专利名称：：可植入式前庭假体的制作方法：在正常的个体中，两个内耳迷路调节每个前庭神经分支内部的传入纤维上的活动，以便给中枢神经系统(CNS)提供由于重力和平移运动(术语称作重力惯性加速度)两者造成的旋转的头部运动和线加速度的感知。每个迷路包含三个互相正交的半规管(SCC)以感测头部旋转。每个SCC用关于绕着那个SCC的轴的三维(3D)头部角速度的元件来基本及时地调节其前庭神经的分支上的活动。(参见图1。)每个SCC与相对的耳朵中的SCC是近似共面的，并且每个SCC的共面对有效地充当一对反平行的角速率传感器。沿着水平轴线方向、左前右后(LARP)轴线方向以及右前左后(RALP)轴线方向定向的SCC负责用于沿着这些各个轴线的方向感测角速度，并且两个耳石末梢器官(椭圆囊和球囊)负责用于感测重力惯性的(平移的)加速度。这些感知的输入驱动了使凝视和姿势稳定的补偿反射以便在头部运动期间使视觉的清晰度达到最大值并且以便于防止跌倒。在两个迷路中都失去前庭听毛细胞功能的患者可能遭受视觉灵敏度和平衡的变弱的损失，这是因为他们的CNS不再接收正常的头部运动信息或者重力定向提示。虽然视觉的和本体感受的输入的补偿使用可以部分地代替失去的迷路的输入，但这种策略在高频率、高加速、瞬时的头部运动期间失败，例如在步行的时候经历那些情况(Carey,J.P.和C.C.DeliaSantina.Principlesofappliedvestibularphysiology.0tolaryngology-Head&NeckSurgery.2005)。大约0.1%的美国成人报告了符合严重的双边前庭的机能减退的症状的群集，对应于仅在美国就超过了250,000个个体(DeliaSantina,C.C，A.A.Migliaccio,R.Hayden,T.A.Melvin,G.Y.Fridman,B.Chiang,N.S.Davidovics,C.Dai,J.P.Carey,L.B.Minor,1.C.ff.Anderson,H.Park,S.Lyford-Pike,和S.Tang.Currentandfuturemanagementofbilaterallossofvestibularsensation—anupdateontheJohnsHopkinsmultichannelvestibularprosthesisproject.CochlearImplantsInternational.2010)。对于那些没能通过康复练习来补偿的人，不存在充分有效的治疗。如果基于运动传感器输入来直接调节依然健在的前庭传入的活动的多通道前庭假体有效地恢复了头部运动和重力的定向的感知，则该多通道前庭假体可以改善前庭缺陷个体的生活质量(上述的DeliaSantina等人，Wall，C，D.M.Merfeld，S.D.Rauch，和F.0.Black.Vestibularprostheses:Theengineeringandbiomedicalissues.JournalofVestibularResearch-Equilibrium&Orientation.12:2002)。Gong和Merfeld在2000年首次描述了头戴式前庭假体(Gong，IS.和D.M.Merfeld.Prototypeneuralsemicircularcanalprosthesisusingpatternedelectricalstimulation.AnnalsofBiomedicalEngineering.28:2000;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.Systemdesignandperformanceofaunilateralhorizontalsemicircularcanalprosthesis.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.49:2002;Merfeld等人的美国专利第6，546，291B2号)。该装置能够感测绕着一个轴的头部旋转并且经由意图对剌激一个SCC的壶腹神经中的传入进行激活的一对电极对前庭神经进行电剌激。使用该装置，Gong,Merfeld等人能够部分地恢复松鼠猴和豚鼠的绕着一个轴的前庭眼反射(V0R)。他们描述了在假体的诱发V0R、姿势的效果以及对侧部SCC的同时的、双边的剌激的反应方面的长期变化(Gong，IS.，C.Haburcakova和D.Μ.Merfeld.Vestibulo-OcularResponsesEvokedViaBilateralElectricalStimulationoftheLateralSemicircularCanals.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.55:2008;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.Prototypeneuralsemicircularcanalprosthesisusingpatternedelectricalstimulation.AnnalsofBiomedicalEngineering.28:2000;Gong,W.S.和D.M.Merfeld.Systemdesignandperformanceofaunilateralhorizontalsemicircularcanalprosthesis.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.49:2002;Lewis,R.F.，W.S.Gong,M.Ramsey,L.Minor,R.Boyle和D.M.Merfeld.Vestibularadaptationstudiedwithaprostheticsemicircularcanal.JournalofVestibularResearch-Equilibrium&Orientation.12:2002;Lewis，R.F.，D.M.Merfeld和W.S.Gong.Cross-axisvestibularadaptationproducedbypatternedelectricalstimulation.Neurology.56:2001;Merfeld,D.M.，W.S.Gong,J.Morrissey,M.Saginaw,C.Haburcakova和R.F.Lewis.Acclimationtochronicconstant-rateperipheralstimulationprovidedbyavestibularprosthesis.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.53:2006;Merfeld,D.M.,C.HaburcakovajW.Gong和R.F.Lewis.Chronicvestibulo-ocularreflexesevokedbyavestibularprosthesis.