与瞬时频率匹配的刺激速率和位置的制作方法

本申请要求2015年9月1日提交的美国临时专利申请62/212,643以及2015年9月1日提交的美国临时专利申请62/212,642的优先权，这两个申请通过引用整体并入本文。

本发明涉及听力植入系统，更具体地涉及用于在这种系统中产生电刺激信号的技术。

背景技术：

如图1所示，正常的耳朵通过外耳101将声音传送到鼓膜102，鼓膜102移动中耳103的骨头(锤骨，砧骨和镫骨)，进而使耳蜗104的卵圆形窗口和圆形窗口振动。耳蜗104是绕其轴螺旋地卷曲约两周半的狭长管。耳蜗104包括通过耳蜗管连接的称为前庭阶的上通道和称为鼓阶的下通道。耳蜗104形成具有称为耳蜗轴的中枢的直立螺旋锥体，听神经113的螺旋神经节细胞位于其中。响应于由中耳103传送的接收的声音，充满流体的耳蜗104起到转换器的作用，产生传送到蜗神经113并最终传到大脑的电脉冲。

当沿着耳蜗104的神经基质将外部声音转换成有意义的动作电位的能力有问题时，听力受损。为了改善受损听力，已经开发了听觉假体。例如，当损伤与中耳103的操作有关时，可以使用常规助听器以放大声音的形式向听觉系统提供机械刺激。或者当损伤与耳蜗104有关时，具有植入的刺激电极的耳蜗植入物可以用沿着电极分布的多个刺激触点递送的小电流来电刺激听觉神经组织。

图1还示出了典型的耳蜗植入系统的一些组件，包括向外部信号处理器111提供音频信号输入的外部麦克风，在外部信号处理器111中可以实现各种信号处理方案。处理后的信号然后被转换成数字数据格式，例如数据帧序列，以传输到植入物108中。除了接收处理后的音频信息外，植入物108还执行附加的信号处理，例如纠错、脉冲形成等等，并且产生通过电极引线109发送到植入电极阵列110的刺激模式(基于提取的音频信息)。

通常，电极阵列110在其表面上包括多个刺激触点112，其提供对耳蜗104的选择性刺激。根据上下文，刺激触点112也被称为电极通道。在今天的耳蜗植入物中，相对少量的电极通道各自与相对宽的频带相关联，每个刺激触点112利用具有从该频带内的信号包络的瞬时幅度导出的电荷的电刺激脉冲来寻址一组神经元。

在一些编码策略中，在所有电极通道上以恒定速率施加刺激脉冲，而在其他编码策略中，刺激脉冲以通道特定的速率施加。可以实施各种特定的信号处理方案来产生电刺激信号。在耳蜗植入领域众所周知的信号处理方法包括连续交织采样(cis)，信道特定采样序列(csss)(如美国专利号6,348,070中所述，其通过引用并入本文)，谱峰(speak)和压缩模拟(ca)处理。

图2示出了典型耳蜗植入信号处理系统中的主要功能框，其中带通信号被处理并编码以生成电极刺激信号用于刺激植入的耳蜗植入物电极阵列中的电极。例如，可以使用市场上可买到的数字信号处理器(dsp)来根据12通道cis方法执行语音处理。初始声学音频信号输入是由一个或多个全向和/或定向的感测麦克风产生的。预处理器滤波器组201利用一组多个带通滤波器预处理初始声学音频信号，每个滤波器与特定频带的音频频率相关联——例如，具有12个无限冲激响应(iir)型六阶数字巴特沃兹(butterworth)带通滤波器的数字滤波器组——使得声学音频信号被滤波成m个带通信号，b1到bm，其中每个信号对应于带通滤波器之一的频带。cis带通滤波器的每个输出可以大致被认为是由包络信号调制的带通滤波器的中心频率处的正弦曲线。这是由于滤波器的品质因数(q≈3)。在浊音语音片段的情况下，该包络是近似周期性的，并且重复率等于基音频率。替代地而非限制地，可以基于使用快速傅立叶变换(fft)或短时傅里叶变换(stft)来实现预处理器滤波器组201。基于耳蜗的拓扑结构，鼓阶中的每个刺激触点通常与外部滤波器组的特定带通滤波器相关联。

