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提供了一种测量患者或动物体的电诱发听觉脑干反应的方法。所述方法包括通过手术植入具有电极阵列的听觉假体，所述电极阵列被置于耳蜗内或大体邻近所述体的脑干。刺激所述电极阵列中的至少一个电极。至少部分地使用所述电极阵列中的电极作为负电极和大体邻近所述体头顶放置的正电极，来记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。

权利要求书一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的方法，所述方法包括：
通过手术植入具有电极阵列的听觉假体，所述电极阵列被置于耳蜗内和大体邻近所述体的脑干中的一种位置处；
刺激所述电极阵列中的至少一个电极；以及
至少部分地使用所述电极阵列中的电极和邻近所述体的头皮和/或前额放置的电极，来记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。
根据权利要求1的方法，其中所述听觉假体是脑干植入物和耳蜗植入物中的一种。
根据权利要求1的方法，其中所述听觉假体包括连接器，所述方法还包括：
将所述体的所述电极、至少一个电极通过所述连接器与所述听觉假体相连。
根据权利要求3的方法，还包括：
在植入所述听觉假体时将所述连接器置于所述体内，并且其中在将邻近所述体的头皮和/或前额放置的电极通过所述连接器与所述听觉假体相连时，将邻近所述体的头皮和/或前额放置的电极置于所述体的内部和外部两者中的一种位置处。
根据权利要求1的方法，还包括将邻近所述体的头皮和/或前额放置的电极植入所述体内，邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极与所述听觉假体操作性偶联。
根据权利要求1的方法，还包括从反应中消除伪迹。
根据权利要求6的方法，其中从所述反应中消除伪迹包括改进的前向掩蔽消除。
根据权利要求1的方法，其中所述至少一个电极仅用于记录。
根据权利要求1的方法，其中邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述至少一个电极，被大体邻近所述体的头顶放置。
根据权利要求1的方法，其中刺激所述电极阵列中的至少一个电极包括刺激所述电极阵列中的多个电极。
根据权利要求1的方法，其中所述电极阵列中的所述至少一个电极被用作负电极，以及邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极被用作正电极。
一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的系统，所述方法包含：
听觉假体，其具有电极阵列，所述电极阵列用于置于耳蜗内和大体邻近所述体的脑干中的一种位置处；
电极，其与所述听觉假体操作性偶联，用于邻近所述体的头皮和/或前额放置；以及
控制器，其用于刺激所述电极阵列中的至少一个电极，并至少部分地使用所述电极阵列中的电极和用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极，来记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。
根据权利要求12的系统，其中所述听觉假体是脑干植入物和耳蜗植入物中的一种。
根据权利要求12的系统，其中所述听觉假体包括用于连接到用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极的连接器。
根据权利.要求14的系统，其中所述连接器可移除地偶联用于邻近所述头皮和/或前额放置的所述电极。
根据权利要求14的系统，其中所述连接器包括在植入所述听觉假体时用于将所述连接器置于所述体内的装置。
根据权利要求12的系统，其中所述控制器消除所述反应中的伪迹。
根据权利要求17的系统，其中所述控制器利用改进的前向掩蔽消除来消除伪迹。
根据权利要求12的系统，其中所述控制器在测量电诱发听觉脑干反应时同时刺激所述电极阵列中的至少两个电极。
根据权利要求12的系统，其中所述电极阵列中的所述至少一个电极阵列被用作负电极，并且用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极被用作正电极。
一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的方法，所述方法包括：
通过手术植入具有电极阵列的听觉假体，所述电极阵列被置于耳蜗内和大体邻近所述体的脑干中的一种位置处；
刺激所述电极阵列中的至少一个电极；
