人工耳蜗：中国深度耳聋患者的新未来

史蒂夫·罗伯斯特 美国加州大学旧金山分校耳鼻咽喉科学系 （美国 94143）

0. 引言

宸宸（见图1）于2010 年生于河北省。他的父母最初发现他对于周围的声音没有反应，于是到当地的医院检查证实宸宸患有耳聋。父母经过多方努力，终于宸宸于2011 年在上海五官科医院接受了人工耳蜗植入。现在，他的言语和听觉能力使得他能够和其他小朋友一样参加正常学习并和他人顺畅地交流。

当人们发现耳聋对于一个像宸宸这样的小孩来说比失明更具有挑战性时，通常都会感到吃惊。研究表明，听障儿童比失明的儿童更少完成教育，雇佣率和终身所得更低。对于正常听力的成年人，听力损失的发生率随着年龄的增长显著增加。在美国，年龄在45 岁到54 岁之间的人群中约有2%患有听力障碍。而在55～64 岁这一年龄段，这一比例增加到了8.5%；在65～74 岁年龄段，这一比例为25%；在年龄超过75 岁的人群中，这一比例高达50%。直到20 世纪80 年代中期，仍没有很好的办法来治疗这些人群。

图1. 宸宸目前已经4 岁了，他于2010 年在河北省出生，患有先天性深度聋。

在20 世纪70 年代和80 年代早期，澳大利亚、奥地利、美国的研究团队致力于更好地了解耳聋治疗所需要的生理处理过程和工程技术，即“人工耳”。这些现代人工耳蜗的先驱者们发现，从耳蜗传出至大脑的神经元在聋人中大多都是可用的，如果将一个电极或电极序列植入内耳正确位置，信号就能被传递至中枢神经系统。由于听神经的周边神经元是沿着螺旋状的耳蜗有序排列的，电极阵列的有序刺激能够重新产生多重音高感知，因此，患者能够感知和识别环境声及言语声所需要的声音的复杂形态。确实，早期的研究证实，在靠近蜗底的位置由单个电极刺激产生的电信号被感知为较高的音高，而在电极阵列顶部深插入耳蜗的刺激位点，感知到了较低的音高。言语声通过信号处理技术被划分为一系列的频带，而每一个频带的能量被指定至鼓阶中相应的电极列位点，早期人工耳蜗植入者被证实能够理解言语。现在的人工耳蜗的原理与此相同，而声音处理、封装、电极设计以及整个系统的效能则更先进了，从而提升了效果、可靠性以及患者使用的方便性。由于这些技术的成功，全世界范围内约有400,000 人植入了人工耳蜗。

1.人工耳蜗装置

图2. 目前的人工耳蜗系统包含了一个外部的言语处理器，射频发射线圈以及一个内部植入的接受刺激器来刺激耳蜗内的电极阵列。滤波器将输入声滤波成多个频带，以提取理解言语所需要的最重要的信息。使用临床调试界面来调整这些数据流以满足用户个体需要。这些数据通过皮肤传输至体内植入体，进行解码后以脉冲波序列的形式对多通道电极进行刺激。电极的遥测反馈数据以及使用者的神经信号被传输回外部处理器。

目前中国市场上的人工耳蜗系统主要有四家制造商生产：美国的Advanced Bionics （http://www.bionicear.com.cn），澳大利亚的Cochlear（http://www.cochlear.com），奥地利的Med El（http://www.medel.com.cn），中国的诺尔康（http://www.nurotron.com）。这些制造商的基本系统设计都非常简单。所有的人工耳蜗包含两个主要部分，一个体外部分和一个体内部分。体外声音处理器通过单个或多个麦克风接收环境声，声音信号的声学频谱被分为多个频带，可以调节每个频带的声音动态范围和水平来满足患者各自的需求，这些信息经编码后被传输至植入体。图2 显示了典型人工耳蜗系统的示意图。植入装置包括一个射频天线，一个封装的接收器／刺激器以及刺激电极。天线和刺激器被放置在耳后的皮肤下，而传送来自接收器／刺激器刺激信号的刺激电极则通过从乳突磨骨、开孔插入耳蜗内（见图3）。

