相關(guān)申請(qǐng)的交叉引用

本申請(qǐng)要求于2015年1月20日提交的美國臨時(shí)專利申請(qǐng)62/105,260的優(yōu)先權(quán)，其全部內(nèi)容通過引用并入于此。

本發(fā)明涉及一種用于沿鐙骨肌插入或插入到鐙骨肌內(nèi)的電極構(gòu)造。

背景技術(shù)：

正常耳朵如圖1所示將聲音通過外耳101傳送到鼓膜(耳膜)102，其使中耳103的聽小骨(錘骨、砧骨和鐙骨)振動(dòng)。鐙骨底板位于卵圓窗106中，該卵圓窗形成到充液的內(nèi)耳(耳蝸)104的界面。鐙骨的運(yùn)動(dòng)在耳蝸104中生成壓力波，其刺激聽覺系統(tǒng)的感覺細(xì)胞(毛細(xì)胞)。耳蝸104是長而窄的骨管，呈螺旋狀圍繞其中心軸(稱作蝸軸)盤卷大約兩周半。耳蝸104包括稱作前庭階的上通道、稱作中階的中通道以及稱作鼓階的下通道。毛細(xì)胞連接至位于蝸軸中的蝸神經(jīng)105的螺旋神經(jīng)節(jié)細(xì)胞。對(duì)接收到的由中耳103傳送的聲音作出響應(yīng)，充液的耳蝸104充當(dāng)變換器，以生成傳送至蝸神經(jīng)105并最終傳送至大腦的電脈沖。

當(dāng)將外部聲音沿著耳蝸104的神經(jīng)基質(zhì)變換成有意義的動(dòng)作電位的能力出現(xiàn)問題時(shí)，聽力受損。為了改善受損的聽力，已經(jīng)發(fā)展了聽覺假體。例如，當(dāng)損傷與中耳103的操作有關(guān)時(shí)，可以使用常規(guī)的助聽器或中耳植入物給聽覺系統(tǒng)提供聲音放大形式的聲-機(jī)械刺激?；蛘?，當(dāng)損傷與耳蝸104相關(guān)聯(lián)時(shí)，帶植入刺激電極的耳蝸植入物能夠用沿著該電極分布的多個(gè)電極接觸輸送的小電流來電刺激聽神經(jīng)組織。

圖1還示出典型耳蝸植入物系統(tǒng)的一些部件，包括外部麥克風(fēng)，其將音頻信號(hào)輸入提供給能夠?qū)嵤└鞣N信號(hào)處理方案的外部信號(hào)處理器111。然后，再將經(jīng)處理的信號(hào)轉(zhuǎn)換成數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)格式，例如一系列數(shù)據(jù)幀，以便傳送到植入物108中。除接收經(jīng)處理的音頻信息以外，植入物108還執(zhí)行附加的信號(hào)處理，例如糾錯(cuò)、脈沖形成等，并且(基于提取的音頻信息)產(chǎn)生刺激圖案，其通過電極引線109而被發(fā)送至植入的電極陣列110。

通常，電極陣列110在其表面上包括多個(gè)電極接觸112，它們提供對(duì)耳蝸104的選擇性刺激。根據(jù)上下文，電極接觸112也被稱作電極通道。當(dāng)今，在耳蝸植入物中，相對(duì)較少數(shù)量的電極通道各自與相對(duì)較寬的頻帶相關(guān)聯(lián)，每個(gè)電極接觸112用電刺激脈沖來處理一組神經(jīng)元，該電刺激脈沖的電荷源自頻帶內(nèi)的信號(hào)包絡(luò)的瞬時(shí)振幅。

圖2示出根據(jù)典型聽力植入系統(tǒng)在植入的耳蝸植入物陣列中向電極接觸產(chǎn)生電刺激信號(hào)的信號(hào)處理裝置中的各個(gè)功能框。這樣的裝置的偽代碼示例能夠被設(shè)定如下：

輸入信號(hào)預(yù)處理：

bandpassfilter(input_sound,band_pass_signals)

包絡(luò)提?。?/p>

bandpassenvelope(band_pass_signals,band_pass_envelopes)

刺激定時(shí)生成：

timinggenerate(band_pass_signals,stim_timing)

脈沖生成：

pulsegenerate(band_pass_envelopes,stim_timing,out_pulses)

