本发明涉及用于对人的电刺激的设备，其包括数个能够由其施加到人脑上的电极。
背景技术
在大量的医学应用中必要的是，标识脑的单个区域以及其所属的功能。尤其是，对于确定的应用可以有利的是，识别脑的如下区域，在所述区域中具体的运动的、听觉的、视觉的、知觉的或者其他的过程被控制。
从现有技术中已知如下电刺激设备，所述电刺激设备具有大量的电极，所述电极被直接施加到人脑上。在从现有技术中已知的行为方式的过程中，人脑的区域被分析，其方式为，大量数目的电极被施加到人脑上。接着，以电压形式的刺激被施加到各个相邻放置的电极上，由此使刺激以电流的方式流过人脑。所述激励导致，受检者具有确定的知觉/思想或者执行确定的身体运动，其中在所述受检者的脑上施加电极。为了利用从现有技术中已知的措施来标识确定的脑区域的、满足确定功能的位置，必要的是，对施加到脑上的全部电极进行激活或者刺激并且接着等待受检者的反应。尤其可能必要的是，在所述应用的过程中加强所述刺激，以便引起在受检者中的反应。所述程序是极其耗费的并且时间密集的并且此外具有如下缺点：在容易癫痫发作的受检者的情况下，触发增加的癫痫发作。此外在儿童或患者情况下可能困难的是：获得正确的知觉描述。
技术实现要素：
本发明的任务因此是，提供一种方法，所述方法总体上适应于到人脑上的更小数目的刺激并且尽管如此还是保证对人脑中的区域的有利标识，所述区域负责于确定的功能。同样地，本发明的任务是，提供一种设备，利用所述设备能够以快速并且简单的方式来找到人脑的如下区域，所述区域负责于确定的功能。
本发明在开头所提及的类型的具有专利权利要求1的特征的设备情况下解决所述任务。在此，在包括数个能够施加到人脑上的用于触发确定的电刺激到人脑上的电极的用于电刺激受检者的设备的情况下规定，所述分析单元被构造用于，在预先选择中对在测量电极上的测量信号尤其是仅仅鉴于在60hz至1khz、尤其是在60hz和180hz之间的范围内的信号能量或信号功率的存在方面来进行检查，
-其中设置包括刺激单元的控制单元，利用所述刺激单元能够将电刺激施加到单个或多个电极上;
-其中所述控制单元具有在电极下游接通的测量单元，用于确定施加在各个电极上的电压；
-其中所述控制单元具有分析单元，所述分析单元对利用测量电极所检测的各个测量信号进行分析并且在预先选择的范畴内基于该分析来选择用于发出刺激的电极其中的单个电极，并且
-其中所述控制单元具有尤其是能够由人来操纵的选择和操纵单元，用于在由分析单元所预先选择的电极中选择一个或多个电极以及用于通过刺激单元来发出预先给定的电刺激到如此选择的所述一个或多个电极上，所述选择和操纵单元在分析单元的下游被接通并且在所述刺激单元的上游被接通。
关于分析结果的特别简单的概要被实现，其方式为，选择和操纵单元具有显示单元，所述显示单元基于在分析结果的显示单元图形视觉化的位置上的各个电极的分析来示出电极以及由分析单元所确定的分析结果，尤其是预先选择结果。
对事先获得的分析结果的简单复查是可能的，其方式为：
-选择和操纵单元在显示单元的范围内具有各个选择或操纵元件；
-选择或操纵元件分别被分配给电极并且在显示单元上在所述位置的范围内被布置，在所述位置上用于有关电极的图形视觉化被示出；和
-所述选择或操纵元件被构造用于选择对所述选择或操纵元件所分配的电极，用于发出刺激或用于利用有关电极来发出刺激。
对确定的脑区域的特别有针对性的刺激可以被实现，其方式为，所述刺激单元将没有直流电流的刺激应用到电极上。
为了对人脑尽可能小地损伤，可以规定：刺激单元限制刺激的电流的直流分量，并且其中尤其是所述刺激的电流曲线具有方形的、三角形的或正弦形的曲线。
为了实现脑区域的自动分析，可以规定：设置检测单元，用于检测受检者的反应，并且将所述检测单元连接到控制单元上，其中所述检测单元尤其是通过用于检测受检者的语言的麦克风或者通过用于检测受检者的运动的探测器来构造或者被构造用于检测电生理学信号。