图3示出了来自麦克风的音频语音信号的短时段的示例，以及图4示出了由一组滤波器通过带通滤波分解成一组信号的声音麦克风信号。基于直接ii型转置结构的无限冲激响应(iir)滤波器组的伪代码示例示于fontaineetal.,brianhears:onlineauditoryprocessingusingvectorizationoverchannels,frontiersinneuroinformatics,2011；其通过引用整体并入本文：

带通信号b1至bm(其也可以被认为是频率通道)被输入到信号处理器202，信号处理器202提取信号特定的刺激信息——例如包络信息，相位信息，所请求的刺激事件的定时等等——转换成代表电极特定的所需刺激事件的一组n个刺激通道信号s1至sn。例如，可以使用如美国专利6,594,525中所描述的通道特定采样序列(csss)，该专利通过引用整体并入本文。例如，包络提取可以使用12个整流器和12个二阶iir型数字巴特沃兹(butterworth)低通滤波器来执行。

脉冲发生器205包括脉冲映射模块203，其对每个带通包络的幅度应用非线性映射函数(通常为对数)。该映射函数——例如使用包络信号的瞬时非线性压缩(映射法则)——通常在植入物的拟合过程中适应个体耳蜗植入用户的需要，以实现自然的响度增长。这可以是应用于每个所请求的刺激事件信号s1至sn的特定形式的函数，其反映具体患者的感知特性以产生提供声信号的最佳电表示的一组电极刺激信号a1至am。具有形式因子c的对数函数通常可以应用为响度映射函数，其在所有带通分析通道中通常是相同的。在不同的系统中，可以使用除了对数函数之外的不同的特定响度映射函数，只有一个相同的函数被应用于所有通道或者每个通道应用一个单独的函数以产生来自脉冲映射模块203的电极刺激信号a1至am输出。

脉冲发生器205还包括脉冲整形器204，该脉冲整形器204将电极刺激信号组a1至am生成为用于植入电极阵列中的电极触点的一组输出电极脉冲e1至em，其刺激相邻的神经组织。电极刺激信号a1至am可以是具有从压缩包络信号直接获得的幅度的对称双相电流脉冲。

在cis系统的具体情况下，以严格不重叠的顺序施加刺激脉冲。因此，作为一个典型的cis特征，一次只有一个电极通道是有效的，整体刺激速率相对较高。例如，假设总体刺激速率为18kpps，12通道滤波器组，每个通道的刺激速率为1.5kpps。每个通道的这种刺激速率通常对于包络信号的足够的时间表示来说是足够的。最大总刺激速率受每个脉冲的最小相位持续时间的限制。相位持续时间不能任意短，因为脉冲越短，引起神经元中动作电位的电流幅度越高，并且由于各种实际原因电流幅度受到限制。对于18kpps的整体刺激速率，阶段持续时间是27μs，接近下限。

在cis策略中，信号处理器仅使用带通信号包络进行进一步处理，即它们包含整个刺激信息。对于每个电极通道，信号包络以恒定重复率表示为一系列双相脉冲。cis的特征是所有电极通道的刺激速率是相等的，并且与各个通道的中心频率没有关系。意图是脉冲重复率不是给患者的时间提示(即，其应该足够高以使得患者不会感知频率等于脉冲重复率的音调)。脉冲重复率通常选择为大于包络信号带宽的两倍(基于奈奎斯特定理)。

