CN109641126B - 刺激组件插入的监测 - Google Patents

Abstract

这里提出的是用于监测耳蜗内刺激组件的插入以发生一个或多个插入停止条件的技术。插入停止条件是可检测的事件，表明刺激组件到接收者的耳蜗中的运动应该至少暂时停止。插入监测基于客观测量的内耳电位，例如声诱发电位。

Description

刺激组件插入的监测

技术领域

本发明一般涉及可植入刺激组件的插入。

背景技术

听力损失可能由许多不同原因引起，通常有两种类型，传导性听力损失和/或感觉神经性听力损失。当外耳和/或中耳的正常机械通路受到阻碍时，例如通过损伤听骨链或耳道，就会发生传导性听力损失。当内耳或从内耳到大脑的神经通路受损时，就会发生感觉神经性听力损失。

患有传导性听力损失的个体通常具有某种形式的残余听力，因为耳蜗中的毛细胞未受损伤。因此，患有传导性听力损失的个体通常接收产生耳蜗流体运动的听觉假体。这种听觉假体包括例如声学助听器、骨传导装置和直接声学刺激器。

然而，在许多深度耳聋的人中，他们耳聋的原因是感觉神经性听力损失。那些患有某些形式的感觉神经性听力损失的人无法从产生耳蜗流体机械运动的听觉假体中获得合适的益处。这样的个体可以受益于可植入的听觉假体，其以其他方式刺激接受者的听觉系统的神经细胞(例如，电学、光学等)。当感觉神经性听力损失是由于将声信号转换成神经冲动的耳蜗毛细胞的缺失或破坏时，通常会建议耳蜗植入。当接收者因听觉神经受损而经历感觉神经性听力损失时，也可以建议听觉脑干刺激器，其是另一种类型的刺激性听觉假体。

某些个体只经受部分感觉神经性听力损失，并且因此至少保留一些残余听力。这些个体可以作为电声听力假体的候选者。

发明内容

在一个方面，提供了一种方法。该方法包括：在将刺激组件插入接收者的耳蜗期间，监测从接收者的耳蜗获得的声诱发内耳电位；基于声诱发内耳电位检测插入停止条件；并且响应于检测到插入停止条件，启动用于停止刺激组件插入耳蜗的反馈机制。

在另一个方面，提供了一种方法。该方法包括：确定用于植入接收者中的耳蜗植入物的电极阵列的插入停止条件，其中插入停止条件是基于接收者耳蜗残余听力的主观测量，以及接收者在耳蜗中的残余听力的客观测量。

在另一个方面，提供了一种系统。该系统包括：接收器，被配置为在耳蜗植入物的刺激组件插入到接收者的耳蜗期间从耳蜗植入物接收声诱发内耳电位；以及处理器，被配置为从声诱发内耳电位检测插入停止条件的发生，其中插入停止条件选自包括以下内容的组：错误停止条件，包括声诱发内耳电位的变化，表示基底膜的机械阻抗变化；以及目标停止条件，包括声诱发内耳电位的相对变化，声诱发内耳电位指示刺激组件的一个或多个刺激触头位于与术前定义的插入停止频率相对应的音调位置。

附图说明

在此结合附图描述了本发明的实施例，其中：

图1A是说明根据本文给出的实施例的电声听力假体和在植入电声听力假体期间使用的术中系统的示意图；

图1B是示出图1A中所示的电声听力假体的进一步细节的框图；

图2A是示意性地示出根据本文给出的实施例的目标停止点的图；

图2B是示出根据本文给出的实施例的所测量的耳蜗颤噪幅度相对于时间的图；

图3是根据在此呈现的实施例的示例方法的流程图；

图4A和4B是示出在无创伤插入期间测量的耳蜗颤噪幅度的图；

图5A和5B是示出在创伤性插入期间测量的耳蜗颤噪幅度的图；

图6是根据在此呈现的实施例的术中系统的框图；以及

图7是根据在此呈现的实施例的另一个示例方法的流程图。

具体实施方式

听觉/听力假体接受者患有不同类型的听力损失(例如，传导性和/或感觉神经性)和/或不同程度/严重程度的听力损失。然而，现在许多听力假体接受者保持一些残余声听力能力(残余听力)是常见的。电声听力假体是一种可植入的听力假体，其通过将声刺激(即，声刺激信号)和电刺激(即，电刺激信号)(可能同时)传递到接收者的同一耳朵来利用接收者的残余听力。通常，由于被植入的耳朵中的残余听力的限制，声刺激用于呈现对应于输入声音信号的较低频率的声音信号分量(如从被植入的耳朵的残余听力能力确定的那样)，而电刺激用于呈现对应于较高频率的声音信号分量。声音或刺激输出从声刺激转变为电刺激的耳蜗的音调区域被称为交叉频率区域。

除了电刺激之外，电声听力假体的接收者通常受益于声刺激，因为相对于仅传递电刺激信号，声刺激为他们的听觉增加了更“自然”的声音。在一些情况下，声刺激的添加还可以提供改善的音调和音乐感知和/或欣赏，因为声信号可以包含比电刺激更显着的低频率(例如，基本音调，F0)表示。电声听力假体的其他益处可以包括，例如改善的声音定位、从暴露中释放双耳、在嘈杂环境中区分声音的能力增强等。

由于声电听力组合的益处，在刺激组件植入接收者的耳蜗期间，希望尽可能多地保留接收者的残余听力。耳蜗内刺激组件(电极阵列)、手术植入技术、工具等的设计的逐步改进已经实现了无创伤手术，其至少保留了接收者的一些精细内耳结构(例如，耳蜗毛细胞)和自然耳蜗功能，特别是在耳蜗的较高频率区域中。通过这些改进，接收者的临床结果得到显着改善。尽管如此，许多因素可能会增加良好手术结果的概率，包括手术技巧和外科医生的经验、耳蜗解剖、刺激组件类型等。结果，仍存在刺激组件插入和相关外科手术导致耳蜗显着创伤和/或不适当放置的情况，从而减少接收者的残余听力并导致次优的临床益处。

这里提出的是用于客观监测耳蜗内刺激组件的插入以发生一个或多个“插入停止条件”的技术。插入停止条件是客观可检测的事件，表明刺激组件到接收者的耳蜗中的插入应该至少暂时停止/结束。插入监测基于客观测量的内耳响应/电位，例如声诱发电位。更具体地，在一种形式中，所测量的内耳电位用于确定刺激组件何时被插入到预先选择/编程的插入深度，该插入深度是从一个或多个术前测量值(例如听力图)导出的。在另一种形式中，所测量的内耳电位用于确定刺激组件在插入过程期间是否接触耳蜗的内部结构，例如基底膜(例如，在刺激组件的远端或沿着刺激组件的长度)。