图3. 图中显示了目前人工耳蜗系统的一部分。戴于耳后的小装置就像传统的助听器，其中包含了外部言语处理器及麦克风。外部的传输线圈通过磁铁与内部接收器的植入线圈相匹配。接收器对信号进行解码并将刺激脉冲发送至耳蜗内的每一个电极位点。

人的耳蜗包括横截面上一个大致的螺旋腔，它由三个阶组成。图4 显示了三个阶：前庭阶、中阶和鼓阶。对于一个正常听力个体来说，声能震动鼓膜并引起三块听小骨组成的听骨链运动，伴随每一次的声振动，位于最后的听小骨推动牵拉前庭阶开口处的卵圆窗膜，并将这些声能通过充满淋巴液的各阶传递。这些声能触发了位于中阶内的毛细胞，这些毛细胞发生反应并通过听神经向中枢神经系统发出动作电位。鼓阶连同大活动度的圆窗膜与中耳腔相隔断，便于声能在耳蜗内的行波衰减过程。

如此看来，耳蜗是声能的感觉指示器，根据声音的不同响度作出响应。然而耳蜗的解剖功能使得它能够对声音进行更复杂的估算工作。中阶内的感音细胞，即毛细胞，位于前庭阶和鼓阶之间的一层膜上。这层基底膜机械地进行“调音”来达到最佳震动，实现从耳蜗近基底处（在卵圆窗和圆窗位置）的高频到近蜗尖部低频的连续频率梯度。这样，通过毛细胞上的精细感知纤毛探测震动的位置和强度，周围声音的频谱信息便被沿着基底膜转换为一个空间频率梯度，或者音质序列。毛细胞上的纤毛弯曲并释放神经冲动，引发动作电位，通过与神经元的连接将动作电位传递至中枢神经系统。在那里，相应的频率梯度被重新建立。

图4. 图中显示了人体耳蜗中部1. 5 mm 厚的部分。上图A 显示了耳蜗的第一第二和第三转，正常听力耳，骨螺旋板将液体腔隙隔开，基底膜感知声音震动。下图B 为高倍放大，耳蜗的结构清晰可见。SV 指的是前庭阶，SM 指的是中阶，ST 指的是鼓阶。感音器位于中阶的下缘以及鼓阶。在耳聋患者中，人工耳蜗电极被插入鼓阶内。电极发出的电脉冲波刺激耳蜗的核心神经元。这些听神经的神经元将信息传递至大脑。

大部分听力损失的真正原因是由于听觉退行性病变使得感音毛细胞丧失，或者这些细胞的先天缺失。幸运的是，在大多数听力损失患者中，从耳蜗传导信号至中枢神经系统的神经元功能尚在。这些传输神经元的存在使得人工耳蜗成为可行的假体装置，其通过附载这些频率编码信息将信号从人工耳蜗传递至大脑，这些信号被转换为类似神经冲动的信号并被中枢神经系统就像听力正常个体一样的方式接收。

2.人工耳蜗的言语处理方式

根据以上描述，人工耳蜗系统成功的关键为中枢神经系统相应位置进行言语识别所需要的声音信号的关键成分的呈现。为了实现这一点，声音被麦克风拾取后被传递至人工耳蜗处理器，并使用数字带通滤波器将其分为多个频率带。频率带的数量与耳蜗内可用电极数通常保持一致。目前，各系统的可用滤波通道的数量范围为12 到24。如果平衡或操控2 到3 个位点之间的刺激场产生虚拟通道，那么某些患者感知到的滤波通道数量就可以达到100 个以上[1]。

