本发明是关于一种人工电子耳装置及其刺激方法，具体来说，特别是一种非侵入耳蜗的人工电子耳装置及其刺激方法。
背景技术
感音性失聪的人，因为毛细胞没有发育完全或遭受损害，但通常仍有部份完整的神经纤维并未完全丧失其功能，则可以通过人工电子耳植入耳蜗以代替这些受损的毛细胞，直接刺激正常的神经纤维，使听觉仍能通过正常的神经纤维传至大脑。
因此，便有业者开始研发人工电子耳(人工耳蜗)等听觉辅助装置。传统的人工耳蜗或称人工电子耳系统包括一个手术植入单元、电极、连接线、传送线圈及外部的体配式语言处理器。然而，电极须植入耳蜗内，手术繁复而且风险高，再者，其价格不斐亦造成患者极大的负担。
技术实现要素：
有鉴于此，本发明的一目的在于提供一种人工电子耳装置，将电极设置于耳蜗外，大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。
人工电子耳装置包含接收器、处理器、第一电极及第二电极。接收器用以接收外界音讯。处理器耦接于接收器，用以接收音讯并将其转换为电刺激信号。第一电极耦接于处理器，用以设置于镫骨韧带部位或卵圆窗部位。第二电极耦接于处理器，用以设置于圆窗部位。其中，电刺激信号经由第一电极或第二电极提供至镫骨韧带部位、卵圆窗部位或圆窗部位，用以刺激听神经。
于一实施例中，第一电极是以胶材贴附于镫骨韧带部位或卵圆窗部位，第二电极是以胶材贴附于圆窗部位。
于一实施例中，第一电极与第二电极是各自部分包覆于一生物相容层。
于一实施例中，电刺激信号是于镫骨韧带部位与圆窗部位之间传递，或于卵圆窗部位与圆窗部位之间传递。
于一实施例中，第一电极或第二电极的另一用途作为一对应电极。
于一实施例中，电刺激信号约为300～1000μa。
本发明的另一目的在于提供一种人工电子耳刺激方法，将电极设置于耳蜗外，大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。
刺激方法包含下列步骤：(s1)接收器接收外界音讯；(s2)处理器接收音讯并将其转换为电刺激信号；(s3)刺激电极接收该电刺激信号并将该电刺激信号提供至镫骨韧带部位、卵圆窗部位或圆窗部位以刺激听神经。
于一实施例中，刺激电极是以胶材贴附于镫骨韧带部位、卵圆窗部位、或圆窗部位。
于一实施例中，刺激电极是部分包覆于一生物相容层。
于一实施例中，电刺激信号是于镫骨韧带部位与圆窗部位之间传递，或于卵圆窗部位与圆窗部位之间传递。
本发明的另一实施例在于提供一种人工电子耳装置，将电极设置于耳蜗骨上，大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。
人工电子耳装置包含接收器、处理器、两个第一电极以及第二电极。接收器用以接收外界音讯。处理器耦接于接收器，用以接收音讯并将其转换为电刺激信号。两个第一电极耦接于处理器，设置于耳蜗骨上，分别提供不同极性大小的电性信号施加于耳蜗骨以刺激听神经。第二电极耦接于处理器，设置于圆窗部位，用以作为对应电极。
于一实施例中，第一电极与第二电极是各自部分包覆于一生物相容层。
于一实施例中，第一电极与第二电极是以生物钉固定于该耳蜗骨上。
于一实施例中，电刺激信号约为300～1000μa。
本发明的另一实施例在于提供一种人工电子耳刺激方法，将电极设置于耳蜗骨上，大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。
刺激方法包含下列步骤：(s11)接收器接收外界音讯；(s12)处理器接收该音讯并将其转换为电刺激信号；(s13)两刺激电极接收该电刺激信号，并分段提供不同极性大小的电性信号施加于耳蜗骨以刺激听神经。