如下面进一步描述的，用于刺激组件的预先选择的插入深度，其根据与接收者的残余听力相对应的频率来定义，在本文中称为“目标停止点”。换句话说，目标停止点是术前定义的插入停止频率。当刺激组件插入耳蜗中时，发生“目标停止条件”，使得刺激组件的一部分(例如，刺激组件的远端和/或一个或多个刺激触头)位于与术前定义的插入停止频率相对应的音调区域。与可能阻碍残余听力的耳蜗的内部结构接触，例如撞击基底膜，在本文中称为“错误停止点”，以便触发“错误停止条件”。

根据这里给出的技术，这两种类型的“停止点”或“停止条件”之一的检测会触发用于停止或改变插入过程的反馈机制。例如，反馈机制可以用于停止刺激组件的自动插入(例如，在机器人插入或自动插入中)和/或生成对外科医生的通知(例如，停止插入刺激组件的通知)。一般而言，错误停止条件作为能够检测插入过程中发生的不良事件的安全机制运行，而目标停止条件为外科医生提供接收者中心(个性化)和标准化跨接收者群体的基于证据的信息。

同样如下所述，除了停止条件之外，本发明的实施例还可以检测一个或多个“插入警告条件”。当系统确定刺激组件的插入接近插入停止条件之一或可能很快满足插入停止条件之一时，发生插入警告条件。插入警告条件的检测可以导致反馈机制的启动，反馈机制指示应该减慢刺激组件到耳蜗中的插入(例如，减慢刺激组件的自动向前运动、向外科医生发出减慢向前运动的警报或通知、修改插入以防止刺激组件向外朝着标尺壁运动，等等)。

为了便于说明，本文主要参考插入形成包括耳蜗植入物部分和助听器部分的电声听体假体的一部分的刺激组件来描述实施例。但是，应该理解，这里给出的技术可以用于其他类型的听力假体系统，例如这样的系统：其包括耳蜗植入物、听觉脑干植入物、双模听力假体，包括其他类型输出装置的电声听力假体(例如，听觉脑干刺激器部分，直接声刺激器部分，骨传导装置部分，等)等等。

图1A和1B是说明性的术中插入监测系统(术中系统)105的图，该系统被配置成在植入可植入听力假体期间实施本文所述的技术。为了便于理解本文提出的技术，示出了术中系统105，其具有示例性的电声听力假体100。

说明性的术中系统105可以例如是计算装置，例如用于听力假体的远程助手、计算机(例如，膝上型电脑、台式电脑、平板电脑)、移动电话等，或者其他设备，被配置成与电声听力假体100进行通讯。在某些实施例中，术中系统105可以包括计算装置和听力假体的外部部件。在描述术中系统105的细节和本文呈现的插入监测技术之前，首先在下文提供对可植入电声听力假体100的描述以用于上下文。如图1A和1B所示，电声听力假体100包括外部部件102和内部/可植入部件104。外部部件102被配置成直接或间接地附接到接收者的本体，而可植入部件104被配置为在皮下植入接收者内(即，在接收者的皮肤/组织下)。

外部部件102包括声音处理单元110、外部线圈106，并且通常包括相对于外部线圈106固定的磁体(图1A中未示出)。外部线圈106经由电缆134连接到声音处理单元110。声音处理单元110包括一个或多个声音输入元件108(例如，麦克风、音频输入端口、电缆端口、拾音线圈、无线收发器等)、无线收发器114、声音处理器112和电源116。声音处理单元110可以是例如耳后(BTE)声音处理单元、体佩式声音处理单元、按钮声音处理单元等。

连接到声音处理单元110(例如，经由电缆135)的是助听器部件141。助听器部件141包括接收器142(图1B)，接收器可以例如定位在接收者的外耳中或附近。接收器142是声换能器，其被配置为经由接收者的耳道和中耳向接收者传送声信号(声刺激信号)。

如图1B所示，可植入部件104包括植入物本体(主模块)122、引线区域124和细长的耳蜗内刺激组件126。植入物本体122通常包括气密密封的壳体128，在壳体中设置有内部收发器单元(收发器)130和刺激器单元132。植入物本体122还包括内部/可植入线圈136，内部/可植入线圈通常在壳体128外部，但是经由密封穿通件(图1B中未示出)连接到收发器130。可植入线圈136通常是导线天线线圈，其包括多匝电绝缘的单股或多股铂导线或金导线。可植入线圈136的电绝缘由柔性模制(例如，硅树脂模制)提供，其未在图1B中示出。通常，磁体相对于可植入线圈136固定。

细长刺激组件126被配置成至少部分地植入接收者的耳蜗120(图1A)中，并且包括多个纵向间隔的耳蜗内电刺激触头(电极)138，它们共同形成用于递送电刺激(电流)到接收者的耳蜗的触头阵列140。具有远端133和近端127的刺激组件126延伸穿过耳蜗中的开口121(例如，耳蜗底转、圆窗等)。近端127经由引线区域124和密封穿通件(图1B中未示出)连接到刺激器单元132。引线区域124包括将电极138电耦合到刺激器单元132的多个导体(导线)。

返回到外部部件102，声音输入元件108被配置为检测/接收输入声音信号并从输入声音信号产生电输入信号。声音处理器112被配置为执行声音处理和编码，以将从声音输入元件接收的电输入信号转换为表示声和/或电(电流)刺激的输出信号，以便传送到接收者。也就是说，如所指出的，电声听力假体100被操作以通过将电刺激信号和声刺激信号中的一个或两个传递给接收者来诱发由声音输入元件108接收的声音信号的接收者的感知。这样，取决于各种因素，声音处理器112被配置为将从声音输入元件接收的电输入信号转换为表示电刺激的第一组输出信号和/或表示声刺激的第二组输出信号。表示电刺激的输出信号在图1B中由箭头115表示，而表示声刺激的输出信号在图1B中由箭头117表示。

在图1A和1B的示例中，输出信号115是经由外部线圈106发送到可植入部件104的编码数据信号。更具体地，相对于外部线圈106和可植入线圈136固定的磁体便于外部线圈106与可植入线圈136进行操作对准。线圈的这种操作对准使得外部线圈106能够将编码数据信号以及从电源116接收的电力信号传输到可植入线圈136。在某些示例中，外部线圈106经由射频(RF)链路将信号传输到可植入线圈136。然而，可以使用各种其他类型的能量传递，例如红外(IR)、电磁、电容和电感传输，以将电力和/或数据从外部部件传输到电声听力假体，并且因此图1B仅示出了一个示例布置。

通常，编码数据和电力信号在收发器130处被接收并被提供给刺激器单元132。刺激器单元132被配置为利用编码数据信号来产生电刺激信号(例如，电流信号)，以通过一个或多个刺激触头138传递到接收者的耳蜗。通过这种方式，电声听力假体100电刺激接收者的听觉神经细胞，绕过通常以使接收者感知到所接收到的声音信号的一个或多个分量的方式将声振动转换为神经活动的缺失的或有缺陷的毛细胞。