采用一些策略来分析这些输入的能量带，并将这些处理后的信号分配至耳蜗内正确的刺激位点。最早的多通道言语处理器使用了模拟策略，这种策略简单地对输入声进行滤波，生成与可用通道数相匹配的频带，并压缩每一通道的动态范围来匹配个体患者中每一刺激位点有限的动态范围，且使用这种压缩后的模拟信号来刺激每一个电极位点。研究者很快发现由于每个电极对以不可预知的方式互相干扰，使得最终用于刺激听神经的相互作用的电压梯度被放大或者抵消，进而导致了很多受试者感受到了相邻通道间非常大的干扰。

为了减轻这种相互干扰，连续的短脉冲序列被及时抵消，这些脉冲序列的间隔通常为10 微妙，是由相邻电极位点传递的。20 世纪80 年代早期，第一次成功实施的这种策略被命名为连续交叉采样（CIS）[2]。在CIS 中，所有刺激通道的数量是基于个体受试者的有效电极位点的数量来设定的。采用全波整流和低通滤波的方式，提取每一个频带的包络。在一个清晰的，没有重叠的伴有每一频带中信号的相应包络的序列中，对电极进行刺激。

在另外的一些策略中，伴随刺激器每一次循环，对较少数量的电极进行选择并刺激。SPEAK, ACE 及 APS 策略是“n of m”处理器架构的典型例子，其中m 为带通滤波通道，而n 为刺激的通道数。一般来说，“n of m”策略采用6～10 个频率带，拥有最大的刺激振幅，这些信号被传送至这些频带的相应电极位点。

对于一些语言来说，受试者的言语识别大量依赖声调识别。比如汉语，如果言语时相精细结构能够在处理器的输出中表现出来，那么言语识别可以相应地得到提升。FSP 和APS 即为整合这些快速信号成分的策略，而之前的其他策略，这些快速成分中通常在提取慢速包络后被丢弃。

在虚拟通道刺激中，对相邻电极触点之间的电流级进行平衡，来产生任一电极位点刺激产生的音高间的中间音高。在Advanced Bionics HiRes 120™和诺尔康的系统中，完整的频谱被带通滤波器分割，提取每一个频带的包络，且使用FFT（快速傅里叶变换）分析每一个包络的主要频率。这些频谱峰被用来确定这一频带的虚拟刺激的最佳位点，在耳蜗中最高可分配120 个频率位点。

在所有设备中，这些处理后的信号通过皮肤被传输至接收器，并在接收器中被解码，而传输信号中的射频能量则被用来作为植入体的能源。刺激器包含了一个或多个电流源，它们可以被快速转换至每一个蜗内电极触点或者一个远程的参考地级。多电流源（比如Advanced Bionics 和诺尔康的系统）允许多电极位点的同时刺激。这些电流源控制通过每个电极组合传递的电流，以补偿个体刺激位点的不同阻抗，并保证每一刺激脉冲的正相位和负相位平衡，来避免对电极阵列周围组织的损伤或者对刺激位点本身的腐蚀效应。

目前的植入的接收刺激器也包括预留遥感线圈，使得信号处理单元能够将数据传输回外部的言语处理器。在大部分情况下，这种遥测能够进行电极功能的基本分析，包括各个电极触点的阻抗测量，从耳蜗中采集神经信号。这些神经反应能够被用来调节婴儿的言语处理器设置水平，因为婴儿通常不能对听力测试进行反馈。另一方面，神经反应也可以被用来评估耳蜗内各个刺激位点的兴奋传播。

3.接收／刺激器

图5. 置于人工耳蜗系统钛金壳体中的射频接收器和神经刺激器。图中显示了诺尔康（A），Cochlear（C）以及Advanced Bionics（D）公司的接受刺激器。图B 显示了诺尔康刺激器的内部结构。

接收／刺激器包含了一个射频天线以及一个封装的壳体（如图5 所示）。目前人工耳蜗系统采用钛金来封装植入体电子元器件部分，因为钛金具有较高的耐撞击性和生物兼容性。封装的引针包括外裹绝缘硅胶的铂依合金针，硅胶陶瓷或铜焊金陶瓷，用以提供输入天线、内部电子元器件以及电极导线和参考地电极之间的内部连接。 比起其他电子植入设备，人工耳蜗的这些封装显得尤为重要，因为人工耳蜗引针连接更多，内容量则更小。如果进行合理的设计和制造，这些封装技术能够可靠地保持小于1x10～9 atm cc/秒的氦气泄漏，并能保证平均几十年的使用寿命。