于一实施例中，刺激电极是以生物钉固定于该耳蜗骨上。
于一实施例中，刺激电极是各自部分包覆于一生物相容层。
相较于现有技术，本发明的人工电子耳装置及其刺激方法，通过简单的电极构造，并以非侵入耳蜗的型式设置。除了有效地刺激听神经之外，能大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。
附图说明
图1a为本发明人工电子耳装置的实施例示意图。
图1b为图1a实施例的方块图。
图1c为本发明电极的一实施例侧视图。
图1d为图1a实施例的实测图。
图2a及图2b为本发明人工电子耳装置的电极的一实施例示意图。
图3a～图3d为本发明人工电子耳装置的电极的另一实施例示意图。
图4为本发明人工电子耳装置的另一实施例示意图。
图5为本发明人工电子耳装置的另一实施例实测图。
图6为本发明人工电子耳刺激方法的一实施例流程图。
图7a及图7b为本发明人工电子耳装置的另一实施例示意图。
图8为本发明人工电子耳刺激方法的另一实施例流程图。
主要元件符号说明：
11接收器12处理器
13第一电极14第二电极
15生物相容层23第一电极
33第一电极111发送线圈
t1镫骨部位t2圆窗部位
t3卵圆窗部位t4耳蜗骨
具体实施方式
以下将以附图配合文字叙述公开本发明的多个实施方式，为明确说明起见，许多实务上的细节将在以下叙述中一并说明。然而，应了解到，这些实务上的细节不应用以限制本发明。此外，为简化附图起见，一些现有的结构与元件在附图中将以简单示意的方式绘出。
请参阅图1a、图1b及图1c。人工电子耳装置较佳包含接收器11、处理器12、第一电极13以及第二电极14。接收器11例如是麦克风或其他类似的语音处理装置，主要是用以接收外界的声音信号，并将声音信号转换为适合传递的无实体接线的传送信号或称无线信号。其外形较佳类似于一般助听器的结构，可挂于耳廓后，但不以此为限。并且，接收器11较佳亦包含可将声音信号转换(编码)为数字信号的处理单元(图未标示)。除此之外，接收器11较佳但不限于连接设置有发送线圈111，可将编码后的声音信号通过无线电波将声音信号传递出去，于此实施例中，当声音信号由接收器传递时已被转为无线信号。发送线圈111可贴附于头部靠近耳廓处的皮肤上，但不限于此。
处理器12较佳但不限于设置于耳后乳突骨的部位，其内部较佳包含接收线圈、处理单元、刺激器。处理器12通过接收线圈接收到由接收器11传来的声音信号(无线信号)后，处理单元(图未标示)其功能较佳包含接收无线信号并转换(解码)为电刺激信号，再经刺激器提供信号至第一电极13或第二电极14。
于本实施例中，第一电极13耦接于处理器12，并设置于镫骨韧带部位t1。详细来说，第一电极13可以针状或柱状的态样呈现，并直接插入镫骨韧带部位t1，提供较强的稳固性。但其插入深度较佳以不穿透韧带组织为限，亦即，第一电极13不会刺穿至下一个组织，避免伤害其他非所需刺激的组织。
须说明的是，第一电极13亦可以平面电极的态样呈现，相较于插入式，插入式优势为容易固定电极位移且所需刺激阀值较小，平面式的电极可减少侵入程度。以此态样实现时，第一电极13与镫骨韧带部位t1之间可通过胶材(图未示)粘着，以加强其固定性。并且，为避免第一电极13与耳内的其他组织产生排斥现象，可利用具有生物相容性的生物相容层15包覆于第一电极13未与组织t接触的部分，例如聚亚酰胺(polyimide)或其他类似的高分子材料。
第二电极14亦与处理器12耦接，设置于圆窗部位t2上。同样地，第二电极14较佳通过生物胶进行粘着，其未与组织t接触的部分亦包覆有生物相容层15。