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.54:2007)。DeliaSantina等人(DeliaSantina，C.C，A.A.Migliaccio和A.H.Patel.Electricalstimulationtorestorevestibularfunction-developmentofa3-Dvestibularprosthesis.27thAnnualIEEEEngineeringinMedicineandBiology.2005;DeliaSantina,C.CjA.A.Migliaccio和A.H.Patel.Amultichannelsemicircularcanalneuralprosthesisusingelectricalstimulationtorestore3-Dvestibularsensation.1EEETransactionsonBiomedicalEngineering.54:2007)描述了下述多通道前庭假体(在本文用MVPl表示，多通道前庭假体，版本1)，该多通道前庭假体能够感测绕着三个正交轴的角速度并且异步地剌激单一迷路的三个壶腹神经中的每个，使绕着任何轴的头部旋转的VOR反应部分地恢复。增加剌激电极的数目和电流幅值导致了空间电流在植入的迷路之内扩布，限制了选择性地剌激适当的前庭传入的束的能力。增加电流幅值最初增加了VOR量级且没有改变预期的旋转轴，但是在较高的幅值处，眼旋转轴偏离了理想的用于目标SCC的旋转轴，因为电流传播至其他的前庭传入的束。DeliaSantina等人的后来的研究使用MVPl去研究剌激编码策略、最小化3D未对准误差的坐标系正交化手段、听觉上前庭电极植入的效果以及在长期的假体的剌激期间3DVOR对准的改变的最优化(DeliaSantinajC.C，A.A.MigliacciojR.Hayden,Τ.A.Melvin,G.Y.Fridman,B.ChiangjN.S.DavidovicsjC.Dai，J.P.Carey,LB.Minor,1.C.W.Anderson,H.Park，S.Lyford-Pike和S.Tang.Currentandfuturemanagementofbilaterallossofvestibularsensation—anupdateontheJohnsHopkinsmultichannelvestibularprosthesisproject.CochlearImplantsInternational.2010;ChiangjB.，G.Y.Fridman和C.C.DeliaSantina.EnhancementstotheJohnsHopkinsMult1-ChannelVestibularProsthesisYieldReducedSize,ExtendedBatteryLife,CurrentSteeringandWirelessControl.AssociationforResearchinOtolaryngology.2009;Davidovics,N.,G.Y.Fridman和C.C.DeliaSantina.LinearityofStimulus-ResponseMappingDuringSemicircularCanalStimulationusingaVestibularProsthesis.ARO2009.2009;DeliaSantina,C.C，A.A.Migliaccio和LB.Minor.Vestibulo-ocularreflexofchinchilladuringhighfrequencyheadrotationandelectricalstimul1.SocietyforNeuroscienceAbstractViewerandItineraryPlanner.2003:2003;DeliaSantina,C.C，A.A.Migliaccio,H.J.Park,1.C.W.Anderson,P.JiradejvongjL.B.Minor和J.P.Carey.3DVestibuloocularreflex,afferentresponsesandcristahistologyinchinchillasafterunilateralintratympanicgentamicin.AssociationforResearchinOtolaryngologyAnnualMtg.2005;DeliaSantina,C.CjA.A.Migliaccio和A.H.Patel.Electricalstimulationtorestorevestibularfunction-developmentofa3-Dvestibularprosthesis.27thAnnualIEEEEngineeringinMedicineandBiology.2005;DeliaSantina,C.CjA.A.Migliaccio和A.H.Patel.Amultichannelsemicircularcanalneuralprosthesisusingelectricalstimulationtorestore3-Dvestibularsensation.1eeeTransactionsonBiomedicalEngineering.54:2007;DeliaSantina,C.C，V.PotyagaylojA.A.MigliacciojL.B.Minor和J.P.Carey.0rientationofhumansemicircularcanalsmeasuredbythree-dimensionalmultiplanarCTreconstruction.Jaro-JournaloftheAssociationforResearchinOtolaryngology.6:2005;Fridman,G.Y.，N.DavidovicsjC.Dai和C.C.DeliaSantina.MultichannelVestibularProsthesisStabilizesEyesForHeadRotationAboutAnyAxis.JournaloftheAssociationforResearchinOtolaryngology.Submitted2009:2009;Tang,S.,T.A.N.Melvin和C.C.DeliaSantina.Effectsofsemicircularcanalelectrodeimplantationonhearinginchinchillas.ActaOto-Laryngo1gica.129:2009)。DeliaSantina和Faltys描述了混合的耳蜗的和前庭的激励器。Shkel等人，Constandinou等人和Phillips等人也描述了前庭的假体电路但是尚未发表从生理测试获得的结果(Shkel，A.Μ.和F.G.Zeng.Anelectronicprosthesismimickingthedynamicvestibularfunction.AudiologyandNeuro-Otology.11:2006;ConstandinoujT.