在以下討論中闡述這樣的裝置的細(xì)節(jié)。

在圖2所示的裝置中，初始的輸入聲音信號(hào)由可能是全向和/或定向的一個(gè)或多個(gè)感測(cè)麥克風(fēng)產(chǎn)生。預(yù)處理器的濾波器組201用一組多個(gè)并聯(lián)的帶通濾波器(例如，無限脈沖響應(yīng)(iir)或有限脈沖響應(yīng)(fir))預(yù)處理該輸入聲音信號(hào)，所述帶通濾波器中的每個(gè)與音頻的特定頻帶相關(guān)聯(lián)，例如，使用具有六階無限脈沖響應(yīng)(iir)類型的12位數(shù)字巴特沃斯(butterworth)帶通濾波器的濾波器組，使得聲學(xué)音頻信號(hào)被過濾成一些k波段的帶通信號(hào)，u1至uk，其中每個(gè)信號(hào)對(duì)應(yīng)于這些帶通濾波器中的一個(gè)的頻帶。用于濁音的語音輸入信號(hào)的足夠窄的cis帶通濾波器的每個(gè)輸出可以大體上視為該帶通濾波器的中心頻率的正弦曲線，其通過包絡(luò)信號(hào)來調(diào)制。這也是由于濾波器的品質(zhì)因子(q≈3)。在濁音的語音片段的情況下，該包絡(luò)是近似周期性的，并且重復(fù)率等于音調(diào)頻率。替選地且非限制地，預(yù)處理器濾波器組201可以基于使用快速傅里葉變換(fft)或短時(shí)傅里葉變換(stft)來實(shí)施?；诙伒囊糍|(zhì)分布組織，鼓階中的每個(gè)電極接觸通常與預(yù)處理器濾波器組201的特定帶通濾波器相關(guān)聯(lián)。預(yù)處理器濾波器組201也可以執(zhí)行其他的初始信號(hào)處理功能，諸如但不限于自動(dòng)增益控制(agc)和/或噪聲減小和/或風(fēng)噪聲減小和/或波束形成以及其他公知的信號(hào)增強(qiáng)功能。用于根據(jù)直接ii型轉(zhuǎn)置結(jié)構(gòu)的無限脈沖響應(yīng)(iir)濾波器組的偽代碼的示例參閱fontaine等人的brianhears：onlineauditoryprocessingusingvectorizationoverchannels(利用通道矢量化的在線聽覺處理)，frontiersinneuroinformatics，2011年(其全部內(nèi)容通過引用并入于此)。

帶通信號(hào)u1至uk(其也能夠被認(rèn)為是電極通道)被輸出至包絡(luò)檢測(cè)器202和精細(xì)結(jié)構(gòu)檢測(cè)器203。包絡(luò)檢測(cè)器202提取表示信道特定的帶通包絡(luò)線的特征包絡(luò)信號(hào)輸出y1,…,yk。包絡(luò)提取能夠被表示為yk＝lp(|uk|)，其中，|.|表示絕對(duì)值，并且lp(.)為低通濾波器；例如，使用12個(gè)整流器以及12個(gè)二階iir型數(shù)字巴特沃斯低通濾波器。替選地，如果由正交濾波器生成帶通信號(hào)u1,…,uk，則包絡(luò)檢測(cè)器202可以提取希爾伯特(hilbert)包絡(luò)線。

精細(xì)結(jié)構(gòu)檢測(cè)器203運(yùn)行來獲得信號(hào)通道內(nèi)瞬時(shí)頻率的平滑且穩(wěn)健的估計(jì)，處理所選的帶通信號(hào)的時(shí)域精細(xì)結(jié)構(gòu)特征u1,…,uk，以生成刺激定時(shí)信號(hào)x1,…,xk。帶通信號(hào)u1,…,uk能夠被假設(shè)成實(shí)值信號(hào)，則在分析正交濾波器組的特定情況下，精細(xì)結(jié)構(gòu)檢測(cè)器203僅考慮uk的實(shí)值部分。精細(xì)結(jié)構(gòu)檢測(cè)器203由k個(gè)獨(dú)立的結(jié)構(gòu)等同的并行子模塊構(gòu)成。

