多电极声道配置的制作方法

专利名称：多电极声道配置的制作方法
技术领域：
本发明涉及刺激医疗设备，并且更特别地涉及在刺激医疗设备中利用多电极声道配置。
背景技术：
为弥补诸如听力丧失之类的缺陷，若干电刺激设备利用电信号来激活受体中的神经或肌纤维。特别地，弥补性听觉设备或植入体通过利用经由电流脉冲刺激的电场直接刺激耳蜗内部起作用的听觉神经来工作。这些植入式设备通常包括接收进入的声音的麦克风，以及基于所选择的语音策略将进入的声音的所选择的部分转换为对应的刺激信号的信号处理器。植入在皮肤下面的内部接收机接收信号并且将电流脉冲递送给缠绕在耳蜗内部的电极阵列。电极刺激耳蜗中的听觉神经纤维，并且所产生的电声音信息沿听觉神经被运送到大脑用于解释。每个电极可以提供单极的或双极的刺激。单极刺激是从单一的耳蜗内电极递送到远程的耳蜗外电极的刺激。双极刺激发生在刺激来自靠近的成对耳蜗内电极时。双极刺激使得刺激更集中并且可能刺激更小、更局部的听觉神经纤维群。另一方面，单极刺激在更宽的区域上散布电流并且刺激更大的神经元群。利用单极刺激，当前植入式设备不能将刺激集中在电学上远离刺激电极的目标神经元上。例如，在利用沿鼓阶长度放置的电极来刺激螺旋神经节单元的植入式设备中，不能利用所放置的电极的单极刺激来集中地刺激螺旋神经节单元的小子群。由于围绕阶的骨头具有比填充阶的淋巴液和组织相对更高的阻抗，刺激电流倾向于沿耳蜗长度纵向地散布。 与由窄带声学刺激在健康的耳朵中引起的神经兴奋图样相比，纵向电流散布导致相对较宽的神经兴奋图样。已经利用具有两个或更多靠近的电极以提供和接收所有或某些电流的声道配置，来进行使由单极刺激引起的广泛的神经兴奋图样变窄的尝试。但是，当利用相同极性同时刺激多个声道时，电场会累计并且神经刺激图样以非线性的方式组合。尽管多个电极的声道配置可以带来更集中的图样，但在靠近的声道之间通常仍然存在某些显著的声道相互作用。为避免声道相互作用(其在单极声道配置下趋向于最大)的负面影响，大部分当前的植入式设备利用包含连续的或时间上“交织”的刺激图样的刺激策略。

发明内容
在本发明的一个方面中，提供了一种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的方法，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重。该方法包括从该多个刺激声道中选择探测声道，从该多个刺激声道中选择至少一个微扰声道；利用该多个电极及其对应的权重经由探测声道应用刺激；经由至少一个微扰声道应用刺激，并且基于来自探测声道的刺激与来自该一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。在另一方面中，提供了一种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的装置。该装置包括选择器，配置为从该多个刺激声道中选择探测声道，其中探测声道包括多个电极，每个电极与对应的权重相关联，并且选择器配置为从该多个刺激声道中选择至少一个微扰声道；刺激控制器，配置为传送用于利用该多个电极及其对应的权重经由探测声道应用刺激以及经由至少一个微扰声道应用刺激的信息；以及权重调节器，配置为基于来自探测声道的刺激与来自该一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。在又一方面中，提供了一种包含在计算机可读介质上的计算机程序，该计算机程序包括用于控制处理器执行用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的方法的程序代码，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重。该方法包括从该多个刺激声道中选择探测声道，从该多个刺激声道中选择至少一个微扰声道，利用该多个电极及其对应的权重经由探测声道应用刺激；经由至少一个微扰声道应用刺激；以及基于来自该探测声道的刺激与来自该一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。在又一方面中，提供了一种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的装置，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重。该装置包括用于从该多个刺激声道中选择探测声道的装置；用于从该多个刺激声道中选择至少一个微扰声道的装置；用于利用该多个电极及其对应的权重经由探测声道应用刺激的装置；用于经由至少一个微扰声道应用刺激的装置；以及用于基于来自该探测声道的刺激与来自该一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节刺激声道中的至少一个的一个或多个权重的装置。


下面参考附图描述本发明的实施方式，附图中图1是其中可以实现本发明实施方式的人工耳蜗的透视图；图2图示了根据实施方式的电极阵列的更详细的视图；图3是图示出根据实施方式的一种示例性布置的示意图，在该示例性布置中，可以利用听觉植入体装配系统来指派和调节复杂的刺激声道电极权重；图4是图示出根据实施方式可以执行以便调节复杂的刺激声道权重的操作的高级流程图；并且图5A图示了用于在应用刺激时利用的具有相同极性的示例性波形；图5B图示了用于在应用刺激时利用的具有相反极性的示例性波形；图6A图示了探测声道电场和微扰声道电场，其中微扰声道具有与探测声道相同的极性；图6B图示了源于极性相同的组合的探测声道电场和微扰声道电场的组合电场。图6C图示了探测声道电场和微扰声道电场，其中微扰声道具有与探测声道相反的极性。
图6D图示了源于极性相反的组合的探测声道电场和微扰声道电场606的组合电场。图7提供了根据实施方式的用于调节相控阵列刺激声道的权重的流程图；图8图示了根据实施方式的示例性跨阻抗矩阵；图9是根据实施方式的听觉植入体装配系统的高级功能框图。