和J.Georgiou.Amicropowertiltprocessingcircuit.BiomedicalCircuitsandSystemsConference,2008.BioCAS2008.1EEE.2008;ConstandinoujT.,JjGeorgiou和C.Andreou.Anultra-low-powermicro-optoelectromechanicaltiltsensor.CircuitsandSystems,2008.1SCAS2008.1EEEInternationalSymposiumon.2008;ConstandinoujT.，J.GeorgioujC.Doumanidis和C.Toumazou.TowardsanImplantableVestibularProsthesis:TheSurgicalChallenges.NeuralEngineering,2007.CNE’07.3rdInternationalIEEE/EMBSConferenceon.2007;ConstandinoujT.，J.Georgiou和C.Toumazou.Afully-1ntegratedsemicircularcanalprocessorforanimplantablevestibularprosthesis.Electronics,CircuitsandSystems,2008.1CECS2008.15thIEEEInternationalConferenceon.2008;ConstandinoujT.,J.Georgiou和C.Toumazou.ANeuralImplantASICfortheRestorationofBalanceinIndividualswithVestibularDysfunction.1EEEInternationalSymposiumonCircuitsandSystems(ISCAS).2009;ConstandinoujT.，J.Georgiouj和C.Toumazou.APartial-Current-SteeringBiphasicStimulationDriverforVestibularProstheses.BiomedicalCircuitsandSystems,IEEETransactionson.2:2008;Phillios，J.，S.BiererjA.Fucks,C.KanekojLLing,K.NiejT.0xford和J.Rubinstein.Amultichannelvestibularprosthesisbasedoncochlearimplanttechnology.SocietyforNeuroscience.2008)。Shkel等人描述了定制设计的微机电(MEMs)陀螺仪和用于设定电剌激的模式的基于硬件的解决方案。代替使用微控制器去确定脉冲定时，Shkel等人开发了控制电路，该控制电路仿真由Fernandez，Goldberg等人用实验方法确定的SCC管道动态(canaldynamics)传递函数(Baird，R.A.，G.DesmadryljC.Fernandez和J.M.Goldberg.TheVestibularNerveoftheChinchilla.2.RelationbetweenAfferentResponsePropertiesandPeripheralInnervationPatternsintheSemicircularCanals.JournalofNeurophysiology.60:1988)。Constandinou等人描述了前庭假体专用集成电路(ASIC)和相应的ASIC元件，该元件可以产生较小的植入物。和Shkel等人的装置的情况一样，Constandinou等人的装置中使用的控制电路是管道动态传递函数的电路实现。至今，Shkel等人或者Constandinou等人还没有报告生理的动物实验。Phillips等人描述了市场上可买到的被修改以用作前庭假体的人工耳蜗。到目前为止所有的假体的前庭神经剌激研究都遭遇了由于不最理想的电极神经耦接和选择性以及与装置大小和功率消耗相关的限制所造成的性能约束。已经描述和生产的前庭假体都不包括旋转和重力惯性/平移的加速度的传感器或者能够支持多极的“电流导引”剌激范式的多电源，也没有任何已经实现小型化、系统一体化、多维传感、在原位置自测试能力和功率消耗降低的充分的结合以构成适合用于长期的前庭缺陷患者的VOR的恢复的假体。位于两个内耳的六个半规管(每个耳朵中三个)通过感测头部绕着三个正交轴的旋转来给大脑提供平衡信息，三个正交轴对应于管道中的每个管道的空间定向。前庭假体可以通过用三个正交定向的陀螺仪和线性加速度计来感测头部的三维旋转和线性加速度以仿真这种功能。通过电刺激前庭神经的通常携带来自受植入的耳中的半规管的每个半规管的头部旋转信息的三个对应的分支来将头部旋转的感知传送到大脑。通过电刺激前庭神经的通常携带来自受植入的耳中的椭圆囊和球囊的头部线性加速度信息的三个对应的分支来将头部线性加速度的感知传送到大脑。前庭假体的开发中的新发展证明电流扩布可能会使精度严重降低，在这种情况下假体可以选择性的把前庭神经的各个分支中的每个分支作为目标。机能上，电流扩布引起头部旋转的感测轴与经由传送到前庭神经的电刺激传达的旋转的轴之间的未对准。这是因为意图传送刺激到神经的各个分支中的仅一个分支的刺激电流可以传到邻近的分支，无意中也刺激了邻近的分支。电流扩布的量取决于电极与目标神经分支的接近度和在刺激期间电流流过组织的路径。由此电极接触极其接近各个意图的刺激地点并且远离神经的非目标分支的准确的外科布局对假体的操作是关键的。因为前庭神经的分支互相非常接近，在不损害脆弱的神经结构(壶腹)的情况下这样的外科布局是困难的，前庭神经在壶腹处进入半规管(SCC)。这些进入点被作为用于在每个管道中电刺激的目标(图1)。因此仍然有对下述改进的可植入式前庭假体的需要，该改进的可植入式前庭假体在使外科植入的困难和可变性最小化的同时利于对电极的准确布局和对刺激电流的精确传送。