于此实施例中，第一电极13是作为刺激电极用，第二电极14是作为对应电极使用，第一电极13接收刺激器传来的电刺激信号，并将电刺激信号提供至镫骨韧带部位t1。据此，电刺激信号如电流，较佳以biphasic方式刺激时，会于两电极13,14之间传递，于刺激听觉神经同时，消除单向电流电荷累积的情况。需说明的是，两个电极之间的最小距离以不相互导通为设置原则，而电刺激信号可为电压或电流，唯电流可提供较有效刺激。刺激方式较佳但也不限于biphasic。
于实际进行动物实验时，如图1d所示，为电诱发听性脑干反应(electricalevokedauditorybrainstemresponse,eabr)，电刺激信号的电流于到达800μa时诱发出神经动作电位(如图中箭头所指)。详细而言，主要是观察第五波出现为判断依据，于此实施例中，电流达到800μa时会诱发出第五波。
然而，于其他实施例中，第一电极13与第二电极14其行为可交替，举例来说，当第一电极13为工作电极时，第二电极14为对应(返回)电极，反之，当第二电极14为工作电极时，第一电极13则为对应(返回)电极。需做说明的是，在较为常见的biphasic刺激，可分为两类，第一类在一组完整刺激中，两电极各负责半次刺激，如图2a及图2b所示，当前半次刺激第一电极13为工作电极时，第二电极14为返回电极；当后半次刺激第二电极14为工作电极时，第一电极13为返回电极。其差别在于，图2a的等效刺激为先正再负，由于刺激结束于负极性，对应记录电压为负向电压，其后生物反应为正向电压较易于观察。而图2b的等效刺激为先负再正有较为安全有效的刺激。
第二类在一组完整刺激中，第一电极13与第二电极14行为不交换，如图3a～图3d所示，当第一电极13为工作电极时，不论正负刺激皆由第一电极13负责提供，第二电极14仅做为对应电极。反之亦然，当第二电极14作为工作电极时，不论正负刺激皆由第二电极14负责提供，第一电极13仅做为对应电极。
第一类相较于第二类优点在于各负责半次刺激的情况，可使刺激器省略负电压或电流等电路成本，第二类优点在于可固定其中任一电极为参考偏压。
需说明的是，第一电极13与第二电极14的外形可以是圆形、矩形、柱状、角锥、针形等，并无特定限制。
本发明的另一实施例，请参阅图4。整体结构大致与前述实施例相同，其差异在于，本实施例是将第一电极23设置于卵圆窗部位t3上，而第二电极14仍设置于圆窗部位t2上。第一电极23接收刺激器传来的电刺激信号，并将电刺激信号提供至卵圆窗部位t3，由以刺激听觉神经。作为说明，两种方式皆可治疗耳鸣，唯镫骨韧带-圆窗适合在镫骨韧带处使用插入式电极，较易产生有效刺激，而卵圆窗-圆窗适合采用平面式电极实现更非侵入性电极设置。但不限制镫骨韧带只能采用如针形电极，卵圆窗只能采用非侵袭性电极如平面式电极。
本发明的另一实施例，主要是将第一电极固定于镫骨上，第二电极同样设置于圆窗部位。于此实施例中，由于直接将电极固定于骨头上，因此，较佳但不限于通过生物钉将第一电极固定于镫骨上。第二电极的贴附方式如同前述实施例，在此不另行赘述。如图5的动物实验实测数据所示，电刺激信号的电流于到达1000μa时诱发出神经动作电位(如图中箭头所指)。
在较佳实施例中，电刺激信号的电流约设定为300～1000μa以有效诱发出神经动作电位。然而，须说明的是，其电流大小实际上会与刺激的时间有关，举例来说，要能产生足以诱发神经动作电位的电流，当刺激时间愈短时，所需要的电流愈大；反之，当刺激时间愈长时，所需要的电流则愈小。因此，本实施例所述300～1000μa的电刺激信号，仅为示例用，并非以此限制，电刺激信号的上限以不引起邻近组织反应为佳。
