CN111372648B - 用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的系统和方法 - Google Patents

Abstract

耳蜗植入系统内的示例性声处理器引导耳蜗植入物以经由配置成插入到患者的耳蜗中的电极引线上设置的第一和第二电极同时施加第一和第二脉冲。第一和第二脉冲具有大致相等的幅度和相反的相位使得第一和第二脉冲的施加形成产生场的偶极。声处理器还引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第三电极探测从位于场内的耳蜗组织反射的场的能量幅度。基于探测到的场的能量幅度与场的基准能量幅度之间的差，声处理器确定电极引线距耳蜗组织的接近度。还公开了对应的系统和方法。

Description

用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的系统和方法

背景信息

耳蜗植入系统用于提供、恢复和/或改善由使用耳蜗植入系统的耳蜗植入患者所遭受的听力损失。耳蜗植入系统的关键部件在于被在精细的手术过程(本文中也称为“插入过程”)中插入到患者耳蜗中的电极引线。由于插入过程有难度且如果未极其小心地完成会导致耳蜗创伤或其它伤害，因此外科医师会期望的是，在插入过程期间及之后仔细地监测并跟踪电极引线及其相对于耳蜗的位置。例如，通过周期性地确定电极引线距耳蜗组织的接近度，外科医师或手术团队可更轻松且方便地实施安全、高效的电极引线手术插入，由此达成患者所期望的听力结果。

不幸的是，当前某些用于确定电极引线相对于耳蜗组织接近度的技术通常涉及昂贵、不方便且会使患者暴露于不良风险的成像技术(比如，x光技术、荧光检查技术、CT扫描技术等)。其它当前技术涉及声刺激(比如，测量对耳蜗电图(electrocochleographic)刺激的诱发反应)，声刺激对于无残余听力能力的患者会是不起作用的。相应地，在开发安全地、方便地、廉价地和/或对所有耳蜗植入患者普适地探测电极引线距耳蜗组织接近度的系统和方法上仍有改进空间。

美国专利申请号2015/0320550A1(“Downing”)公开了用于耳蜗植入物的末端元件。例如，Downing公开了一种耳蜗植入系统，所述系统包括包含末端元件的电极阵列和与末端元件通信的感测模块，其中感测模块在电极阵列被插入到耳蜗中期间利用末端元件探测电极阵列周围的状况。

附图说明

附图图示出不同实施例，并且附图是本说明书的一部分。所图示的实施例仅为示例、且并不限制本公开的范围。贯穿附图，相同或相似的附图标记标示相同或相似的元件。

图1图示根据本文中所描述原理的示例性耳蜗植入系统。

图2图示根据本文中所描述原理的、人类耳蜗的示意性结构。

图3图示根据本文中所描述原理的用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性接近度探测系统。

图4A至图4C图示根据本文中所描述原理的、在示例性插入过程期间探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性方面。

图5A图示根据本文中所描述原理的在示例性耳蜗植入系统内的示例性电极引线。

图5B图示根据本文中所描述原理的图5A的电极引线的远侧部分的替代视图。

图6A图示根据本文中所描述原理的用于经由电极引线上所包括的刺激电极来施加脉冲的示例性电路。

图6B图示根据本文中所描述原理的用于经由电极引线上所包括的电极来探测由偶极产生的场的能量幅度的示例性电路。

图7A图示根据本文中所描述原理的示例性脉冲，所述脉冲在第一和第二电极处被同时施加而具有大致相等的幅度和相反的相位。

图7B图示根据本文中所描述原理的示例性探测脉冲，所述探测脉冲表征由图7A中图示的脉冲的施加形成的偶极所产生的场的能量幅度。

图8A和图8B图示根据本文中所描述原理的、电极引线朝向示例性耳蜗组织的示例性移动。

图8C图示根据本文中所描述原理的示例性曲线图，绘示出针对图8A和图8B中所绘的移动根据电极引线距耳蜗组织的接近度所探测到的场能量幅度。

图9A至图9C图示根据本文中所描述原理的、在示例性耳蜗内的相对于耳蜗的耳蜗轴的示例性电极引线入路状态(approach status)。

图9D图示根据本文中所描述原理的示例性曲线图，绘示出针对图9A至图9C中所绘的电极引线入路状态根据电极引线距耳蜗组织的接近度所探测到的场能量幅度。

图10图示根据本文中所描述原理的用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性方法。

具体实施方式

本文中描述了用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的系统和方法。例如，在某些实施方式中，这样的系统和/或方法(本文中称为“接近度探测系统”和/或“接近度探测方法”)可由与患者关联的耳蜗植入系统中所包括的声处理器实现和/或实施。与声处理器一起的，耳蜗植入系统可还包括耳蜗植入物，耳蜗植入物电联接电极引线，电极引线上设置有多个电极并且电极引线被配置成插入到患者的耳蜗中。声处理器可配置成引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第一电极施加第一脉冲且与第一脉冲的施加同时地、经由电极引线上设置的第二电极施加第二脉冲。第二脉冲可具有与第一脉冲大致相等的幅度和相反的相位，使得第一和第二脉冲的施加形成产生场的偶极。

声处理器可还配置成引导耳蜗植入物以探测从位于场内的耳蜗组织反射的场的能量幅度。例如，耳蜗植入物可受声处理器引导而经由电极引线上设置的第三电极(即，与第一和第二电极分开的电极，第一和第二电极共同促使偶极形成和场产生)来探测能量幅度。声处理器可配置成基于探测到的场能量幅度与基准场能量幅度之间的差来确定电极引线距耳蜗组织的接近度。

在其它实施方式中，本文中公开的接近度探测系统和/或方法可以以其它方式和/或在其它环境下实现和/或实施。具体地，除用于耳蜗植入物和引线插入过程的环境中外，本文中公开的接近度探测系统和/或方法还可用于涉及各式物体被插入到不同类型可视性差且难以跟踪进展的腔中的其它情况中。例如，某些类型的导管、内窥镜器械、引线等可因各种医疗目的或其它目的而被插入到人体内的不同位置中或插入到其它难以抵达的区域中。如果在这些示例中被插入的物体包括可用来形成偶极和/或探测场的电极，则可采用本文中所公开的接近度探测系统和/或方法，从而以与本文中关于在耳蜗植入物插入过程期间将电极引线插入到耳蜗中所描述的相似的方式促进插入。以下将更详细地描述接近度探测系统和方法的不同示例。

相较于常规用于监测电极引线相对于患者耳蜗位置的系统和方法，本文中描述的接近度探测系统和方法可提供各种益处和优点。例如，尽管已采用各种技术来在术中或术后确定正在(或已被)插入到患者耳蜗中的电极引线的深度，然而这类技术通常无法揭露与电极引线距耳蜗组织的接近度有关的任何信息。因此，使用这类常规技术的外科医师会了解电极引线已向耳蜗中前进多远、电极引线目前可能正在绕行的是耳蜗内的哪个回转等。然而，仅利用与插入深度相关提供的信息，这些外科医师仍会缺乏有关电极引线距耳蜗壁邻近程度的信息。

相反，除了与插入深度有关的信息之外或者替代所述信息地，本文中所描述的接近度探测系统和方法还可提供有关电极距耳蜗组织接近度的信息(比如，实时信息)，该信息会是有价值的。例如，一旦探测到电极引线正在接近耳蜗组织(无论电极引线的当前插入深度为何)，本文中所描述的接近度探测系统就会向外科医师或手术团队指示该信息。这可允许插入过程被(比如实时地)调整为更安全和/或另外更高效的，因为允许外科医师：导向/操控(steer)电极引线规避与耳蜗组织的不希望的接触、在插入过程期间倒退并校正电极引线的入路、在进一步插入电极引线时极其小心地进行等等。因此，可降低有关电极引线从耳蜗的一个阶(scala)易位到另一个阶的风险和/或其它类型的耳蜗创伤，由此使外科医师和患者都受益。

本文中描述的接近度探测系统和方法的另一示例性优点在于，这些系统和方法对所有患者(比如包括无残余听力能力的患者)都会是有效的，并可在不利用会是昂贵、不方便或难以建立等等的附加器材(比如成像器材、刺激产生器材等)的情况下被实现和/或实施。例如，测量对声刺激的诱发反应(比如，耳蜗电图反应等)的系统和方法要求患者至少具有一定的残余听力能力，而本文中描述的接近度探测系统和方法对有残余听力能力和没有残余听力能力都会是有效的。此外，使用成像技术来允许外科医师查看电极引线距耳蜗组织接近度的系统会需各类成像器材的建立不便以及成本，而本文中所描述的接近度探测系统和方法可采用仅仅耳蜗植入系统的部件(比如电极引线、耳蜗植入物、声处理器等)而完全无需另外的成像或声刺激产生器材。

现在将参考附图更详细地描述不同实施例。所公开的系统和方法可提供以上所提及的一项或多项益处和/或将从本文中变得显见的各种另外的和/或替代的益处。

图1图示出示例性耳蜗植入系统100。如图所示，耳蜗植入系统100可包括麦克风102、声处理器104、头件(headpiece)106、耳蜗植入物108和电极引线110，电极引线包括电极引线上设置的多个电极112(比如刺激电极112-S和接地电极112-G)。如图所示，电极引线110可预弯曲以便恰当地装配在耳蜗的螺旋形状内。耳蜗植入系统100内还可包括可服务特定实施方式的另外的或替代的部件。