封装的接收／刺激器的部件包含来自各个制造商的特有VLSIC 芯片，这些芯片被放置在单面或双面的印刷电路板上，并直接与输入和输出的引针相连接。射频连接提供了运行刺激器的能量，将数据从外部声音处理器传至各个刺激位点，并将遥测的数据传输回外部的处理器。这一返还的遥测数据包括对电极阻抗的不间断的检查以及对电刺激反应产生的神经信号的实时监测。目前人工耳蜗系统的数据传输频率范围为5 MHz 到49 MHz， 而运行的刺激速率最高可达83 KHz。

图6. 图中显示了两种不同的刺激电极。上图（A）为诺尔康的24 导直电极阵列。下图（B）为Advanced Bionics 的16 导HiFocus Mid-Scala ™电极阵列。两种电极均由液体硅胶注塑并采用铂依合金材料作为刺激触点。

在植入刺激器中，对刺激时间，电极位点指派，以及刺激水平进行编码来控制每一个刺激位点的固定电流。据上所述，在言语处理器中，将处理后的环境声过滤成多个频率带，将每一个频带对应至一个位点，而响度范围则根据术后的初始测试进行设定。受试者通常对每个刺激电极位点具有不同的音高感知，这些感知遵循耳蜗底部音高较高、蜗尖部（或植入电极的顶端）音高较低这一频率分布的自然规律。从刺激器通向电极阵列的细线被焊接在从刺激器输出的封装引线上，这些引线覆盖有金属保护盖或者环氧树脂密封，并进行螺旋卷曲处理以减少破损。对每一根引线的顶端触点进行放大，以减小电极阻抗和在电刺激过程中可能出现的腐蚀。目前的电极和触点设计见图6。

4.电极

当今的人工耳蜗电极采用液体或弹性硅胶进行注塑。这些橡胶成分提高了耐撕裂能力以及与内耳环境的兼容性。硅胶载体将刺激触点放置在正确的位置上，并保证了插入耳蜗时的正确朝向，在刺激位点和导线间提供了绝缘层，并对从植入刺激器到电极尖部的整条导线束进行了保护。刺激触点以及相连的导线采用的是铂依合金，铂依的比例通常为90%：10%，并采用聚四氟乙烯 (Teflon™)进行绝缘。

目前在中国销售的四家人工耳蜗制造商所制造的蜗内电极的横截面大小、长度、总体的形状以及机械性能差异较大。总的来说，在过去的十年中电极阵列的横截面逐步减小，因为实验室研究以及手术经验表明，较大的电极会增加损伤耳蜗的风险。目前的电极阵列近耳蜗基底部的直径通常为1.0mm 或更小，而尖部则只有0.5 mm 或更小。电极阵列的长度范围从15.0 mm（专门针对耳蜗近基底部高频部位进行刺激的短电极）到31.5 mm（专门为深插入以及较低频刺激设计的长电极）不等。

其他影响电极的安全性和频率分布的因素为：每一个电极的形状以及在鼓阶内植入电极的位置。如果将弯电极（以Advanced Bionics HiFocus™Mid-Scala™，Helix™以及Cochlear Contour Advance™电极为例）置于靠近鼓阶内壁的位置，大约18mm 的长度就能够覆盖蜗轴内螺旋神经节束的全长[3]。而直电极阵列（以MedEl和诺尔康的电极为例）由于较大的耳蜗壁周长，需要更长的长度来产生相似频率位置范围的刺激。除了电极在鼓阶内植入的位置外，电极阵列的形状（直电极或者弯电极）也可显著影响耳蜗损伤的可能性。近期的研究显示，与之前的任何一种电极设计相比，一种新型的优化形状和机械性能的弯电极能够减少与鼓阶内壁的接触，从而减少损伤[4]。而一些直电极优化后的硬度设计也可以减轻损伤，且这些直电极的优势在于易于插入[5]。