具体实施例方式本发明的方面一般地涉及确定刺激设备的刺激声道。在实施方式中，确定初始的刺激声道组，其中每个刺激声道利用多个加权的电极来提供刺激。然后，运用迭代过程，该迭代过程通过调节用于刺激声道的电极权重来最小化刺激声道的相互作用。这一迭代过程可以采用选择刺激声道之一作为探测声道并且选择相邻声道作为微扰声道。然后，刺激探测声道和微扰声道，并且测量这两个声道之间的相互作用。如果所测量的相互作用超过阈值，则调节权重并且利用该新的权重在探测声道和微扰声道上再次施加刺激。然后，重复这一过程，直到所测量的声道相互作用落到阈值以下为止。然后，可以选择另一组刺激声道作为探测声道和微扰声道，并且重复处理，直到发现针对所有作为探测声道的刺激声道所测量的声道相互作用低于阈值为止。然后，刺激设备可以利用这些权重来经由刺激声道应用刺激。在此主要结合一种类型的听力弥补器来描述本发明的实施方式，该类型即耳蜗弥补器(通常称为耳蜗假体设备、人工耳蜗、耳蜗设备等；在此简单地称为“人工耳蜗”)。人工耳蜗一般地指代向受体的耳蜗递送电刺激的听力弥补器。在此所用的人工耳蜗还包括递送与其他类型的刺激(诸如声学或机械的刺激)组合的电刺激的听力弥补器。应当意识到，本发明的实施方式可以在现在已知的或以后开发的任何人工耳蜗或其他听力弥补器中实现， 包括听觉大脑刺激器，或者从听觉上或机械上刺激受体的中耳或内耳的组件的可植入听力弥补器。图1是常规人工耳蜗的透视图，该人工耳蜗称为人工耳蜗100，嵌入在具有外耳 101、中耳105以及内耳107的受体中。下面描述外耳101、中耳105以及内耳107的组件， 接着是对人工耳蜗100的描述。在功能完整的耳朵中，外耳101包括耳廓110和耳道102。声压或声波103由耳廓 110收集并且被导入和通过耳道102。跨耳道102的远端布置的是鼓膜104，该鼓膜104响应于声波103而振动。这种振动通过中耳105的三块骨头耦合到卵形窗或椭圆窗112，这三块骨头统称为小骨106并且包括锤骨108、砧骨109以及镫骨111。中耳105的骨头108、 109和111用于过滤和放大声波103，引起卵形窗112发声或者响应于鼓膜104的振动而振动。这种振动建立了耳蜗140内的外淋巴的流体运动的波动。反过来，这种流体运动激活耳蜗140内部的微小毛细胞(未示出)。激活毛细胞使得适当的神经脉冲被生成并且通过螺旋神经节单元(未示出)和听觉神经114传递到大脑(同样未示出)，在大脑中，它们被感知为声音。人工耳蜗100包括直接或间接地附接到受体身体的外部组件142，以及临时地或持久地植入在受体中的内部组件144。外部组件142通常包括用于检测声音的一个或多个声音输入元件(诸如麦克风124)、声音处理单元126、电源(未示出)以及外部发射器单元128。外部发射器单元1 包括外部线圈130，并且优选地包括直接或间接地紧固到外部线圈130的磁铁(未示出)。声音处理单元1 处理麦克风IM的输出，在所描绘的实施方式中，该输出由受体的耳廓110定位。声音处理单元126生成编码信号(在此有时称为编码数据信号)，该编码信号经由电缆(未示出)被提供给外部发射器单元128。内部组件144包括内部接收器单元132、刺激器单元120以及拉长的电极组装件 118。内部接收器单元132包括内部线圈136并且优选地包括相对于内部线圈固定的磁铁 (同样未示出)。内部接收器单元132和刺激器单元120被密封在生物相容性外壳内，有时统称为刺激器/接收器单元。如上所述，内部线圈接收来自外部线圈130的功率和刺激数据。拉长的电极组装件118具有连接到刺激器单元120的近端以及嵌入在耳蜗140中的远端。电极组装件118从刺激器单元120通过乳突骨119延伸到耳蜗140并且被植入到耳蜗 104中。在某些实施方式中，至少可以将电极组装件118植入在基底区域116中，并且有时植入得更深。例如，电极组装件118可以朝向耳蜗140的顶部末端(称为耳蜗顶点134)扩展。在特定环境中，电极组装件118可以经由耳蜗底转122插入到耳蜗140中。在其他环境中，耳蜗底转可以通过圆窗121、卵形窗112、隆突123或者通过耳蜗140的顶回转147形成。电极组装件118包括沿其长度布置的电极148的纵向校准并向远侧扩展的阵列 146，在此有时称为电极阵列146。虽然电极阵列146可以布置在电极组装件118上，但在大部分实际应用中，电极阵列146被集成到电极组装件118中。这样，在此将电极阵列146视为布置在电极组装件118中。刺激器单元120生成刺激信号，这些刺激信号由电极148应用于耳蜗140，从而刺激听觉神经114。在人工耳蜗100中，外部线圈130经由射频(RF)链路将电信号(即，功率和刺激数据)传送给内部线圈136。内部线圈136通常是包括多圈电隔离的单股或多股钼线或金线的天线线圈。内部线圈136的电绝缘由柔性硅树脂铸模提供(未示出)。在使用中，可植入接收器单元132可以定位在邻近受体耳廓110的颞骨的凹陷中。由于耳蜗是拓扑映射的，即被划分为区域，每个区域对特定频率范围中的刺激信号进行响应，因此可以将频率分配给电极组装件的一个或多个电极，以在耳蜗中接近于在正常听觉中将自然地被刺激的区域的位置上生成电场。这使得弥补性听觉植入体能够绕过耳蜗中的毛细胞以直接递送电刺激给听觉神经纤维，从而使得大脑可以类似于自然听觉那样感知听觉。在实现这一点时，将声音处理单元126的处理声道，即具有其相关联的信号处理路径的特定频带范围映射到一组一个或多个电极以刺激耳蜗的所期望的神经纤维或神经区域。用于刺激的这样的多组一个或多个电极在此称为“电极声道”或“刺激声道”。图2图示了根据实施方式的包括多个电极148的电极阵列146的更详细的视图。 电极阵列146可以用于应用不同模式的刺激，诸如单极的、双极的、三极的或者相控阵列刺激。下面讨论的实施方式将一般地参考其中电极阵列146提供复杂的刺激声道的人工耳蜗系统来进行讨论。在此所利用的复杂的刺激声道是指利用了三个或更多电极148(诸如三极刺激声道或相控阵列刺激声道)的刺激声道。在三极刺激声道(也称为四极刺激)中， 电流从中心电极(例如，电极3)流出，并且返回到两个相邻电极中的每一个(例如，电极2 和4)。三极刺激还可以与耳蜗外电极一起使用，其中耳蜗外电极(未示出)部分地接收从中心电极(例如，电极3)以及两个相邻电极(例如，电极2和4)流出的电流。正如下面将进一步详细讨论的那样，可以对这些接收电极(例如，电极2和4以及耳蜗外电极)中的每一个进行加权，从而使得每个接收电极根据该电极的所指派的权重来接收从中心电极(例如，电极3)流出的电流的百分比。在相控阵列刺激中，将权重指派给多个电极(例如，电极1_5、2-8、所有电极等) 并且利用加权的电极来应用刺激。