如图所示，耳蜗植入系统100可包括配置成位于患者体外的各种部件，包括但不限于麦克风102、声处理器104和头件106。耳蜗植入系统100可还包括配置成被植入在患者体内的各种部件，包括但不限于耳蜗植入物108和电极引线110。

麦克风102可配置成探测向用户呈现的音频信号。麦克风102可以以任何适合的方式实现。例如，麦克风102可包括配置成靠近耳道入口安放在耳部的外耳内的麦克风，比如来自Advanced Bionics的T-MIC^TM麦克风。这样的麦克风可通过附连到耳钩的吊杆或柄梗来靠近耳道入口保持在耳部的外耳内，所述耳钩配置成选择性地附连至声处理器104。另外地或替代地，麦克风102可由设置在头件106内的一个或多个麦克风、设置在声处理器104内的一个或多个麦克风、一个或多个波束形成麦克风(beam-forming microphone)和/或可服务特定实施方式的任何其它适合的麦克风实现。

声处理器104可配置成引导耳蜗植入物108以产生代表一个或多个音频信号(比如由麦克风102探测到的、通过辅助音频输入端口输入的、通过临床医师编程接口(clinician’s programming interface，CPI)装置输入的一个或多个音频信号等)的电刺激(本文中也称为“刺激电流”)并向与听通路(比如患者的听神经)关联的一个或多个刺激部位施加所述电刺激。示例性的刺激部位包括但不限于在耳蜗、耳蜗核、下丘和/或听通路中的任何其它核内的一个或多个位置。为此，声处理器104可根据所选的声处理策略或程序来处理一个或多个音频信号，以产生用于控制耳蜗植入物108的适宜的刺激参数。声处理器104可容纳在任何适合的壳体(比如，耳后(behind-the-ear,BTE)式单元、体佩式装置、头件106和/或可服务特定实施方式的任何其它声处理单元)内。

如以下将更详细描述的，声处理器104还可引导耳蜗植入物108以产生和/或施加脉冲(比如电脉冲、电流脉冲、光脉冲、磁脉冲等)，不同于以上所描述的刺激电流，所述脉冲并不意图被患者直接感知到。例如，通过引导耳蜗植入物108以本文中所描述的方式产生相等且相反相位的脉冲，声处理器104可促使偶极(比如电偶极、磁偶极、光偶极等)被形成，偶极产生根据本文中所描述的系统和方法的、可用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的场。

在一些示例中，声处理器104可经由头件106与耳蜗植入物108之间的无线通信链路114(比如，头件106内设置的线圈与耳蜗植入物108中设置的线圈或物理联接到耳蜗植入物108的线圈之间的无线链路)以无线的方式将刺激参数(比如，呈前向遥测序列(forwardtelemetry sequence)中所包括的数据字的形式)和/或功率信号发射到耳蜗植入物108。通信链路114可包括双向通信链路和/或一个或多个专用单向通信链路，如可服务特定实施方式的。

头件106可通信联接到声处理器104并可包括外部天线(比如线圈和/或一个或多个无线通信部件)，外部天线配置来促进声处理器104到耳蜗植入物108的选择性无线联接。另外或替代地，头件106可用于使任何其它外部的装置选择性地且无线地联接到耳蜗植入物108。为此，头件106可配置成附接到患者的头部并定位成使得容纳在头件106内的外部天线通信联接到耳蜗植入物108内所包括的或以其它方式与耳蜗植入物关联的对应的可植入天线(该天线也可由线圈和/或一个或多个无线通信部件实现)。通过这种方式，刺激参数和/或功率信号可经由通信链路114在声处理器104与耳蜗植入物108之间无线传输。

耳蜗植入物108可包括可以与本文中所描述的系统和方法联合使用的任何类型的可植入刺激器。例如，耳蜗植入物108可由可植入耳蜗刺激器实现。在一些替代实施方式中，耳蜗植入物108可包括脑干植入物和/或可植入在患者体内并被配置来向沿着患者的听通路定位的一个或多个刺激部位施加刺激的任何其它类型的耳蜗植入物。

在一些示例中，耳蜗植入物108可配置成根据声处理器104向其发射的一个或多个刺激参数来产生代表经声处理器104处理的音频信号(比如由麦克风102探测到的音频信号)的电刺激。耳蜗植入物108可还配置成经由沿着电极引线110设置的电极112向患者体内的一个或多个刺激部位(比如，一个或多个耳蜗内区域)施加电刺激。例如，在电极引线110的远侧部分上设置的刺激电极112-S(也称为耳蜗内电极)的阵列可配置成在电极引线110的远侧部分插入到耳蜗中后被定位在耳蜗内并用于刺激耳蜗。至少一个接地电极112-G(也称为环电极)可设置在电极引线110的近侧部分上并配置成以特定的构造为由电极112-S产生的刺激电流提供电流返回路径。因此，接地电极112-G基本上可配置成在电极引线110插入到耳蜗中后仍保持在耳蜗外。尽管图1中示出的是单个接地电极112-G，然而将理解的是，也可在电极引线110的近侧部分上设置多个接地电极112-G，如可服务特定实施方式的。

在一些示例中，耳蜗植入物108可包括多个独立电流源，所述多个独立电流源每个与由电极112中的一个或多个限定的通道关联。通过这种方式，不同的刺激电流水平可经由多个电极112同时被施加到多个刺激部位。另外，如以上提及的，耳蜗植入物108可被引导来施加脉冲(比如与刺激电流相似的电流脉冲)，所述脉冲可并非配置来被患者感知的而是替代地会服务其它目的、比如以本文中所描述的方式促进对电极引线距耳蜗组织接近度的探测。

在一些示例中，与耳蜗植入系统100分离的至少一个计算装置(比如编程系统等，图1中未示出)可通信联接到声处理器104，以便：促进电极引线110在手术插入过程期间恰当地插入到患者的耳蜗中，实施关于耳蜗植入系统100的一项或多项编程或装配操作，或用于可服务特定实施方式的其它适合的目的。因此，这类外部计算装置可实现、被包括在、通信联接到和/或被配置来控制本文中所描述的任何接近度探测系统。

例如，在插入过程期间，外部计算装置可引导声处理器104以实施用于探测电极引线在患者体内距耳蜗组织的接近度的操作。另外，在插入过程过后，也可使用外部计算装置以将音频片段经由耳蜗植入系统100呈现给患者，从而促进对患者的耳蜗植入系统100的表现良好程度的评估。在其它示例中，这些操作中的任何都可在与外部计算装置无交互的情况下由耳蜗植入系统100的部件(比如由声处理器104)实施。

与耳蜗植入系统100联接的外部计算装置可由包括但不限于装配站或装配装置、编程装置、个人计算机、膝上型计算机、手持装置、移动装置(比如移动电话)、CPI装置和/或可服务特定实施方式的任何其它适合的部件在内的物理计算和通信装置的任何适合的组合实现。在一些示例中，计算装置可提供用户可与之交互的一个或多个用户接口。例如，用户接口可提供文本、图形、声音等来促进电极引线110的成功的插入过程或声处理器104的高效的编程，如可服务特定实施方式的。在一些实施方式中，用户接口可包括图形用户接口(GUI)，图形用户接口允许用户(比如外科医师、在插入过程期间协助外科医师的人员、临床医师等)引导计算装置来实施本文中所描述的操作和/或经由视觉或听觉反馈提供由接近度探测系统确定的信息，如可服务特定实施方式的。

图2图示出电极引线110可插入于的人类耳蜗200的示意性结构。如图2中所示，耳蜗200呈螺旋形状，以基部202开始并以顶部204结束。耳蜗200内设有听神经组织206，在图2中以Xs标示所述听神经组织。听神经组织206以声调拓扑(tonotopic)方式在耳蜗200内组构。相对低的频率在耳蜗200的顶部204处或附近(也称为“顶端区域”)进行编码，而相对高的频率在基部202处或附近(也称为“基底区域”)进行编码。因此，经由设置在顶端区域内的电极(即“顶端电极”)施加的电刺激可使患者感知相对低的频率，而经由设置在基底区域内的电极(即“基底电极”)施加的电刺激可使患者感知相对高的频率。在特定的电极引线上，顶端电极与基底电极之间的划界可根据电极引线的插入深度、患者耳蜗的解剖结构和/或如可服务特定实施方式的任何其它因素而有所变化。

图3图示出根据本文中所描述原理的用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性接近度探测系统300(“系统300”)。如图所示，系统300可包括偶极形成设备302、场探测设备304、接近度确定设备306和存储设备308，所述这些设备可选择性地且通信地联接到彼此。将理解的是，尽管在图3中设备302至308被示出为是分开的设备，然而设备302至308也可组合成更少的设备、比如组合成单个设备，或者设备302至308也可被分成更多的设备，如可服务特定实施方式的。在一些示例中，系统300可包括、实现或者由如下实现：耳蜗植入系统内的声处理器(比如声处理器104)、耳蜗植入物系统自身(比如耳蜗植入系统100)、与耳蜗植入系统分离且通信联接到耳蜗植入系统的外部计算装置、它们的任何组合和/或由可服务特定实施方式的任何其它适合的系统或装置。现在将更详细地描述设备302至308中的每个。