5.人工耳蜗使用者听到了什么

几乎所有的中文人工耳蜗使用者不依靠唇读，而是靠听随机句子中的关键词来进行言语识别。通过术后调试程序（调试每个电极通道所需要的响度以及受试者每一个位点的音高感知），部分受试者可以立刻获得言语感知。很多表现卓越的人工耳蜗使用者能够在仅仅一两个月的康复之后达到最佳的言语识别，他们的测试得分能够达到100%。 部分人工耳蜗使用者的听能恢复较慢，可能需要36 个月的时间来达到他们的最佳表现。尽管表现差异较大（尤其对于那些术前耳聋时间较长的人工耳蜗使用者），在没有唇读辅助的情况下，大部分人工耳蜗使用者能够达到75%以上的句子材料识别。当来自人工耳蜗的言语信号与唇读信息和其他听觉输入相结合时，在日常生活中很难将部分人工耳蜗使用者与正常听力人群区分开。有趣的是，在中国尽管来自4 家制造商的人工耳蜗系统的言语编码策略不同，策略运行的方式不同以及电极配置不同，但不同人工耳蜗设备使用者的总体表现却没有显著差异[6]。

6.人工耳蜗未来的方向

作为重度及深度耳聋患者的常规治疗方式，人工耳蜗已被广泛接受，加之市场竞争日益激烈，加速了对于发展这些装置的研究。第一代人工耳蜗基础科学和工程研究的经济资助主要来源于政府或私人捐助者，而如今这些装置的商业化制造对这方面研究的作用已经变得越来越重要了。目前研究项目的目的主要包括：提高人工耳蜗植入者听声表现，提高可靠性和使用的方便性，保护甚至支持听力损失患者残存的听神经再生（这对于假体的长期运行而言至关重要）。

综上所述，人工耳蜗的功能是直接刺激听力损失后耳蜗内的残存神经。因此我们直观地假设比起那些残存神经元较少、排列分散的人工耳蜗使用者来说，有更多残存神经元集中分布在蜗轴上的患者的人工耳蜗植入效果会更好。动物试验已经证实了这一假设，并显示周围神经元和细胞体的丧失会导致对电极敏感度的下降。伴随着神经元的丧失，分辨耳蜗内刺激位点的能力以及中枢神经系统解码来自耳蜗的高频信号的能力也会随之下降。也就是说，听力损失的时间越长，神经元损失越多，越会造成中枢神经系统频谱分辨能力的下降。伴随听力损失产生的神经元的丧失是不可避免的，然而人工耳蜗手术对患者造成的额外的神经元破坏是可以通过优化电极的机械性能来避免。一些研究已表明，在垂直弯曲设计比水平设计硬度更大时，可以减少从鼓阶向上通过敏感的中阶偏转至前庭阶的可能性。这种类型的手术损伤是在实验室和临床患者身上观察到的最常见的对耳蜗的损伤。Advanced Bionics 和诺尔康已在电极设计制造中融入了这一考虑。