從包絡(luò)檢測(cè)器202提取的帶通信號(hào)包絡(luò)線y1,…,yk以及來自精細(xì)結(jié)構(gòu)檢測(cè)器203的刺激定時(shí)信號(hào)x1,…,xk是到脈沖發(fā)生器204的輸入信號(hào)，該脈沖發(fā)生器產(chǎn)生用于植入的電極陣列205中的電極接觸的電刺激信號(hào)z。脈沖發(fā)生器204應(yīng)用患者特定的映射函數(shù)，例如，使用包絡(luò)信號(hào)的瞬時(shí)非線性壓縮(映射法則)——其適于個(gè)別耳蝸植入用戶在植入物適配期間的需要以實(shí)現(xiàn)自然響度增長。脈沖發(fā)生器204可以應(yīng)用帶形狀因數(shù)c的對(duì)數(shù)函數(shù)作為響度映射函數(shù)，其通常在所有的帶通分析信道上都相同。在不同的系統(tǒng)中，可以使用除對(duì)數(shù)函數(shù)以外的不同特定響度映射函數(shù)，所有的信道應(yīng)用一個(gè)相同的函數(shù)或者每個(gè)信道使用一個(gè)單獨(dú)的函數(shù)來生成電極刺激信號(hào)。電極刺激信號(hào)通常是一組對(duì)稱的兩相電流脈沖。

圖3更加詳細(xì)地示出中耳解剖結(jié)構(gòu)的一部分，包括砧骨301和鐙骨302。砧骨301的豆?fàn)钔欢瞬渴圭嫻?02的頭部305振動(dòng)，其進(jìn)而使鐙骨302的基部303振動(dòng)，該基部將振動(dòng)耦合到內(nèi)耳(耳蝸)中。連接至鐙骨302的頭部305的還有位于錐隆起307的骨內(nèi)的鐙骨肌的鐙骨肌腱306。當(dāng)嘈雜的噪聲產(chǎn)生可能損傷內(nèi)耳的過高聲壓時(shí)，鐙骨肌反射性收縮以減少砧骨301到鐙骨302的機(jī)械耦合(并且由此還減少力傳遞)。這就保護(hù)內(nèi)耳不受過高的聲壓。

當(dāng)受到如此高的聲壓時(shí)觸發(fā)鐙骨肌的張緊也被稱作鐙骨肌反射?？梢酝ㄟ^觀察鐙骨肌反射來獲得有關(guān)耳朵功能性能力的醫(yī)學(xué)相關(guān)信息。測(cè)量鐙骨肌反射也有益于設(shè)置和/或校準(zhǔn)耳蝸植入物，因?yàn)殓嫻羌》瓷涞拈撝蹬c舒適響度的心理物理感知密切相關(guān)，即所謂的最大舒適水平(mcl)。使用額外的設(shè)備，即測(cè)量因?qū)︵须s聲音作出響應(yīng)的鐙骨肌收縮導(dǎo)致的中耳聲阻抗變化的聲學(xué)鼓室計(jì)，能夠在移動(dòng)臨床環(huán)境中確定鐙骨肌反射。

為在術(shù)中測(cè)量鐙骨肌反射，眾所周知，使用與鐙骨肌接觸的電極以向測(cè)量設(shè)備中繼鐙骨肌收縮后生成的動(dòng)作電流和/或動(dòng)作電位。但是，可靠的對(duì)鐙骨肌的最低侵入性接觸非常困難，因?yàn)殓嫻羌∥挥诙喙堑腻F隆起內(nèi)，并且從中耳的內(nèi)部空間只能接近鐙骨肌腱。

由us6,208,882已知各種術(shù)中鐙骨肌電極，然而，這些電極僅實(shí)現(xiàn)了不太充分地接觸鐙骨肌組織(特別是肌肉收縮后)并且還極易造成外傷。該參考文獻(xiàn)描述了一種使用附接有簡單絲的球形單極電極接觸的實(shí)施方式。這會(huì)非常難以將在手術(shù)中定位到相對(duì)于鐙骨肌組織的期望位置并且難以將其固定在能夠長期無創(chuàng)且穩(wěn)定定位的位置。因此，這種類型電極的弱點(diǎn)在于它不具備長期植入的資質(zhì)。此外，其中并未教導(dǎo)如何植入這種帶有雙極電極的裝置，使得電極接觸彼此之間具有足夠的空間以實(shí)現(xiàn)雙極記錄。