相控阵列刺激还可以结合加权的耳蜗外电极(未示出) 而使用。相控阵列刺激在Chris van den Honert的、名称为“Focused Stimulation in a Medical Stimulation Device” 的第 11/414，360 号美国专利申请、以及 Chris van den Honert 和 David C. Kelsall 在 J. Acoust. Soc. Am. , 121,3703-3716(2007 年 6 月)上的 "Focused Intracochlear Electric Stimulation with Phase Array Channels，，中更详细地讨论，在此通过引用的方式包含两者的全部内容。这些参考文献在下文中统称为“van den Honert参考文献”图3是图示出根据实施方式的一种示例性布置300的示意图，在该示例性布置中， 可以利用听觉植入体装配系统306来指派和调节复杂的刺激声道电极权重。如图3所示， 听力学家或临床医师304可以利用包括交互型软件和计算机硬件的听觉植入体装配系统 306(在此称为“装配系统”)来创建个性化受体映射数据322，该个性化受体映射数据322 数字地存储在系统306上，并且最终被下载到用于受体302的声音处理单元1 的存储器。 可以对系统306进行编程并且/或者系统306可以实施已编程的软件以执行映射、神经响应测量、声学刺激以及对神经响应测量和其他刺激的记录等功能中的一个或多个。在图3中所图示的实施方式中，人工耳蜗100的声音处理单元1 可以直接连接到装配系统306，以在声音处理单元1 与装配系统306之间建立数据通信链路308。此后， 系统306借助于数据通信链路308而与声音处理单元1 双向耦合。应当理解，虽然声音处理单元1 和装配系统306经由图3中的电缆连接，但可以利用现在或以后开发的任何通信链路来可通信地耦合植入体和装配系统。开始时，听力学家304可以建立人工耳蜗系统100，并且为人工耳蜗系统100提供初始的一组参数。这可能涉及校准人工耳蜗100，以及针对电极阵列146的每个刺激声道确定并设置阈值和最大舒适电平。在James F. Patrick等人于2006年2月6日提交的题为 "Prosthetic Hearing Implant Fitting Technique” 的第 11/348，309 号美国专利申请中提供了用于装配人工耳蜗的示例性机制，在此通过引用的方式并入其全部内容。然而，应当注意，这仅仅是用于初始地建立人工耳蜗系统的一种示例性技术，可以利用现在或以后开发的任何技术来初始地建立人工耳蜗系统。此外，在初始建立期间，听力学家可以提供一组默认权重以初始地用于刺激声道中的每一个。图4是图示出根据实施方式可以执行以便调节复杂的刺激声道权重的操作的高级流程图。将参考图3中所图示的装配系统来讨论图4。然而，应当注意，这仅是示例性的并且是出于示例性目的而提供的，图4的一般方法可以与其他类型的系统一起使用。在下面对图3和图4的讨论中，将假定示例性人工耳蜗100包括22个电极并且提供20个三极刺激声道。然而，应当注意，这是示例性的，仅用于示例性目的，并且图4的方法可以与诸如相控阵列刺激声道之类的其他复杂的刺激声道一起使用。下面将参考图7来提供对可以如何利用图4的处理来调节相控阵列刺激声道的权重的更详细的描述。如上所述，这些刺激声道可以是三极刺激声道，其中电流从中心电极(例如，电极2)流动到其相邻电极(例如，电极1和幻和耳蜗外电极。在初始地建立人工耳蜗100时， 听力学家304可以利用装配系统306来将一组默认权重指派给用于每个刺激声道的电极中的每一个，诸如向中心电极指派权重+1. 0，向相邻电极中的每一个指派权重-0. 3以及向耳蜗外电极指派权重-0. 4，从而使得相邻电极(例如，1和幻中的每一个从中心电极(例如， 2)接收30%的电流并且耳蜗外电极从中心电极(例如，2)接收40%的电流。在利用用于刺激声道的默认权重来初始地建立人工耳蜗系统100之后，可以利用图4的处理来调节用于每个刺激声道的电极权重以调节刺激声道的集中度。首先，在块410 处，装配系统306从多个刺激声道中选择探测声道和微扰声道。在示例性的22个电极阵列中，第一刺激声道(SCl)置于电极2中部处，相邻电极(1和幻和耳蜗外电极充当接收端。 可以选取该第一刺激声道(SCl)作为探测声道。在该示例中，将微扰声道选择为与所选择的探测声道相邻的刺激声道。因此，在该示例中，微扰声道被选择为置于电极3中部处的第二刺激声道(SC2)。然而，应当注意，可以选择任何刺激声道作为图4的处理中的初始探测声道，并且仅是出于示例性目的而选取第一刺激声道(SCl)。还应当注意，在实施方式中，听力学家304可以利用用户接口 314来选择探测声道和微扰声道或者覆盖由装配系统所选择的声道。接下来，装配系统306引导人工耳蜗以应用刺激信号(其被应用在所选择的探测声道和微扰声道上)并且在块420处测量其相互作用。可以利用各种方法和系统来测量探测声道与微扰声道之间的相互作用，下面将更详细地讨论示例性方法和系统。在测量探测声道与微扰声道之间的相互作用之后，在块430处，装配系统306检查以察看相互作用的幅度是否超过了阈值。此外，在特定情形中，相互作用的幅度有可能决不会低于指定阈值。相反，随着对声道配置进行调节，所测量的相互作用可能在建设性与破坏性之间交替，但决不会降低到低于阈值。在这种情况下，装配系统360可以在相互作用的幅度被最小化的点(即，所测量的相互作用在建设性与破坏性之间交替的点)处停止块430 处的迭代过程。在实施方式中，当经过块430预先确定的次数之后所测量的相互作用的幅度并未减小时，可以将所测量的相互作用确定为被最小化。如果确定所测量的相互作用超过阈值并且并未确定为被最小化，则在块440处， 装配系统306确定探测声道与微扰声道之间的相互作用是建设性的还是破坏性的。在此所用的建设性的相互作用是指如下微扰声道，其建设性地干扰探测声道以增大由探测声道生成的电场的幅度；并且破坏性的相互作用是指如下微扰声道，其破坏性地干扰探测声道以减小由探测声道生成的电场的幅度。如果相互作用是建设性的，则装配系统306在块450处调节用于探测声道和/或微扰声道的权重以提高探测声道和/或微扰声道的集中度，并且向人工耳蜗100提供新的权重。