记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应；以及
使用改进的前向掩蔽方法消除所述反应中的伪迹。
根据权利要求21的方法，其中记录所述电诱发听觉脑干反应包括：至少部分地使用邻近所述体的头皮和/或前额放置的正电极和邻近所述体的耳的乳突、耳垂和耳前区域中的一种放置的负电极。
根据权利要求22的方法，其中所述正电极和负电极是表面电极和针状电极中的一种。
根据权利要求21的方法，其中记录所述电诱发听觉脑干反应包括：至少部分地使用邻近所述体的头皮和/或前额放置的正电极和所述电极阵列中起到负电极作用的电极。
根据权利要求21的方法，还包括将至少一个正电极通过连接器操作性偶联到所述听觉假体。
根据权利要求21的方法，还包括将至少一个正电极置于所述体内。
根据权利要求21的方法，其中刺激所述电极阵列中的至少一个电极包括刺激所述电极阵列中的多个电极。

说明书通过植入假体的电诱发脑干反应测量
与相关申请的交叉引用
本申请要求2010年7月29日提交的美国临时申请号61/368,892的优先权，所述美国临时申请在此以其全文引为参考。
技术领域
本发明涉及电诱发听觉脑干反应（eABR）的测量，更具体来说涉及通过植入假体对eABR的测量。
背景技术
可商购的耳蜗植入物或听觉脑干植入物（ABI）系统的电极可用于急性电刺激，获得关于电极本身和/或植入物系统的重要信息，或记录电诱发电位（EEP），例如复合动作电位（CAP）。电诱发CAP反应的发生使得能够通过耳蜗植入物测量CAP反应。然而，通过耳蜗或ABI植入物记录各种其他类型EEP的客观测量值，仍然成问题。
正如在此引为参考的Katz J.，Handbook of Clinical Audiology（《临床听力学手册》），Williams&Wilkins，第四版，1994中所述，诱发电位包括早、中和晚潜伏期听性反应。根据定义，CAP是由第八脑神经的耳蜗端产生的交流电反应，并且它代表了数千个听神经纤维同步放电的总和反应，正如在Ferraro等，The Use of Electrocochleography in the Diagnosis,Assessment,and Monitoring of Endolymphatic Hydrops（《耳蜗电描记术在内淋巴水肿的诊断、评估和监测中的应用》），Otolaryngologic Clinics of North America，16:1，pp.69‑82，1983年2月；和Hall J.W.，Handbook of Auditory Evoked responses（《听觉诱发反应手册》），Allyn和Bacon，Needham Heights，Massachusetts，1992中所述，其每个在此以其全文引为参考。听觉脑干反应（ABR）是通过特定信号的呈递从人或其他动物的脑干诱发的电信号（Katz，1994）。人类中ABR电位的首次记录由Jewett D.L.等执行，参见Jewett D.L.等，Human Auditory Evoked Potentials:Possible Brain Stem Components Detected on the scalp（《人类听觉诱发电位：在头皮上检测到的可能的脑干分量》），Science1970;167:p.1517–8，在此以其全文引为参考。ABR的特定波分量与听觉通路的分量的关联性可以如下表示：波I：耳蜗动作电位（CAP），远端CNVIII；波II：近端CNVIII；波III：耳蜗核；波IV：上橄榄复合体；以及波V：外侧丘系。峰的定义被描述在Jewett D.L.等，Auditory‑evoked Far Fields Averaged from the scalp of Humans（《从人类头皮平均的诱发听觉的远场》），Brain.1971;94(4):p.681‑96中，在此以其全文引为参考。
电诱发听觉脑干反应（eABR）可以通过部分地使用一个或多个头皮电极记录一系列电位来获得。反应典型地在脉冲刺激发作后10msec内发生。脉冲刺激可以例如由与耳蜗植入物或ABI相关联的电极来提供。
在许多情况下，电诱发听觉脑干反应（eABR）能够提供可用于植入物的信息。例如，eABR能够提供关于听力的重要信息，并且使用特定刺激可能提供对象的电极特异性听力信息。尽管CAP测量能够获得关于耳蜗内神经纤维的信息，但eABR具有检查听觉通路、即评估内耳、第八脑神经的功能以及听觉系统的下部分的各种脑功能的能力。