人們已經(jīng)利用鉤狀電極進(jìn)行一些術(shù)中實(shí)驗(yàn)和研究，這些鉤狀電極被附接到鐙骨肌腱或鐙骨肌。這些電極設(shè)計(jì)僅適用于急性術(shù)中測(cè)試。此外，一些單鉤電極不允許快速便捷地置于鐙骨肌腱和鐙骨肌處——在術(shù)中測(cè)量期間必須手持電極，而由于肌肉的小尺寸以及電極尖端的靈活性，其他雙鉤電極無法確保兩個(gè)電極都被插入鐙骨肌。這些術(shù)中電極的弱點(diǎn)置于在于它們不具備長期植入的資質(zhì)。

德國專利de102007026645(通過引用并入于此)公開了一種兩段式雙極電極構(gòu)造，其中將第一電極推到鐙骨肌腱或鐙骨肌本身上，并且將第二電極通過第一電極刺入鐙骨肌中。所述技術(shù)方案的缺點(diǎn)之一在于，其在手術(shù)區(qū)域的極為有限的空間中，操作相當(dāng)復(fù)雜，尤其是固定電極的操縱。此外，第二電極的穿刺深度不受控制，以致這種方法也可能出現(xiàn)外傷。此外，還難以避免兩個(gè)電極之間的電流接觸。

美國專利公布20100268054(通過引用并入于此)描述了一種不同的鐙骨肌電極裝置，其具有長支撐電極，該電極具有基端和用于插入目標(biāo)組織的尖端。固定電極還具有基端以及與電極主體成一定角度的尖端。固定電極的尖端垂直通過支撐電極中的電極開口，使得支撐電極和固定電極的尖端刺入目標(biāo)組織中，使得電極中的至少一個(gè)感測(cè)目標(biāo)鐙骨肌組織內(nèi)的電活動(dòng)。這種設(shè)計(jì)的缺點(diǎn)類似于前一專利中所述的缺點(diǎn)。

美國專利公布20130281812(通過引用并入于此)描述了一種用于雙極記錄的雙瓦鐙骨電極。該電極被構(gòu)造成置于鐙骨肌腱上并且銳利的尖端通過骨道向鐙骨肌穿刺。該公開的缺點(diǎn)還是在于，在手術(shù)區(qū)域的極為有限的空間中，其操作相當(dāng)復(fù)雜。

還已知各種其他的鐙骨電極設(shè)計(jì)，所有這些設(shè)計(jì)都具有各種相關(guān)的缺陷。簡單的絲與球接觸電極非常難以在術(shù)中定位并且使其保持無損傷地穩(wěn)定用于長期植入。這種設(shè)計(jì)的穿刺尖端必須足夠堅(jiān)硬才能穿過骨道，但如果尖端過硬，則難以彎曲以及操縱絲到達(dá)其位置。而且，一些鐙骨肌電極設(shè)計(jì)只是單極電極(具有單個(gè)電極接觸)并且不適用于電極接觸彼此之間具有足夠的距離使得能夠進(jìn)行雙極記錄的雙極裝置。

技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：

本發(fā)明的實(shí)施例針對(duì)具有一個(gè)或多個(gè)電極的鐙骨肌記錄電極裝置，所述電極具有由電絕緣物的外層覆蓋的內(nèi)部導(dǎo)電絲。在所述電絕緣物中存在露出下方導(dǎo)電絲的一個(gè)或多個(gè)電極開口。在一些實(shí)施例中，導(dǎo)電絲的延伸部分可以未絕緣，以確保該絲與鐙骨肌組織的電流接觸。彎針具有構(gòu)造成用于插入鐙骨肌組織或者沿著鐙骨肌組織插入的尖端、以及耦合至所述至少一個(gè)絲狀電極的基端。所述絲狀電極和所述彎針被構(gòu)造成用于沿著或通過鐙骨肌組織插入針，以沿著鐙骨肌或其肌腱定位所述導(dǎo)電絲，或者將所述絲狀電極嵌入鐙骨肌組織中，使得所述導(dǎo)電絲與鐙骨肌組織進(jìn)行電交互。