然而，如果所测量的相互作用是破坏性的，则装配系统306在块460处调节用于探测声道和/或微扰声道的权重以降低探测声道和/或微扰声道的集中度，并且向人工耳蜗100 提供新的权重。在此所用的术语集中度是指在刺激所植入的电极阵列期间由刺激声道产生的电场的密集度。例如，如果刺激声道的集中度提高，则所得到的电场变窄。并且，降低刺激声道的集中度是指加宽所得到的电场。在调节权重之后，迭代过程返回到块410，其中利用新的权重应用刺激(块410) 并且测量具有已更新的权重的探测声道与微扰声道之间的相互作用(块420)。该迭代过程继续，直到在块430处探测声道与微扰声道之间的所测量的相互作用低于阈值为止。一旦所测量的相互作用低于阈值，装配系统306接着就在块470处检查是否存在应当检查的附加的刺激声道。如果存在，则过程返回到步骤410并且选择新的刺激声道作为探测声道和微扰声道。例如，在调节作为探测声道的刺激声道I(SCl)的权重之后，然后过程可以选择刺激声道2(SU)作为探测声道以调节刺激声道2 (SU)的权重。如上所述，在实施方式中，选择相邻刺激声道作为微扰声道。这样，在该第二次经过时，装配系统306可以选择第一 (SCl)或第三(SO)刺激声道作为微扰声道。然后，可以针对每个刺激声道重复该过程， 直到在块470处确定已经集中了用于人工耳蜗100的所有刺激声道为止(即，调节了其权重)。此后，过程在块480处结束。如上所述，装配系统306在块420处测量探测声道与微扰声道之间的相互作用。以下提供对可以用来测量相互作用的示例性机制的更详细说明。首先，装配系统306可以引导人工耳蜗100利用同样的波形形状(唯一的不同是两个波形之间的总幅度差异)对探测声道和微扰声道应用刺激。图5A图示了针对探测声道502和微扰声道504的、可以用于应用刺激的示例性波形。如图所示，探测波形502和微扰波形504具有同样的形状和极性，唯一的差异是其总幅度。进一步，如图所示，在该示例中，波形502和504是双相位方波。然而，应当注意，这些波形形状仅是示例性的，并且可以利用其他波形形状，诸如三角形、正弦曲线等。该波形的特性可以由装配系统306和/或听力学家304选择。可以将微扰声道刺激的幅度设置为低于微扰声道的阈值电平(在此称为子阈值电平)的电平。如上所述，可以在利用装配系统306建立人工耳蜗100期间确定这一阈值电平。然后，可以利用例如言语反馈方法来确定在存在子阈值微扰声道的情况下用于探测声道的阈值。例如，在存在子阈值微扰声道的情况下，装配系统306可以迭代地增大探测声道的电平，直到受体表明他们听到了探测声道为止。听力学家或临床医师304可以利用用户接口 314来向装配系统306提供该指示，或者，例如，装配系统306可以利用非精神物理学的测量来测量相互作用(例如确定探测阈值)，诸如神经响应遥测术、听觉脑干响应或者其他诱发电势。接下来，微扰声道的极性可以逆转并且刺激被同时应用在探测声道和微扰声道上。图5B图示了用于探测声道502和微扰声道506的示例性波形。如图所示，探测声道波形502与图5A中相同，并且微扰声道波形506与微扰声道波形504相同但具有相反的极性。然后，确定在存在具有相反极性的微扰声道的情况下探测声道的阈值，其中将微扰声道的电平设置为先前相同的利用的子阈值电平。在确定两个探测阈值(一个具有极性相同的微扰声道，一个具有极性相反的微扰声道)之后，可以计算相互作用指数(II)。该II可以利用以下公式
TTr h rt、- ProbeThreshold(opposite) - probeThreshold(same)(Pro e'pe2 * perturbationChannelLevel其中II (probe, pert)是探测声道和微扰声道的相互作用指数， probeThreshold (opposite)是将具有相反极性的微扰声道作为探测声道时探测声道测量的阈值，probeThresholcKsame)是将具有相同极性的微扰声道作为探测声道时探测声道测量的阈值，并且perturtationCharmelLevel是在确定探测阈值电平时利用的微扰声道的子阈值电平。在实施方式中，用于这一公式的探测声道阈值和微扰声道电平是用线性电流单位表示的。然后，装配系统306可以在块430处将所计算的相互作用指数(II)的幅度与阈值相比较以确定相互作用指数(II)的幅度是否低于阈值。如果不低于阈值，则这表明探测声道与微扰声道之间的相互作用是显著的。并且，如果低于阈值，确定相互作用是不显著的。除确定相互作用是否显著之外，装配系统306还可以在块440中利用这一所计算的相互作用指数(II)来确定相互作用是建设性的还是破坏性的。例如，在该示例中，在块 440处，如果相互作用指数(II)为正(即，>0)，则可以确定相互作用是建设性的，如果相互作用指数(II)为负(S卩，<0)，则可以确定相互作用是破坏性的。图6A-图6D图示了由示例性探测声道和微扰声道生成的示例性电场并且将用于图示声道之间的建设性的和破坏性的相互作用。图6A图示了探测声道电场602和微扰声道电场604，其中微扰声道具有与探测声道相同的极性。图6B图示了源于极性相同的组合的探测声道电场602和微扰声道电场604的组合电场614。图6C图示了探测声道电场602 和微扰声道电场606，其中微扰声道具有与探测声道相反的极性。图6D图示了源于极性相反的组合的探测声道电场602和微扰声道电场606的组合电场616。在图6A-图6D中，横轴是沿电极阵列的位置，纵轴是电场的电势。进一步，包括了虚线601，这仅仅是为了添加透视以辅助读者看到所产生的电场的不同电平。当源于公共极性的电场614大于源于相反极性的所得到的电场616时，发生建设性干扰，当源于公共极性的电场614大于源于相反极性的所得到的电场616时，发生破坏性干扰。参考上面讨论的相互作用指数(II)，当探测声道与微扰声道之间的所确定的用于公共极性的探测阈值小于用于相反极性的探测阈值时，可以识别建设性干扰，当发生相反情况时，可以识别破坏性干扰。如上所述，在块450和460中，可以通过分别调节探测声道和/或微扰声道的权重来提高或降低探测声道和/或微扰声道的集中度。在具有耳蜗外电极的利用三极刺激的人工耳蜗100中，可以通过装配系统306增大相邻电极(例如，电极1和/或幻中的一个或两者的权重的幅度以及降低耳蜗外电极的权重的幅度来提高集中度。例如，初始地，可以为相邻电极指派权重-0. 