对于通过ABI的eABR来说，将电极阵列直接置于耳蜗核上。因此，eABR记录不能包括波I、II和部分波III的记录，并且与使用耳蜗植入物相比出现得早1‑2ms。由于在呈递刺激之后基本上即刻以及在记录开始时呈现刺激伪迹，因此通过ABI分析eABR典型地比通过耳蜗植入物进行eABR分析困难。在适配过程中，对于从未听到过或仅具有非常少的听力使用经验（例如儿童）的ABI对象来说，eABR变成非常重要的客观测量法。与耳蜗植入物患者相比，eABR可能对ABI患者更为重要，这是由于在耳蜗植入物患者中，在适配过程中通常使用的一些客观测量法、即电诱发镫骨反射测量法（eSR），可能无法引发。
eABR的特殊用途如下所列。
‑eABR可用于协助电极放置和植入物功能的手术内或手术后确认（参见Behr R.等，The High Rate CIS Auditory Brainstem Implant for Restoration of Hearing in NF‑2 Patients（用于在NF‑2患者中恢复听力的高速率CIS听觉脑干植入物），Skull.Base17(2),2007,p.91‑107；以及Bahmer A.等，Recording of Electrically Evoked Auditory Brainstem Responses (E‑ABR)with an Iintegrated Stimulus Generator in Matlab（使用Matlab中的集成刺激生成器记录电诱发听觉脑干反应（E‑ABR）），Journal Neuroscience Methods173(2),2008,p.306‑314，其每个在此以其全文引为参考）。eABR已变成用于判断电极叶片在耳蜗核上的正确放置的标准测量法。
‑eABR可用于协助患者的诊断评估（参见Gibson等，The Use of Intra‑operative Electrical Auditory Brainstem Responses to Predict the Speech Perception Outcome after Cochlear Implantation（使用手术内电听觉脑干反应预测耳蜗植入后的语音感受结果），Cochlear.Implants Int.,10Suppl12009,p.53‑57，在此以其全文引为参考）。特别是，eABR可以作为评估和监测听觉、耳科和神经障碍（即声学肿瘤监测）的工具。
‑eABR可用于协助可植入听力装置的手术后编程，特别是在难以安装的患者例如儿童中（参见：Brown C.J.等，The relationship between EAP and EABR thresholds and levels used to program the nucleus 24speech processor:data from adults（EAP和EABR阈值与用于编程核24语音处理器的电平之间的关联性：来自于成人的数据），Ear Hear.21(2),2000，和McMahon等，2008,p.151‑163；以及McMahon C.M.等，Frequency‑specific Electrocochleography Indicates that Presynaptic and Postsynaptic Mechanisms of Auditory Neuropathy Exist（频率特异性耳蜗电描记术表明听觉神经病存在的突触前和突触后机制），Ear Hear.29(3),2008,p.151‑163，其每个在此以其全文引为参考）。
‑eABR可以提供关于每个耳蜗内或电极的心理声学阈值的附加信息（参见Brown等，2000）。
‑eABR可用于协助提供关于听觉通路的定量信息（参见：Polak M.等，Evaluation of Hearing and Auditory Nerve Function by Combining ABR,DPOAE and eABR Tests into a Single Recording Session（通过将ABR、DPOAE和eABR试验合并在单个记录时段中来评估听力和听神经功能），J.Neurosci.Methods134(2),2004,p.141‑149；以及Gibson 等，2009）。
获得eABR可能是繁琐的。典型情况下需要用于记录的外部系统，然后必须将其与刺激系统相接/同步。需要将各种记录电极放置在患者上，其位置可能易受患者移动的影响。
此外，可商购的记录系统通常将刺激伪迹与生理反应一起记录。这些伪迹可能比生理反应高得多（伪迹比生理反应高多达几十倍）。因此，通常非常难以判断是否存在生理反应。有时，伪迹与生理反应相混淆，因此结果的最终解读可能产生不正确的解读。对于手术内测量来说，当仅依赖于eABR反应时，不适当的判断可能对使用植入物系统的手术后性能具有非常引人注目的影响。对于eABR记录来说，目前只有交替伪迹消除方法在商业上使用（例如参见Polak等，2004）。然而，这种方法在消除刺激伪迹方面通常不令人满意。
发明概述