在一些具體實(shí)施例中，所述彎針的曲率可以在整個(gè)針上恒定，或者其可以從朝向針尖的相對(duì)較大曲率半徑到朝向針基端的相對(duì)較小曲率半徑而變化?？梢源嬖趯⑺鰪濁樀幕笋詈现了鲋辽僖粋€(gè)絲狀電極的非金屬材料或絕緣的金屬絲的過渡區(qū)段。該過渡區(qū)段可以是可延展的?？梢源嬖谇蛐坞姌O接觸，其在每個(gè)電極開口處連接至下方導(dǎo)電絲并且通過該電極開口伸出到所述電絕緣物的外層之上?？梢源嬖谒幬锵疵摬考浔患{入所述電絕緣物內(nèi)并且被構(gòu)造成從嵌入的至少一個(gè)絲狀電極向鄰近的鐙骨肌組織隨時(shí)間釋放治療藥物。在一些實(shí)施例中，可以存在構(gòu)造成用于雙極操作的兩個(gè)絲狀電極。所述至少一個(gè)絲狀電極與所述彎針可以具備單個(gè)共享縱軸。而且，所述彎針的剛度可以大于所述至少一個(gè)絲狀電極的剛度。

本發(fā)明的實(shí)施例還包括用于將鐙骨肌電極沿著患者的鐙骨肌組織嵌入或嵌入到鐙骨肌組織中的方法。提供根據(jù)上述裝置中的任一裝置所述的鐙骨肌電極。朝向下方鐙骨肌，在患者的錐隆起的骨中至少部分地鉆出開口。然后——如果選擇沿著鐙骨肌(不在其中)定位所述電極——?jiǎng)t可以使用鉆道器械來完成鉆入錐隆起中的開口與鐙骨肌腱的自然腔道之間的隧道。所述隧道被創(chuàng)建于肌肉與錐隆起的內(nèi)骨表面之間。然后，將所述彎針的尖端通過錐隆起中的所述開口插入鐙骨肌。然后，引導(dǎo)所述彎針進(jìn)入、通過所述隧道并且從鐙骨肌腱的自然腔道出來，或者引導(dǎo)其通過鐙骨肌進(jìn)入鐙骨肌腱并且在鐙骨肌腱的遠(yuǎn)端(即朝向鐙骨的一端)出來。將所述彎針沿著鐙骨肌腱的外表面在鐙骨頭部附近拉出，以將所述至少一個(gè)絲狀電極和所述電極開口嵌入到鐙骨肌中或者沿著所述隧道嵌入。然后，將所述彎針與所述至少一個(gè)絲狀電極或者與所述過渡區(qū)段分離。相反方向的定位電極也是可能的。

所述開口可以具有0.5mm的直徑，并且所述隧道可以具有100至200μm的直徑。所述彎針可以在鐙骨肌腱的遠(yuǎn)端處與或者在遠(yuǎn)離鐙骨肌腱的遠(yuǎn)端的一定距離處與所述至少一個(gè)絲狀電極或者與所述過渡區(qū)段分離，使得留下絲狀電極的區(qū)段以穩(wěn)固于錐隆起，以將所述至少一個(gè)絲狀電極固定到嵌入鐙骨肌或隧道內(nèi)的位置。該固定可以通過將所述絲彎折覆于錐隆起的骨緣上來實(shí)現(xiàn)。

附圖說明

圖1示出典型人耳的解剖結(jié)構(gòu)。

圖2示出用于典型耳蝸植入系統(tǒng)的信號(hào)處理裝置的各個(gè)功能框。

圖3示出在人耳中圍繞鐙骨肌腱的具體解剖結(jié)構(gòu)。

圖4a至圖4c示出根據(jù)本發(fā)明的各種具體實(shí)施例的鐙骨肌電極裝置。

圖5a至圖5f示出根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的植入鐙骨肌電極中的各個(gè)步驟。

圖6示出替選電極裝置。

圖7示出帶有第二記錄電極和單獨(dú)的可移動(dòng)固定元件的替選電極裝置。

圖8示出帶有安裝在可移動(dòng)元件上的第二記錄電極的替選電極裝置。

具體實(shí)施方式

本發(fā)明的各種實(shí)施例針對(duì)鐙骨肌記錄電極裝置，其使用單個(gè)廉價(jià)電極(例如，絲狀電極)，該電極被附接至彎針以在錐隆起中通過手術(shù)創(chuàng)建的開口與鐙骨肌腱的自然腔道之間穿過錐隆起內(nèi)。