3并且为耳蜗外电极指派权重-0. 4。应当注意，在这一示例中，对于三极刺激，中心电极的权重始终设置为+1. 0，并且给定声道中所有权重的总值等于0。在调节集中度时，装配系统306可以通过例如以0.05的步长增大相邻电极中的一个或两者的权重的幅度，以及分别以0. 5或0. 1的步长减小耳蜗外电极的权重的幅度来提高集中度。应当注意，这些值仅是示例性的。类似地，可以通过减小相邻电极的权重的幅度以及增大耳蜗外电极的权重的幅度来降低探测声道和/或微扰声道的集中度。应当注意， 这仅是可以如何调节权重和可以如何利用其他机制的一个示例。例如，在调节权重时，可以利用标量来乘以或除以权重。或者，例如，可以利用如下机制，其中调节步长大小，从而使得初始地利用较大的步长大小然后依赖于特定条件(诸如，如果相互作用从建设性的变为破坏性的或者反之)减小步长大小。如上所述，图3-图4的方法和系统可以用于调节除三极声道之外的其他类型的复杂声道(诸如相控阵列刺激声道)的权重。以下提供对用于调节相控阵列刺激声道的权重的方法和系统的示例性描述。正如在van den Honert参考文献中更详细地讨论的那样，可以通过计算用于人工耳蜗100的跨阻抗矩阵然后转换该跨阻抗矩阵以提供刺激声道的权重来确定相控天线阵列刺激声道的默认权重。图7提供了根据实施方式的关于可以如何利用图4的一般方法来调节相控阵列刺激声道的权重的流程图。将参考上面讨论的装配布置系统300来讨论图7。然而，应当注意，可以利用其他系统。初始地，在块702处，获得初始的跨阻抗矩阵。可以诸如在van den Honert参考文献中讨论的那样获得该跨阻抗矩阵。图8图示了根据实施方式的示例性跨阻抗矩阵Zm。 如图所示，跨阻抗矩阵Zm 800包括22列和22行。每个列和行对应于包括22个电极的示例性电极阵列的特定电极，其中行对应于在测量跨阻抗矩阵时对其应用刺激的电极。并且，列对应于在获得跨阻抗矩阵时在其上测量所应用的刺激的电极。正如在van den Honert参考文献中讨论的那样，跨阻抗矩阵的除掉对角线之外的所有值都可以通过利用已知的电流一次一个地刺激每个电极来根据经验测量。然后，测量在每个未被刺激的电极处的所得到的电压。由于在刺激电极上所观察到的电压包括来自体电阻和组织阻抗的部分，因此跨阻抗矩阵的对角线不是以这种方式确定的。相反，根据van den Honert参考文献，可以通过围绕对角线值的值的线性外插来估计沿跨阻抗矩阵800的对角线802的值。用于获得跨阻抗矩阵和估计对角线值802的方法和系统在上面通过引用的方式包含的van den Honert 参考文献中提供，在此不进行进一步讨论。虽然跨阻抗矩阵Zm 800包括22列和22行，但应当注意，这仅仅是示例性的，并且在其他实施方式中，可以利用包括22以外的不同数量的电极的电极阵列。一旦利用所估计的对角线值获得跨阻抗矩阵，则装配系统306就转换跨阻抗矩阵以获得相控阵列声道的初始的一组权重。特别地，转换后的跨阻抗矩阵(又称为跨导纳矩阵)的每列包括限定来自用于在单个的离散刺激区域处产生非零标量内电压的每个电极的电流贡献的一组数字权重(跨导纳值)。这样，每个这种权重矢量限定了相控阵列刺激声道。装配系统306在块704处选择刺激声道之一作为探测声道并且选择相邻声道作为微扰声道。然后，在块706处测量所选择的探测声道与微扰声道之间的相互作用。这可以用与上面参考图4的块420讨论的相同的方式实现。特别地，在实施方式中，可以通过确定探测声道的阈值并同时以固定的子阈值电平刺激微扰声道来测量相互作用。递送到用于应用刺激的每个声道的电流波形的形状可以是相同的，除了标量乘数，诸如图5A-5B中所图示的波形。对探测声道的阈值可以测量两次，一次利用具有相同极性的微扰声道作为探测， 一次利用具有探测声道的相反极性的微扰声道。对于两次阈值确定而言，微扰声道的电平是固定的。然后可以计算上面讨论的相互作用指数(II)II( robe pert)- ProbeThreshold(opposite)- probeThreshold(same)
‘2 * perturbationChannelLevel然后装配系统306可以在块708处确定所计算的干扰指数(II)的幅度是否超过阈值。示例性阈值将是0. 05的II，但取决于相互作用指数测量的精确度，可以利用0. 05以外的其他值。如果超过了阈值，则装配系统可以在块710处确定相互作用是建设性的还是破坏性的。如上所述，装配系统306可以通过检查干扰指数(II)为正(即，建设性干扰)还是为负(即，破坏性干扰)来确定相互作用是建设性的还是破坏性的。如果相互作用是显著的和建设性的，则在块712处，装配系统306可以调节跨阻抗矩阵以提高刺激声道的集中度。这可以通过减小跨阻抗矩阵的所有未固定的对角线项来实现。在实施方式中，对应于特定刺激声道的电极中心的对角线项的值对刺激声道的集中度具有最显著的影响。于是，在其他实施方式中，装配系统306可以只减小对应于探测声道的电极中心的对角线项的值，或者围绕这一项的值的子集，而不是减小所有未固定的项的值。如果相互作用是显著的和破坏性的，则装配系统306可以在块714处增大跨阻抗矩阵的未固定的对角线项的值以降低刺激声道的集中度。或者，例如，装配系统306可以只增大对应于探测声道的电极中心的项的值或者围绕这一项的值的子集。然后在块716处从已更新的跨阻抗矩阵计算新的声道权重，并且通过利用新的权重测量探测声道与微扰声道之间的相互作用来继续迭代过程。如果在块708处相互作用指数(II)的幅度低于阈值，则迭代过程针对该特定探测声道停止并且装配系统306将跨阻抗矩阵的对应于探测声道的电极中心的对角线项的最终值设置为固定。装配系统306可以通过简单地在存储器或其他存储设备中存储表明特定对角线项为固定的指示来将对角线项设置为固定。然后，装配系统306在块720处确定是否已经固定了所有对角线项。如果否，则过程返回到步骤704，其中针对选择作为探测声道的不同刺激声道重复优化过程。然后，重复这一过程，直到已经测试了作为探测声道的所有声道并且已经固定了所有对角线值为止。回头参考块712和714，装配系统306可以用各种各样的方式调节对角线项，诸如对应于探测声道的电极中心和/或未固定的项的值。例如，在实施方式中，可以利用在此称为相控天线阵列补偿因子(PACF)的变量来确定倍增因子(MF)。