根据本发明的第一方面，提供了一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的方法。所述方法包括通过手术植入具有电极阵列的听觉假体，所述电极阵列被放置于耳蜗内或大体邻近所述体的脑干放置。对所述电极阵列中的至少一个电极进行刺激。至少部分地使用可以用作负电极的所述电极阵列中的电极和可以用作正电极的邻近所述体的头皮和/或前额放置的电极，来记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。
根据本发明的相关实施方案，所述听觉假体可以是脑干植入物或耳蜗植入物。邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极，可以被置于所述体的外部或内部。邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极，可以大体邻近所述体的头顶放置。邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极可以与所述听觉假体操作性偶联。所述听觉假体可以包括连接器，所述方法还包括将邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极通过所述连接器与所述听觉假体相连。可以在植入所述听觉假体时将所述连接器置于所述体内，并且在将邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极通过所述连接器与所述听觉假体相连时，将邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极置于所述体的内部或外部。所述电极阵列中的所述至少一个电极可以仅用于记录，或者用于记录和刺激（即起到听觉假体的作用）两者。刺激所述电极阵列中的至少一个电极，可以包括刺激所述电极阵列中的多个电极。
根据本发明的其他相关实施方案，所述方法可以包括从所述反应中消除伪迹。从所述反应中消除伪迹包括改进的前向掩蔽消除。
根据本发明的另一个实施方案，一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的系统包括：听觉假体，其具有电极阵列，所述电极阵列用于置于耳蜗内或大体邻近所述体的脑干放置。电极，其可以用作正电极，与所述听觉假体操作性偶联，用于邻近所述体的头皮和/或前额放置。控制器，其用于刺激所述电极阵列中的至少一个电极，并至少部分地使用可以用作负电极的所述电极阵列中的电极和用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极，来记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。
根据本发明的相关实施方案，所述听觉假体可以是脑干植入物或耳蜗植入物。所述听觉假体可以包括用于连接到用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极的连接器。所述连接器可以将用于邻近所述体的头皮和/或前额放置的所述电极可移除地偶联到所述听觉假体。所述连接器可以包括在植入所述听觉假体时用于将所述连接器置于所述体内的装置。所述控制器在测量电诱发听觉脑干反应时可以同时刺激所述电极阵列中的至少两个电极。
根据本发明的其他相关实施方案，所述控制器可以消除所述反应中的伪迹。所述控制器可以利用改进的前向掩蔽消除来消除伪迹。
根据本发明的另一个实施方案，提供了一种用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应的方法。所述方法包括通过手术植入具有电极阵列的听觉假体，所述电极阵列被置于耳蜗内或大体邻近所述体的脑干。对所述电极阵列中的至少一个电极进行刺激。记录由所述刺激引起的电诱发听觉脑干反应。使用改进的前向掩蔽方法消除所述反应中的伪迹。
根据本发明的其他相关实施方案，记录所述电诱发听觉脑干反应可以包括至少部分地使用邻近所述体的头皮和/或前额放置的正电极和大体邻近耳的乳突、耳垂和耳前区域中的一种位置放置的负电极。所述正电极和负电极可以置于所述体外部，并且可以是例如表面电极和/或针状电极。可以使用接地电极，并可以将其置于例如下部前额上。
根据本发明的其他相关实施方案，记录所述电诱发听觉脑干反应可以包括至少部分地使用邻近所述体的头皮和/或前额放置的正电极和所述电极阵列中起到负电极作用的电极。所述正电极可以通过连接器操作性偶联到所述听觉假体。所述正电极可以置于所述体的内部或外部。刺激所述电极阵列中的至少一个电极可以包括刺激所述电极阵列中的多个电极。
附图简述
通过参考下面的详细描述并参考附图，可以更容易地理解本发明的上述特点，在所述附图中：
