比如因特网或电话网，并且，警示单元(64)配置成生成将通过所述附属装置和所述通信网络发送给医师的警示信息。
2.根据权利要求1所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成由ECAP信号为每个电极(18)确定一神经反应阈值，从而获得所述电极阵列(19)的作为所述算得的ECAP数据的神经反应曲线。
3.根据权利要求2所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成对从之前捕捉的ECAP信号获取的神经反应曲线和从当前捕捉的ECAP信号获取的神经反应曲线进行相关性分析，以便检测神经反应曲线的顺电极或逆电极式偏移的出现，所述顺电极或逆电极式偏移代表电极的迁移。
4.根据权利要求2或3所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成在确定出至少最基底的电极(18)的神经反应阈值的增加超出给定的阈值增加极限时检测到电极迁移的出现。
5.根据权利要求4所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成在确定出至少有两个最基底的电极(18)的神经反应阈值的增加都超出给定的阈值增加极限时检测到电极迁移的出现。
6.根据权利要求1-3中任一项所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成将最基底的电极(18)中的至少一个接地以通过比较接地时获取的ECAP信号与没有接地时获取的ECAP信号来确定这种接地对相邻的电极的ECAP信号的影响，并且，这种接地的影响幅度超出给定的接地影响极限代表出现电极迁移。
7.根据权利要求1-3中任一项所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成在所述耳蜗植入系统(11，12)接通的时间内周期性地重复、比如以一天为周期地重复ECAP信号的捕捉以及ECAP信号和/或ECAP数据的比较。
8.根据权利要求1-3中任一项所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成测量电极(18)中的至少一些电极的阻抗并将测得的阻抗值存储在所述储存单元中以检测电极阻抗的变化，其中，在通过所述电极迁移检测单元检测电极迁移时考虑检测到的电极阻抗的变化。
9.根据权利要求8所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)配置成在每次捕捉ECAP信号时测量电极阻抗。
10.根据权利要求1-3中任一项所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述声音处理器(24)是布置结构(11)的一部分，所述布置结构(11)位于患者体外并配置成与可植入的刺激组件(12)经由无线经皮链路(30)通信。
11.根据权利要求10所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述电极迁移监测单元(54)和所述声音处理器(24)形成为声音处理器单元(56)的一部分。
12.根据权利要求11所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述声音处理器单元(56)是BTE单元或身体穿戴单元。
13.根据权利要求1至3中任一项所述的耳蜗植入系统，其特征在于，所述声音处理器(24)和所述电极迁移监测单元(54)是可植入布置结构的一部分。
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