根据本发明的实施方式的可植入式神经刺激装置具有传感器系统、与传感器系统通信的数据处理器和与数据处理器通信的并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支的神经刺激系统。神经刺激系统包括电极阵列，该电极阵列具有:被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极和被构造为以外科手术的方式植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。根据本发明的实施方式的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置具有:第一组配线和与第一组配线中的对应配线电接触的第一组电极，该第一组电极形成上前庭神经分支电极阵列，使得第一组电极相对于彼此保持基本固定；第二组配线和与第二组配线中的对应配线电接触的第二组电极，该第二组电极形成水平前庭神经分支电极阵列，使得第二组电极相对于彼此基本保持固定；第三组配线和与第三组配线中的对应配线电接触的第三组电极，该第三组电极形成后前庭神经分支电极阵列，使得第三组电极相对于彼此基本保持固定；以及与对应的参考配线电连接的参考电极。根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置具有:传感器系统，该传感器系统包括旋转传感器系统和定向传感器系统，旋转传感器系统和定向传感器系统两者都相对于可植入式前庭刺激装置被固定；与传感器系统通信的数据处理器；与数据处理器通信的数据存储系统；以及与数据处理器通信的前庭神经刺激系统。定向传感器系统感测可植入式前庭刺激装置相对于局部重力场的定向以提供定向信号。数据处理器被配置成基于定向信号和与植入有所述可植入式前庭刺激装置的头部的头部固定参考系的定向有关的信息来生成对准变换矩阵，使得对准变换矩阵可以被存储在数据存储系统中，并且数据处理器被配置成从旋转传感器系统接收旋转信号并且使用对准变换矩阵校正旋转信号以将校正的旋转信号提供给前庭神经刺激系统。根据本发明的实施方式的用于神经的电刺激的电极具有:电绝缘结构，该电绝缘结构限定腔室并且提供用于与神经电接触的开口；电传导结构，该电传导结构至少部分地设置在腔室之内；以及电解质，该电解质以与电传导结构电接触的方式设置在所述腔室中。进一步的目的和优势将根据对描述、图示和示例的考虑而变得明显。图1示出从使用计算机辅助的断层X光摄影装置和人体颞骨的磁成像扫描的三维重建获得的内耳和前庭神经的解剖模型。近似地示出迷路因为它将在外科手段期间定向。根据本发明的实施方式的外科插入的水平/上(HS)引线、后端(P)引线和“接近”参考的位置用虚线的椭圆形示出。图2是根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置的示意图。在该示例中，用于感测头部运动、存储数据、计算刺激时间、生成刺激电流、测量电极电位和感测神经反应的电子装置与电池和用于功率和信号传输的天线一起被封装在封装体中(植入进密闭容器或者经由透过皮肤的链接连接至电极阵列)。图3是根据本发明的实施方式的电引线装置的示出。在该示例中，连接器包括多个接头，该多个接头用单独的钼铱合金配线连接至P(3个接头)引线和HS(6个接头)引线上的电极接头和两个参考电极中的每个。可选的包括用于椭圆囊(U引线，包含一个或更多个电极)、球囊(S引线，包含一个或更多个电极)和耳蜗(C引线，包含一个或更多个电极)的刺激的电极阵列。在该示例中，整个排列由具有钼铱合金配线从连接器在硅树脂内延伸到电极接头的每个的柔性医疗级硅树脂组成。可以使用其他绝缘体和配线的类型。配线在硅树脂内部沿着电极的长度方向是盘绕的、起皱的或者其他不时弯曲的以在拉伸和弯曲引线的时候提供应力消除。“远”参考电极被设计成植入在内耳的外面，通常在头部或颈部肌肉组织之下。“近”参考电极被设计成植入在内耳的总脚里面(上SCC和后SCC的接合处)，以使得控制由其他电极发出的刺激电流的方向。电极配线可以连接至经皮的连接器或者直接地连接至包含刺激电子元件的密封的、可植入式封装体。连接器被设计成允许在不从内耳去除电极阵列的情况下在原地电子元件封装体的更换。图4是示出根据本发明的实施方式的HS电极阵列和P电极阵列的示例的图。每个电极接头的尺寸和位置是基于从类似在图1中所示的人体颞骨的计算机辅助的X线断层摄影术和磁共振成像扫描处获得的测量值:L=2.9mm,Nl=0.725mm,N2=l.45mm,H=L45mm,S=1.95mm,<pE=0.5075mm，(pD=0.5075，(pDp=0.7975，β=24°。图5示出根据本发明的实施方式的腔室电极(chamberelectrode)的示例。圆锥形的电极设计使得大的表面面积金属电极和电解质接触以使得在不引起不期望的不可逆的侵蚀电极和毒害周边组织的电化学反应的情况下大的刺激电流，同时具有有效的小的表面面积并且因此高电流密度场用于更加精确的对准目标和更加强烈的神经的刺激。腔室充满电解质(盐溶液或者类似的导电液体、凝胶或者固体)，该电解质从金属电极传导电流至目标组织。图6示出根据本发明的实施方式的HS电极引线和P电极引线在颞骨中的外科的插入。图7是解释根据本发明的实施方式的对准校正的示意图。在右上方面板中示出了头部和假体坐标系的定义，在下部的三个面板中示出了用于拟合假体以使传感器对准到以头部为中心的参考系的头部定向。图8是以头部为中心的坐标系的图，该以头部为中心的坐标系由LARP、RALP和H主要轴和使用虚线指示的运动的滚动轴代表。假体显示为正方形并且假定为陀螺仪与以头部为中心坐标系对准。图9是根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置的示意图。面板A概述植入物的电路图。在左边的传感器每IOms被读取进微控制器的12位模数转换器(ADC)。微控制器进行计算以确定下述瞬时速率，在该瞬时速率处传送脉冲率调制的两相的电荷平衡脉冲。通过经由数模转换器(DAC)命令八个独立的电源和切换模拟开关线到右边的13个电极来进行每个脉冲。用于测量电极阻抗的板载(onboard)放大器可以被连接至电极中的任何之一并且该放大器的输出可以被微控制器的ADC读取。从单室电解槽3.7V锂离子电池引出两个电源+3V和+12V。面板B、C和D分别地表示高压侧压控电流源的电路图，压控电流宿的电路图和放大器的电路图。灰线代表数字信号而黑线代表模拟信号。图10示出根据本发明的实施方式的多通道前庭假体(MVP1，右边)和原始的多通道前庭假体(MVPI，左边)的并排视图。使用现在可使用的双轴(dual-axis)陀螺仪的MVP2的高度不到MVPl的高度的一半，MVPl必须使用竖着安装的两个单轴陀螺仪以在3D中感测。MVP2的双轴陀螺仪在板的平面上旋转了45度以使得MVP2在水平旋转轴、LARP旋转轴和RALP旋转轴以及在鼻枕平移轴、耳间平移轴和纵侧平移轴中感测。图1lA和图1lB是通过轴上的和离轴的正弦曲线旋转的脉冲率调制的时距图(图1lA:基于陀螺仪的输入的脉冲率调制；图1lB:基于线性加速度计输入的脉冲率调制)。在IHz处具有50°/s的峰值速度的正弦电机旋转期间示出了通过由六个运动传感器报告的信号对对应的刺激通道(在HS、P、U或者S电极阵列上)的脉冲率调制。同时在3个通道上采用脉冲记录；然后重新排列植入物以引起另外的加速度计与电机旋转轴成一直线。这些迹线示出在假体偏离电机旋转中心20cm的情况下通过线性加速度计在3个通道上的调制。图12:短尾猴在2Hz、50°/s的下述头部旋转期间的平均头部和眼角速度，该头部旋转在黑暗中的，绕着水平的SCC轴(顶部)、左前右后SCC轴(LARP中间)和右前左后SCC轴(RALP-底部)的头部旋转。在假体刺激的三天之后记录数据。红色实心的描记线、绿色长虚描记线和蓝色短虚描记线分别地示出眼角速度关于水平的SCC轴、左上SCC轴和左后SCC轴的分量。第一列:损害之前。第二列:双边的鼓室内庆大霉素处理以使正常的感知丧失，堵塞所有的SCC，并且在左迷路中植入电极。在所有通道上在基线率处进行假体脉冲调制，但是不随着头部旋转调制。