如上所述，听力假体接收者通常保留该正常听力功能的至少一部分(即，保留至少一个残余听力)。因此，在将声音信号传递到接收者的外耳时，可以对听力假体接收者的耳蜗进行声刺激。在图1A和1B的示例中，接收器142用于提供声刺激。也就是说，接收器142被配置为利用输出信号117来产生声刺激信号，该声刺激信号通过中耳骨和椭圆形窗口提供给接收者的耳蜗，从而在耳蜗内产生外淋巴的流体运动波。

尽管图1A和1B示出了使用接收器142将声刺激传递给接收者，但是应当理解，在其他实施例中可以使用其他类型的装置。还应该理解，本发明的实施例可以在其他听力假体和图1A和1B所示的其他布置中实现。例如，应当理解，本发明的实施例可以用完全可植入的听力假体来实现，其中声音处理器、电源等都被植入接收器内，使得听力假体可以至少在一段时间内在没有外部部件的情况下操作。还应当理解，本发明的实施例可以用可植入的听力假体来实现，该听力假体不向接收者传递声刺激(例如，耳蜗植入物、听觉脑干刺激器等)。

如所指出的，细长刺激组件126被配置成至少部分地植入接收者的耳蜗120中。在细长刺激组件126的植入期间，重要的是插入对耳蜗结构和残余听力是无创伤的(即，不损坏内耳的精细结构)，并且适当地定位(例如，足够的深度，以在给定听力损失类型的情况下提供足够的电听力并且不干扰与声听力相关的生物物理机制)以获得临床益处。

这里提出的是使用测量的内耳电位形式的实时客观度量的技术，例如声诱发响应，以实现这些益处和其他益处。特别地，术中系统105被配置成在将刺激组件126插入接收者的耳蜗期间从电声听力假体100接收所测量的内耳电位。通过将已知的电和/或声刺激传递到接收者的听觉系统来获得测量的内耳电位，并且通过位于可植入部件104中的一个或多个刺激触头138和一个或多个放大器143(图1B)来记录所产生的电位(即，耳蜗植入物的集成放大器捕获诱发活动的一个或多个窗口)。所测量的内耳电位(通常在图1B中由箭头145表示)被传送回外部部件102以便中继到术中系统105或者直接传送到术中系统105。使用所测量的内耳电位，术中系统105被配置成确定刺激组件的插入是否遇到插入停止条件，例如目标停止条件或错误停止条件，或插入警告条件。检测停止条件或警告条件之一使得术中系统105启动用于至少实现插入过程的暂时停止的反馈机制。

如本文所使用那样，“内耳电位”是指与内耳的电特性或其生理功能相关的任何电压电位和/或通过内耳处的测量获得的电位。生理性质的电位(即，与内耳的生理功能相关的电位)包括声诱发电位/响应(例如，电致变色(ECoG)响应)和电诱发电位/响应(例如，电诱发复合动作电位(ECAP)响应)。生理性质的其他电位在本文中称为更高诱发电位，其是与脑干和听觉皮层相关的电位，包括电听觉脑干响应(EABR)、中潜伏期响应和皮质响应。生理性质的电位有时在本文中称为“生理电位”。电性质的电位(即，与内耳本身或耳蜗内触头的电特性有关的电位)包括电压断层摄影响应、测量的阻抗(体积和接口)、和/或其他形式的电极(刺激触头)电压测量。电性质的电位有时在本文中称为“生理电气电位”。

如本文所用，ECoG测量是指响应于声刺激向耳蜗的递送而捕获在接收者的耳蜗中所产生的一组电位。被捕获的一组电位(即，ECoG响应)可以包括多个不同的刺激相关电位，例如耳蜗颤噪(CM)、耳蜗总和电位(SP)、听觉神经神经声信号(ANN)、和听觉神经或复合动作电位(帽)，它们是被独立测量或以各种组合被测量的。作为ECoG响应的一部分所捕获的电位是声诱发耳蜗响应的一种形式。

耳蜗颤噪是一种波动的电压，它反映了声刺激的低、中、高级的声刺激的波形。耳蜗颤噪由柯蒂氏器官的外毛细胞产生，并且取决于记录电极与受刺激的毛细胞和基底膜的接近程度。通常，耳蜗颤噪通过行波现象与基底膜位移成比例。

总和电位是柯蒂氏器官的外毛细胞与基底膜一起移动时的直流(DC)响应(即，响应于刺激包迹而反映耳蜗分区的时间位移图案)。总和电位是耳蜗的刺激相关电位，并且可以看作耳蜗颤噪基线的DC(单向)偏移。该偏移的方向(即，正或负)取决于刺激参数与记录电极的位置之间的复杂相互作用。

听觉神经声信号是从听觉神经记录的信号，而听觉神经动作电位代表神经纤维在响应声刺激时同步发射的总和响应，并且它看起来是波动的电压。听觉神经动作电位的特征在于一系列短暂的主要为负的峰，包括第一负峰(N1)和第二负峰(N2)。听觉神经动作电位还包括幅度和延迟。听觉神经动作电位的幅值反映了发放的纤维的数量，而听觉神经动作电位的延迟被测量为起始和第一负峰之间的时间(N1)。

如上所述，本文呈现的技术被配置为监测刺激组件的插入以检测警告或停止条件(例如，目标停止条件和/或错误停止条件)。图2A是示意性地示出了根据本文给出的实施例的与目标停止条件的术前定义的插入停止频率(目标停止点)相对应的概念的示意图。

更具体地，接收者的耳蜗120是锥形螺旋结构，其包括三个平行的充满流体的通道或管道，在此统称并且通常称为通道。为了便于说明，图2A示出了处于“展开”布置中的耳蜗120。耳蜗管包括鼓室管146，也称为鼓阶，前庭管148，也称为前庭阶，以及中管150，也称为中阶。耳蜗140围绕接收者的耳蜗轴(未示出)螺旋几次并终止于耳蜗顶点152。

将耳蜗管分开的是各种膜和其他组织。特别地，朝向鼓阶146的侧面，基底膜154将鼓阶146与中阶150分开。类似地，朝向前庭阶148的侧面，前庭膜156(也称为赖斯纳膜)将前庭阶148与中阶150分开。

鼓阶146和前庭阶148填充有流体，在此称为外淋巴，其具有与填充中阶148的流体(称为内淋巴)不同的性质并且围绕柯蒂氏器官(未示出)。进入接收者耳朵的耳廓的声音导致耳蜗120中的压力变化，以穿过充满液体的鼓室管和前庭管146、148。位于鼓室管146中的基底膜154上的柯蒂氏器官包含从其表面突出的16000-20000个毛细胞(未示出)的行。在它们上方是盖膜，其响应于充满液体的鼓室管和前庭管146、148中的压力变化而移动。盖膜层的小的相对运动足以使内淋巴中的毛细胞移动，从而引起产生电压脉冲或动作电位，其沿着相关的神经纤维行进到大脑的听觉区域以进行处理。