图1（a）是用于测量eABR的常规系统的框图；
图1（b）示出了用于eABR的典型的记录电极放置；
图2示出了符合本发明实施方案的eABR测量系统；
图3（a‑c）示出了示例性ABR和eABR波形；
图4示出了符合本发明的实施方案的用于应用于eABR测量的改进的前向掩蔽方案。
具体实施方案的详细描述
在本发明的示例性实施方案中，提供了用于测量患者或动物的体的电诱发听觉脑干反应（eABR）的系统和方法。一般来说，使用耳蜗或听觉脑干植入物的电极阵列中的（例如作为负电极的）一个或多个电极和邻近患者的头皮或前额放置的（例如作为正电极）电极，来记录电诱发听觉脑干反应。这样的构造有利地增加记录到的eABR的波幅。在各种实施方案中，eABR中存在的伪迹有利地使用前向掩蔽方法来消除，和/或eABR的测量可以使用假体来进行，而不需使用分离的记录系统。详细情况在下面讨论。
图1（a）是用于测量患者或动物的体的eABR的系统的框图。系统包括控制模块101，其部分地具有刺激模块105和记录模块107。刺激模块105向假体（例如耳蜗植入物或ABI）提供刺激输入109，并将触发信息传输到记录模块107。系统的外部与内部部分之间的通讯，可以但不限于通过经皮射频链路，其典型地包含与植入物的内部线圈交互作用的外部线圈111。记录电极113采集eABR，然后将其在记录模块107中进行处理。如图1（b）中所示，用于eABR的常规记录电极位置，可以包括但不限于置于头顶（Cz）和/或前额上的有源正电极120，和/或置于耳的同侧进行过植入或对侧未进行过植入的乳突、耳垂或耳前区域上的有源负电极121。基准/接地电极122可以置于颈、下部前额或肩上（参见例如，Katz等，1994）。
在本发明的示例性实施方案中，eABR的测量通过植入的假体进行，不需要分离的外部记录模块。图2示出了根据本发明的实施方案的eABR测量系统。系统包括植入物201，其可以是耳蜗植入物或ABI，但不限于此。植入物201包括电极阵列209，用于但不限于在耳蜗内（以便刺激听神经）或大体邻近体的脑干放置。
除了电极阵列之外，将各种（一个或多个）记录电极211与植入物201相连。可以使用本技术领域中已知的电缆/电线213将（一个或多个）记录电极211连接到植入物201。电缆/电线可以是但不限于柔性的，以允许在电极211的放置中进行调整。
（一个或多个）记录电极211可以可移除和/或不可移除地连接到植入物201。在各种实施方案中，一个或多个记录电极211可以是完全可植入地/固定就位且不可移除地连接到植入物201。在其他实施方案中，植入物201可以包括（一个或多个）连接器205，其用于在手术中将一个或多个记录电极211偶联到植入物201。在各种实施方案中，插头被置于患者内部。在例如手术中测量后，然后可以将（一个或多个）电极211（例如头顶电极）断开，并可以将植入物连同连接器205留置于体内。（一个或多个）记录电极211可以是表面或针状电极，其在手术中放置（在皮肤上或刚好在皮肤下），并通过连接器205连接到植入物201。在诱发电位测量后，然后可以移除（一个或多个）电极211。在可选实施方案中，连接器可以置于患者外部。
在本发明的各种实施方案中，电极211、例如但不限于正电极，可以置于患者的头皮或前额上或刚好在其下。例如，电极211可以置于患者头的顶/顶部处。此外，在耳蜗内（用于耳蜗植入物）或大体邻近听觉脑干（用于ABI）放置的植入物的电极阵列209中的一个电极，可以用作负电极，但不限于此。这种构造与以前的构造比，有利地（并且令人吃惊地）提供了更鲁棒性的eABR测量。负电极209可以是植入物电极阵列中已经存在的电极，以便在植入物的正常使用期间将其用于刺激，并在测量eABR时用于记录。可选地，负电极209可以不用于刺激，因此可能需要被添加到植入物的现有电极阵列构造。根据本发明的其他实施方案，可以例如使用图1（a）中所示置于例如乳突附近的负电极，将植入物附连于更常规的记录电极构造。
在进行eABR测量时，可以激活单个电极通道。可选地，根据本发明的各种实施方案，可以同时激活多个电极通道。例如，可以同时激活耳蜗植入物或ABI的电极阵列内的多个电极。与单通道刺激相比，在eABR期间同时激活多个电极有利地需要较低的每个电极通道的电流就能诱发反应。因此，使用同时刺激进行的eABR测量，在需要较高电流来引发听觉感知的对象中可能是有帮助的。此外，在eABR期间同时刺激与使用单通道刺激来测量诱发反应相比，允许总体上更快的安装过程（即安装时间减少）。安装图可能也比使用仅仅单通道刺激时从同样数量的记录产生的近似安装图更精确。在难以安装的患者中，使用多通道刺激的反应与使用单通道刺激时的反应相比，一般更具鲁棒性并且更容易识别。