并且，可以通过用该倍增因子(MF)乘以对角线项来调节对角线项。在实施方式中，可以将PACF与MF之间的关系定义如下PACF = 1_(1/MF)，或者MF = 1/ (I-PACF)，其中0 ^ PACF ^ 1在调节对角线项时，装配系统306可以将PACF初始地设置为特定值，诸如PACF = 0.0，然后计算对应的MF( S卩，MF= 1)。然后，装配系统306可以用MF乘以对角线项(例如，未固定的项、对应于探测电极中心的对角线项等)，并且利用新的对角线项计算II。然后，对于每次随后的迭代，可以按照特定步长大小(例如，+0.2)增大PACF。在接下来的迭代中，PACF = 0. 2，从而MF = 1. 25。可以利用这一步长大小(例如，0. 2)，直至发生相反情况(即，相互作用指数(II)的值从负变为正或者反之)为止。然后，可以将步长大小减半并且将其符号反转(例如，"O. 1)并且重复处理。换而言之，如果增大PACF，则可以利用初始的步长大小(例如，+0. 2)，直至相互作用指数(II)为正(建设性的)为止，然后可以减小步长大小(例如，减半)并且将其符号反转(即，减小到-0. 1)并且将其用于减小该值， 直到II变为负为止，然后再次(即，缩减为+0.05)减小(例如，减半)等，直到II值低于阈值为止。应当注意，这仅是在不脱离所要求保护的本发明的情况下可以如何调节对角线项的值以及可以如何利用其他方法的一个示例。例如，在备选实施方式中，系统可以不固定任何项，直至最终确定为止，并且替代地在每次迭代上调节所有或某些对角线值，而不是一次调节一个刺激声道以及在每次迭代结束时固定对角线值。然而，应当理解，这些是可以用于调节权重以最小化相互作用的某些示例性方法，在不脱离本发明的情况下可以利用其他方法。在迭代过程最后，当所有可能的探测声道与对应的微扰声道(即，与探测声道相邻的声道)之间的相互作用最小化时，装配系统306可以利用最终值来生成用于刺激声道的电极权重，然后向人工耳蜗100提供这些权重。然后，人工耳蜗100可以在声音处理单元 126和/或刺激器单元120中存储和利用这些权重。在本发明的另一实施方式中，可以通过估计不显著相互作用的点处的声道配置来及早终止针对每个探测/微扰声道对的迭代的优化过程。例如，对声道配置的估计可以通过分别示出建设性的和破坏性的相互作用的优化迭代之间的内插来进行。在本发明的另一实施方式中，针对每个探测/微扰声道对的迭代的优化过程有可能决不会达到不显著相互作用的点，并且迭代过程可以在相互作用的最小幅度或所估计的最小幅度处停止。因此，该实施方式提供了用于单只耳朵、窄神经兴奋模式以及增加数量的独立声道的定制的复杂声道配置。该实施方式还可以由于可以同时刺激多个声道而提升刺激速率的上限，并且还提供更好的频谱分辨率和减小的声道相互作用。应当理解，上面讨论的用于测量声道相互作用的方法和系统仅仅是可以用于测量声道相互作用的一种机制。例如，在其他实施方式中，装配系统可以通过在具有相同极性的探测声道和微扰声道上同时应用刺激信号并且将所确定的探测阈值与在建立过程期间确定的探测阈值(其是在不存在任何微扰声道的情况下确定的)相比较来测量声道相互作用。可以将在存在微扰声道的情况下与在不存在微扰声道的情况下探测阈值之间的该差异与阈值相比较。如果该差异大于阈值，则可以相应地修改探测声道的集中度。类似地，在另一实施方式中，可以在探测声道和微扰声道两者上应用刺激信号，其中首先利用具有相同极性的微扰声道然后利用具有相反极性的微扰声道确定探测阈值来确定探测阈值。但是， 在该示例中，可以将探测声道和微扰声道设置和调节为相同电平，而不是将微扰声道设置为固定子阈值电平，并且以这种方式确定用于每个极性的探测阈值。然后，可以将用于每个极性的探测阈值的差异与阈值相比较以确定声道之间的相互作用是否是显著的。在又一实施方式中，装配系统可以通过利用特定响度而不是确定阈值来测量相互作用。例如，可以增大用于微扰声道的每个极性的探测声道的电平，直到受体表明探测声道的响度与固定响度级别匹配为止。然后，可以利用这些电平来测量声道动作，并且基于该测量调节权重，如上面讨论的那样。在又一示例中，装配系统306可以用于在子阈值微扰声道的情况下应用具有相同电平的超阈值探测声道的两个实例，其中在第一实例中极性相同， 并且在第二实例中极性相反。然后，受体可以确定这些刺激中的哪些听起来更响(即当探测声道和微扰声道具有相同极性还是相反极性时声音更响)。如果受体感知到明显差异，则可以确定声道相互作用是显著的并且相应地调节权重。在又一示例中，装配系统不需要同时应用探测声道和微扰声道，相反，可以一个接一个地应用两个刺激信号或者在它们之间具有较小的时间差。如此，在不脱离所要求保护的本发明的情况下，存在大量用于确定声道相互作用的其他机制可以利用。图9是是根据本发明实施方式的听觉植入体装配系统306的高级功能框图。装配系统206的主要组件和可操作方面以框图形式示出以便于描述，应当理解，可以用大量其他方式将这些块分割开或进行组合。在图9中示出的示例性实施方式中，将组件示出为通过通信总线耦合。然而，要理解，可以用适合于特定应用的任何方式连接装配系统306的组件。 如图所示，装配系统306包括管理器902、探测/微扰选择器904、刺激控制器906、 权重计算器908、权重调节器910、数据变换器912、语音处理器控制接口 922以及用户接口 930。管理器902执行一般操作并且控制图9中示出的其他组件。语音处理器控制接口 922 可以经由数据通信链路308提供用于将装配系统306连接到人工耳蜗100的语音处理器的接口。探测/微扰选择器904可以负责在管理器902的指引下选择刺激声道以用作探测声道和微扰声道。刺激控制器906控制将刺激应用在所选择的探测声道和微扰声道上。例如，刺激控制器906可以负责选择要应用的波形、其幅度、极性等并且发送信息以使得人工耳蜗应用刺激。例如，在实施方式中，刺激控制器906可以生成所选择的波形，并且经由语音处理器控制接口 922向人工耳蜗发送该波形，以便将刺激应用在所选择的探测声道和微扰声道上。或者，例如，刺激控制器可以向语音处理单元1 发送指令以生成所选择的信号并应用刺激。用户接口 930可以包括由听力学家/临床医师304用来经由用户接口 314与装配植入体系统306通信的任何接口。听力学家/临床医师304可以利用已知方法中的任何一个或其组合来提供输入，这些已知方法包括计算机键盘、鼠标、语音响应软件、触摸屏、视网膜控制、操纵杆以及现在或以后开发的任何其他数据输入或数据呈现格式。