发生毛细胞的最大刺激的沿着基底膜154的位置根据位置理论确定音调和响度的感知。由于这种解剖学布置，耳蜗120在特征上被称为被“音调地映射”。也就是说，朝向基部区域160的耳蜗120区域响应于较高频率信号，而朝向顶端区域162的耳蜗120区域响应于较低频率信号。例如，基部区域160的近端通常负责20千赫(kHz)的声音，而顶端区域的远端响应于约200赫兹(Hz)的声音。

在听力假体接收者中，残余听力最常出现在较低频率范围内(即耳蜗的较尖端区域)，并且在较高频率范围内存在很少残余听力或没有残余听力(即，耳蜗的更多基部区域)。残余听力的这种特性在电声听力假体中被利用，其中刺激组件被插入基部区域并且用于传递电刺激信号以唤起对更高频率声音的感知。理想地，刺激组件的插入在到达耳蜗的功能区域之前终止，在该功能区域中存在残余听力，使得剩余的毛细胞能够自然地感知引起外淋巴运动的较低频率的声音。该概念在图2A中示出，其中附图标记164示出了耳蜗120的区域，电刺激被传递到该区域以唤起听力感知，而附图标记166示出了利用声刺激来唤起听力感知的耳蜗120的区域。

出现声音或刺激输出从声刺激转变为电刺激的耳蜗120音调区域被称为交叉频率区域，并且在图2A中通过附图标记168示出。接收者的电声听力假体可以具有不同的残余听力特性和因此具有不同的交叉频率区域(即，转变发生在耳蜗的不同音调区域)。附加地，将刺激组件的远端插入到交叉频率区域中和/或经过交叉频率区域可以干扰或损坏接收者的残余听力。因此，如上所述，本文提出的技术的目的是为外科医生提供客观测量，所述客观测量使得刺激组件能够在一定深度处停止，在本文别处称为目标停止点，其不会干扰或损坏接收者的残余听力。目标停止点被定义为特定频率或特定频率范围(术前定义的插入停止频率)，在图2A中由附图标记170表示。同样如本文其他地方所述，当刺激组件的远端或其他部分插入耳蜗内的对应于(即，在或接近)术前定义的插入停止频率(即，目标停止点的特定频率或特定频率范围)的位置(深度)时，发生目标停止条件。

如上所述，术中系统105可以利用一定数量的不同类型的内耳电位测量中的任何一种来确定刺激组件126何时遇到插入停止条件或警告条件。图2B是图169，示出了如何使用耳蜗颤噪幅度形式的内耳响应来确定测量触头何时接近、到达并通过与目标停止点相关联的耳蜗的音调区域。图2B的图169具有表示所测量的耳蜗颤噪幅度的垂直轴和表示时间的水平轴。

在图2B的示例中，利用声输入刺激接收者的耳蜗120，该声输入具有与耳蜗120的特定音调区域相关联(即，对应于)的至少一个选定频率。当刺激组件126插入耳蜗120中时，刺激组件126的至少一个触头(即，测量触头)用于获得ECoG测量，其包括耳蜗颤噪幅度。如图2B中的附图标记171所示，随着测量触头接近与声输入的频率相关联的耳蜗的音调区域，耳蜗颤噪的幅度逐渐增加。如附图标记173所示，当测量触头位于与声输入的频率相关联的耳蜗的音调区域时，耳蜗颤噪的幅度达到峰值。最后，如附图标记175所示，随着测量触头远离与声输入的频率相关联的耳蜗的音调区域移动，耳蜗颤噪的幅度逐渐减小。

如上所述，插入过程的一个目的是当刺激组件的一部分(例如，刺激组件的远端和/或一个或多个刺激触头)到达但是没有通过对应于术前定义的插入停止频率的音调区域(即，目标停止点)时，停止插入刺激组件126。因此，图2B仅仅是说明性的，并且不代表在所有实施例中测量的耳蜗颤噪幅度。相反，当在术前定义的插入停止频率处测量耳蜗颤噪幅度时，插入可以停止在点171处，或理想地，在图2B中的点173处(即，在测量触头经过目标停止点之前)。

除了目标停止条件之外，本文呈现的实施例还被配置为监测刺激组件的插入以用于警告条件或错误停止条件。当刺激组件在刺激组件的任何点处物理接触或以其他方式干扰柯蒂氏器官(包括基底膜154)时，发生错误停止条件。接触或干扰可能是由于例如过度插入、耳蜗形态、不适当的手术轨迹等。下面提供了用于检测目标停止条件、错误停止条件和警告条件的更多细节。

图3是示出根据本文给出的实施例的与检测一个或多个停止条件相关联的操作的流程图。为了便于说明，参考图1A和1B的术中系统105和电声听力假体100来描述图3的方法。

图3的方法175开始于176，其中对接收者执行一个或多个术前测试/测量以评估耳蜗120(即，其中被植入有刺激组件126的耳蜗)的功能。一个或多个术前测试可以包括接收者的耳蜗120的听力图测量，以便记录接收者的残余听力(即，确定接收者的残余听力开始的频率和/频率范围)。听力图测量是指行为听力测试，有时称为听力测定，其产生听力图。行为测试涉及以特定频率(音调)和强度(响度)呈现的不同音质到接收者的耳蜗以及接收者的主观响应的记录。得到的听力图是说明由听力计测量的标准化频率的可听阈值的图。一般而言，听力图在水平(X)轴上、最常见的是在对数刻度上设置以赫兹(Hz)表示的频率，以及在垂直(Y)轴上设置线性分贝听力等级(dBHL)刻度。在某些布置中，接收者的听力阈值相对于表示“正常”听力的标准化曲线绘制，以dBHL表示。听力图用于确定接收者耳蜗的听力频率和阈值。

除了听力图测量之外，术前测试还可以包括一个或多个成像测试，例如接收者的耳蜗的高分辨率计算机断层扫描(CT)扫描、X射线、磁共振成像(MRI)等。在某些实施例中，临床上采用高分辨率CT扫描以及可能的MRI来确定在手术之前是否存在解剖学异常或骨生长(脑膜炎)。MRI还可以用于确定听觉神经的活力。此外，可以通过测量解剖标志的高分辨率CT扫描来评估(估计)耳蜗的大小，其可以用于帮助预测插入深度夹角。

一个或多个术前测试还可以包括从耳蜗外部(例如，圆窗)执行的初始内部电位测量，例如ECoG测量。可以术前使用插入穿过鼓膜的测量电极进行内部电位测量，或术中在开始插入刺激组件126之前(即，在耳蜗底转钻孔或在圆窗内切口之前)进行内部电位测量。在ECoG测量的情况下，使用一定数量的不同频率和固定呈现水平(例如，超阈值)的声输入来引发ECoG响应。因此，术前ECoG测量提供沿着耳蜗120的长度在一定数量的不同频率中的每一个频率处的ECoG响应的基线记录，以及每个频率之间的相对幅度信息以指示针对每个频率可以预期最大ECoG幅度的区域。