为了在不同的刺激阈值情况下实现各个脑区域的响应并且避免脑的过度刺激，可以规定：刺激单元被构造用于，将不同的、尤其是递增的强度和/或时长的刺激应用到各个电极上。
为了手动的刺激，在此可以规定：刺激单元被构造用于，在手动操纵或自动操纵的情况下尤其是以增序列来发出各个刺激。
为了自动化的刺激可以规定：控制单元操控刺激单元，用于以递增的序列来发出刺激，直至检测单元确定出受检者的反应或者电流限制被达到。
为了能够有利地将人脑的各个功能与人脑的一般活动区分开，可以规定：控制单元被构造用于，借助分析单元执行基础测量，在所述基础测量情况下，受检者实施参考活动（referenztätigkeit），并且在此所确定的分析结果以被分配给相应的进行测量的电极的方式作为参考值或参考信号被存储在参考存储器中并且将其保持可用，并且所述分析单元具有比较单元，所述比较单元将各个所确定的分析值与所存储的参考值进行比较，其中针对每个单个电极的所述分析结果说明：所确定的分析值以何种程度来与被分配给相应的电极的参考值区分。
特别有利地，可以为了记录各个电压和人脑的各个点来规定：各个电极被布置在一个栅格中或多个栅格中，其中尤其是在相应的栅格之内以预先给定的结构来布置所述电极，和/或除了边缘电极以外，所述电极其中的每个都具有预先给定的数目的相邻电极，所述相邻电极相对相应的电极被布置在预先确定的位置上和/或彼此具有相同间距。
特别有利地，可以在各个电极中或者在电极彼此间的布置中规定：
a)各个电极彼此同类地构造，和/或
b)在栅格之内所布置的各个电极彼此同类地构造；和/或
c)在栅格之内的电极以方形或六角形的结构来布置。
由电极所确定的电压的改善可以被实现，其方式为，在所述电极其中的每个电极的下游接通单独的滤波器，所述滤波器在所述分析单元或测量单元的上游被接通并且其被构造用于：
a)在存在超出或未超出预先给定的阈值的信息能量的情况下或者在存在与额定形式偏差出多于一个预先给定的阈值的信号形式情况下，抑制有关信号并且并不将所述有关信号转发给所述分析单元；和/或
b)滤除低于1hz至5hz的极限频率的信号分量；和/或
c)从有关电极的测量值减去尤其是仅在相同栅格内的所有电极的所有同时所测量的信号值的平均值；
d)从有关电极的测量值减去尤其是仅在相同栅格之内的有关电极的所有相邻电极的所有同时所测量的信号值的、必要时加权的平均值，其中在电极的方形栅格中，以下电极尤其是被视为相邻电极：
i)直接与电极邻接的四个电极；
ii)包围电极的八个电极，其中必要时，各个相邻电极以如下权重因子被加权，其中所述权重因子取决于相邻电极与所述电极的距离；
iii)在方形的栅格之内的相应的四个电极，所述四个电极的一个坐标位置与电极的有关坐标位置偏差二，所述四个电极的另一坐标位置与电极的有关坐标位置一致。
本发明的特别优选的、能够被利用来实时创建测量值的扩展方案规定：
-分析单元被构造用于，针对每个电极创建持续地推导的测量值，其中在预先给定的时间段之内所创建的测量值被组合成窗口，尤其是具有20ms至2秒的长度的窗口；和
-分析单元被构造用于，尤其借助fft或自回归的模型、例如优选lms、递推最小二乘（recursiveleastsquare）或5至50阶的卡尔曼滤波器来确定在如下窗口之内的信号的信号能量，其中所述窗口在具有60hz至100hz的下限频率和在150hz至1khz的上限频率的频率范围内，并且由此创建分析信号，并且必要时在基础测量的范畴内创建参考信号；和
-分析单元在必要时并不考虑将在预先给定的窗口之内的频率范围用于形成信号能量，其中所述频率范围处于网频率附近的或者网频率的数倍的范围内。
为了有利地探测连贯的网络，本发明的优选的扩展方案规定：控制单元被构造用于，在电极的范围内发出刺激，尤其是以具有1hz和100hz之间的频率的电压刺激来发出，并且控制单元被构造用于，在所有的或数个电极上发出刺激之后，
a)探测在相应的电极的所发出的信号中的诱发电位；或
b)探测尤其是在60hz和khz之间的范围内的相应电极的所发出的信号的频带功率，和