没有眼动反应，符合正常感知的缺少。第三列:在装上假体三天后具有假体调制以编码陀螺仪信号。在每个时间点处每个迹线的标准偏差小于10°/S。根据需要使描记线关于零速率轴倒转以利于比较。第一半周期代表在不同情况下左迷路的刺激。对于每个迹线N等于20周期。空白指示眼震颤急速相的去除，眼震颤急速相根据需要发生以朝着中心位置恢复眼。图13:使用本发明的一个实施方式的下述10个迷路内电极中的每个的电位波形和对应的电极阻抗(插入物)，所述10个迷路内电极与大的多的远参考(ElO)串联而被测量，本发明的该实施方式包括在图2的电子元件封装之内的电极电位放大器(EPA)。在每种情况中，对称的恒定电流两相脉冲为150μA峰值且200μs每相。图14使用本发明的一个实施方式的响应于三极的刺激的眼动，具有200μA每相，200μS每相的变化的比例，通过远肌肉参考(正方形)、近迷路内参考(菱形)或者两者之间的比例分配(圆形)来返回两相的阴极为先地(cathodic-first)刺激电流脉冲(经由靠近左后SCC的P电极阵列上的一个电极)，α等于经由远参考返回的电流的分数。在测验期间，动物是在黑暗中固定的，并且前庭假体被设定成根据需要在左后(post)处调制脉冲率以模拟绕左后管的轴的1Hz，±300°/s的正弦曲线的头部旋转。以每个α处10个周期的平均值(±1标准偏差)来计算峰值眼动反应幅值和未对准(期望的眼反应的3D轴与观察的眼反应的3D轴之间的角度)。Asterisk指出在未对准显著地小于(ρ〈0.01)α=0的情况下在α处的幅值显著地好于(ρ〈0.01)α=1的情况。图15示出响应于从基线的刺激脉冲率的阶跃变化的眼速度。每个描记线示出使用具有沿着X轴指出的阶跃的对应的基线脉冲率获得的眼反应。从下述恒定基线脉冲率增加脉冲率引起强烈的眼反应，所述恒定基线脉冲率被传送到电极以编码朝着植入的迷路的头部运动。从相同的基线减小脉冲率以唤起头部运动远离植入的迷路的感知是显著地不太有效的。图16示出被传送到同一单极刺激电极的三种类型的刺激的VOR反应的比较，该刺激电极被植入在右水平的SCC中，有大表面面积的返回电极被定位在肌肉中。与从60脉冲每秒(pulse/s)(第二列)的基线减小脉冲率相比，阳极的直流(DC)刺激(第三列)引起更强烈的对指示出头部运动远离植入的假体的前庭神经的抑制。图17示出根据本发明的实施方式的SDCS概念。两个面板代表相同装置的两种状态。在左边的面板中电流从较低的电极流动到上面的电极。在右边的面板中电流反向流动。然而，因为伴随电流方向阀门改变状态，所以离子DC电流通过电极管从左边流动到右边通过两个面板中的迷路。具体实施例方式在下面详细地讨论本发明的某些实施方式。在描述的实施方式中，为了清楚起见使用了具体的术语。然而，本发明不意图被限制在所选择的具体的术语上。相关领域的技术人员将认识到，可以使用其他等价的元件并且开发的其他方法没有从本发明的广义概念脱离。在本说明书中任何地方，包括背景部分和详细说明部分所引用的所有参考文献都通过引用如每个都已经分别地被结合的那样结合到本文中。图2提供了根据本发明的实施方式的可植入式前庭刺激装置100的示意图。可植入式前庭刺激装置100包括传感器系统102、与传感器系统102通信的数据处理器104和与数据处理器104通信的前庭神经刺激系统106。前庭神经刺激系统106被构建成提供电刺激到装置的使用者的前庭神经。前庭神经刺激系统106包括电极阵列108。在某些实施方式中，前庭神经刺激系统106包括附加的电子元件110。电子元件110包含多个数模转换器以命令多个电流源和电流宿，或者压控电流源(VCCS)0该元件也包含多个开关以将任何电极连接到任何VCCS。这种能力允许电流从电极的任何组合流到电极的任何其他组合以允许电流导引。电流导引可以被用于更加有选择地把前庭神经的每个分支作为目标。数据处理器104通过命令数模转换器和开关来控制刺激脉冲的定时和幅值两者。110中的附加的电子元件包含一个或更多个放大器以测量任何两个电极上的阻抗或者神经反应电势。所述前庭神经刺激系统106的电极阵列108包括:被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的上分支电接触的第一组电极112、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的水平分支电接触的第二组电极114、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的后分支电接触的第三组电极116和被构造成以外科手术的方式被植入到前庭系统的总脚迷路中的总脚参考电极118。前庭神经刺激系统106的电极阵列108还可以包括第二参考电极120，该第二参考电极120被构造成在接近前庭系统且在前庭系统外部的区域中被固定以处于电接触。例如，第二参考电极120可以以外科手术的方式被植入在肌肉组织中或者被附接成在前庭系统的外部地附接并且相对地接近前庭系统。也可以把第一参考电极和第二参考电极分别视为“近”参考电极和“远”参考电极。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述引线(U引线，242)，该引线(U引线，242)具有用于植入和对椭圆囊进行刺激的多个电极241。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述引线(S引线，252)，该引线(S引线，252)具有用于植入和对球囊进行刺激的多个电极251。前庭神经刺激系统106的电极阵列108也可以包括下述弓丨线(C引线，262)，该引线(C引线，262)具有用于植入和对耳蜗进行的多个电极261。可植入式前庭刺激装置100在某些实施方式中可以是独立的装置或者可以被结合作为另一个装置的组件。例如，某些实施方式可以将可植入式前庭装置100与人工耳蜗相结合，或者某些实施方式可以结合无线接口用于传输信号和功率。第一组电极112、第二组电极114和第三组电极116中的每个可以是下述三电极的排列，该三电极的排列被构造成利于以分别地与前庭神经的上分支、水平分支和后分支电接触的方式植入。电极112、114、116、118和122可以被一起构造在单个引线结构122中，如图2中所示，以利于外科的植入。例如，引线122可以是根据下面将更详细地描述的实施方式的新颖的自动对准引线结构。然而，在本发明的该实施方式中也可以使用其他引线结构。在本发明的某些实施方式中，前庭神经刺激系统106的电子元件110可以包括多个电流源和多个电流宿，多个电流源和多个电流宿中的每个可以以选择性的方式向着第一组电极112、第二组电极114、第三组电极116、远参考电极和总脚参考电极118中的至少一个电极被定向。例如，这可以被用于提供电流导引以控制对具体的神经分支的刺激。例如，当神经或神经分支，例如前庭神经的上分支和水平分支挨着的时候这可以是有用的。在下面将更详细地描述用于电子元件110的此类实施方式的示例。在本发明的实施方式中，数据处理器104可以适于接收关于前庭神经的上分支、水平分支、后分支、椭圆囊的分支和球囊的分支中的至少之一的刺激的程度的信息并且适于提供校正的信号到前庭神经刺激系统以产生电流导引以改进前庭神经的电刺激。