在178处，术前测量的结果(例如，听力图、CT扫描、初始内部电位测量等)用于为刺激组件126设定目标停止点。如上所述，目标停止点是耳蜗频率或频率范围，在本文中有时称为术前定义的插入停止频率，刺激组件126的远端133预期插入到该目标停止点以便插入位于接收者的残余听力开始的音调区域处或附近。在某些实施例中，目标停止点被设置在保守的频率或频率范围处，该频率或频率范围最小化对残余听力造成不可恢复或永久性损害的可能性。因此，目标停止深度是一种类型的预测估计或目标，其如下所述在插入过程期间被监测并且可能被细化。

在某些实施例中，基于相似接收者的先前植入而生成的规范统计可以用于进一步细化目标停止点(即，基于从具有与主体接收者相似的特征/属性的其他接收者确定的信息来修改目标停止深度)。例如，基于规范统计的细化可以通过考虑接收者的年龄(即，基于来自类似年龄的接收者的植入结果进行细化)、一个或多个成像测试(例如，基于接收者的植入结果，具有相似的X射线、CT扫描等)、听力损失、病因学或其他共同特征来进行。

除了目标停止点之外，术前测量的结果也可以用于设定最小插入深度。最小插入深度限定了刺激组件126的远端133估计待被植入到耳蜗中的深度，以便提供可接受的仅电的听力性能(例如，基于现有的临床证据)。该最小插入深度考虑由术前测量识别的解剖学差异(例如，较小的耳蜗大小、畸形等)。通常，最小插入深度可以被指定为频率、频率范围或角度。将最小插入深度定义为角度考虑了耳蜗解剖尺寸和电极类型(蜗轴或侧壁)等的变化。

通常，已经确定对于具有全长度阵列的仅电的听力(即，仅电刺激)，存在最小插入深度，其中可以获得最大临床益处。任何低于此距离的插入深度(再次用于仅电的听力)将具有差的临床结果。对于一些接收者，还预期残余声听力最终会减少，仅留下电听力能力。对于接收者可能愿意接受修正手术(例如，儿童)，最小插入深度可以是其中通过引入刺激组件确保声听力完全不受干扰的插入深度。对于接收者不太可能接受额外手术(例如，较老的接受者)，最小插入深度可以是确定当残余声听力恶化时被植入的刺激组件仍将提供可接受的仅电的性能的深度。

在设定目标停止点和最小插入深度之后，外科医生开始植入刺激组件(例如打开耳蜗底转或切开圆窗并且将远端插入耳蜗)。在180处，使用客观内耳电位来监测刺激组件126的插入，客观内耳电位实时地经由一个或多个刺激触头138被测量。例如，在某些实施例中，使用例如接收器142将选定的一个频率或多个频率的一个或多个声音质(例如，纯音质)传递到接收者的外耳。由接收器142传递的声信号引起沿基底膜行进的位移波形。这些波的幅度增大并且在作为沿着耳蜗的频率的函数的特征频率(CF)处达到最大值。沿着耳蜗的这些振动产生内耳电位。因此，在对所传递的声信号的响应中，耳蜗植入物的一个或多个刺激触头128和集成放大器143捕获被诱发活动的一个或多个窗口(即，执行ECoG测量)，以生成被提供给术中系统105的内耳响应测量(例如，ECoG响应测量)。换句话说，术中系统105监测刺激触头138中的一个或多个刺激触头处的内耳响应。

在某些示例中，基于一个或多个术前测试的结果来选择由接收器142传递的声信号。例如，声信号可以具有与由术前听力图确定的目标停止点的频率相同或接近的频率(例如，在增强听力(电学和声学)提供最大临床益处的频率处，在声听力开始的预定截止频率附近，等等)。

在182处，检测到插入停止条件，并且响应于检测来启动/触发反馈机制。如上所述，插入停止条件可以包括目标停止条件，意味着术中系统105已经确定刺激组件126的选择部分(例如，远端133，一个或多个触头138等)已到达对应于限定目标停止点的频率的音调区域。如果检测到目标停止条件，则应终止刺激组件126的插入以防止损害接收者的残余听力。

同样如上所述，插入停止条件也可以是错误停止条件，意味着刺激组件126已干扰耳蜗内结构(例如与其进行物理接触)，例如基底膜。例如，刺激组件可以在刺激组件的顶端区域以外的点处向外朝向标尺壁移动(例如，柔性的蜗轴拥抱阵列，当它遇到物理阻力并向外向标尺壁向下弯曲时可以到达插入点，沿着墙壁向上移动以最终与基底膜物理接触)。如果检测到错误停止条件，则应启动纠正措施。

根据本文给出的实施例，可以以一定数量的不同方式检测插入停止或警告条件。更具体地，首先参考目标停止条件的检测，在将刺激组件126插入耳蜗120中(即，如刺激组件126沿顶端方向移动)的同时，实时地连续执行一个或多个客观内耳电位测量，例如ECoG测量。术中系统105将测量的实时内耳电位相对于彼此进行分析以确定是否发生测量的响应中的变化。该变化可以是例如幅值/幅度、相位、响应/波形(形态)的形状、频率或者响应的其他方面中的预期变化。例如，在一个实施例中，指示目标停止条件的预期变化包括在声诱发内耳电位中检测峰值或接近峰值(例如，ECoG响应的CM分量)。

同样，根据本文给出的实施例，可以在耳蜗内的一个或多个位置(例如，同时、依次等)以多个不同方式进行实时内耳电位测量。在某些实施例中，内耳电位测量可以用于使用包括多个频率的一个或多个复杂声输入(声音信号)来监测或跟踪耳蜗120内的刺激组件126的进展。换句话说，可以基于几个不同的声频和/或在刺激组件的不同触头(即，多频声输入和/或多电极/触头记录)来执行内耳电位测量。复杂声输入可以包括例如频率扫描信号、一系列声音啁啾等。

更具体地，术中系统105可以被配置为在一定数量的触头中的任何一个处执行内耳电位测量(响应于相同或不同的声输入)，并且然后相对于另一个和/或相对于先前时间点执行比较(例如，图案匹配、相关性等)。可以在例如不同时间点(交叉时间点比较)处被比较的信号特征包括相位、幅度、形态等。基于该比较，术中系统105可以确定例如当前插入深度、相对于预测深度的位置、基底膜接触，刺激组件变形(例如，弯曲)、耳蜗中的音调映射、耳蜗的声共振特性的变化，等。

总之，根据本文呈现的实施例的内耳电位测量值可以利用多电极记录、复杂声输入、交叉时间比较和/或交叉电极比较。例如，这些变化可以使系统能够计量测量触头(例如，顶端电极)的当前音调位置和/或被设置使得更容易检测早期检测耳蜗中的“移位”(例如共振频率的变化)的基线。