人工耳蜗电极通过鼓阶的轨迹取决于电极阵列本身的曲度以及电极尖部与腔隙边缘的相互作用。Contour Advance™（Cochlear 公司），HiFocus Mid-Scala™和Helix™（Advanced Bionics 公司）的几款弯电极的设计能够在插入阵列过程中减少与鼓阶壁的接触。为减少电极尖部对鼓阶边缘产生压力可能造成的损伤，Contour Advance™阵列采用了一种特殊设计的软尖部（Softip™）。为防止插入中和插入后的接触，HiFocus Mid-Scala™电极置于鼓阶的中央，据报道显示，这是接受测试的几款电极中与鼓阶壁接触最少的一款。另一种维持或者提升人工耳蜗植入者神经数量的途径，是通过替换一种或多种自然生长因子来直接支持这些细胞的生物活性，这些因子在正常耳中存在，却随着听力的损失减退了。脑源性神经营养因子（BDNF）以及胶质细胞源性神经因子（GDNF）是有望用来治疗人类神经退化疾病的两种蛋白质（ALS 和Parkinson 这两种疾病就是典型的例子）。这些治疗能够支持耳蜗内听神经的存活并提高人工耳蜗的效果吗？研究已经表明，控制耳聋动物的神经营养因子能够提升耳蜗内神经细胞体的存活，并且在给药提供营养神经因子期间同时通过人工耳蜗给电刺激可以增加这种效应[7]。在这些研究中，通过植入毗邻耳蜗位置的微形渗透管将营养神经因子注射进耳蜗。不幸的是，在停止给药后这些神经元的存活无法持续，而且将这种方法用于长期治疗人类受试者是不现实的。

为了解决这一问题，近期研究正在验证采用基因治疗来刺激内耳神经营养因子的自然产物这一方法。在这一方案中，标记营养神经因子产物的基因编码片段被叠加成活性衰减病毒的基因序列，然后注射进鼓阶内。理论上，内耳细胞会被病毒感染，有用的基因编码就可以被传递至这些细胞，并不限定地复制神经营养因子。数据显示，元踪蛋白的基因编码已在动物内耳细胞中成功转导。下一步工作是要证实神经营养因子基因编码的有效编入，并观察到这些动物中神经存活的增加。如果这些项目成功了，基于基因的治疗联合人工耳蜗这一手段有望提升这些患者的总体表现。

除了这些为保证更好的生物环境以提升人工耳蜗效果所做的努力之外，其他科学工作组正在试图通过在现有设备基础上进行微调、优化的方式来使现有的和将来的使用者受益。 正如之前提到过的，通过偏转或集中电场的方式在两个或多个电极间产生虚拟通道，可使得对一些植入者的频谱信息转递得到优化。此外，特定的处理器参数设置可以使系统优化对某些特定言语的识别。以汉语为例，作为声调语言，与欧洲语言的识别不同，声调的识别对汉语来说至关重要。往后的言语处理算法会更好地适应不同的语言。

很多人工耳蜗植入者报告双侧植入后言语识别的显著提升。双侧人工耳蜗帮助患者更好地进行声源定位并在噪声较大的环境下提取需要听取的声音。

先进的材料及电子技术也正在促进人工耳蜗植入体的设计和发展。下一代植入接收刺激器将变得更小，使得手术植入更容易、更隐形、更牢固。缩小体积以及增加易用性的终极目标则是全植入式的人工耳蜗系统。将麦克风、言语处理器、刺激器整合至一个植入单元可以摒弃目前显露在体外且需要经常维护的体外部分。目前，全植入式人工耳蜗的制造最大的挑战是能源问题。长期可充电电池作为植入系统的一部分可能是解决这一问题的方法之一。最终，一种能够从机体富有电荷的细胞中或者从肌肉运动中持续产生能量的真正的生物电池可使得人工耳蜗不再需要外部供给。

7.中国人工耳蜗应用的挑战

过去五年中，人工耳蜗在中国的植入已变得更加普及，并且中国即将将人工耳蜗纳入用于新生深度聋婴儿治疗的常规手段。由于目前中国医疗和技术方面正高速发展，一些挑战将是不可避免的。

第一大挑战为长期的资金支持。中国每年有近17 万新生婴儿，新生儿耳聋比率是美国和欧洲的两倍，预计每年有超过3 万的新生儿适合人工耳蜗植入。此外，中国目前已有大量的人工耳蜗适应证人群，且由于退行性耳聋病变加入使这一行列的人群呈上升趋势。价格最低的诺尔康人工耳蜗系统包括手术费以及一年的康复费用总计大约需要花费13 万，而其他人工耳蜗品牌则平均需要超过20 万的费用，这些数字是惊人的。然而，相比于聋人专项教育的花费以及生活能力的丧失，美国和欧洲的调查证实这些儿童和成人从人工耳蜗获得的收益远大于支出。