本发明的一实施例，如图6所示，为适用于图1a实施例的人工电子耳装置的刺激方法。刺激方法包含下列步骤：(s1)接收器接收外界音讯；(s2)处理器接收该音讯并将其转换为电刺激信号；(s3)刺激电极接收该电刺激信号并将该电刺激信号提供至镫骨韧带部位、卵圆窗部位或圆窗部位以刺激听神经。
上述刺激方法所需要的硬体架构，与前述装置的实施例相同，在此不另行赘述。
本发明的另一实施例，请参阅图7a及图7b。如图7a所示，人工电子耳装置较佳包含接收器、处理器、两个第一电极33以及第二电极14。其中，附图中除电极及其设置位置外，其于架构较佳均与前述实施例相同，故图中省略未绘出，特此说明。
接收器例如是麦克风或其他类似的语音处理装置，主要是用以接收外界的声音信号。其外形较佳类似于一般助听器的结构，可挂于耳廓后，但不以此为限。并且，接收器较佳亦包含可将声音信号转换(编码)为数字信号的处理单元。除此之外，接收器较佳但不限于连接设置有发送线圈，可将编码后的声音信号透过无线电波将声音信号(无线信号)传递出去。发送线圈可贴附于头部靠近耳廓处的皮肤上，但不限于此。
处理器较佳但不限于设置于耳后乳突骨的部位，其内部较佳包含接收线圈、处理单元、刺激器等。处理器通过线圈接收到由接收器传来的声音信号(无线信号)后，经由处理单元将其转换为电刺激信号，再经刺激器提供信号至电极。
于此实施例中，两个第一电极33均与处理器耦接，并设置于耳蜗骨t4上，用以作为刺激电极。其较佳位置是位于耳蜗的高频区段，考虑在耳蜗基底为高频区段，可选在声波(acoustic)频率超过1000hz的位置放置，始有补偿高频听损能力。具体来说，可以放置于5000hz～15000hz处。1000hz做为保留原始低频听力(<1000hz)与电性刺激的分界。第二电极t2同样与处理器耦接，设置于圆窗部位t2，作为对应电极使用。
第一电极33设置于耳蜗骨，位置较佳为耳蜗的高频区段以提供高频听觉响应电刺激信号，避免伤害耳蜗。第一电极33接收电刺激信号并分段提供不同极性的电性信号施加于耳蜗骨。需说明的是，分段提供不同极性的电性信号，至少需要两个第一电极搭配一个第二电极。然而，于其他实施例中，以四个第一电极搭配一个第二电极作为实际测试，如图7b所示，若只给其中单一电极电压信号(例如，仅其中一个第一电极提供电刺激信号)，电场分布可得于图7b(单一)，当采用不同极性的电压信号(例如四个第一电极分段并分别提供-2v,-2v,+10v以及-1v的电压)施加于耳蜗骨时，电场分布可得于图7b(不同极性)，从耳蜗的base(高频区段)到apex(低频区段)的电场分布。此实施例中的电压数值仅为示例用，并非以此为限，特此说明。
通过电极分段提供不同极性的电性信号可以精准的控制刺激位置。采用此种实现方式，目的为限制刺激目标于特定区段并消弭其他区段的误刺激。
须说明的是，上述实施例中是以两个及四个第一电极做设置，然而，当工艺发展愈成熟时，若电极尺寸缩小，于同样的区段下，能设置的电极数量亦会增加。但是，电极彼此之间的最小距离以不使彼此相互导通为原则。
于此实施例中，第一电极33与第二电极14未与组织t2,t4接触的部分亦包覆有生物相容层。其中，第一电极33可通过生物钉与耳蜗骨进行固定。
本发明的另一实施例，主要是适用于图7实施例的刺激方法。如图8的流程图所示，刺激方法包含：(s11)接收器接收外界音讯；(s12)处理器接收该音讯(无线信号)并将其转换为电刺激信号；(s13)两刺激电极接收该电刺激信号，并分段提供不同极性的电性信号施加于耳蜗骨以刺激听神经。
本实施例的刺激方法所需要的硬体架构，与前述装置的实施例相同，在此不另行赘述。
相较于现有技术，本发明的人工电子耳装置及其刺激方法，通过简单的电极构造，并以非侵入耳蜗的型式设置。除了有效地刺激听神经之外，能大幅降低手术的风险，且因构造简单，亦能降低装置成本。