在某些实施例中，当阵列在耳蜗内前进时，使用一个或多个复杂声输入(例如，频率扫描信号或一系列声音啁啾)来将一个或多个触头的位置与频率响应相关联。也就是说，一个或多个复杂声输入使得术中系统105能够检测一个或多个触头的当前音调位置，并且因此检测刺激组件126的位置。在一个这样的示例中，一个或多个复杂声输入被传递到耳蜗120以在目标频率之前的音调位置(即，高于目标停止点的频率)诱发沿着耳蜗的响应。使用这些响应，术中系统105然后可以确定测量触头(例如，顶端触头)何时接近、到达并通过与每个频率相关联的耳蜗的音调区域。如上所述，图2B示出了当测量触头接近、到达并通过耳蜗120的与声输入的频率相对应的音调区域时所测量的耳蜗颤噪幅度的示例。

在一个特定示例中，具有至少2kHz、1.5kHz、1kHz和500Hz的特定频率分量的一个或多个复杂声输入被呈现给耳蜗120。在此示例中，目标停止点为500Hz。当刺激组件126插入耳蜗120中时，在最顶端的触头处执行ECoG测量，以获得与一个或多个复杂声输入中的频率(例如，至少2kHz、1.5kHz、1kHz和500Hz)相对应的每个音调区域的耳蜗颤噪幅度。在朝向目标500Hz插入期间，顶端触头将接近、到达并通过与2kHz、1.5kHz、1kHz相关联的音调区域，从而使得在每个相应的音调区域处与图2B中所示的耳蜗颤噪幅度(即，上升、峰值和下降)相同。通过使用在目标停止点之前的一个或多个音调区域处测量的耳蜗颤噪幅度，术中系统105可以例如细化目标停止点，确定指示已达到目标停止点的动态触发器，跟踪顶端触头的位置等。在一个特定示例中，当插入深度接近目标深度时，声输入的频带可以减小到与目标频率相邻的频率，以给予系统更高的分辨率。

例如，耳蜗120的两个连续的音调区域(例如，2kHz区域和1.5kHz区域)的耳蜗颤噪幅度峰值可以被检测并相对于彼此被分析，以便转换成距离测量。也就是说，术中系统105可以使用耳蜗的标尺来确定两个较高频率之间的移动等于特定距离。通过多个数据点和耳蜗标尺，术中系统105可以确定应该插入刺激组件126超过1kHz区域多远以便到达500Hz区域。因此，使用这些测量，术中系统105然后可以在顶端触头到达或接近500Hz区域时触发通知。总之，术中系统105可以使用在较早(较高)频率处测量的响应来确定和测量耳蜗距离，并且因此改善插入过程。

在另一示例中，可以使用在耳蜗120的较早的顺序音调区域(例如，2kHz、1.5kHz和1kHz区域)处检测到的耳蜗颤噪幅度峰值来确定耳蜗颤噪幅度何时接近在500赫兹区域处的峰值或已达到峰值。更具体地，较早的耳蜗颤噪幅度峰值可以彼此相关(例如，图案匹配)以产生一个或多个接收者特定的“峰值特征”。当顶端触头接近500Hz时，术中系统105可以针对这些接收者特定的峰值特征分析所测量的耳蜗颤噪，并且因此当顶端触头达到或接近500Hz区域时触发通知。

如上所述，本文提出的实施方案还可以使用多电极/触头记录。在一种形式中，多电极记录使术中系统105能够监测图案。例如，术中系统105可以记录连续测量触头处的每个频率分量的内耳电位测量值。如果声输入保持相同，则在每个连续触头处记录的响应可以彼此相关。在一个示例中，耳蜗上的响应分布的偏差可以指示基底膜阻抗的初始变化。

多电极记录还可以用于测量来自神经响应曲线的插入深度，并因此防止刺激组件通过目标停止点。在一个示例中，每当连续电极触头通过被建立的神经响应峰值时，术中系统105可以将累积插入深度总计增加相邻电极触头之间的距离。此外，插入深度可以通过图案匹配程序来近似，由此通过较早的顶端记录位置的后续测量触头(非顶端)被匹配以提供测量触头之间的相对测量。假定触头之间的距离是已知的，则该距离然后可以被转换成插入深度测量。

在某些实施例中，当刺激组件126的远端133接近最小插入深度时，术中系统105开始监测内耳电位的变化，其中刺激组件126的向前运动减慢。在其他实施例中，一旦用于测量电位的一个或多个触头进入耳蜗，术中系统105就开始监测内耳电位的变化。其他起点也可以用于备选的实施例中。

在检测到所测量的内耳电位的变化的情况下，术中系统105可以触发刺激组件126的插入被停止一段时间(例如，停止自动插入过程，生成对外科医生的通知等)。当插入被停止时，继续实时内耳电位测量并且术中系统105继续监测被测量的电位以确定它们是否返回/恢复(即，确定所识别的变化是否消失)。如果未检测到恢复，则术中系统105、外科医生等可以启动一个或多个补救措施。例如，如果确定刺激组件126的远端133已经超过最小插入深度，则术中系统105可以确定已达到目标停止点(即，目标停止条件已经发生)。结果，停止插入刺激组件126并且将刺激组件与接收者固定。在其他示例中，所有不能恢复的所测量的内耳电位的变化(例如，耳蜗颤噪的急剧下降)可能表明与基底膜的接触(即，错误停止)，这可以如本文其他地方所述被解决。

如上所述，术中系统105被配置为监测所测量的内耳电位以确定是否发生改变(例如，检测ECoG响应的改变)。在没有观察到变化的情况下，术中系统105将一个或多个声频处的所测量的内耳电位与插入前的内耳电位响应(例如，基线)进行比较。相比之下，如果所测量的内耳电位接近插入前的内耳电位响应，则停止插入刺激组件126。如果已达到目标停止点，则刺激组件126在接收者内被固定。

在某些实施例中，当已经到达停止点时，所测量的内耳电位将开始略微减小(即，测量触头已经开始通过兴奋位置)。如果测量触头未到达停止点，则信号仍在增加(即，仍然尚未达到作为停止点的最大值)。

当术中系统105在达到目标停止点之前的插入期间检测到所测量的内耳电位中的显着变化(例如，幅度减小)时，发生错误停止条件。在这种情况下，刺激组件126的插入被停止一段时间以确定所测量的内耳电位是否恢复。如果未检测到恢复，则启动纠正措施。

例如，在一个具体示例中，刺激组件126可以部分缩回，并且系统监测耳蜗以确定所测量的内耳电位是否恢复。如果未检测到恢复，则术中系统105、外科医生等可以启动一个或多个补救措施。例如，可以使用新的轨迹进一步缩回和重新插入刺激组件126，可以修改手术计划以调用完全插入等。