偶极形成设备302可配置成形成偶极，这是通过引导电联接到耳蜗植入物且配置成插入到患者耳蜗中的电极引线上产生相等且相反的脉冲来实现的。具体地，例如，偶极形成设备302可引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第一电极施加第一脉冲且与第一脉冲的施加同时地、经由电极引线上设置的第二电极施加第二脉冲。第二脉冲可具有与第一脉冲大致相等的幅度和相反的相位，使得第一和第二脉冲的施加形成产生场的偶极。以下将更详细地描述可由偶极形成设备302产生的偶极与场的示例性类型。

偶极形成设备302可包括或由包括在耳蜗植入系统的声处理器(比如声处理器104)中的一个或多个物理计算装置(比如包括诸如处理器、存储器、通信接口、被存储在存储器中以便由处理器执行的指令等的硬件和/或软件)实现。在一些示例中，偶极形成设备302可还包括耳蜗植入物及其中包括的电流源以及电极引线，电流源被引导来施加脉冲，脉冲经由电极引线被施加。在其它示例中，这些元件可与偶极形成设备302分离并且通信联接到偶极形成设备。另外，在某些示例中，在耳蜗植入系统外的计算装置可实现或被包括在偶极形成设备302内。例如，这样的外部计算装置可用来在声处理器引导耳蜗植入物实施上述偶极形成操作时控制声处理器。

场探测设备304可引导耳蜗植入物以探测由偶极形成设备302形成的偶极产生的场在场从位于场内的耳蜗组织反射时的能量幅度。例如，场探测设备304可引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第三电极探测所述能量幅度。以下将更详细地描述幅度可被探测的场及场能量的示例性类型。

接近度确定设备306可确定(比如预测、计算等)电极引线距耳蜗组织的接近度。例如，接近度确定设备306可基于由场探测设备304探测到的场能量幅度与场基准能量幅度(比如，从存储设备308获取的由接近度确定设备306或系统300内另一设备确定的基准等)之间的差来确定接近度。以下将更详细地描述接近度确定设备306在作出接近度判定中所分析的探测到的能量幅度与基准能量幅度的示例性类型。

如以上关于偶极形成设备302所描述的，场探测设备304和接近度确定设备306可各自包括一个或多个物理计算装置或由一个或多个物理计算装置实现(比如与以上关于偶极形成设备302所描述的相同计算装置和/或不同计算装置)。如以上关于偶极形成设备302所进一步描述的，在某些实施方式中，设备304和306可各自另外包括耳蜗植入系统的某些元件(比如，耳蜗植入物内所包括的用于探测场的能量幅度的电压探测器)和/或通信联接到耳蜗植入系统的一个或多个外部计算装置的某些元件。在其它实施方式中，设备304和306可由声处理器内的计算部件专有地实现。

在一些示例中，设备302至306可在插入过程期间(比如，在手术插入过程正在进行时)以实时的方式实施上述操作。如本文中所使用的，当操作立即且无不当延迟地(比如，实时或近乎实时地)被实施时，操作被认为是以“实时”的方式实施。相应地，操作可被说成是实时实施，并且系统300的用户可被认为是在插入手术期间接收到实时信息，尽管信息在小的延迟(比如，高达若干秒)后被提供。

在特定实施方式中，存储设备308可维护由设备302至306接收、产生、管理、维护、使用和/或发送的任何数据。例如，存储设备308可存储：代表被配置来产生偶极的脉冲幅度和/或相位的数据、代表自耳蜗组织反射的场探测到的能量幅度的数据、代表在确定接近度中被用于与探测到的能量幅度进行比较的基准能量幅度的数据等等。存储设备308可还包括可服务系统300的特定实施方式从而促进实施本文中所描述的一项或多项操作的任何其它数据。

为说明在探测电极引线距耳蜗组织接近度的操作中的系统300，图4A至图4C绘示出在示例性插入过程期间探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性方面。具体地，如图4A、图4B和图4C中分别示出的，对耳蜗200的剖切图的不同快照400-1、400-2和400-3被图示，表现出电极引线402正被插入到耳蜗200中的插入过程期间的三个不同时刻。具体地，快照400-1对应于插入过程中相对早的时刻，快照400-2对应于插入过程中稍晚的时刻，并且快照400-3对应于插入过程中更晚的时刻。

在图4A中的快照400-1中，电极引线402被绘示为发射场404-1，所述场围绕电极引线402的远侧末端。例如，场404-1可以是由电偶极产生的电场，所述电偶极经由在电极引线402的远侧末端附近的两个邻近(比如相邻)电极对相等且相反的电流脉冲的施加形成。在其它示例中，场404-1可以是由另外类型的偶极产生的另外类型的场，如以下将更详细描述的。尽管由电极引线402和/或本文中所描述的其它电极引线形成的偶极产生的场理论上可以以不受约束的方式向外扩展到空间中，然而实际上，这样的场会配置成仅在产生场的偶极周围附近的相对小的体积内具有显著的能量幅度(比如可探测的能量幅度)。例如，由电极引线402上的电极形成的偶极所产生的场仅会在一体积内具有显著的能量幅度，所述体积在图4A中经由代表场404-1的球体(在图4A的剖切图中被绘制成二维的圆圈)界定。这样的体积在本文中可被称为偶极周围的“局部体积”，并且将理解的是，如本文中所使用的，场404-1(及本文中所描述的其它场)可仅指的是场的被包含在偶极周围的局部体积内的部分而不是整个的未受约束的场。

如快照400-1中所示，在由快照400-1所体现的插入过程开始前后的时间点时，场404-1(即自电极引线402所形成的偶极延伸的场的处在偶极周围的局部体积中的部分)可未与耳蜗200的任何耳蜗组织有相互作用。具体地，场404-1被包含在耳蜗200中存在的耳蜗流体等内，但并未足够靠近耳蜗200的任何组织(比如耳蜗壁)，从而未因与组织相互作用而被可探测地改变。在一些示例中，会知道的是，在电极引线被插入到耳蜗200的基部中后不久(如快照400-1中所示的)，场404-1的能量幅度大体未被耳蜗组织所影响。相应地，在插入过程中的该点时探测到的场404-1的能量幅度可被探测和存储来用作与在插入过程稍后产生的相似的场的其它能量幅度作比较的基准能量幅度。

例如，场404-1的能量幅度可被用作与在插入过程稍后(时间)点时产生的场404-2(如图4B的快照400-2中所绘的)的探测到的能量幅度相比较的基准能量幅度。场404-2可以以与场404-1相同的方式产生(即，由等同的偶极产生，所述偶极通过相同电极施加相同幅度和相位的脉冲形成)。然而，由于在插入过程稍后时刻时(快照400-2中)电极引线402所位于的深度，场404-2被绘示为与耳蜗200的耳蜗组织有重叠。具体地，如图所示，场404-2与耳蜗组织在体积406-1内相交。耳蜗组织的体积406-1可改变场404-2的能量幅度，这将会被电极引线402上的电极探测到。例如，如以下将更详细描述的，体积406-1距产生场404-2的偶极的近的接近度可导致场404-2的能量中增多的量反射回到探测能量幅度的电极，使得电极探测到较基准能量幅度(比如，与场404-1关联的基准能量幅度，如以上描述的)增大的能量幅度。作为另一示例，体积406-1距产生场404-2的偶极的近的接近度可导致场404-2的能量中原本会被反射回的一些能量被吸收，使得电极探测到较基准能量幅度减小的能量幅度。相应地，在快照400-2期间探测到的场404-2的能量幅度可指示电极引线处在距耳蜗200的耳蜗组织的近的接近度中且在一些实施方式中可指示耳蜗组织距电极引线402的接近程度。

快照400-3图示出仍另一个场404-3，场404-3可以以与场404-1和场404-2相同的方式产生。在快照400-3中电极引线402的深度处，可再次探测到场404-3处在距耳蜗200的耳蜗组织的近的接近度中。例如，耳蜗组织的体积406-2可按照以上对于体积406-1和场404-2所描述的任何方式可探测地改变场404-2的能量幅度。

图4C中还图示出，场404-4可被产生来探测电极引线402与耳蜗组织的体积406-1的接近度。在场404-2和404-3可由在电极引线402的远侧末端附近形成的偶极产生的同时，场404-4由在电极引线402的更加近侧部分处形成的偶极产生，如图所示。这可有助于确定沿着电极引线插入部分的整个长度的电极引线402距耳蜗组织的接近度、而非仅在前导末端处的接近度。如以下将更详细描述的，在耳蜗200的不同部段处的不同类型的组织会以不同的方式反射场404，其不仅可指示组织距电极引线402的接近度，而且还可指示组织的某些特性(比如，组织的柔软程度或骨质程度、存在的组织的类型等)。