圖4a至圖4c示出根據(jù)本發(fā)明的各種具體實(shí)施例的鐙骨肌電極裝置400。如圖可見，存在一個(gè)或多個(gè)絲狀電極405，其內(nèi)部導(dǎo)電絲由諸如硅樹脂的電絕緣物的外層覆蓋。例如，內(nèi)部導(dǎo)電絲可以是50μ直徑鉑絲。在一些具體實(shí)施例中，可以存在藥物洗脫部件，其被納入至少一個(gè)絲狀電極405的電絕緣物內(nèi)，并且被構(gòu)造成從嵌入的至少一個(gè)絲狀電極405向鄰近的鐙骨肌組織隨時(shí)間釋放治療藥物。在每個(gè)絲狀電極405中，在電絕緣物中存在電極開口406，其露出下方導(dǎo)電絲以形成用于絲狀電極405與鐙骨肌組織的電交互作用的電極接觸。電極絲405的遠(yuǎn)端可以被附接至任何用于處理記錄的來自鐙骨肌的電位的設(shè)備。

在圖4a至圖4c所示的實(shí)施例中，彎針401的基端403通過可以是導(dǎo)電性或非導(dǎo)電性的縫合材料404的過渡區(qū)段而被耦合至至少一個(gè)絲狀電極405；例如，可以使用長度1至5mm(例如，2.5mm)的25μ直徑的鉑絲。縫合材料404也可以是可延展的。在其他具體實(shí)施例中，縫合材料可以被省略，并且彎針401可以被直接耦合至至少一個(gè)絲狀電極405。圖4a示出只有一個(gè)絲狀電極405用于單極操作的實(shí)施例。存在用于單極記錄的電極開口406。電極開口406可以具有1至10mm(例如，8mm)的長度，并且沿該長度，整個(gè)絲表面可以未絕緣。圖4b至圖4c示出具有構(gòu)造成用于雙極操作的兩個(gè)絲狀電極405的實(shí)施例。在圖4b所示的實(shí)施例中，存在兩個(gè)電極開口406，它們彼此偏移適當(dāng)距離以用于雙極記錄。圖4c示出在每個(gè)電極開口406處具有球形電極接觸的實(shí)施例，這些電極接觸被連接至下方導(dǎo)電絲并且通過該電極開口406伸出到形成至少一個(gè)絲狀電極405的外表面的電絕緣物的外層之上。

彎針401具有構(gòu)造成用于插入到鐙骨肌組織中的尖端402、以及耦合到至少一個(gè)絲狀電極405或過渡區(qū)段404的基端403。通常，彎針401的曲率可以在整個(gè)針上恒定，或者其可以從朝向針尖的相對(duì)較大曲率半徑到朝向針基端的相對(duì)較小曲率半徑而變化。另外，彎針的典型長度可以為2至3mm，并且典型厚度可以為50至100μm。至少一個(gè)絲狀電極405和彎針401被構(gòu)造成用于通過鐙骨肌組織插入針401，以在鐙骨肌組織中或者通過隧道嵌入絲狀電極405。至少一個(gè)絲狀電極405與彎針401可以具備單個(gè)共享縱軸。而且，彎針401的剛度可以大于至少一個(gè)絲狀電極405的剛度。

圖5a-f示出植入鐙骨肌電極裝置400中的各個(gè)步驟。最初，如圖5a所示，朝向下方鐙骨肌502，外科醫(yī)師在患者顳骨的錐隆起501的骨內(nèi)至少部分地鉆出開口504。然后——如果選擇沿著鐙骨肌502(不在其中)定位電極400——可以使用鉆道器械來創(chuàng)建鉆入錐隆起501中的開口與鐙骨肌腱503的自然腔道之間的隧道。在此情形下，應(yīng)當(dāng)首先從錐隆起501的內(nèi)骨面解剖鐙骨肌502。這能夠通過使用鉆道工具來實(shí)現(xiàn)。通常，開口504可以具有約0.5mm的直徑，并且彎針401和至少一個(gè)絲狀電極405的直徑會(huì)至少略小，以配合到開口504內(nèi)。如圖5b所示，將彎針401的尖端402通過錐隆起504中的開口504插入到鐙骨肌502中，或者插入到隧道中，并且再引導(dǎo)通過鐙骨肌502且進(jìn)入到鐙骨肌腱503中或者穿過隧道。在任何情形下，彎針401在鐙骨肌腱503的遠(yuǎn)端處或附近穿出，如圖5c所示。將彎針401沿著鐙骨肌腱503的外表面在鐙骨的頭部附近拉出，以將至少一個(gè)絲狀電極405和電極開口406嵌入到鐙骨肌502中或者沿著隧道嵌入。