确实传输精细时间结构信息的另一种耳蜗植入刺激策略是med-el的精细结构处理(fsp)策略。跟踪带通滤波时间信号的过零点，并且在每个负到正过零点处开始信道特定采样序列(csss)。通常csss序列只应用于第一个或前两个最顶端的电极通道，覆盖频率范围高达200或330hz。fsp装置在hochmairi,noppp,jollyc,schmidtm,h,garnhamc,andersoni,med-elcochlearimplants:stateoftheartandaglimpseintothefuture,trendsinamplification,vol.10,201-219,2006中有描述，其通过引用并入本文。

许多耳蜗植入编码策略使用所谓的m中取n(n-of-m)的方法，其中在给定的采样时间帧中仅刺激具有最大幅值的n个电极通道。如果对于给定的时间帧，特定电极通道的幅值保持高于其他通道的幅值，那么将在整个时间帧内选择该通道。随后，可用于编码信息的电极通道的数量减少一个，这导致刺激脉冲的聚集。因此，更少的电极通道能用于编码声音信号的重要时间和频谱特性，例如语音起始。

减少每个时间帧的刺激的频谱聚集的一种方法是cochlearltd的mp3000^tm编码策略，其在电极通道上使用频谱掩蔽模型。固有地增强语音起始编码的另一种方法是由advancedbionicscorp使用的clearvoice^tm编码策略，其选择具有高信噪比的电极通道。美国专利公开2005/0203589(其通过引用整体并入本文)描述了如何在每个时间帧内将电极通道组织成两个或更多组。基于信号包络的幅度决定选择哪个电极通道。

除了上面讨论的特定处理和编码方法之外，不同的特定脉冲刺激模式也可能用特定电极递送刺激脉冲——即，单极、双极、三极、多极和相控阵列刺激。也有不同的刺激脉冲形状——即，双相、对称三相、不对称三相脉冲或不对称脉冲形状。这些不同的脉冲刺激模式和脉冲形状各自提供不同的益处；例如，更高的音调选择性，更小的电阈值，更高的电动态范围，更少的例如面神经刺激等不希望的副作用。但是一些刺激设置是相当耗电的，尤其是当相邻的电极被用作电流接收器时。可能需要比简单的单极刺激概念(如果持续使用功率消耗脉冲形状或刺激模式)多出高达10db的电荷。

在该领域众所周知的是，在耳蜗内的不同位置处的电刺激产生不同的频率感知。正常听觉的根本机制称为频率拓扑原则。在耳蜗植入物用户中，耳蜗的频率拓扑结构已被广泛研究(例如，vermeireetal.,neuraltonotopyincochlearimplants:anevaluationinunilateralcochlearimplantpatientswithunilateraldeafnessandtinnitus，hearres,245(1-2),2008sep12p.98-106；schatzeretal.,electric-acousticpitchcomparisonsinsingle-sided-deafcochlearimplantusers:frequency-placefunctionsandratepitch,hearres,309,2014mar,p.26-35；这两篇文献通过引用整体并入本文)。高速率单电极刺激已经与通过正常听力的对侧耳接收到的声刺激相匹配。图5示出了响应于沿着来自圆窗的基底膜的距离的高速率刺激(1500pps)的原型频率感知的示例。

在本领域还已知，不同的刺激速率在不同的顶端电极处产生不同的音高感知(schatzeretal.，2014；prentissetal.，ipsilateralacousticelectricpitchmatching:acasestudyofcochlearimplantationinanup-slopinghearinglosswithpreservedhearingacrossmultiplefrequencies,cochlearimplantsint.,15(3),2014may,p.161-165；通过引用整体并入本文)。在较低的刺激速率下，更多的顶端电极产生更低的音高感知。另一方面，已经确定速率—音调饱和限度(即，更高的速率对音高变化不再有用的速率)已经被确定为高达900hz(kongetal.，temporalpitchperceptionathighratesincochlearimplants,j.acoust.soc.am.,127(5),2010may,p.3114-3123；通过引用整体并入本文)。在单独的电极上，优选在耳蜗的顶端区域中，通过改变刺激速率可感知的频率范围可以相对较大。