如以上提及的，在一些示例中，系统300可在电极引线402正被手术插入到耳蜗200中的插入过程期间实施诸如如下的操作：引导耳蜗植入物以施加第一和第二脉冲(即以形成产生场的偶极)，引导耳蜗植入物以探测场的能量幅度，以及确定电极引线402距耳蜗200的耳蜗组织的接近度。因此，在这些示例中，系统300可在插入过程期间且基于所确定的电极引线402距耳蜗组织的接近度进一步提供实时反馈，所述实时反馈被配置来促进插入过程。例如，实时反馈可包括通知或警告(比如，声音、闪光、警告信息等)，所述通知或警告指示电极引线402处在距耳蜗组织的近的接近度中和/或电极引线402距离耳蜗组织有多接近。另外，在某些示例中，实时反馈可包括所已经确定的关于组织特性的信息(比如，基于所已经探测到的反射的类型，如以上提及且将在以下更详细描述的)。

在一些示例中，系统300可经由另一装置来提供这样的实时反馈。比如，如果系统300由与外部计算装置通信联接的声处理器实现，则系统300可通过引导外部计算装置将实时反馈经由与外部计算装置关联的显示屏、扬声器或其它输出部件呈现给用户，来提供实时反馈。另外，在一些实施方式中，实时反馈可以以触觉反馈(比如，向外科医师正在使用的器械施加的振动等)的形式呈现。

在插入过程期间提供实时反馈可以以多种方式促进插入过程。比如，在正在使用可导向的电极引线的情况中，实施插入过程的外科医师可使用实时反馈来确定如何以及何时导向电极引线。通过类似的方式，这样的反馈也可被用于机器人辅助插入过程中，其中接收实时反馈的计算机引导机器人机构以相似的方式根据反馈导向和前进电极引线。此外，实时反馈可通过(比如向外科医师、向引导机器人机构的计算机等)指示如下来促进插入过程：插入角度待被调整，超声波振动待被施加(比如，以帮助防止电极引线变得卡住和易位或以其它方式造成组织创伤)，插入点(比如，在耳蜗的圆窗(round window)中)待被延伸或打开更宽，电极引线待被旋转，插入过程完成并且通管丝或插入管现在待被移除，和/或可服务特定实施方式的任何其它这样的信息。

在其它示例中，除了在插入过程正在进行时之外，系统300还可在其它时间探测电极引线距耳蜗组织的接近度。例如，系统300可在插入过程过后实施：引导耳蜗植入物以施加第一和第二脉冲、引导耳蜗植入物以探测能量幅度，以及确定电极引线402距耳蜗200的耳蜗组织的接近度。换言之，系统300可在快照400-1至快照400-3过后电极引线402已完全插入且歇置在耳蜗200内的一位置的(时间)点时实施这些操作。在这些示例中，接收指示电极引线402的接近度的实时反馈会没那么重要。然而，系统300仍可提供指示电极引线402在耳蜗200内所歇置于的位置的数据(比如，包括与所有电极而不仅仅是最远侧的电极相关的数据)。该数据可直接由系统300和/或通过另一装置以本文中所描述的任何方式提供并呈现。

提供指示电极引线402在耳蜗200内所歇置于的位置的数据可提供某些与以上关于在插入过程期间提供实时反馈所描述的相似的益处以及另外的益处，比如以便基于有关电极是否接近组织的信息来装配耳蜗植入物。例如，如由图4C中的场404-4图示的，还可使用电极引线上不同于最远侧电极的电极来确定电极引线402较为近侧的部分(即，不同于与场404-1和404-2关联的远侧末端的部分)的接近度。换言之，在一些示例中，不同于被用于形成偶极和探测能量幅度的第一、第二或第三电极的电极可在电极引线上被设置在电极引线上的最远侧电极位置处。

通过确定不仅电极引线402的远侧末端的接近度而且还有较为近侧部分的接近度，可以确定(比如在将新植入的耳蜗植入物装配到患者的装配过程期间)某些通道可被集中(focus)、放大、禁用、组合等。例如，如果电极引线402在耳蜗200内的歇置位置使得实现一个通道的电极与实现另一通道的另一电极大体重叠，则可确定所述通道是大体冗余的并且它们中的一者可被禁用或另外视情况调整。

指示电极引线歇置位置的数据出于研究目的也是有价值的。比如，研究者可通过研究具有不同最终歇置位置(比如，具有不同深度、不同电极与耳蜗轴形成物理接触等)的电极引线的患者的预后来帮助改进未来的插入过程和对于患者的听力预后。作为另一示例，当在插入过程后直接能够以及在未来各种另外的时间能够方便地确定电极引线的歇置位置时，研究者会能更好地学习并理解新技术比如利用形状记忆材料构造的电极引线等。

在一些示例中，在插入过程过后确定电极引线距耳蜗组织的接近度可进一步允许恰当地调整装配参数。例如，如果患者患病并发烧使得耳蜗内的温度升高，则电极引线的歇置位置可暂时改变直至退烧为止。因此，对于耳蜗植入系统会期望的是，探测改变并自动视情况调整装配参数使得患者在发烧持续时不会察觉到他或她听力上的不同。

为图示电极引线402可如何操作来实施该功能及提供关于图4A至图4C所描述的益处，图5A图示出在示例性耳蜗植入系统(比如耳蜗植入系统100)内的电极引线402的示例性实施方式。具体地，图5A绘示了作为耳蜗植入系统的一部分的电极引线402，所述耳蜗植入系统还包括在患者的皮外的声处理器502和被植入在患者的体内并物理联接到电极引线402的耳蜗植入物504。声处理器502可实施与以上关于耳蜗植入系统100的声处理器104所描述的相似的操作。另外，声处理器502可被配置成实现系统300且因此可引导耳蜗植入物504来实施本文中关于电极引线402所描述的任何操作。

如图5A中标示的，电极引线402可包括靠近与耳蜗植入物504的联接的近侧部分，并包括配置来插入到患者的耳蜗(比如，耳蜗200)中的远侧部分。电极引线402的远侧部分上设置有多个电极506(比如显式标示的电极506-1至506-4和电极506-16以及图5A中未显式标示但在本文中会提到的另外的电极506-5至506-15)。电极506可配置成在插入过程完成且电极引线402位于其歇置位置处时被设置在耳蜗内用以对患者施加刺激。因此，电极506可被称为“刺激电极”。

图5A中还图示出，电极508处在电极引线402的远侧部分上(即在电极引线402的远侧末端处)。电极508可以不是配置来(或至少可以不是通常用来)向患者施加刺激以(比如在常规日常操作期间)引起听力感知的。更确切地，如以下将更详细描述的，电极508可被系统300用来探测由电极506中的两者或更多者施加的脉冲形成的偶极所产生的场的能量幅度。相应地，电极508在本文中也可被称为“感测电极”，并且电极506和508在本文中可共同被称为“远侧电极”。

在电极引线402的近侧部分上，还绘出另外的电极510。电极510可配置成接地电极且因此即使在插入过程完成后也仍可在耳蜗外。如图所示，电极510可实现为围绕电极引线402的圆周全程的环电极。本文中所提及的电极510和/或其它相似的接地电极在本文中也可被称为“近侧电极”，从而使它们与远侧电极506和508区分开。

在图5A中，为图示清楚起见，电极引线402的不同方面被简化。例如，尽管电极引线402在图5A中被图示为呈伸直构造，然而将理解的是，如由图1中的电极引线110图示的，电极引线402可配置成遵循耳蜗200的弯曲的、螺旋形的结构。另外，将理解的是，电极引线402的长度和宽度、电极引线上所包括的电极的尺寸及相对间距以及图5A中及在本文中所包括的其它附图中所绘示的部件的各种其它方面可能并未按比例绘制。

在操作中，电极引线402可使用两个电极(比如刺激电极506中的两个)来形成偶极。例如，在来自声处理器504的引导下，耳蜗植入物504可促使第一脉冲在第一电极506(比如电极506-1)处被施加且第二脉冲在第二电极506(比如电极506-2)处被施加。第一和第二脉冲可同时被施加并从而具有大致相等的幅度和相反的相位。这样，并且由于脉冲施加所在的电极距离彼此在近的接近度中，因此第一和第二脉冲的施加可形成偶极。例如，如果所施加的脉冲是由耳蜗植入物504内所包括的电流源产生的电流脉冲，则形成的偶极会是产生电场的电偶极。

在其它示例中，也可施加其它类型的脉冲来形成产生其它类型的场的其它类型的偶极。例如，可施加光脉冲(比如由电极引线402中未显式示出的光纤输送)来形成产生光场的光偶极，可施加磁脉冲来形成产生磁场的磁偶极等等。

与经由施加脉冲形成偶极同时地或紧随其后地，可使用电极引线402上的一个或多个电极来探测偶极所产生的场的能量幅度(比如，当场从可接近于电极引线402的耳蜗组织反射时)。基于所探测到的场的能量幅度，如以上描述的，系统300可确定电极引线402距其周围耳蜗组织(比如，图4B和图4C中所图示的耳蜗200的耳蜗组织的体积406-1和406-2)的接近度。如本文中所使用的，“电极引线的”接近度可指的是：电极引线整个、电极引线上的任何特定的电极或电极的连续子集、电极引线的特定部分(比如，电极引线中可布置有或可未布置有电极比如电极508的远侧末端)等。