控制单元如此表示所有电极或由所述电极所检测的脑区域，在所述脑区域内由于刺激而存在在60hz和1khz之间的范围内经提高的频带功率或的诱发电位。
附图说明
本发明的特别优选的实施方式参照一下绘图更详细地被示出。
图1示出具有数个电极的电极装置2，所述电极装置被施加到受检者的脑上。所述电极装置被连接到控制单元上。图2示出图1的控制单元的示意图。图3至图5示处用于预先处理测量信号的不同滤波器。图6示出由测量信号来创建窗口。图7示出对于窗口的信号能量的确定。图8示意性地示出在显示单元上的显示。
具体实施方式
在图1中示出用于电刺激受检者3的脑31的设备。所述设备包括能够被施加到人脑31上的数个电极21，所述电极被组合成电极装置2。所述电极装置2被连接到控制单元1上。
原则上，在人脑上施加的电极21的情况下，不仅存在如下可能性：测量经过电极21的各个脑电波并且对这样确定的测量信号m进行评估。而另一方面却也存在如下可能性：经由电极21来将电刺激s发出到人脑31上。
电极21可以要么被布置在一个栅格中要么被布置在多个彼此无关的栅格中，其中在相应的栅格之内以预先给定的结构来布置各个电极21。在此，有利地规定：所述电极21其中的每个除了边缘电极例外都具有预先给定的数目的相邻电极，其中相应的相邻电极21相对相应的电极21被布置在预先确定的位置中。在所述栅格之内，相邻电极21优选具有彼此相同的间距。
可以由此来实现栅格的特别简单的构型方案：各个电极21彼此同类地构造或者在栅格之内所布置的各个电极21彼此同类地构造。在栅格之内，电极21可以以方形的或六角形的结构或者以其他规则结构来布置。
为了可以正确地形成各个栅格的几何结构，可以选择不同的处理程序，其实现电极栅格的几何构造以及各个电极的方位正确的表示。
在图2中详细示出的控制单元1包括刺激单元11，所述刺激单元能够：发出电刺激s到人脑31的各个电极21上。此外，控制单元1也包括在电极21下游接通的测量单元12。利用所述测量单元12可以对以电压的形式的各个施加在电极21上的测量信号m进行确定并且进一步处理。因此所确定的或者由测量单元12所测量的测量信号m被输送给分析单元13，所述分析单元对各个施加在测量电极21上的测量信号m进行分析并且基于所述分析来执行预先选择。在所述分析中，各个电极21（在所述电极情况下基于分析已经确定出在信号中的特殊特性）被选择用于发出刺激s。也可以有利的是，以刺激s来加载周围的电极21，以便可以更准确地检查所述脑区域。优选由此来进行这样的选择，其方式为，鉴于如下方面来分析施加在电极21上的测量信号m：是否在60hz和1khz之间、尤其是60hz和170hz之间的确定的频率范围内，存在经提高的信号能量。
针对电极21其中的每个电极，可以在测量单元12的下游分别接通单独的滤波器12a、12b。所述滤波器12a可以要么在测量单元之前的信号路径中要么在测量单元12和分析单元13之间的信号路径中被布置。如果滤波器12a被布置在测量单元12之前，则滤波器12a可以优选被构造为模拟滤波器12a。在测量单元12和分析单元13之间的信号路径中，滤波器12b可以优选地被构造为数字滤波器12b。
滤波器12a、12b的可能的实施方式在存在测量信号m中的信号能量情况下抑制有关信号，其中所述信号能量超出或未超出预先给定的阈值，或者在测量信号m的如下信号形式情况下抑制有关信号，其中所述信号形式与预先给定的额定形式偏差出多于一个的预先给定的阈值。所述信号在该情况下并不被转发给分析单元13，必要时也不被转发给测量单元12。
附加地或可替代地，滤波器12a、12b也可以被布置在测量单元12之前的信号路径中或者被布置在测量单元12和分析单元13之间，所述滤波器将低于预先给定的极限频率的信号分量滤除。所述极限频率可以在0.1hz和5hz之间被选择。