例如，在所测量的ECoG响应中耳蜗颤噪(CM)的幅度(幅值)的急剧下降可以指示与基底膜的接触。更具体地说，如果刺激组件与基底膜物理接触，则该接触改变基底膜的机械阻抗，这反过来减小CM的幅值(例如，基底膜或分隔物的物理撞击将改变耳蜗颤噪的共振峰)。通过部分地缩回刺激组件以消除机械阻抗，上述接触可以是可逆的。然而，在某些情况下，与基底膜接触还可以指示动态停止深度，其中更大的插入可能损坏或进一步阻碍基底膜的移动。还应注意，与基底膜接触的性质可以依赖于使用中的刺激组件类型。例如，当接近插入时，弯电极可以在耳蜗的后壁向外弯曲。这样，所呈现的技术被配置为沿阵列的不同点而不仅仅是顶端触头来捕获内耳电位。在插入的任何点，如果术中系统105检测到耳蜗颤噪的移位，其可以指示与耳蜗的内部结构接触(例如，基底膜)，则系统触发警报以停止插入。过早停止(即，在目标停止点之前)可以使外科医生采取一些纠正措施，例如缩回组件，以不同的轨迹重新插入等。

图4A-4B和5A-5B示出了使用测量的ECoG响应中的耳蜗颤噪的幅值来检测错误停止条件。更具体地，图4A-4B和5A-5B示出了当刺激组件插入两个不同的接收者中时大约每1秒耳蜗颤噪痕迹。图4A和4B示出了无创伤插入，其中当刺激组件接近目标停止点时，耳蜗颤噪幅度随着插入深度而增加。然而，图5A和5B示出了更具创伤性的插入，其中耳蜗颤噪幅度最初随深度增加，但随后当刺激组件接触基底膜时显着下降。

如上所述，除了停止条件之外，本发明的实施例还可以检测一个或多个插入警告(即，减速)条件。当系统确定刺激组件的插入接近或可能很快满足插入停止条件之一时，发生插入警告条件。例如，插入警告条件可以通过例如识别CM幅值的上升开始或稳定上升来被检测，该CM幅值表示接近峰值(对于目标停止点)或者开始CM幅值下降(对于错误停止点)。在其他示例中，可以使用本文其他地方描述的多频或多电极记录技术来检测插入警告条件。无论如何检测，插入警告条件的检测都可以导致反馈机制的启动，反馈机制指示刺激组件插入耳蜗应该被减慢(例如，减慢刺激组件的自动向前移动，改变或通知外科医生减慢向前运动等)。

在某些实施例中，目标停止点可以在插入期间动态地改进，例如当所测量的内耳电位(在插入期间测量)表明该过程是最初预期的异常值时。一个示例可能是这样的手术：其中插入超出术前确定的停止点并且耳蜗颤噪信号继续快速增加。在这里，外科医生将继续插入超过该点的阵列，直到插入达到由耳蜗颤噪中的稍微减小所确定的修正的停止点。

在图3的一个示例中，执行一个或多个术前测量(例如，听力图)以确定接收者的残余听力的开始位置。该信息用于设定刺激组件的远端要被插入的目标位置，使得远端定位在靠近残余听力开始的边界处。在插入刺激组件的同时，将声输入传递到耳蜗，并且系统测量耳蜗细胞对声输入的ECoG响应。这些实时测量可以用于确定刺激组件的远端何时接近目标位置(目标停止点)和/或确定刺激组件在插入过程中是否接触基底膜或以其他方式干扰基底膜。如听力图所示，这种方法将功能听力/行为听力与电生理/客观测量结合，如ECoG响应所示，以为每个接收者提供可定制的插入深度停止点。

在根据本文呈现的实施例的特定示例中，对接收者执行听力图，并且认为接收者具有在大约500Hz附近和以下开始的可用残余。因此，刺激组件应插入该接收者中，使得远端前进靠近500Hz区域，但不超出该区域。换句话说，输入500Hz作为插入刺激组件的目标停止点。

在插入期间，500Hz声信号被传递到接收者的耳蜗，并且听力假体经由耳蜗内的一个或多个触头(电极)执行ECoG测量。术中系统监测从测量产生的ECoG响应。当一个或多个触头接近耳蜗的500Hz区域时，检测到EcoG幅度的增加。这种增加的原因是一个或多个触头移动到更靠近激励点处(即，500Hz区域)。当一个或多个触头到达500Hz区域时，出现ECoG响应幅度的峰值。然而，如果一个或多个触头移动经过500Hz区域，则ECoG响应幅度开始下降。在某些这样的实施例中利用CM幅度，其中CM是响应之后的相位。然而，在备选的实施例中可以使用其他EcoG分量或属性，例如相位、波形的形状(形态)、频率等。

图6是示出根据本文给出的实施例的用于诸如系统105的术中系统的一种布置的进一步细节的框图。如上所述，说明性的中间系统105可以例如是计算装置，例如用于听力假体的远程助手，计算机(例如，膝上型电脑，台式电脑，平板电脑)，移动电话等等，或者配置用于与电声听力假体通信的其他设备，例如图1A和1B的假体100。在某些实施例中，术中系统105可以包括计算装置和听力假体的外部部件。

具体参考图6的布置，术中系统105包括一个或多个通信接口184、一个或多个处理器188、显示屏190、使用者接口192、存储器194和扬声器198。存储器194包括插入监测模块196。

一个或多个通信接口186包括用于与听力假体进行有线或无线通信的一个或多个元件。通信接口186可以包括例如短距离无线收发器，例如使用来自2.4到2.485千兆赫兹(GHz)的工业、科学和医疗(ISM)频带中的短波长超高频(UHF)无线电波进行通信的收发器。/>是/>SIG所拥有的注册商标。通信接口186还可以或备选地包括电信接口、无线局域网接口、一个或多个网络接口端口、射频(RF)线圈和RF收发器等。

显示屏190是输出设备，例如液晶显示器(LCD)，用于向使用者(例如，外科医生)呈现视觉信息。使用者接口192可以采用许多不同的形式，并且可以包括例如按键、键盘、鼠标、触摸屏、显示屏等。在某些实施例中，显示屏190和使用者接口190被集成以形成触摸屏显示器。

存储器194可以包括一个或多个有形(非暂时性)计算机可读存储介质，例如只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、磁盘存储介质设备、光存储介质设备、闪存存储器设备、电学、光学或其他物理/有形存储器存储设备。一个或多个处理器188例如是微处理器或微控制器，其执行存储在存储器194中的插入监测模块196的指令。也就是说，在一种形式中，插入监测模块196在术中系统105处被实现为软件，在本文中有时称为插入监测软件。因此，当插入监测软件由处理器188执行时，术中系统105可操作以执行本文描述的操作。

图7是根据在此呈现的实施例的方法200的流程图。方法200开始于202，其中在将刺激组件插入接收者的耳蜗期间，术中系统监测从接收者的耳蜗获得的声诱发内耳电位。在204处，术中系统基于声诱发内耳电位检测插入停止条件。在206处，响应于检测到插入停止条件，术中系统启动用于停止将刺激组件插入耳蜗中的反馈机制。