例如，在电极506-1和506-2被用作由之施加第一和第二脉冲以形成偶极的第一和第二电极且电极508被用作由之探测场的能量幅度的第三电极的示例中，电极引线402距耳蜗组织的接近度可指的是电极506-1、电极506-2和电极508中的一者或多者距耳蜗组织的接近度。相反，在采用其它电极的其它示例中，电极引线402的接近度可指的是所述其它电极距耳蜗组织的接近度。另外，在电极引线的远侧末端处未存在等同于电极508的感测电极的某些示例中，接近度的计算可计及在电极引线的最远侧电极与实际的远侧末端之间的电极引线的附加材料，使得电极引线的接近度可明确指的是电极引线的远侧末端的接近度。

脉冲被施加来形成偶极所在的第一和第二电极以及探测场的能量幅度所在的第三电极可由电极引线402上的任何电极以任何适合的配置实现。例如，第一和第二电极可设置在电极引线402上相邻的电极位置处(比如在某些示例中使得间隔小于1mm)。理论上理想的偶极将包括处在相同空间点处的相等且相反的电荷。因此，虽然这在实际(即非理论)应用中不可能实现或者不切实际，然而系统300可通过引导耳蜗植入物504以在彼此邻近(比如在某些实施方式中，间隔小于1mm)的电极处施加脉冲来形成所可能的最佳偶极。这样，场会是高度集中的并且系统300可获取准确的结果。在一些实施方式中，还会可行的是，采用非相邻的电极来形成偶极，如果所述非相邻的电极彼此足够邻近的话。

在某些配置(比如，电极引线未包括诸如电极508的感测电极的配置中)，刺激电极506可唯一地被用来形成偶极和探测由偶极产生的场的能量幅度。例如，第三电极可在电极引线402上被设置在电极引线402上的最远侧电极位置处(即可由电极506-1实现)，并且第一和第二电极可在电极引线402上被设置在比除了第三电极的最远侧电极位置外的任何其它电极位置都更为远侧的相应电极位置处(即可由电极506-2和506-3实现)。如以上提及的，在其它示例中，可采用其它较为近侧的电极(比如，来在插入过程完成过后探测电极402的歇置位置)。例如，第一和第二电极可由电极506-14和506-15实现，而第三电极可由电极506-16实现。相应地，在这些示例中，电极引线402上被设置在最远侧电极位置处的电极506-1并不实现第一、第二或第三电极。

在其它配置中，刺激电极506可被用来形成偶极，而感测电极508可被用来探测场的能量幅度。换言之，第三电极可由正好设置在电极引线402的最远侧末端处的电极508实现。如以上提及的，电极508可实现为被配置来探测场的能量幅度而非配置来向患者施加刺激的感测电极。

图5B图示出电极引线402的最远侧部分的替代视图。具体地，图5B图示出从电极引线402的如图5A中所绘的部分下方看的视图。如图示的，电极506可实现为绕电极引线402的圆周半程成半圆形延伸的半环电极。这样的配置可允许刺激电极直接在电极与组织接触处对耳蜗组织高效地施加刺激。相反，感测电极508可利用不同的设计实现，如图所示。具体地，电极508可包括多个细的导体(比如导体508-1至508-5)，所述多个细的导体围绕电极引线402的远侧末端分布以在感测场的能量幅度方面提供高的灵敏度。例如，导体508可由铂丝或可服务特定实施方式的另外的材料构成。

回到图5A，耳蜗植入物504绘示成被封闭在气密密封的壳体512内。壳体512被示出为与壳接地(case ground)514(即电联接到壳体512的接地触头)关联并包括穿通组件516，由此电极引线402电联接到耳蜗植入物504的被密封于壳体512内的内部部件。与接地电极510类似的，壳接地514可用作用于由耳蜗植入物504实施的某些测量的接地触头，如以下将更详细描述的。

穿通组件516可配置成在耳蜗植入物504的内部电路与耳蜗植入物504外的导体(比如壳接地514和/或电极506、508和/或510)之间提供电通路、同时维持气密密封，所述气密密封使内部电路与耳蜗植入物504所植入于的患者的组织分离。在某些示例中，穿通组件516可以以限制数量的穿通导体来配置。例如，对于常规的电极引线配置，穿通组件可配置成提供十八个导体以适应十六个刺激电极、一个接地电极和一个壳接地触头。当采用这样的穿通组件时，可以没有可用来适应感测电极(比如电极508)的专用的穿通导体，所述感测电极会被包括来促进探测电极引线距耳蜗组织的接近度。然而，由于感测电极仅会被配置来实现第三电极(即，探测场的能量幅度的电极)而不会被配置来向患者施加刺激，因此感测电极可经由公共穿通导体电联接到耳蜗植入物，所述公共穿通导体还用于将另外的电极电联接到耳蜗植入物(比如，配置来向患者施加刺激的另外的电极)。例如，感测电极508可经由穿通组件516内的公共穿通导体电联接到耳蜗植入物504，所述公共穿通导体还用于将刺激电极506(比如刺激电极506-16)电联接到耳蜗植入物504。

为了如以上所描述地产生经由电极引线402的第一和第二电极施加的脉冲并经由第三电极探测场的能量幅度，耳蜗植入物504可包括脉冲产生与探测电路。例如，这样的电路可被封闭在壳体512内并可被配置成基于从声处理器502接收到的引导来控制电极引线402上的电极。

为说明这样的电路的示例，图6A示出了用于经由刺激电极506施加脉冲的示例性电路，而图6B示出了用于经由电极506或508探测由偶极产生的场的能量幅度的示例性电路。

具体地，图6A示出了耳蜗植入物504内所包括的刺激控制器602。刺激控制器602可配置成引导电极506以在正常操作期间向患者施加电刺激，如以上描述的。另外，刺激控制器602可集成到系统中和/或由系统300控制，且因此刺激控制器可进一步配置成周期性地引导脉冲(比如，不会被患者感知到的非刺激脉冲)施加来形成偶极。具体地，如以上描述的，脉冲可具有大致相等的幅度和相反的相位(即，一个具有正值而另一个具有负值)并可经由两个电极506而被同时施加。

如图所示，每个电极506可与特定的驱动器604关联(即图6A中“604”的插图编号下“1”至“16”所标示的驱动器604-1至604-16中的一者)，所述驱动器配置成当受到刺激控制器602引导时在电极506处产生脉冲。例如，每个驱动器604可由电流源、电压源等实现。因此，刺激控制器602可包括用于接收来自系统300的偶极形成设备302的引导的逻辑装置，并且响应于所接收的引导，所述刺激控制器可引导驱动器604中的至少一者在相应的电极506处产生脉冲(比如，诸如电流脉冲或电压脉冲的电脉冲)。例如，如果偶极形成设备302引导刺激控制器602在电极506-1和506-2处同时施加脉冲，则刺激控制器602可促使驱动器604-1和604-2同时产生待经由这些电极施加的相等且相反的电脉冲。

在一些示例中，由驱动器604产生的用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的脉冲可以是在较小程度上被用户感知或完全不被用户感知的脉冲(与由驱动器604在耳蜗植入系统正常操作期间产生的正常刺激脉冲形成对比)。例如，用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的脉冲可以是亚阈值(sub-threshold)脉冲(即，以比患者可感知的幅度更低的幅度施加的脉冲)。作为另一示例，脉冲可处于高于患者可感知阈值的幅度水平，但由于相等且相反的脉冲同时正在产生，因此所述脉冲亦不会被感知到。换言之，例如，由于一个电极会正在提供(source)一定量的电流而同时邻近的电极正在吸收(sink)相同量的电流，因此电流不会以可感知的方式刺激耳蜗组织。

在已通过两个电极506处施加的相等且相反的脉冲形成偶极之后，图6B图示出在某些示例性实施方式中由偶极产生的场的能量的幅度(比如，强度等)可如何被探测。正如以上所描述的刺激控制器602可配置成在任意电极506处产生脉冲一样，图6B中图示的探测电路可在经由任何电极506或508相对于彼此或相对于接地电极510或壳接地514来探测场的能量幅度中提供相似的灵活性。例如，可通过探测两个远侧电极(即电极506和/或508中的两个)之间的电压差、一个远侧电极与接地电极510之间的电压差或一个远侧电极与壳接地514之间的电压差，来探测场的能量幅度。为此，如图所示，图6B的电路包括多路复用器606(比如多路复用器606-1至606-2)，所述多路复用器配置用于：将远侧电极中的任何切换成比较器608的第一端子，以及将远侧电极506或508、接地电极510或者壳接地514中的任何切换成比较器608的第二端子。

将理解的是，在图6B中未示出的某些实施方式中，多路复用器606中可还包括另外的输入。例如，在某些实施方式中，图6B中图示的所有电极和接地以及另外的触头都可用作多路复用器606中的一者或两者的输入，以提供用于最大的灵活性。多路复用器606可处在系统300(比如尤其场探测设备304)的控制下，使得可根据系统300的引导进行适宜的双极测量(即在两个远侧电极之间)和/或单极测量(即在远侧电极与接地电极或其它接地触头之间)。例如，系统300可引导耳蜗植入物504来探测场的能量幅度，这通过引导多路复用器606为由比较器608所作的比较选定如下来实现：电极506和508中的一者，以及与电极引线402的远侧部分上设置的任何电极电相异的接地参考(比如接地电极510或壳接地514)。作为另一示例，系统300可引导耳蜗植入物504来探测场的能量幅度，这通过引导多路复用器606为由比较器608所作的比较选定两个远侧电极(比如，电极508以及电极506中的一者，比如电极506-3，如果正在使用电极506-1和506-2来施加形成偶极的脉冲的话)来实现。