在图9中所图示的实施方式中，用户接口 930可以包括由上面的用户接口 314显示的图形用户接口(⑶1)408。如前所述，可以利用用户接口 406来经由用户接口 314提供和接收基于声学的数据，诸如所选择的探测声道和微扰声道以及其电平、权重等。此外，听力学家/临床医师304可以利用图形用户接口(GUI)408来输入关于刺激结果(诸如在子阈值微扰声道的情况下受体是否听到了探测声道)的信息。此外，可以在建立人工耳蜗时利用GUI 408，诸如以便在确定用于电极阵列的每个电极的初始阈值和最大舒适电平时输入/接收信息。如图9所图示，装配系统306还可以包括确定每个刺激声道的权重的权重计算器 908。例如，在采用相控阵列刺激声道的人工耳蜗系统中，权重计算器908可以负责转换跨阻抗矩阵和确定每个声道的权重。装配系统306还可以包括配置为调节每个刺激声道的权重的权重调节器910。例如，权重调节器910可以基于所接收的用于每个极化的探测声道阈值来计算相互作用指数(II)，确定是否应当调节权重，并且如果应当，则确定调节步长大小，以及进行所确定的调节。在相控阵列刺激系统中，权重调节器910可以在进行调节时调节跨阻抗矩阵的对角线值，然后将经修改的跨阻抗矩阵提供给权重计算器908，该权重计算器908计算声道的新的权重。对于三极刺激系统，权重调节器910可以直接调节刺激声道的权重。在图9中所图示的示例性实施方式中，装配系统206还可以包括声学人工耳蜗 (Cl)数据变换器912，该数据变换器912将所确定的权重以及其他数据(例如，阈值和最大舒适电平数据)变换为用于人工耳蜗100的基于植入体的映射数据322。该映射数据322 可以是适合于所实现的人工耳蜗100的任何形式。然后，可以经由语音处理器控制接口 922 将由数据变换器916生成的映射数据322提供给声音处理单元126。
依赖于所期望的配置，在此描述的主题可以体现在各种系统、装置、方法和/或产品中。特别地，所描述的主题的各种实施(诸如图9的实施方式)、组件可以实现在电子电路、集成电路、特别设计的ASIC(专用集成电路)、计算机硬件、固件、软件以及/或者其组合中。这些各种实施可以包括在可编程系统上可执行和/或可解析的一个或多个计算机程序中的实施，该可编程系统包括耦合为从数据存储系统、至少一个输入设备和至少一个输出设备接收数据和指令以及向数据存储系统、至少一个输入设备和至少一个输出设备传送数据和指令的至少一个可编程处理器(其可以是专用的或通用的)。这些计算机程序(又称为程序、软件、软件应用、应用、组件或者代码)包括用于可编程处理器的机器指令，并且可以用高级的面向过程的和/或面向对象的编程语言以及/ 或者用汇编/机器语言来实施。在此所用的术语“机器可读介质”是指用于向可编程处理器提供机器指令和/或数据的任何计算机程序产品、计算机可读介质、装置和/或设备(例如，磁盘、光盘、存储器、可编程逻辑器件(PLD))，包括接收机器指令作为机器可读信号的机器可读介质。类似地，在此还描述了可以包括处理器和耦合到处理器的存储器的系统。存储器可以包括一个或多个程序，这些程序使得处理器执行在此描述的操作中的一个或多个。在此通过引用的方式包含在本申请中引用的所有文档、专利、期刊文章以及其他材料的内容。已经参考本发明的若干方面描述了本发明的实施方式。应当理解，在不脱离本发明范围的情况下，在一个方面的上下文中描述的实施方式可以用于其他方面。虽然已经参考附图、结合本发明的若干实施方式全面地描述了本发明，但是应当理解，各种改变和修改对本领域技术人员来说可以是显然的。这种改变和修改应当理解为包括在由所附权利要求书所限定的本发明的范围内，除非它们脱离了该范围。前述描述针对的是本发明的特定实施方式。然而，可以对所描述的实施方式进行其他变型和修改，并达到其某些或所有优点将是显然的。因此，所附权利要求书的目的是覆盖在本发明的真实精神和范围内的所有这些变型和修改。
权利要求
1.一种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的方法，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重，所述方法包括从所述多个刺激声道中选择探测声道； 从所述多个刺激声道中选择至少一个微扰声道； 利用所述多个电极及其对应的权重经由所述探测声道应用刺激； 经由所述至少一个微扰声道应用刺激；以及基于来自所述探测声道的刺激与来自所述至少一个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节所述刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。
2.根据权利要求1的方法，进一步包括测量来自所述探测声道的刺激与所述至少一个微扰声道的刺激之间的相互作用； 确定所测量的相互作用是否超过阈值；并且其中调节所述一个或多个权重包括当所测量的相互作用被确定为超过所述阈值时， 调节所述一个或多个权重。
3.根据权利要求2的方法，进一步包括确定所测量的相互作用是建设性的相互作用还是破坏性的相互作用。
4.根据权利要求3的方法，其中所述调节包括如果所测量的相互作用被确定为是建设性的，则调节权重以提高集中度；并且其中所述调节包括如果所测量的相互作用被确定为是破坏性的，则调节权重以降低集中度。
5.根据权利要求2的方法，进一步包括重复所述应用、测量、确定和调节，直至所测量的相互作用被确定为低于所述阈值或者所测量的相互作用被确定为被最小化为止。
6.根据权利要求5的方法，进一步包括重复选择探测声道，选择微扰声道，并且针对所述多个声道中的每个声道作为所述探测声道进行重复。
7.根据权利要求2的方法，其中所述探测声道和微扰声道中的每一个具有极性， 其中经由所述至少一个微扰声道应用刺激信号包括应用其中所述探测声道和所述微扰声道具有相同极性的刺激信号，以及应用其中所述探测声道和所述微扰声道具有相反极性的刺激信号；并且其中所述测量包括测量所述微扰声道与具有相同极性的所述探测声道之间的相互作用，以及测量所述微扰声道与具有与所述探测声道相反的极性的探测声道之间的相互作用。
8.根据权利要求1的方法，其中利用具有形状的电流波形来应用每个刺激，并且其中所述微扰声道的形状和所述探测声道的形状在幅度方面相差一定标量。