附加的或可替代的滤波器12a、12b的工作方式的另一可能性在于：从有关电极21的测量值减去所有电极21的同时所测量的所有信号值的平均值。这实现对如下影响的抑制，所述影响引起全部电极21上的电压波动。只要是如在接下来的实施例中所示的那样，使用电极21的多个栅格，滤波器12a、12b就可以被构造用于，从有关电极21的各个测量值减去仅仅在相同栅格之内的电极21的同时所测量的所有信号值的平均值。
此外，可以在电极装置2之内或电极栅格之内充分利用各个相邻电极21u的邻居，以便将围绕电极21z的周围的效应遮没。在此存在如下可能性：从电极21的测量值减去有关电极21的所有相邻电极21u的同时所测量的所有信号值的平均值，以便以这种方式来确定滤波值。只要是电极栅格被构造为方形的电极栅格，也就是说在电极栅格之内的电极21分别包含右面的、左面的、上面的和下面的相邻电极21u，在使用相邻电极的情况下就可以优选地执行以下滤波措施。
平均值可以通过对直接与相应电极21z邻接的电极21u（图3）求平均来被确定。在这种情况下，滤波值被计算出，其方式为，从所测量的信号值减去除以4的相邻电极的所测量的信号值的总和。因此所确定的值基本上与离散地确定的laplace算子或离散地确定的laplace算子的多倍相应。
可替代地，也存在如下可能性：在方形的电极栅格中将包围电极21z的八个相邻电极21u’考虑用于确定平均值（图4）。在此，如下相邻电极21u’可以以更小的权重因子来被加权，所述相邻电极相对中央电极21z处于对角线。尤其是，所述权重因子可以取决于相邻电极的间距，使得位于对角线的相邻电极21u’以1除
此外，也存在如下可能性，替代四个直接邻接电极21z的电极21u，在方形栅格之内的如下四个电极21u’’被考虑用于确定平均值，所述四个电极的一个坐标位置与所述电极21z的有关坐标位置偏差出2，所述四个电极的另一坐标位置与中央电极的有关坐标位置一致（图5）。
分析单元13的优选工作方式在下文中更详细地被示出：
分析单元13被构造用于，针对每个单个电极21来处理持续地所推导的和至多被滤波的测量值，其中在预先给定的时间段之内所创建的测量值被组合成窗口（图6）。在本发明一种优选的实施方式中，所述窗口f1、f2、f3具有200ms的长度。然而原则上容易地实现：也创建具有20ms至15秒长度的窗口。在所述窗口之内，测量值以1000-5000hz的采样频率被采样。
分析单元13被构造用于，在具有60hz至100hz之间的下限频率和在150hz至1khz之间的上限频率的频率范围内确定在窗口之内的信号的信号能量。在具有预先给定的时长的每个窗口f1、f2、f3附近分别说明信号能量。信号能量的计算可以例如借助fft或借助自回归的模型、诸如lms、递推最小二乘（recursiveleastsquare）或5至100之间的阶的卡尔曼滤波器来确定。
对于每个窗口f1、f2、f3分别提供如下分析值，所述分析值说明在有关窗口f1、f2、f3内的信号能量。各个分析值被组合成分析信号a，所述分析信号对于每个窗口分别具有以信号能量的形式的分析值。
在本发明的优选的实施方式中并不将如下的在预先给定的频率窗口之内的频率范围考虑用于形成信号能量，所述频率范围处于网频率附近的或者网频率的数倍的范围内。这可以例如在50hz的网频率情况下优选地在所述网频率的双倍的范围内进行，也就是说在100hz的范围内进行，其中在确定信号能量时，在例如95hz和105hz之间的范围内的能量被滤除（图7）。
得到的测量值的分析的一种特别优选的类型可以被进行，其方式为，借助基础测量来执行，在所述基础测量情况下受检者3实施智力参考活动，例如以放松或并不思考的方式。借助各个电极21，从测量信号m如上文所示的那样推导分析值，其中所述值被分配给各个电极21并且使其经历分析单元13的分析。从测量信号m所推导的分析值被存储在参考存储器13a中并且在所述参考存储器中被保持可用。所述参考存储器13a被连接到分析单元13上。分析单元13此外拥有比较单元，所述比较单元确定在具体的智力活动情况下在所述电极21上所确定的电压并且由此推导分析值。所述值被与在参考存储器13a中所存储的参考值比较。基于所述比较，确定分析结果，所述分析结果针对每个单个电极21来说明：所确定的测量信号以何种程度来与被分配给相应的电极21的参考值区分。