比较器608可实现为电压探测器或其它类似的用于对由多路复用器606选定的信号进行比较的电路。例如，比较器608可包括差分放大器，所述差分放大器产生表征场的能量幅度的信号610。例如，信号610可以是电压信号，所述电压信号指示在电极之间测得的电压差，所述电极是多路复用器606为由比较器608所作的比较选定的。信号610然后可被系统300(比如尤其接近度确定设备306)用来确定电极引线402距耳蜗组织的接近度(比如，基于信号610与表征场基准能量幅度的信号之间的差异)。

在某些常规系统中，出于各种缘故、包括在一些示例中为了确定与电极引线在耳蜗内的插入深度相关的信息，可实施阻抗测量。例如，阻抗测量可通过经由特定的刺激电极施加电流脉冲且经由同一刺激电极探测电压(比如，相对于接地电极的电压)来实施。基于已知的所施电流水平且基于测得的电压水平，阻抗可基于欧姆定律或其变型被确定。另外，在一些示例中，可通过在一个电极处施加刺激电流而在不同电极处探测电压来实施交叉阻抗(cross-impedance)测量。这样的交叉阻抗测量可帮助确定例如哪些电极会已进入到耳蜗中而哪些仍在耳蜗外、是否已发生末端翻折(比如，如果确定电极被折叠)等，从而为外科医师提供与插入过程的进展和状态有关的信息。

在一些实施方式中，本文中所描述的用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的系统和方法可采用与以上描述的常规阻抗测量具有某些共同特征的阻抗测量。例如，为形成偶极而经由第一和第二电极施加的相等且相反的脉冲可以是具有预确定的电流水平的电流脉冲，并且场的能量幅度可通过探测第三电极处的电压并利用欧姆定律将探测到的电压转换成表征能量幅度的探测阻抗而经由第三电极被探测。然而，将理解的是，由本文中所描述的接近度探测系统和方法实施的此类阻抗测量会在许多方式上有别于所描述的常规阻抗测量。例如，如以上所描述的，这些系统所施加的电流脉冲经由两个不同的电极以并发的、相等且相反的配对施加，而不是在单个电极上施加单个脉冲。因此，可形成这样的偶极，所述偶极产生可被接近度探测系统探测到的场、同时实际上不会发生可被患者感知到的刺激。另外，将理解的是，尽管在本文中所描述的接近度探测系统和方法的某些实施方式中可采用与以上描述的常规阻抗测量相似的单极测量，然而其它实施方式也可采用双极测量，借此可使用两个另外的远侧电极(即，与脉冲施加所经由的两个电极分开的电极)来探测电压。

为进行说明，图7A示出了在第一和第二电极处被同时施加的具有大致相等的强度和相反的相位(即相反符号)的示例性脉冲，而图7B示出了示例性探测脉冲，该示例性探测脉冲代表由图7A的脉冲的施加形成的偶极所产生的场的能量幅度。图7A和图7B中所示的每张曲线图都图示的是相对于时间的正在施加或正被探测到的脉冲，时间沿着每条相应的x轴线表示。图7A中图示的曲线图沿y轴线绘示出对于第一电极(“电极1”)和第二电极(“电极2”)两者的一系列同时施加的、具有相等且相反强度的电流脉冲的电流水平。沿着图7B的y轴线绘示的是探测到的电压水平。

参考图7A，针对电极1和电极2的曲线图绘示了包括特定并发脉冲704在内的一系列并发脉冲702，所述特定并发脉冲704包括相等且相反的双相脉冲704-1(经由电极1施加)和704-2(经由电极2施加)。换言之，如图所示，在脉冲704-1具有处于高于零的特定幅度的电流水平(即以便正在提供电流)时，脉冲702-2具有处于低于零的特定幅度的电流水平(即以便正在吸收电流)。

如图所示，并发脉冲702(包括并发脉冲704)可通过双相电流脉冲实现。也就是，由特定电极施加的每个脉冲可包括正幅度相位和负幅度相位两者。例如，如图所示，并发脉冲704包括具有持续时间706-1的第一阶段，在第一阶段中，第一正幅度的电流(作为双相脉冲704-1的一部分)在电极1处被施加同时第一负幅度的电流(作为双相脉冲704-2的一部分)在电极2处被施加。如图7A中所绘，第一正幅度可与第一负幅度大小大致相等。在第一阶段之后(比如，紧随其后或在短时间后)，并发脉冲704可还包括具有持续时间706-2的第二阶段，在第二阶段中，第二负幅度的电流(作为双相脉冲704-1的一部分)在电极1处被施加同时第二正幅度的电流(作为双相脉冲704-2的一部分)在电极2处被施加。如图7A中所绘，第二负幅度可与第二正幅度大小大致相等。另外，在一些示例中，第二正幅度和第二负幅度可分别与第一正幅度和第一负幅度大致相等，并且持续时间706-1可与持续时间706-2大致相等。在其它示例中，第二正幅度和第二负幅度尽管彼此大致相等然而可分别不同于第一正幅度和第一负幅度。另外，在一些示例中，持续时间706-1也可不同于持续时间706-2。

尽管耳蜗植入物产生并施加诸如脉冲704-1和704-2之类的脉冲会是方便的(比如，因为在耳蜗植入系统的正常操作期间会使用双相刺激脉冲来刺激患者)，然而将理解的是，也可采用其它类型的脉冲，如可服务特定实施方式的。比如，在某些实施方式中，可使用单相脉冲、非矩形脉冲等替代双相矩形脉冲。

系统300可配置成在耳蜗引线被手术插入到患者耳蜗中的插入过程期间实时跟踪电极引线距耳蜗组织的接近度。例如，跟踪可通过以规律的间隔自动重复如下来实施：引导耳蜗植入物以施加第一和第二脉冲、引导耳蜗植入物以探测能量幅度，以及确定电极引线距耳蜗组织的接近度。为进行说明，图7A示出，并发脉冲702可以被成系列地施加以使得每个脉冲以时间间隔708分隔。例如，时间间隔708在每对相邻的脉冲702之间都会是相同的，使得脉冲702每几百微秒、每几毫秒就被施加等等。这样，这在实施插入过程的外科医师从人类时间尺度看来就像脉冲正被连续地施加(以及接近度测量正被连续地实施)。在一些示例中，不同脉冲之间可使用不同的间隔708。

参考图7B，一系列探测脉冲710代表因并发脉冲702的施加而产生的且通过被称为“电极3”的电极探测到的场的能量幅度，所述一系列探测脉冲被表示为一系列电压脉冲。将理解的是，图7B中所绘的时间线可与图7A的时间线对齐，使得每个探测脉冲710可对应于图7A中所图示的特定并发脉冲702。换言之，对于所施加的每个并发脉冲702，对应的探测脉冲710可被探测，以指示当场从处在场的局部体积中的组织反射时的场(即通过施加并发脉冲702形成的偶极产生的场)的能量幅度。例如，探测脉冲712可基于上述因并发脉冲704的施加而产生的场的能量幅度被探测。

如图7B中所示，包括探测脉冲712在内的第一若干个探测脉冲710会被探测到具有相似的幅度(即表现出相似的场的能量幅度)。如果这些探测脉冲在插入过程内的特定时间时被探测到(比如，在电极引线的远侧末端进入耳蜗不久后)，则系统300可将该幅度设置为场的基准能量幅度。相应地，只要探测到具有探测脉冲712的幅度的脉冲，系统就可确定电极引线距耳蜗组织的接近度大于特定的阈值距离。换言之，系统300可确定电极引线并未特别接近耳蜗组织。

然而，随着脉冲系列继续，系统300可在某点时探测到能量幅度比探测脉冲712的基准能量幅度更小或更大的脉冲。例如，如图7B中所示，系统300可探测到能量幅度较探测脉冲712的基准能量幅度相对更小的探测脉冲714，或能量幅度较探测脉冲712的基准能量幅度相对更大的探测脉冲716。能量幅度从基准能量幅度的这样的改变会发生并非是因为场自身正被生成为具有不同的能量幅度(注意到，例如对于与探测脉冲714和716对应的并发脉冲702，在图7A中并发脉冲702的强度并未改变)，而是由于在脉冲714和716被探测到时电极3距耳蜗组织(图7A和图7B中未示出)的接近程度发生变化。

在耳蜗内产生的场所遇到的耳蜗组织会对场具有不同于耳蜗流体的影响，在确定基准能量幅度时，场会与耳蜗流体相互作用。此外，如以上提及的，在耳蜗内产生的场所遇到的不同类型的耳蜗组织也会对场具有不同的影响。这些影响可以以探测脉冲(比如探测脉冲710)的幅度体现。例如，如果电极引线接近反射较少场能量和/或吸收较多场能量的软的或肉质的结构比如基底膜等，可探测到场的能量幅度自基准减小或变小。相反，如果电极引线接近反射较多场能量和/或吸收较少场能量的硬的或骨质结构比如侧壁、基底膜等，则可探测到场的能量幅度自基准增大或增加。