除了上述eABR实施方案之外或与上述eABR实施方案组合，电极的同时刺激可以有利地应用于可用于植入假体的安装的所有诱发电位方法。这样的方法可以包括但不限于：早潜伏期诱发听觉反应（例如eABR）；中潜伏期诱发听觉反应（例如MLR，40Hz）或晚期诱发听觉反应（例如P300，P1N1P2）和肌肉反射反应（例如PAMR）。
现在描述用于安装植入物的诱发电位/肌肉反射的多通道刺激的示例性方法/实施方式。方法可应用于用来安装植入假体的任何诱发电位过程。
1.选择将要同时刺激的通道数量n。所选的电极应该按顺序；例如，如果n=3，则刺激电极1‑3，随后是电极4‑6、电极7‑9、电极10‑12、……。
2.测量eABR反应（增加刺激水平直至观察到清晰的反应）。
3.降低刺激水平并确定客观反应消失时的刺激水平。该客观反应消失时的刺激水平被称为阈值基准（TR）。对于eABR来说，通常观察波5，因为它是最鲁棒性的。图3（a‑c）示出了示例性的ABR和eABR波形。更具体来说，图3（a）示出了示例性声学诱发ABR；图3（b）示出了耳蜗植入对象的示例性电诱发ABR；以及图3（c）示出了ABI对象的电诱发ABR的实例。
4.确定所选电极组的平均最大舒适级（MCL）。所选电极组的平均MCL可以但不限于根据公式TR/0.6n来计算。
5.确定所选电极组的平均阈值（T）。平均T可以但不限于近似地根据公式TR/2.4n来计算（MCL的25%，或比MCL小4倍）。
6.选择下一组电极（电极（(n+1、…、2n)并重复步骤2‑5。例如，如果n=3，选择电极4、5和6。
7.当所有电极都已选择后，停止测量。
8.为每个单个电极确定近似MCL。使用线性近似法，近似MCL可以根据但不限于根据下列公式来计算：
n=4（偶数）
F1MCL＝MCLGroup1+(n/2)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E2MCL＝MCLGroup1+(n/2‑1)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E3MCL＝MCLGroup1‑(n/2‑1)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E4MCL＝MCLGroup1‑(n/2)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E5MCL＝MCLGroup2+(n/2)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E6MCL＝MCLGroup2+(n/2‑1)*(MCLGroup1‑MCLGroup2)/n
E7MCL＝MCLGroup1‑(n/2‑1)*(MCLGroup2‑MCLGroup3)/n
E8MCL＝MCLGroup1‑(n/2)*(MCLGroup2‑MCLGroup3)/n
·
·
·
n=3（奇数）
E1MCL＝MCLGroup1+(MCLGroup1‑MCLGroup2)/3
E2MCL＝MCLGroup1
E3MCL＝MCLGroup1‑(MCLGroup1‑MCLGroup2)/3
E4MCL＝MCLGroup2+(MCLGroup1‑MCLGroup2)/3
E5MCL＝MCLGroup2
E6MCL＝MCLGroup2‑(MCLGroup2‑MCLGroup3)/3
·
·
·
为每个单个电极确定近似阈值T。使用线性近似法，近似T可以根据但不限于根据下列公式来计算：
n=4（偶数）
E1T＝TGroup1+(n/2)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E2T＝TGroup1+(n/2‑1)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E3T＝TGroup1‑(n/2‑1)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E4T＝TGroup1‑(n/2)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E5T＝TGroup2+(n/2)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E6T＝TGroup2+(n/2‑1)*(TGroup1‑TGroup2)/n
E7T＝TGroup1‑(n/2‑1)*(TGroup2‑TGroup3)/n
E8T＝TGroup1‑(n//2)*(TGroup2‑TGroup3)/n
·
·
·
n=3（奇数）
E1T＝TGroup1+(TGroup1‑TGroup2)/3
E2T＝TGroup1
E3T＝TGroup1‑(TGroup1‑TGroup2)/3