如上所述，本文提供了用于监测耳蜗内刺激组件的插入以发生一个或多个插入停止条件或警告条件的技术。同样如上所述，插入监测基于客观测量的内耳响应/电位，例如声诱发电位。结果，本文呈现的技术的特征是通过提供动态和静态插入度量来保持接收者的术后残余听力的改进能力。

应理解，本文呈现的实施方案不是相互排斥的。

本文描述和要求保护的发明不限于本文公开的具体优选实施方案的范围，因为这些实施方案旨在说明而非限制本发明的多个方面。任何等同的实施方案都在本发明的范围内。实际上，除了本文所示和所述的那些之外，本发明的各种修改对于本领域技术人员来说将从前面的描述中变得显而易见。这些修改也旨在落入所附权利要求的范围内。

Claims (23)

1.一种术中系统，包括一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统执行：

在将刺激组件插入接收者的耳蜗期间，监测从所述接收者的所述耳蜗获得的声诱发内耳电位；

基于所述声诱发内耳电位检测与预定的目标停止点相关联的目标停止条件，其中所述目标停止条件包括所述声诱发内耳电位中的相对变化，所述声诱发内耳电位中的相对变化指示所述刺激组件的一个或多个刺激触头位于与术前定义的插入停止频率相对应的音调位置；以及

响应于检测到所述目标停止条件，启动反馈机制，所述反馈机制指示所述刺激组件已经被插入到目标插入深度并且用以停止所述刺激组件到所述耳蜗中的插入。

2.根据权利要求1所述的术中系统，其中启动所述反馈机制包括以下中的至少一项：

停止所述刺激组件的自动插入，或者

产生停止通知，以便外科医生停止所述刺激组件的插入。

3.根据权利要求1所述的术中系统，其中所述一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的所述存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统还执行：

基于所述声诱发内耳电位检测插入警告条件；以及

响应于检测到插入警告条件，启动用以减缓所述刺激组件到所述耳蜗中的插入的反馈机制。

4.根据权利要求1所述的术中系统，其中检测所述目标停止条件包括：

检测与所述插入停止频率相关联的所述声诱发内耳电位的属性中的峰值或接近峰值。

5.根据权利要求1所述的术中系统，其中所述一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的所述存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统还执行：

在插入所述刺激组件之前，对所述耳蜗执行一次或多次术前测试；以及

基于所述一个或多个术前测试确定所述插入停止频率。

6.根据权利要求5所述的术中系统，其中对所述耳蜗执行一个或多个术前测试包括：

执行所述耳蜗的听力图测量以确定残余听力在所述耳蜗中开始的频率或频率范围中的至少一个。

7.根据权利要求1所述的术中系统，还包括耳蜗植入物的外部部件。

8.根据权利要求1所述的术中系统，其中所述一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的所述存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统还执行：

在插入所述刺激组件期间，产生用于所述耳蜗的声刺激的声信号，其中所述声信号包括与术前定义的插入停止频率相对应的频率分量；以及

响应于所述声信号传递到所述耳蜗而捕获所述声诱发内耳电位。

9.根据权利要求1所述的术中系统，其中响应于具有多个频率的一个或多个复杂声输入而获得所述声诱发内耳电位，所述多个频率中的每个频率与所述耳蜗的不同音调区域相关联。

10.根据权利要求1所述的术中系统，其中所述声诱发内耳电位是从所述刺激组件的多个不同触头中获得的。

11.一种监测系统，包括：

接收器，被配置为在耳蜗植入物的刺激组件插入接收者的耳蜗期间从所述耳蜗植入物接收声诱发内耳电位，以及

处理器，被配置为从所述声诱发内耳电位检测插入停止条件的发生，

其中所述插入停止条件选自包括以下方面的组：

错误停止条件，包括指示基底膜的机械阻抗变化的声诱发内耳电位的变化，以及

目标停止条件，包括所述声诱发内耳电位中的相对变化，所述声诱发内耳电位的相对变化指示所述刺激组件的一个或多个刺激触头位于与术前定义的插入停止频率相对应的音调位置。

12.根据权利要求11所述的监测系统，其中响应于检测到所述插入停止条件的发生，所述处理器被配置为向使用者生成指示应当至少暂时停止所述刺激组件的移动的通知。

13.根据权利要求11所述的监测系统，其中响应于检测到所述插入停止条件的发生，所述处理器被配置为停止所述刺激组件的自动插入。

14.根据权利要求11所述的监测系统，还包括声接收器，所述声接收器被配置为在所述刺激组件的插入期间，声刺激所述接收者的所述耳蜗，以便诱发所述内耳电位。

15.根据权利要求11所述的监测系统，还包括所述耳蜗植入物的外部部件，并且其中所述接收器是所述外部部件的一部分。

16.根据权利要求11所述的监测系统，其中为了检测目标停止条件，所述处理器被配置为：

检测与所述插入停止频率相关联的所述声诱发内耳电位的属性中的峰值或接近峰值。

17.一种术中系统，包括一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统执行：

在将刺激组件插入接收者的耳蜗期间，监测从所述接收者的所述耳蜗获得的声诱发内耳电位；

基于所述声诱发内耳电位检测与错误停止点相关联的错误停止条件，其中所述错误停止条件包括指示基底膜的机械阻抗变化的所述声诱发内耳电位中的变化；以及

响应于检测到所述错误停止条件，启动反馈机制，所述反馈机制指示所述刺激组件已经干扰所述耳蜗的基底膜并且用以停止所述刺激组件到所述耳蜗中的插入。

18.根据权利要求17所述的术中系统，其中启动用以停止所述刺激组件的插入的所述反馈机制包括以下中的至少一项：

停止所述刺激组件的自动插入，或者

产生停止通知，以便外科医生停止所述刺激组件的插入。

19.根据权利要求17所述的术中系统，其中所述一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的所述存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统还执行：

基于所述声诱发内耳电位检测插入警告条件；以及

响应于检测到插入警告条件，启动用以减缓所述刺激组件到所述耳蜗中的插入的反馈机制。

20.根据权利要求17所述的术中系统，还包括耳蜗植入物的外部部件。

21.根据权利要求17所述的术中系统，其中所述一个或多个处理器和具有存储在其上的指令的所述存储器，所述指令在由所述一个或多个处理器执行时，使所述术中系统还执行：

在插入所述刺激组件期间，产生用于所述耳蜗的声刺激的声信号，其中所述声信号包括与术前定义的插入停止频率相对应的频率分量；以及

响应于所述声信号传递到所述耳蜗而捕获所述声诱发内耳电位。

22.根据权利要求17所述的术中系统，其中响应于具有多个频率的一个或多个复杂声输入而获得所述声诱发内耳电位，所述多个频率中的每个频率与所述耳蜗的不同音调区域相关联。

23.根据权利要求17所述的术中系统，其中所述声诱发内耳电位是从所述刺激组件的多个不同触头中获得的。