在本发明的实施方式中，数据处理器104可以适于接收与前庭蜗神经的至少一个分支的刺激的程度有关的信息并且适于将校正信号提供给神经刺激系统以影响电流导引从而改进对前庭蜗神经的电刺激。在本发明的某些实施方式中，可植入式前庭刺激装置100还可以包括数据存储系统124，该数据存储系统与数据处理器104通信。例如，数据存储系统124可以是易失性存储器或者非易失性存储器。在某些实施方式中，例如数据存储系统124可以被配置成存储供数据处理器104使用的数据以校正从所述传感器系统102接收的信号。数据处理器104可以被配置成校正在根据本发明的某些实施方式的刺激前庭神经期间的电流扩布、可植入式前庭刺激装置100与头部固定的参考系之间的未对准、以及/或者电极阵列118与前庭神经的未对准。在下面将更详细地描述此类实施方式。传感器系统102可以包括根据本发明的某些实施方式的三轴陀螺仪系统126。例如，微机电系统(MEMS)陀螺仪系统适合用于本发明的某些实施方式。传感器系统102还可以包括根据本发明的某些实施方式的定向传感器系统128。在某些实施方式中线性加速度计的三轴系统可以被用于定向传感器系统。例如，MEMS线性加速度计适合用于某些实施方式。在某些实施方式中用于定向传感器的三轴线性加速度计系统的使用可以提供同样提供重力惯性信号用于刺激对应的神经的附加益处。系统也可以包括声传感器，用于检测下述信号，该信号对分别地计算椭圆囊、球囊和耳蜗的U引线、S引线和C引线上的适当的刺激电流来说是必须的。图3是根据本发明的实施方式的用于可植入式前庭刺激装置的电引线装置200的示出。例如，电引线装置200可以被用于可植入式前庭刺激装置100中的引线122。然而，可植入式前庭刺激装置100不限于用于引线122的仅仅这个实施方式。电引线装置200包括第一组配线202和第一组电极204，该第一组电极204与对应的第一组配线202的子集处于电接触。第一组配线202包围在电绝缘结构之内并且在图3中不能被单独的看见。第一组电极204的更详细地示出见图4。第一组电极204形成上前庭神经分支电极阵列206以使得第一组电极204相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第二组配线208(同样没有单独地在图3中示出)和第二组电极210，该第二组电极210与对应的第二组配线208的子集处于电接触。第二组电极210形成水平前庭神经分支电极阵列212以使得第二组电极210相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第三组配线214和第三组电极216，该第三组电极216与对应的第三组配线214的子集处于电接触。第三组电极216形成后前庭神经分支电极阵列218以使得第三组电极216相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第四组配线241和第四组电极242(同样没有单独地在图3中示出)，该第四组电极242与对应的第二组配线208的子集处于电接触。第四组电极241形成椭圆囊前庭神经分支电极阵列242以使得第四组电极241相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第五组配线251和第五组电极252(同样没有单独地在图3中示出)，该第五组电极252与对应的第三组配线214的子集处于电接触。第五组电极251形成球囊前庭神经分支电极阵列252以使得第五组电极251相对于彼此保持基本上固定。电引线装置200还包括第六组配线261和第六组电极262(同样没有单独地在图3中示出),该第六组电极262与对应的连接器的插脚的子集处于电接触。第六组电极261形成蜗神经分支电极阵列262以使得第六组电极261相对于彼此保持基本上固定。术语基本上固定意图包括其中第一组电极204、第二组电极210和第三组电极216被包在或者其他的被结合在柔性结构例如高分子材料中的实施方式。电引线装置200也包括参考电极220，该参考电极220与对应的参考配线222处于电连接。参考电极220可以是近参考，例如根据本发明的某些实施方式的总脚参考电极。某些实施方式还可以包括与对应的远参考配线226处于电连接的远参考电极224。某些实施方式还可以包括从连接器延伸的第二套引线和电极，类似于上述的那些，用于相对的耳朵的前庭迷路的植入。第一组配线202、第二组配线208、第三组配线214、参考配线222和远参考配线226可以某些或者全部具有附接到根据本发明的某些实施方式的普通装置连接器的装置端部。图3和图4示出用于可植入式前庭刺激装置的电引线装置200的实施方式，在可植入式前庭刺激装置中上前庭神经分支电极阵列和水平前庭神经分支电极阵列被连接以使得他们相对于彼此保持基本上固定以利于在外科植入期间同时的对准。在该示例中，上前庭神经分支排列、水平前庭神经分支排列和后前庭神经分支排列每个具有三个电极和对应的三条配线。在某些实施方式中，电极引线204、210、216和220包括纽结、弯曲、隆起、凸起和/或标记以防止过度插入。在上面也提供了被发现适合供人类使用的空间参数。然而，本发明的一般概念不限于这种特殊的示例。图5示出了电极阵列300的实施方式，该电极阵列300具有多个电极302、304和306以及对应的配线308、310和312。这是其中电极302、304和306是腔室电极的示例。例如，腔室电极306包括金属电极314和在凝胶腔室318之内的电解质凝胶316。凝胶腔室318限定端口320用于与组织电接触。电引线装置200中的电极的任何之一、多个或者全部可以是根据本发明的某些实施方式的腔室电极。腔室电极的替选实施方式可以具有盐的/凝胶导体腔室沿着配线一些距离延伸备份以便允许在没有与载体300的尺寸相比大的金属电极衬垫314的情况下制造装置。另一个实施方式可以使用扁平电缆作为导体310、312以增加金属/盐的接触面的面积。腔室可以假定是在下述绝缘载体中连接相对较大面积的金属-盐溶液接触面到相对较小的孔的任何形状，从该绝缘载体中挖掘或者其他方式形成腔室。金属电极可以如本实施方式所示的是矩形衬垫，但是可以假定是包括配线或者扁平金属导体正如典型的光刻图案结构的任何形状。在本实施方式中具体的金属、绝缘体和离子的传导介质可以与Ptlr、硅树脂和盐凝胶不同。示例:电引线装置电引线装置200可以有助于用电参考的两种可能选择接近刺激地点中的每个的刺激接头的系统的外科的放置以允许进一步的控制刺激电流的路径。例如，用于每个刺激地点的三个电极之一的选择连同两个参考电极之一的选择可以有助于更快的且更可靠的电极放置并且手术后的刺激电极和参考电极的选择更加最优的把每个刺激地点作为目标。电引线装置200可以包括经皮的连接器、两个参考电极(远和近)和两个刺激引线(P和HS)，该两个刺激引线具有电极接头战略性地被定位以被植入靠近前庭神经的分支中的每个(图3)。连接器在示出的实施方式中包含11个插脚用于连接假体到电极。用单独的PtIr配线将插脚连接到P(3个接头)引线和HS(6个接头)引线上的PtIr电极接头和两个参考电极中的每个。