图8A和图8B图示出电极引线402朝向示例性耳蜗组织的示例性移动。具体地，如图所示，电极引线402可经由图8A中图示的侧向移动804-L或经由图8B中图示的前向移动804-F而逐渐地变得更加接近耳蜗组织802。侧向移动804-L和前向移动804-F可共同被称为移动804。在图8A和图8B中，耳蜗组织802可代表任何耳蜗结构或会与由电极引线402上的电极形成的偶极产生的场相互作用的任何其它适合的组织。例如，耳蜗组织802可代表相对骨质的结构，该结构对在距组织近的接近度中产生的场的场能量进行反射，使得当移动804发生时可探测到场的相对高的能量幅度。

图8C图示出示例性的曲线图，绘示了在如下配置中对于移动804-L和移动804-F根据电极引线402距耳蜗组织802的距离所探测到的场能量幅度：在所述配置中，两个最远侧的刺激电极(即电极506-1和506-2)实现形成偶极的第一和第二电极，并且在所述配置中，远侧末端处的感测电极(即电极508)实现探测场能量幅度的第三电极。将理解的是，形成产生场的偶极的第一和第二电极和用于探测场的能量幅度的第三电极，可由电极引线402的电极的不同配置实现，而获得不同于图8C中图示的结果。

在图8C中，曲线806-L和曲线806-F分别代表移动804-L和804-F发生时对于由电极506-1和506-2之间的偶极形成的场所探测到的能量幅度。具体地，从曲线806-L和806-F的右手边开始，其中电极引线402处在接近度范围808内(即在距耳蜗组织802相对较大的距离处)，曲线806-L和806-F图示出相对平坦的场能量幅度。这是因为无论正在进行的是何种类型的移动804，由电极引线402形成的偶极产生的场都会处在相对较远的接近度范围808的距离处而与耳蜗组织802未有显著的相互作用。因此，在曲线806-L和806-F处于平坦时电极引线402所探测到的场能量幅度可被设定为基准能量幅度，进一步探测到的能量幅度水平可对比该基准能量幅度进行比较。

如由曲线806-L和806-F中对应于接近度范围810的行为所说明的，场的相互作用(比如能量从组织的反射)可致使探测到的场能量幅度与对应于接近度范围808的平坦的基准能量幅度相比急剧向上斜移。这样的相互作用可发生在电极引线402变得日益接近耳蜗组织802时(即在移动804-L和804-F发生时)。如图所示，当曲线806-L和806-F开始在接近度范围810内从基准能量幅度往上斜移至显著更高的能量幅度时，根据场的基准能量幅度预确定的阈值812会被跨过。例如，阈值812可基于系统300的早前的校准被预确定，或可在电极引线402处于接近度范围808内且基准能量幅度正被探测时的移动804的早期阶段中被动态地预确定。

系统300可使用阈值812来确定电极引线402距耳蜗组织802的接近度。例如，场的基准能量幅度(即，当曲线大体平坦处在接近度范围808内时对于曲线806-L和/或曲线806-F所探测到的能量幅度)可代表自耳蜗组织802没有场反射(即，由于感测电极508尚未处于接近度范围810内)时的场的能量幅度。系统300然后可通过如下来确定电极引线402距耳蜗组织802的接近度：确定所探测到的场能量幅度之间的差大于阈值812，以及确定(比如，基于所述差大于阈值812的判定)感测电极508处在耳蜗组织802的接近度范围810内。

在一些实施方式中，系统300可探测电极引线402距耳蜗组织802的接近度为二进制值。例如，当曲线806-L和806-F仍低于阈值812时，系统300可确定电极引线402未特别接近耳蜗组织802，而当任一曲线上升高于阈值812时，系统300可确定电极引线402处在距耳蜗组织802的近的接近度中并且应当发布警告通知等。在其它实施方式中，系统300可探测并提供更加具体的接近度值。例如，作为一个示例，接近度的不同等级(比如，“在范围内”、“接近”、“非常接近”、“触碰”等)可基于针对电极引线402探测到的能量幅度的值与诸如曲线806-L和806-F的一条或多条预限定曲线来限定和探测。作为另一示例，接近度可被确定为距离(比如，单位为毫米或其它适合的距离单位)。

如由曲线806-L和806-F图示的，对于移动804-L和移动804-F，探测电极引线402距耳蜗组织802的接近度的几何形式会是不同的。例如，由于电极506-1和506-2之间产生的偶极在侧向移动804-L条件下比在前向移动804-F条件下会能在物理上变得更靠近耳蜗组织802，因此侧向移动804-L最终可致使更多的场能量被反射，并且图8C图示出曲线806-L因此会比曲线806-F更加陡峭地上升而获得更大的场能量幅度。在一些示例中，与确定电极引线402距耳蜗组织802的接近度一起的，系统300还可被校准，从而基于正在探测的曲线的形状确定可能正在发生的移动804的类型(比如，曲线的形状是否类似于曲线806-L、曲线806-F或介乎之间的某物，介乎之间可代表具有侧向分量和前向分量的移动)。

在某些实施方式中，系统300还可配置成基于基准能量幅度来确定移动804的类型(比如，电极引线402入路到耳蜗组织802的角度)。例如，系统300可基于所探测到的场的能量幅度与至少一个预确定的能量幅度阈值之间的差来确定电极引线在耳蜗内且相对于耳蜗的耳蜗轴的入路状态。

为进行说明，图9A至图9C图示出在示例性耳蜗(比如耳蜗200)内的相对于耳蜗的耳蜗轴902的示例性电极引线入路状态。具体地，图9A图示出入路状态904-A，在入路状态904-A中电极引线402向耳蜗中的插入朝向耳蜗轴902倾斜，图9B图示出入路状态904-B，在入路状态904-B中电极引线402向耳蜗中的插入是顺直的(即，未朝向或背离耳蜗轴902倾斜)，以及图9C图示出入路状态904-C，在入路状态904-C中电极引线402向耳蜗中的插入远离耳蜗轴902倾斜。入路状态904-A、904-B和904-C在本文中可共同被称为入路状态904。

图9D图示出示例性曲线图，绘示了对于各入路状态904根据电极引线402距耳蜗组织802的距离探测到的场能量幅度。具体地，图9D绘示出代表不同入路状态904(即分别是入路状态904-A、入路状态904-B和入路状态904-C)的多条曲线906(即曲线906-A、曲线906-B和曲线906-C)。图9D的曲线图与以上描述的图8C的曲线图有许多共同之处。例如，图9D图示出接近度范围908和接近度范围910以及预确定的能量幅度阈值912，所述接近度范围908和接近度范围910分别对应于图8C的接近度范围808和810，所述预确定的能量幅度阈值912对应于阈值812。然而，将注意的是，曲线906具有不同于曲线806的形状。具体地，尽管图8C中的曲线806在接近度范围808内是基本平坦的(即随着电极引线402与耳蜗组织802之间的距离减小，场能量幅度保持大体不变)，然而图9D中的曲线906在接近度范围908内向下斜移(即随着电极引线402与耳蜗组织802之间的距离减小，场能量幅度减小)。

这些或其它形状的曲线可在不同的场景中被观察到，比如在电极引线402正在移动经过或通过不同类型的耳蜗组织、不同形状的耳蜗结构等时。例如，图8A-8B与图9A-9C之间的一个不同在于：在图8A-8B中，耳蜗组织802仅位于电极引线402的一侧，而在图9A-9C中，耳蜗组织802位于电极引线402的两侧，从而造成更加复杂的场相互作用。然而，无论当电极引线402离耳蜗组织802相对较远时曲线的斜移怎样，注意到，当电极引线402变得相对靠近耳蜗组织802时，斜移都会突然变化(比如，从平坦变为向上斜移，从向下斜移变为向上斜移等)。例如，就像图8C中曲线806在接近度范围810中开始向上斜移一样，在图9D中，曲线906被示出为随着距离从接近度范围908减小到接近度范围910而开始向上斜移。

相应地，在某些示例中，基准能量幅度可表示为恒定的能量幅度值(即与零斜率关联)，而在其它示例中，基准能量幅度可表示为线性能量幅度(即与特定斜率关联)或具有另外适合的非线性形状。换言之，在曲线906的示例中，只要曲线906的斜移正以一定的速率减小，就可确定电极引线402的接近度是相对较大的(即远离)，且然后当曲线906的斜移变化(比如，变平或开始减小)时，可确定接近度为相对近的。

根据电极引线402在某一接近度或某一位置处(比如，正好在耳蜗入口处的圆窗内)所探测到的能量幅度，系统300可确定电极引线402可能正在采取的入路状态904的类型。例如，系统300可确定在所述圆窗内探测到相对大的场能量幅度(即比如由曲线906-A图示的)，由此指示朝向耳蜗轴902的入路状态(即比如由入路状态904-A图示的)。作为另一示例，系统300可确定在所述圆窗内探测到中等的场能量幅度(即比如由曲线906-B图示的)，由此指示相对于耳蜗轴902的顺直的入路(即比如由入路状态904-B图示的)。作为再一示例，系统300可确定在所述圆窗内探测到相对小的场能量幅度(即比如由曲线906-C图示的)，由此指示远离耳蜗轴902的入路状态(即比如由入路状态904-C图示的)。可使用不同的阈值来确定电极402对于给定的插入过程会具有的入路状态的类型，所述阈值被限定为类似曲线906所图示的不同的基准。