图6示出了通过不同刺激速率在不同的耳蜗内刺激位置处引起的频率感知的示例。在顶端电极上，100pps的刺激速率可能听起来像是基频(f0)为80hz的声音，而1500pps的刺激速率可能听起来像是f0为900hz的声刺激。然而，给定刺激位置和速率的感知频率也可以作为刺激水平(或以μa为单位的电流；vandalietal.,pitchandloudnessmatchingofunmodulatedandmodulatedstimuliincochlearimplantees,hearres.,302,2013aug,p.32-49，通过引用整体并入本文)的函数而改变。

在典型的耳蜗植入系统中，最顶端的电极分配给相对较窄的带通滤波器，例如100-200hz。在诸如fsp的编码策略中，其设计成对时间精细结构信息进行编码，针对特定电极导出典型的100至200pps的刺激速率。已知这样的系统具有各种局限，包括：

●对于给定刺激位置和速率，作为刺激电流水平的函数的感知频率的可能变化未被考虑(见图7，其示出了用不同的刺激电流水平递送的不同的刺激速率在不同的耳蜗内刺激位置处引发的频率感知)。

●由不同刺激速率编码的感知频率的可用范围被限制到所分配的滤波器的带通限制(参见图8，其示出了在特定频带的刺激速率下通过刺激三个相邻的电极位置所感知的非重叠频率范围)。

●输入频率分量的瞬时频率的变化仅部分地转化为刺激位置的变化(分析的频率范围内的瞬时刺激速率停留在电极位置，见图8)。

●不能给一个带通滤波器内的多个频率分量分配特定的刺激位置和速率。

带通滤波器限定频率范围，频率范围由给定的物理电极传输或者由同时或快速连续地刺激两个相邻电极的虚拟电极传输。时间精细结构编码策略将速率码应用于分配到给定滤波器频带的电极。相邻的电极或电极组合通常被分配给相邻的滤波器带。如在美国专利公开2010/0185261(通过引用整体并入本文)中，单独的频率分量可被分配给预定的幅度加权的同时刺激的电极。这种类型的信号分析将电极音高限制到指定的频率范围，并忽略比频带限制更低或更高的频率分别产生的更低和更高的音高。另外，输入频率的连续变化仅表现为刺激速率或脉冲包速率的连续变化，而不是刺激位置的连续变化。而且，不考虑对给定刺激位置和速率的刺激水平的感知频率的影响。

美国专利8,554,330描述了通过基于声学听觉脑干反应(abr)间接测量个体耳蜗位置—频率映射的电极位置—音高匹配的不同方法。这个个体位置—频率图用于将电极定位在耳蜗内，以便将电极位置与个体位置—频率图相匹配，或者映射已经插入的电极，从而提供“仅刺激听力减弱或没有残余听力的耳蜗部分”。这种方法要求残余听力得到充分保留，以通过声学abr测量个体位置——频率图，因此不适用于没有残余听力的耳蜗植入物患者。另外，电极的音高只通过操纵刺激位置与个体位置—频率图匹配，在尚未被植入的患者中，刺激位置是电极的期望插入深度，或者在已经植入的电极中是待激活的电极。

美国专利8,532,782(musicalfittingofcochlearimplants，耳蜗植入物的音乐拟合；通过引用整体并入本文)描述了一种导出电极加权因子用于同时电极刺激的方法，即，用于将虚拟通道刺激位置与耳蜗植入物中的音程速率——音高感知相匹配。但是，所描述的方法不考虑个体速率—音高饱和度函数，并且使用声学分量频率与电脉冲速率的1：1映射。

美国专利7,979,135(cochlearimplantpitchintensity，耳蜗植入物音高强度；通过引用整体并入本文)描述了一种基于耳蜗植入物中的“刺激强度与音高感知之间的关系”生成声刺激频率分量的“具有反映音高特性的强度水平的电极刺激信号”。