整个排列由具有钼铱合金配线从连接器在硅树脂内延伸到电极接头的每个的柔性医疗级硅树脂组成。配线在硅树脂内沿着电极的长度方向是盘绕的以在拉伸和弯曲引线的时候提供应力消除。这种结构与在制造人工耳蜗排列期间通常使用的标准电极结构相类似。HS引线包含6个电极接头-3个电极把前庭神经的水平分支作为目标，且其余3个电极接头把神经的上分支作为目标。P引线也包含三个电极接头。具有多个接头允许在每个引线上选择电极接头的选项，这可以提供最大选择的刺激神经分支的每个(图4)。通常在人工耳蜗中使用的常规的刺激范式从单独的电极接头传送单极刺激到肌肉参考(远参考)。如果前庭假体使用这种刺激方法可能引起面神经的无意识的激活，该面神经在颞骨中与前庭神经平行。在这种情况下，将期望具有可替选的一套刺激方法，该方法将不会无意识地把面神经作为目标。为了提供可替选的电流回路，意图经由上SCC(图1)中的开窗术把“近”参考插入到前庭迷路的总脚中。相对于近参考而不是远参考的刺激具有保持电流通路主要地在SCC的内部的电势，因此使电流无意识地刺激面神经的可能性降低。然而使用近刺激参考可能以与使用远参考相比减少的刺激选择性和增加的刺激阈值为代价。为了允许在使用两个参考之间的选择，两个参考电极都被设置在排列上。在各种位置处排列的引线的每个上具有多个电极接头的附加的益处是在这里可以使用双极的和多极的刺激范式以提供更加有选择的把神经的分支的每个作为目标的进一步的选项。使用多极刺激允许电流不只是像单极刺激中一样从单独的电极流到近参考或者远参考，而且还流到任何其他电极或者电极的结合。这种设计使用包含在绝缘的引线内部的大表面面积电极。电极传导电流到下述电解质，所述电解质被包含在圆锥形腔室内部，在引线的表面处具有狭窄的(constricted)端口。这种设计允许更大的电流安全地流动因为电极的表面面积可以保持大的表面面积，同时可以把较小的神经群体作为目标因为端口孔(porthole)可以保持是小的。根据规定的规格已经建立了几个电极阵列的原型。原型首次对颞骨中的外科的放置进行测试(图6)。在外科的电极的定位期间HS引线和P引线的尺寸和形状是确实有用的。该电极上的进一步增强可以包括在HS电极中定位绝缘的隔离物(硅树脂或脂肪或其他材料)以分离意图刺激神经的水平分支和上分支的电极。此外，该电极可以与人工耳蜗电极耦接以提供植入下述假体的能力，该假体对于那些遭受前庭功能和听觉功能两者的感知神经损失的患者具有耳蜗的和前庭的两者都植入的能力。示例:对准校正在每个耳朵中的前庭迷路感测关于下述三个正交轴中的每个的角速度，该三个正交轴通常依据他们的解剖定向被称作水平(H)、左前右后(LARP)和右前左后(RALP)。前庭假体包含正交地定向的陀螺仪以感测角速度。市场上可买到的陀螺仪被一起封装在单个集成电路中，例如InvenSense的IGT3200。可以将该封装体定位在根据本发明的实施方式的前庭假体的电路板上。在前庭假体的外科植入期间，假体的理想的定位将会是使得电路板上陀螺仪的轴与正常迷路的轴对准。然而，考虑到患者与在外科手术期间遇到的更加即时的有压力的问题之间的解剖变异，这将使外科医生承受相当严格的要求。为此在外科植入之后有必要找出陀螺仪相对于迷路定向的定向。一旦陀螺仪相对于头部的定向已知，可以进行线性的坐标变换以用算法的方式使陀螺仪定向与前庭迷路对准。本发明的实施方式提供了获得假体相对于前庭迷路的定向的定向的方法以获得变换矩阵M，该变换矩阵M然后可以与线性的坐标变换算法一起被使用。为了完成这个目的我们把加速度计增加到前庭假体。市场上可买到的3D加速度计(例如，STMicro的LIS331DL)被一起封装在相同的集成电路中，并且在不久的将来很可能将和陀螺仪一起被封装(例如，InvenSense的MPU-6000)。将单独的加速度计的轴定位在假体电路板上以与陀螺仪的轴对准。在外科手术后的拟合程序期间，人的头部被连续地定位以沿着三个前庭迷路的轴(H、LARP和RALP)中的每个对准。在每次对准期间，加速度计读数提供由加速度计的X、Y和Z分量测量的重力加速度。图7示出在植入之后电路板相对于头部的近似的对准和以头部为中心的坐标系(标示为H、LAPR和RALP)与以假体为中心的坐标系(标示为X、Y、Z)之间的关系。在理想的外科放置中，图7中的假体轴Y将与头部的H轴对准，Z轴将与LARP轴对准，并且X轴将与RALP轴对准。然而，因为外科的放置易受误差的影响，所以图7中的电路板位置示出两个坐标系之间的未对准。我们在以头部为中心的坐标系中用权利要求1.一种可植入式神经刺激装置，包括:传感器系统；数据处理器，所述数据处理器与所述传感器系统通信；以及神经刺激系统，所述神经刺激系统与所述数据处理器通信并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支，其中，所述神经刺激系统包括电极阵列，并且其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列包括:被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造为以外科手术的方式植入成与所述前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极、和被构造为以外科手术的方式植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。2.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述前庭神经刺激系统的所述电极阵列还包括第二参考电极，所述第二参考电极被构造为固定成与所述前庭迷路外部的区域电接触。3.根据权利要求2所述的可植入式神经刺激装置，其中，每组电极是多电极阵列，所述多电极阵列被构造为在迷路内自定向以利于以最优的方式植入成分别与所述前庭神经的所述分支以电方式通信。4.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统还包括多个电流源和多个电流宿，所述多个电流源和所述多个电流宿中的每个能够选择性地指向至少一个电极。5.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述数据处理器适于接收要被用于对所述前庭神经的所述上分支、所述水平分支和所述后分支中的至少一个的刺激进行校正的信息，并且适于将校正信号提供给所述前庭神经刺激系统以影响电流导引，从而改进对所述前庭神经的电刺激。6.根据权利要求5所述的可植入式神经刺激装置，还包括与所述数据处理器通信的非易失性数据存储系统，其中，所述非易失性数据存储系统被配置成存储数据，所述数据用于由所述数据处理器使用以校正从所述传感器系统接收的信号。7.根据权利要求6所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述数据处理器被配置成对下述未对准中的至少一个进行校正:由于在对所述前庭神经的刺激期间的电流扩布所造成的头部运动与眼睛运动反应或者感知的未对准、所述可植入式前庭刺激装置与头部固定的参考系之间的未对准、以及所述电极阵列与所述前庭神经的未对准。