9.根据权利要求1的方法，其中利用跨阻抗矩阵来确定所述刺激声道的权重；并且其中调节一个或多个权重包括调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个值。
10.根据权利要求9的方法，其中调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个值包括 调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个对角线项。
11.根据权利要求10的方法，其中调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个对角线项包括如果所述相互作用被确定为是建设性的，则减小对角线的一个或多个值；以及如果所述相互作用被确定为是破坏性的，则增大对角线的一个或多个值。
12.一种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的装置，所述装置包括选择器，配置为从所述多个刺激声道中选择探测声道，其中所述探测声道包括多个电极，每个电极与对应的权重相关联，并且所述选择器配置为从所述多个刺激声道中选择至少一个微扰声道；刺激控制器，配置为传送用于利用所述多个电极及其对应的权重、经由所述探测声道应用刺激，以及经由所述至少一个微扰声道应用刺激的信息；以及权重调节器，配置为基于来自所述探测声道的刺激与来自所述一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。
13.根据权利要求12的装置，其中所述权重调节器进一步配置为测量来自所述探测声道的刺激与所述微扰声道的刺激之间的相互作用，确定所测量的相互作用是否超过阈值， 并且如果所测量的相互作用被确定为超过所述阈值，则调节所述一个或多个权重。
14.根据权利要求13的装置，其中权重调节器进一步配置为确定所测量的相互作用是建设性的相互作用还是破坏性的相互作用。
15.根据权利要求14的装置，其中所述权重调节器进一步配置为如果所测量的相互作用被确定为是建设性的，则调节权重以提高集中度；并且如果所测量的相互作用被确定为是破坏性的，则调节权重以降低集中度。
16.根据权利要求13的装置，进一步包括管理器，配置为引导所述刺激控制器和权重调节器重复所述应用、测量、确定和调节， 直至所述权重调节器确定所测量的相互作用被确定为低于所述阈值，或者所测量的相互作用被确定为被最小化为止。
17.根据权利要求16的装置，其中所述管理器进一步配置为引导所述选择器、刺激控制器和权重调节器重复选择探测声道，针对所述多个声道的每个声道作为所述探测声道而选择微扰声道。
18.根据权利要求13的装置，其中所述探测声道和微扰声道中的每一个具有极性，其中所述刺激控制器进一步配置为传送用于应用刺激的信息，该信息关于其中所述探测声道和所述微扰声道具有相同极性的应用刺激信号，以及其中所述探测声道和所述微扰声道具有相反极性的应用刺激信号；并且其中所述权重调节器进一步配置为测量所述微扰声道与具有相同极性的所述探测声道之间的相互作用，并且测量所述微扰声道与具有与所述探测声道相反的极性的探测声道之间的相互作用。
19.根据权利要求12的装置，其中所述刺激控制器配置为指示所应用的刺激利用具有形状的电流波形，并且其中所述微扰声道和所述探测声道的形状在幅度方面相差一定标量。
20.根据权利要求12的装置，进一步包括权重计算器，配置为利用跨阻抗矩阵来确定所述刺激声道的权重；并且其中所述权重调节器进一步配置为通过调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个值来调节一个或多个权重。
21.根据权利要求20的装置，其中所述权重调节器进一步配置为调节所述跨阻抗矩阵的一个或多个对角线项。
22.根据权利要求21的装置，其中所述权重调节器进一步配置为如果所述相互作用被确定为是建设性的，则减小对角线的一个或多个值；以及如果所述相互作用被确定为是破坏性的，则增大对角线的一个或多个值。
23.一种包含在计算机可读介质上的计算机程序，所述计算机程序包括用于控制处理器执行用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的方法的程序代码，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重，所述方法包括从所述多个刺激声道中选择探测声道；从所述多个刺激声道中选择至少一个微扰声道；利用所述多个电极及其对应的权重经由所述探测声道应用刺激；经由所述至少一个微扰声道应用刺激；以及基于来自所述探测声道的刺激与来自所述一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节所述刺激声道中的至少一个的一个或多个权重。
24.—种用于调节包括多个刺激声道的刺激设备的权重的装置，其中每个刺激声道包括多个电极，每个电极具有对应的权重，所述装置包括用于从所述多个刺激声道中选择探测声道的装置；用于从所述多个刺激声道中选择至少一个微扰声道的装置；用于利用所述多个电极及其对应的权重经由所述探测声道应用刺激的装置；用于经由所述至少一个微扰声道应用刺激的装置；以及用于基于来自所述探测声道的刺激与来自所述一个或多个微扰声道的刺激之间的相互作用来调节所述刺激声道中的至少一个的一个或多个权重的装置。
全文摘要
提供了一种优化复杂声道配置以产生最小声道相互作用的装置和方法。该方法包括从包括多个声道的声道配置中选择多个声道，该多个声道中的每一个包括多个电极。该方法还包括测量所选择的声道之间的相互作用并且确定所测量的相互作用的显著性。该方法进一步包括基于所测量的相互作用的显著性来调节声道配置的集中度，其中如果确定所选择的声道之间的相互作用不显著，则不调节声道配置的集中度。重复测量、确定和调节，直至确定所选择的声道之间的相互作用不显著，或者确定相互作用的幅度被最小化为止，从而优化所选择的声道的声道配置。
文档编号A61N1/36GK102361666SQ201080013079
公开日2012年2月22日 申请日期2010年2月4日 优先权日2009年2月5日
发明者Z·M·史密斯 申请人:耳蜗有限公司