E4T＝TGroup2+(TGroup1‑TGroup2)/3
E5T＝TGroup2
E6T＝TGroup2‑(TGroup2‑TGroup3)/3
·
·
·
在各种实施方案中，可以不计算T水平，或者可以例如根据T=.1(MCL)来获得每个电极的T。上述公式假设正被刺激的电极被正确插入到耳蜗中。如果任何电极发生故障或在耳蜗外，这些电极应该被排除免于刺激，并因此对MCL和T计算进行调整。上述方法适用于eCAP，在这种情形中TR被定义为不能引发CAP反应的最大刺激水平。MCL和T的计算可能需要进行适当调整，以顾及植入假体的各种类型的模拟性质。在各种实施方案中，在MCL组（TR/0.6n）和T组（TR/2.4n）的计算中的常数值0.6和2.4，对于不同电极阵列来说可能不同。
在本发明的其他示例性实施方案中，将通过减除方法进行的伪迹消除应用于eABR计算。在优选实施方案中，可以利用所谓“改进的前向掩蔽方法”，其与用于记录CAP反应的方法类似，但以前从未应用于eABR计算（参见Miller C.A.等，An improved method of reducing stimulus artifact in the electrically evoked whole‑nerve potential（减少电诱发全神经电位中的刺激伪迹的改进方法），Ear Hear.2000Aug;21(4),p.280‑90的图2中，所述文献在此引为参考）。eCAP记录对刺激伪迹、电极或植入物伪迹和miogenic类型的伪迹敏感。除了上述eCAP的伪迹之外，eABR对由患者（即患者的移动）及其周围环境所引起的伪迹非常敏感。上述实施方案允许更稳定的电极放置（特别是记录电极被植入或以其他方式固定就位的实施方案），导致使用减除方法进行消除更加有利。
图4显示了按照本发明的实施方案的用于应用于eABR测量的“改进的前向掩蔽”方案。应该理解，也可以利用本技术领域中已知的其他数学伪迹消除方法，例如亚阈值模板方法或标准的前向掩蔽方法。说明性地，参考图4，单独探针的状况不被记录（因此，不再需要在标准的前向掩蔽方法中对部分掩蔽的EAP的形态与未掩蔽EAP的形态等同的假设）。相反，以各种掩蔽物‑探针间隔获取对被掩蔽探针的EAP的直接测量。在图4中，迹线B显示了引发部分不应性反应的刺激。如迹线E中所示，通过使用具有绝对不应性（E）的掩蔽物‑探针间隔记录前向掩蔽的探针，来减除B中的探针伪迹。为了消除在B和E中引入的掩蔽物刺激，利用了掩蔽物反应C和时间迁移的掩蔽物反应C’的记录。得到的波形（R2）等于B‑E‑C+C’，已消除了探针刺激伪迹。
使用上述具有用于CI和ABI对象的电极的植入物记录系统的优点包括：改进的伪迹消除；对每个记录的较少的扫描，引起临床时间的减少/更快的记录；在上述实施方案中描述的eABR记录的记录电极构造将减少由患者（即患者移动）造成的伪迹，特别是在使用固定电极的情况下；对可能的误差敏感性更低，特别是当刺激和记录电极具有固定位置时‑对象在测量期间将具有更多移动的自由；并且它更容易执行（不需外部记录系统，不需将记录系统与刺激系统相连，并且不需放置记录电极（在电极固定就位的实施方案中））。
应该理解，上述实施方案可用于其他类型的电诱发电位（EEP）测量（例如包括早、中和晚潜伏期听觉反应），然而，取决于正被测量的EEP类型，记录电极的放置和数量可能不同。例如，当测量晚潜伏期电位时，可以添加其他Cz电极。
本发明的实施方案可以全部或部分作为与计算机系统一起使用的计算机程序产品来实现。这样的实现可以包括一系列计算机指令，其固定在实体介质例如计算机可读介质（例如软盘、CD‑ROM、ROM或硬盘）上，或可以通过调制解调器或其他接口设备例如经由介质连接到网络的通信转接器传输到计算机系统。所述介质可以是实体介质（例如光学或模拟通信线路）或使用无线技术（例如微波、红外或其他传输技术）执行的介质。所述一系列计算机指令实施了上文中对系统所描述的所有或部分功能。本技术领域的专业人员应该认识到，这样的计算机指令可以写成与许多计算机体系结构或操作系统一起使用的多种编程语言。此外，这样的指令可以储存在任何存储器例如半导体、磁、光或其他存储器中，并且可以使用任何通信技术例如光、红外、微波或其他传输技术来传输。预计这样的计算机程序产品可以作为伴有印刷或电子文档（例如压缩打包软件）的可移除介质分配，预装在计算机系统中（例如在系统的ROM或硬盘上）或从网络（例如英特网或万维网）上的服务器或电子公告板分配。当然，本发明的某些实施方案可以作为软件（例如计算机程序产品）与硬件两者的组合来执行。本发明的其他实施方案作为全硬件或全软件（例如计算机程序产品）来执行。
上面描述的本发明的实施方案的目的仅仅是示例性的；对于本技术领域的专业人员来说，大量变化和修改将是显而易见的。所有这样的变化和修改打算包含在本发明的范围之内。