8.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述传感器系统包括三轴陀螺仪系统。9.根据权利要求8所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述传感器系统还包括具有线性加速度计的三轴系统，所述具有线性加速度计的三轴系统被构建成至少提供所述可植入式前庭刺激装置的关于相对于局部重力场的任何定向的定向信息。10.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列还包括被构造为以外科手术的方式植入成与椭圆囊前庭神经分支以电方式通信的第四组电极、以及被构造为以外科手术的方式植入成与球囊前庭神经分支以电方式通信的第五组电极。11.根据权利要求1所述的可植入式神经刺激装置，其中，所述神经刺激系统的所述电极阵列还包括被构造为以外科手术的方式植入成与耳蜗神经分支以电方式通信的第六组电极。12.一种用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，包括:第一组配线和与所述第一组配线中的对应配线电接触的第一组电极，所述第一组电极形成上前庭神经分支电极阵列，使得所述第一组电极相对于彼此保持基本固定；第二组配线和与所述第二组配线中的对应配线电接触的第二组电极，所述第二组电极形成水平前庭神经分支电极阵列，使得所述第二组电极相对于彼此保持基本固定；第三组配线和与所述第三组配线中的对应配线电接触的第三组电极，所述第三组电极形成后前庭神经分支电极阵列，使得所述第三组电极相对于彼此保持基本固定；以及与对应的参考配线电连接的参考电极。13.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述第一组配线、所述第二组配线、所述第三组配线和所述参考配线都具有附接到共同的装置连接器的装置端部。14.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述上前庭神经分支电极阵列和所述水平前庭神经分支电极阵列连接成使得所述上前庭神经分支电极阵列和所述水平前庭神经分支电极阵列以下述几何构型保持基本固定，所述几何构型利于在外科植入期间所述电极在所述电极的目标神经组织附近同时进行自对准。15.根据权利要求14所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述上前庭神经分支阵列、所述水平前庭神经分支阵列和所述后前庭神经分支阵列中的每个阵列包括三个电极和对应的三条配线。16.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，还包括第二参考电极，其中，所述第一参考电极适合于以外科手术的方式被内部地植入到前庭迷路中，并且其中，所述第二参考电极是远参考电极，所述远参考电极适合于为以下中的至少一项:以外科手术的方式植入或附接到所述前庭系统附近，以及以外科手术的方式植入或附接在所述前庭系统外部。17.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，其中，所述第一组电极、所述第二组电极、所述第三组电极和所述参考电极中的至少一个电极是腔室电极，所述腔室电极包括:电绝缘结构，所述电绝缘结构限定腔室并且提供用于与神经电接触的开口；电传导结构，所述电传导结构至少部分地设置在所述腔室内；以及电解质，所述电解质以与所述电传导结构电接触的方式设置在所述腔室中。18.根据权利要求12所述的用于可植入式神经刺激装置的电引线装置，还包括:第四组配线和与所述第四组配线中的对应配线电连接的第四组电极，所述第四组电极形成椭圆囊前庭神经分支电极阵列，使得所述第四组电极相对于彼此保持基本固定；第五组配线和与所述第五组配线中的对应配线电连接的第五组电极，所述第五组电极形成球囊前庭神经分支电极阵列，使得所述第五组电极相对于彼此保持基本固定；以及第六组配线和与所述第六组配线中的对应配线电连接的第六组电极，所述第六组电极形成耳蜗神经分支电极阵列，使得所述第六组电极相对于彼此保持基本固定。19.一种可植入式前庭刺激装置，包括:传感器系统，所述传感器系统包括旋转传感器系统和定向传感器系统，所述旋转传感器系统和所述定向传感器系统两者都相对于所述可植入式前庭刺激装置固定；与所述传感器系统通信的数据处理器；与所述数据处理器通信的数据存储系统；以及与所述数据处理器通信的前庭神经刺激系统，其中，所述定向传感器系统感测所述可植入式前庭刺激装置相对于局部重力场的定向以提供定向信号，其中，所述数据处理器被配置成基于所述定向信号和与植入有所述可植入式前庭刺激装置的头部的头部固定参考系的定向有关的信息来生成对准变换矩阵，使得所述对准变换矩阵能够被存储在所述数据存储系统中，并且其中，所述数据处理器被配置成从所述旋转传感器系统接收旋转信号，并且使用所述对准变换矩阵来校正所述旋转信号以将校正的旋转信号提供给所述前庭神经刺激系统。20.根据权利要求19所述的可植入式前庭刺激装置，其中，所述定向传感器系统包括具有线性加速度计的三轴系统，所述具有线性加速度计的三轴系统被构建成提供所述可植入式前庭刺激装置关于相对于所述局部重力场的任何定向的定向信息。21.根据权利要求20所述的可植入式前庭刺激装置，其中，所述旋转传感器系统包括三轴陀螺仪系统。22.根据权利要求21所述的可植入式前庭刺激装置，其中，所述具有线性加速度计的三轴系统和所述三轴陀螺仪系统是微机电系统。23.一种用于神经的电刺激的电极，包括:电绝缘结构，所述电绝缘结构限定腔室并且提供用于与神经电接触的开口；电传导结构，所述电传导结构至少部分地设置在所述腔室之内；以及电解质，所述电解质以与所述电传导结构电接触的方式设置在所述腔室中。24.根据权利要求23所述的用于神经的电刺激的电极，其中，所述电传导结构是金属电极、金属配线、金属箔和以光刻的方式限定的迹线中的至少之一。全文摘要可植入式神经刺激装置具有传感器系统、与传感器系统通信的数据处理器和与数据处理器通信的并且被构建成将电刺激提供给至少一个前庭蜗神经的至少一个分支的神经刺激系统。神经刺激系统包括下述电极阵列，该电极阵列具有被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的上分支以电方式通信的第一组电极、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的水平分支以电方式通信的第二组电极、被构造成以外科手术的方式被植入成与前庭神经的后分支以电方式通信的第三组电极和被构造成以外科手术的方式被植入到前庭迷路的总脚中的总脚参考电极。文档编号A61N1/36GK103079638SQ201180013482公开日2013年5月1日申请日期2011年1月12日优先权日2010年1月12日发明者查尔斯·科尔曼·德洛圣蒂纳,吉恩·叶夫根尼·弗里德曼,布赖斯·蒋申请人:约翰霍普金斯大学