图10图示出用于探测电极引线距耳蜗组织接近度的示例性方法1000。图10中所示的一项或多项操作可由接近度探测系统300和/或其任何实施方式实施。例如，方法1000可由耳蜗植入系统内包括的声处理器实施。尽管图10图示的是根据一个实施例的示例性操作，然而其它实施例可省略、添加、重新排序和/或修改图10中所示的任何操作。

在操作1002中，与耳蜗植入系统关联的接近度探测系统可引导耳蜗植入物以施加第一脉冲。例如，接近度探测系统可引导耳蜗植入物以经由电联接到耳蜗植入物并配置成插入到患者的耳蜗中的电极引线上设置的第一电极施加第一脉冲。操作1002可以以本文中所描述的任何方式实施。

在操作1004中，接近度探测系统可引导耳蜗植入物以施加第二脉冲。例如，操作1004中的第二脉冲的施加可与操作1002中的第一脉冲的施加同时实施。接近度探测系统可引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第二电极施加第二脉冲。在一些示例中，第二脉冲可具有与操作1002中施加的第一脉冲大致相等的幅度和相反的相位。因此，操作1002和操作1004中的第一和第二脉冲的施加可形成产生场的偶极。操作1004可以以本文中所描述的任何方式实施。

在操作1006中，接近度探测系统可引导耳蜗植入物以探测从位于场内的耳蜗组织反射的场的能量幅度。例如，接近度探测系统可引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第三电极探测场的能量幅度。操作1006可以以本文中所描述的任何方式实施。

在操作1008中，接近度探测系统可确定电极引线距耳蜗组织的接近度。例如，接近度探测系统可基于操作1006中探测到的场的能量幅度与场的基准能量幅度之间的差来确定电极引线距耳蜗组织的接近度。操作1008可以以本文中所描述的任何方式实施。

在先前的描述中，已参考附图描述了不同示例性实施例。然而，将显见的是，在不偏离所附权利要求陈述的本发明的范围的条件下，可对所述实施例作出各种修改和变化，并且可实现另外的实施例。例如，本文中所描述的一个实施例的某些特征可以与本文中所描述的另一实施例的特征组合或替代所述另一实施例的特征。相应地，描述和附图被视为说明性的而非限制意义的。

Claims (19)

1.一种声处理器，包括：

至少一个物理计算部件，所述至少一个物理计算部件：

引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第一电极施加第一脉冲，所述电极引线电联接到耳蜗植入物，其中，所述第一电极被配置作为在由此电极引线被手术插入到患者的耳蜗中的插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向患者的耳蜗施加刺激的刺激电极；

引导耳蜗植入物以与第一脉冲的施加同时地、经由电极引线上设置的第二电极施加第二脉冲，其中，所述第二电极也被配置作为在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激的刺激电极，并且其中，所述第二脉冲具有与所述第一脉冲大致相等的幅度和相反的相位，使得所述第一和第二脉冲的施加形成产生场的偶极；

引导耳蜗植入物以经由电极引线上设置的第三电极探测从位于场内的耳蜗组织反射的场的能量幅度；以及

基于探测到的场的能量幅度与场的基准能量幅度之间的差，确定电极引线距耳蜗组织的接近度。

2.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述第一和第二脉冲是由耳蜗植入物内所包括的电流源产生的电流脉冲；

由所述第一和第二脉冲形成的偶极是电偶极；并且

由所述偶极产生的场是电场。

3.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述第三电极在电极引线上被设置在电极引线上的最远侧电极位置处；并且

所述第一和第二电极在电极引线上被设置在比除了第三电极的最远侧电极位置外的任何其它电极位置都更为远侧的相应电极位置处。

4.如权利要求3所述的声处理器，其中：

所述第三电极设置于的最远侧电极位置是电极引线的最远侧末端；并且

所述第三电极被实现为配置来探测场的能量幅度的感测电极，并且所述感测电极并不配置来在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激。

5.如权利要求1所述的声处理器，其中，不同于第一、第二或第三电极的电极在电极引线上被设置在电极引线上的最远侧电极位置处。

6.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述第一和第二电极被设置在电极引线上相邻的电极位置处。

7.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述第一和第二脉冲是双相电流脉冲，所述双相电流脉冲每个包括：

第一阶段，在所述第一阶段中，第一正幅度的电流在第一电极处被施加同时第一负幅度的电流在第二电极处被施加，所述第一正幅度与所述第一负幅度大小大致相等；以及

第二阶段，在所述第二阶段中，第二负幅度的电流在第一电极处被施加同时第二正幅度的电流在第二电极处被施加，所述第二负幅度与所述第二正幅度大小大致相等。

8.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述至少一个物理计算部件被配置来在插入过程期间实时跟踪电极引线距耳蜗组织的接近度，所述跟踪通过以规律的间隔自动地确定电极引线距耳蜗组织的接近度来实施。

9.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述至少一个物理计算部件引导耳蜗植入物以经由第三电极探测场的能量幅度，这是通过引导耳蜗植入物以探测第三电极与接地参考之间的电压来实现的，所述接地参考与在电极引线的远侧部分上设置的且配置来向患者施加刺激的任何电极电相异。

10.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述至少一个物理计算部件引导耳蜗植入物以经由第三电极探测场的能量幅度，这是通过引导耳蜗植入物以探测第三电极与第四电极之间的电压来实现的，所述第四电极设置在电极引线的远侧部分上并且也被配置来在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激。

11.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述场的基准能量幅度代表在第三电极的预确定的接近度内自耳蜗组织没有场反射时的场的能量幅度；并且

所述至少一个物理计算部件通过如下确定电极引线距耳蜗组织的接近度：

确定所探测到的场的能量幅度之间的差大于根据场的基准能量幅度预确定的阈值，以及

基于所述差大于预确定的阈值的判定，确定第三电极处在耳蜗组织的预确定的接近度内。

12.如权利要求1所述的声处理器，其中，所述至少一个物理计算部件基于探测到的场的能量幅度与至少一个预确定的能量幅度阈值之间的差来进一步确定在耳蜗内的且相对于耳蜗的耳蜗轴的电极引线入路状态。

13.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述至少一个物理计算部件在插入过程期间实施引导耳蜗植入物以施加第一和第二脉冲、引导耳蜗植入物以探测能量幅度和确定电极引线距耳蜗组织的接近度；并且

所述至少一个物理计算部件向用户与插入过程期间实施插入过程关联地并基于所确定的电极引线距耳蜗组织的接近度地进一步提供配置来促进插入过程的实时反馈。

14.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述至少一个物理计算部件在插入过程后电极引线位于歇置位置处时实施引导耳蜗植入物以施加第一和第二脉冲、引导耳蜗植入物以探测能量幅度、和确定电极引线距耳蜗组织的接近度；并且

所述至少一个物理计算部件在插入过程后并且基于所确定的电极引线距耳蜗组织的接近度，进一步提供指示电极引线在耳蜗内的歇置位置的数据。

15.如权利要求14所述的声处理器，其中，不同于第一、第二或第三电极的电极在电极引线上被设置在电极引线上的最远侧电极位置处。

16.如权利要求1所述的声处理器，其中：

所述第三电极被实现为配置来探测场的能量幅度的感测电极，并且所述感测电极并不配置来在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激；并且

所述第三电极经由公共穿通导体电联接到耳蜗植入物，所述公共穿通导体还用于将第四电极电联接到耳蜗植入物，所述第四电极被配置来在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激。

17.一种耳蜗植入系统，包括：

耳蜗植入物，所述耳蜗植入物配置成植入在患者的体内；

电极引线，所述电极引线与耳蜗植入物电联接且配置成经由插入过程被手术插入到患者的耳蜗中，所述电极引线包括第一电极、第二电极和第三电极，其中，第一和第二电极被配置作为在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激的刺激电极；

电流源，所述电流源被包括在耳蜗植入物内并配置成同时地、经由第一电极施加第一脉冲的电流和经由第二电极施加第二脉冲的电流，所述第一和第二脉冲具有大致相等的幅度和相反的相位，使得所述第一和第二脉冲的施加形成产生场的偶极；

电压探测器，所述电压探测器被包括在耳蜗植入物内并配置成经由第三电极探测从位于场内的耳蜗组织反射的场的能量幅度；以及

声处理器，所述声处理器与耳蜗植入物通信联接并配置成

引导耳蜗植入物内的电流源以同时施加第一和第二脉冲，

引导耳蜗植入物内的电压探测器以探测场的能量幅度，以及

基于探测到的场的能量幅度与场的基准能量幅度之间的差，确定电极引线距耳蜗组织的接近度。

18.如权利要求17所述的耳蜗植入系统，其中：

所述第三电极在电极引线上被设置在电极引线的最远侧末端处的电极位置处；

所述第一和第二电极在电极引线上被设置在比除了第三电极的在电极引线的最远侧末端处的电极位置外的任何其它电极位置都更为远侧的相应电极位置处；并且

所述第三电极被实现为配置来探测场的能量幅度的感测电极，并且所述感测电极并不配置来在插入过程完成之后电极引线位于歇置位置处时向耳蜗施加刺激。

19.如权利要求17所述的耳蜗植入系统，其中，不同于第一、第二或第三电极的电极在电极引线上被设置在电极引线上的最远侧电极位置处。