特别优选地，所述分析单元13如此被构造，使得所述分析单元从在基础测量中所生成的信号如在图8中所示的那样推导出针对各个时间窗口的信号能量并且由此生成参考信号r，所述分析单元将所述参考信号存储在参考存储器13a中。在所述基础测量的过程中，针对各个电极21存储单独的参考信号r，所述参考信号说明：哪些电信号由受检者3的脑在参考活动时所发出。
分析单元13此外被构造用于，确定系数k，所述系数针对每个电极21说明：用于有关电极21的由所述参考信号r所推导的信号和由当前所检测的测量信号m所推导的分析信号a是否相互有区别。所述分析单元11针对数个电极21、尤其是所有电极21来保持这样的系数k可用。特别优选地实现：分析单元13如此对当前系数k标准化，使得所有系数k除以相同的最大系数kmax。可替代地，也存在如下可能性，各个系数k如此以相同权重值来加权，使得所有电极21的所有系数k的总和具有预先给定的值，例如1。
用于确定参考信号r是否与在进一步的分析过程中所确定的分析信号a有区别的、特别优选的变型在下文中被更详细地示出。为此，分别考虑用于信号能量的如下值，所述值一方面在用于参考信号r的基础测量的范畴内已经由分析单元13确定并且考虑如下值，所述值在分别当前的测量信号s的分析的过程中已经被确定，其中因此所确定的分析信号a同样地又提供用于各个时间窗口f1、f2、f3的信号能量的各个值。因此存在数个信号能量，其已经在基础测量的过程中被确定以及存在数个信号能量，其在当前测量过程中已经被确定。在第一步骤中，创建数偶，其第一值是在所述测量或基础测量的过程中的相应信号能量，并且其第二值说明：相应的信号能量来自于所述测量还是来自于所述基础测量。例如可以针对信号能量来自于基础测量的情况，给所述值赋予-1，并且针对信号能量来自所述测量的情况，给所述值赋予+1。分别所使用的值对于进一步计算而言并不重要，只要其在数字上能够容易彼此区分。
通过平方相关系数r2可以简单地说明所述基础测量的信号是否能够与当前测量的信号容易地区分：
在基础测量过程中所确定的信号能量的所述数目以n1表示，在当前测量过程中所确定的信号能量的数目以n2来表示。用于在数字上有效地确定相关系数的更简单的可能性在于，各个信号能量xi的总和以及各个信号能量的平方的总和根据如下地来分开地被单独存储并且保持以备用：其是在基础测量过程中还是在当前测量的过程中已经被确定的。
对于相关系数k的计算必要的协方差cov（x,y）以及方差var（x）的值可以从当前的总和以及平方总和如下地被确定：
由此，如下地得出相关系数：
其中，可以引入因子g，该因子导致计算的数字上的简化：
本设备具有选择和操纵单元14，利用所述选择和操纵单元能够在由所述分析单元所预先选择的电极中选择其中一个或多个电极21，用于发出预先给定的电刺激s。选择和操纵单元14在分析单元13的下游接通并且在刺激单元11的上游接通。在图8中示出的选择和操纵单元14的当前优选的实施例中，选择和操纵单元14具有显示单元141，所述显示单元以图形视觉化143a、143b的形式基于在显示单元的位置142上的各个电极21的分析的方式示出电极21以及由分析单元13所确定的分析结果，尤其是在当前情况下示出基于相关系数k、优选通过阈值比较所确定的预先选择结果。所示出的选择和操纵单元14在显示单元141的区域内具有用于每个单个电极21的各个选择和操纵元件144。选择和操纵元件144分别被分配给电极21并且在显示单元141上在位置142的区域内被布置，在该位置上，用于有关电极21的图形视觉化143a、143b也被示出。选择和操纵元件144被构造用于选择被分配给所述选择和操纵元件的用于发出刺激s的电极21或者被构造用于利用有关电极21来发出刺激s。通过选择和操纵单元144来进行对电极21的特别优选的选择，其方式为，在选择电极21的情况下分别将相邻的电极21一起选择。刺激s以在两个这样选择的电极21之间的电流的形式被发出。如果选择和操纵单元14基于所述分析来预先选择电极21，则选择和操纵单元14建议与所选择的电极21相邻的电极21，以用于选择；或者自己来对其选择。在操纵情况下，刺激s以在所述两个电极21之间的电流的形式被发出。有利的也是，多个电极21可以同时地或者快速相继地被刺激，以便对所述效应进行加强并且使映射更快速。