第二大挑战为：随着人工耳蜗在中国市场的普及，需要发展大量的专业支持。在未来的几十年内，手术医生、听力师以及康复老师的需求增长会对医院及大学教育体系造成压力。因中国农村的庞大人口，且这些人群与大城市以及先进医疗机构之间的距离远，这一挑战会进一步加深。然而，与这种负担相比，对中国人工耳蜗制造业的发展来说这是独一无二的契机。如果目前人工耳蜗专业人士小群体能够被进一步组织并训练到更高的水平，他们将能够成为一代高效的从业者，并建立一套可以支持人工耳蜗未来庞大需求的临床体系。

8.结论

人工耳蜗为先天性耳聋儿童和渐进性重度及深度聋成人患者提供了显著的收益。在很多国家，尤其是北欧，人工耳蜗的接受和应用率非常高，90%的全聋儿童在学前就植入了人工耳蜗。从几十年的经验来看，这些年轻的人群已经完全融入到了主流社会中，他们进入了主流学校并找到了工作。2013 年，中国超过1 万名成人和儿童植入了人工耳蜗，政府承诺未来将资助更多的儿童植入人工耳蜗[8]。尽管人工耳蜗初始花费较高，从长期对个人生活能力和生活质量的提升来看，这些支出是非常值得的。提高长期的资助，生产信价比更高的人工耳蜗以及人工耳蜗专业团队的持续发展，可以使得成千上万的深度聋患者从人工耳蜗技术中受益，和宸宸一起分享有声世界。

致谢：感谢美国加州大学欧文分校的曾凡刚博士以及浙江诺尔康神经电子科技股份有限公司的银力先生协助这篇文章的信息收集。作者本人为加州大学旧金山分校的研究员，并兼任Advanced Bionics 和诺尔康公司的咨询顾问。

[1] C Choi and Yi-Hsuan Lee (2012) A Review of Stimulating Strategies for Cochlear Implants in Cochlear Implant Research Updates, Dr. Cila Umat (Ed.), ISBN: 978-953-51-0582-4

[2] B Wilson, C Finley, D Lawson, R Wolford, D Eddington, W Rabinowitz (1991) Better Speech Recognition with Cochlear Implants. Nature 352, 236-238.

[3] O Stakhovskaya, D Sridar, B Bonham, PA Leake (2007) Frequency map for the human cochlear spiral ganglion: implications for cochlear implants. J Assoc Res Otolaryngol. 8(2):220-33.

[4] F Hassepass, S Bulla, W Maier, R Laszig , S Arndt, R Beck, L Traser, A Aschendorff (2014) The new mid-scala electrode array: a radiologic and histologic study in human temporal bones. Otol Neurotol. 2014 Sep;35(8):1415-20.

[5] S Rebscher, A Hetherington, B Bonham, P Wardrop, D Whinney, P Leake (2008) Considerations for design of future cochlear implant electrode arrays: electrode array stiffness, size, and depth of insertion. J Rehabil Res Dev; 45(5):731-47.

[6] F-G Zeng, S Rebscher, Q-J Fu, H Chen, X Sun, X, L Yin, L Ping, H Feng, S Yang, S Gong, B Yang, H-Y Kang, N Gao, F Chi. Development and Evaluation of the Nurotron 26-Electrode Cochlear Implant System (2014) Hearing Research

[7] PA Leake, O Stakhovskaya, A Hetherington, S Rebscher, B Bonham (2013) Effects of brain-derived neurotrophic factor (BDNF) and electrical stimulation on survival and function of cochlear spiral ganglion neurons in deafened, developing cats.J Assoc Res Otolaryngol. 14(2):187-211.

[8] Q Liang, B Mason (2013) Enter the Dragon – China’ s Journey to the Hearing World. Coch Imp Int 14 (S1):S26-S31.