然后，一旦絲狀電極405已達(dá)其最終位置，如圖5d所示，例如，通過切割，將彎針401與至少一個(gè)絲狀電極405分離。如圖5e所示，彎針401可以剛好在鐙骨肌腱503的遠(yuǎn)端處，或者在遠(yuǎn)離鐙骨肌腱503的遠(yuǎn)端的一定距離處，與至少一個(gè)絲狀電極405分離，使得留下絲狀電極405的區(qū)段來彎折抵于錐隆起501的骨緣上，以固定嵌入鐙骨肌或隧道內(nèi)的至少一個(gè)絲狀電極405的位置。在這樣的實(shí)施例中，如圖5f所示，必要時(shí)，仍可以僅通過將圍繞錐隆起501的盤繞的長度展平，容易地外植絲狀電極405。

在替選實(shí)施例中，可以使用如圖6所示的電極裝置1300。該電極裝置1300包括彎針1301、過渡區(qū)段1304以及絲狀電極1306。這些部件與上文參照電極裝置400所述的對(duì)應(yīng)部件相當(dāng)。在此，作為以上方案的不同示例，整個(gè)絲狀電極1306被示為未絕緣。在絲狀電極1306的近端附接圓柱形區(qū)段1310。圓柱形區(qū)段1310可以由任何導(dǎo)電性生物相容性材料制成，并且通?？梢跃哂?至2mm的長度，這對(duì)應(yīng)于開口504到患者顳骨的錐隆起501的骨內(nèi)的典型長度。類似地，厚度通常為約0.5至1mm，這又對(duì)應(yīng)于鉆出的開口504的厚度。除了可以保持電導(dǎo)性并且附接至絲狀電極1306的表面1311之外，圓柱形區(qū)段1310的整個(gè)表面可以電絕緣。在電極裝置1300的插入期間，表面1311可以進(jìn)入開口504足夠遠(yuǎn)以附接至鐙骨肌組織。這樣，表面1311可以增加電導(dǎo)性面積并且有助于增加記錄裝置的敏感度。圓柱形區(qū)段1310的相反端可以被附接至引線1312，其進(jìn)而可以被附接至任何用于處理記錄的來自鐙骨肌的電位的設(shè)備。作為圓柱形狀的替選方案，區(qū)段1310可以具有另一幾何形狀，例如，其可以具有球形區(qū)段。

在圖7和圖8中示出電極裝置(優(yōu)選雙極記錄裝置)的替選實(shí)施例，其中可以再次使用電極裝置400或1300，其具有其他附加部件。在圖7中，分離的電絕緣導(dǎo)體1513可以在其遠(yuǎn)端處具有端子端口1510，記錄電極1511自其突出。記錄電極1511可以通過開口504而被插入到鐙骨肌組織502/503中。例如形成為圓柱的可移動(dòng)中空元件1512可以將引線1312和1513保持成彼此緊鄰并且提供用于整個(gè)電極裝置的固定裝置。替選地，如圖8所示，記錄電極1611可以直接從可移動(dòng)元件1610突出?？梢苿?dòng)元件1610和端子端口1510的尺寸可以與開口504相當(dāng)，使得它們能夠緊密配合到開口504中。替選地，它們可以在尺寸上較大，使得記錄電極1611和1511可以在鐙骨肌組織中具有限定的插入深度。

電極裝置400或1300或者圖7和圖8所示的替選裝置可以是耳蝸植入系統(tǒng)或任何其他能夠運(yùn)用從鐙骨肌組織記錄的信號(hào)的可植入系統(tǒng)的一部分。分支1312、1513、1613或電極絲405的遠(yuǎn)端可以被直接附接至可植入刺激器內(nèi)的電子電路，或者其可以被附接至電極分支，如us3005216073所述，其通過引用并入于此。

針對(duì)經(jīng)由電極裝置400或1300的單極記錄構(gòu)造，可以利用任何由所用的可植入設(shè)備提供的參考電極。替選地，可以使用單獨(dú)的參考電極，例如，將其在骨膜下置于耳朵附近。

雖然已公開本發(fā)明的各種示例性實(shí)施例，但對(duì)本領(lǐng)域技術(shù)人員來說顯而易見的是，在不背離本發(fā)明保護(hù)范圍的情況下，能夠作出將會(huì)獲得本發(fā)明的某些優(yōu)點(diǎn)的各種更改和修改。