所发出的电刺激s优选地具有直流电流分量，其处于预先给定的阈值之下。这可以要么由此来进行：刺激单元11将没有直流电流的刺激s应用到电极21上。可替代地，也可以由此来减小直流电流分量，其方式为，刺激21在时间上受到限制。在这两种情况下可以使用方形脉冲用于刺激，其例如具有1ms的时长和10ma的电流强度。
特别有利地可以为了以不同的刺激阈值来刺激而规定：刺激单元11被构造用于，将不同的并且递增的强度的刺激s施加到各个电极21上。刺激单元11也可以被构造用于，在手动操纵的情况下发出各个刺激s。
然而可替代地，也存在如下可能性：刺激单元11被操控用于以递增的序列来发出刺激，直到检测单元22确定出或者检测到受检者3的反应。检测单元22被连接到控制单元上并且可以例如通过用于检测受检者3的语言的麦克风或者通过用于检测受检者3的运动的探测器来构造。检测单元22也可以由手动操纵来替代，其方式为，使医生检测受检者的反应并且相应地终止刺激。
附加地，还存在如下可能性：探测在刺激之后的放电（后放电（afterdischarges））。所述在刺激之后的放电通过在脑中的电刺激来触发并且显示：可能即将发生癫痫发作。在这种情况下可以规定：被考虑用于电刺激的电流并不进一步被提高或者刺激被终止。通过警告，对医生指明所述后放电。
只要这样的放电（后放电）被识别出，就存在如下可能性：发出其他刺激，以便手动地抑制癫痫发作。在本发明另一种有利的实施方式中存在如下可能性：显示在测量信号的分析过程中的所确定的各个中间结果或者直接显示各个测量数据。
此外还存在如下可能性：显示所确定的原始测量数据的频谱信息，尤其是以便可以提前识别干扰。此外存在如下可能性：具有差的接触或者总体上有缺陷的各个电极被从测量中排除。对于这种电极，于是总体上并不收集测量数据，并且对于这种电极也不执行分析。
在本发明的另一优选的实施方式中存在如下可能性：信号地线可以被任意地选择或者可以被置于任意的电压值。这是尤其为了有利地避免：当在测量期间所使用的地线有干扰的情况下使得测量变得不可能。
原则上存在如下可能性：可以对受检者预先给定大量不同的智力活动，例如解开魔方、听力练习、命名图像、亲吻运动、舌头运动、读、计算、回忆等。在此情况下也存在如下可能性：可以重复不同的活动，以便总体上达到记录的更好质量。此外也存在如下可能性：显示各个记录的质量。对人预先给定的智力活动的数目不需要必要地受限制。也存在如下可能性：由受检者或由试验领导来预先给定附加的思想活动。
在人脑的不同状态情况下创建测量信号的其他可能性在于，在触觉上、听觉上或视觉上对身体进行刺激。
此外也可能的是：将各个分析结果以及所有分析结果的总体在测量结束时打印和存储。此外存在如下可能性，在所存储的各个结果中注释：在哪些电极之间或者在哪些电极上进行自动或手动的刺激。这样的刺激可以在各个所存储的或打印的测量结果中被注释。
另一实施方式允许识别皮质网络，其方式为，借助两个电极（21）来刺激已知的脑区域，优选以1-50hz。在所有其他电极情况下，计算诱发电位并且必要时对其视觉化。所述诱发电位可以通过与事件有关的求平均利用趋势线和基线校正来被确定。优点在于，利用所述行为方式仅仅需要刺激唯一的区域，例如brocasarea（布若卡氏区），以便识别脑的整个语言网络。高伽马映射作为基础，以便识别确定的脑区域，其接着被电刺激，以便识别该网络。
另一特殊性在于，除了诱发电位以外或者代替于诱发电位，也可以计算在60-100hz的范围内的频带功率，以便以这种方式通过高伽马分析来探测皮质网络，诸如语言网络。