技术实现要素：

本发明的实施例涉及生成电刺激信号给植入的耳蜗植入阵列中的刺激触点的信号处理装置和相应方法。输入声音信号被分解成主要心理物理学相关的频率分量，每个频率分量的频率和水平随时间变化。每个频率分量被根据刺激位置、速率和水平按具体患者、具体频率而编码，以产生具有瞬时频率和水平的所请求刺激事件的序列。并且从所请求的刺激事件生成电刺激信号以通过刺激触点递送到相邻的听觉神经组织。

在另一具体实施例中，分解输入声音信号可包括使用心理物理学频谱掩蔽模型选择未被相邻频率分量掩蔽的频率分量。并且使用心理物理学频谱掩蔽模型可包括基于频谱掩蔽扩展和/或时间掩蔽扩展中的一者或两者来建立最大数目的最大扩展频率分量。对每个频率分量进行编码可包括基于刺激位置为每个频率分量分配具体患者的刺激速率，和/或将低频分量的子类分配到等于所请求的刺激事件的瞬时频率的刺激速率。电刺激信号可配置成用于同时刺激两个或更多个刺激触点，或者用于顺序刺激所述刺激触点。

附图说明

本专利的优先权申请包含至少一个彩色绘制的附图。美国专利和商标局将根据请求和支付必要的费用提供具有彩色附图的专利副本。

图1示出了具有典型的耳蜗植入系统的人耳的剖视图，该系统设计成将电刺激递送到内耳。

图2示出了连续交织采样(cis)处理系统中的各功能块。

图3示出了来自麦克风的音频语音信号的短时间段的示例。

图4示出通过一组滤波器的带通滤波分解成一组带通信号的声麦克风信号。

图5示出了用1500pps的电刺激速率在不同的耳蜗内刺激位置引起的频率感知的示例。

图6示出了用不同的刺激速率在不同的耳蜗内刺激位置引起的频率感知的示例。

图7示出了在不同的刺激水平下的不同刺激速率在不同的耳蜗内刺激位置引起的频率感知。

图8示出了用特定频带刺激速率刺激三个相邻电极而感知的非重叠频率范围。

图9示出了在匹配的刺激位置由320pps的刺激速率引起的320hz的频率感知的示例。

图10示出了当在单独匹配的刺激位置被刺激时根据频率感知引起的不同刺激速率。

图11是示出根据本发明的实施例的在植入式耳蜗植入阵列中为刺激触点产生电刺激信号的各逻辑步骤的流程图。

图12示出了音频信号的频率分量被转换成刺激速率和刺激位置用于输入频率与频率感知的最佳匹配。

图13示出了主导的心理物理学相关的频率分量转换成个体刺激速率和刺激位置。

图14示出了刺激位置作为瞬时频率的函数，用于映射到电动态范围内的对应刺激水平的不同频率分量水平。

图15示出了刺激速率作为瞬时频率的函数，刺激水平沿耳蜗的位置(到rw的距离，以mm为单位)作为参数(三条实线)。

图16示出了电极加权(例如，两个相邻电极的同时刺激)作为刺激位置的函数。

具体实施方式

本发明的实施例使得能够对强大频率感知需要的所有不同种类的电刺激方面：刺激位置、刺激速率和刺激水平进行最佳集成。一般而言，刺激速率主要由相关频率分量驱动，特别是低频。

图9示出了在匹配的刺激位置由320pps的刺激速率引起的320hz的频率感知的示例。而且，输入频率的变化被转化为刺激速率和位置的变化。图10示出了在单个匹配的刺激位置被刺激时，不同的刺激速率如何引起相应的频率感知。因为固定刺激速率和位置的频率感知通常随着刺激水平而变化，所以刺激速率和位置对感知到的频率的单个映射函数将取决于刺激水平。另外，从输入频率到刺激位置和速率的转化根据输入频率分量的频谱水平而变化(参见图10)。

图11是示出根据本发明的实施例的在植入式耳蜗植入阵列中向刺激触点产生电刺激信号的各逻辑步骤的流程图。这种方法的伪代码示例可以表示为：

在下面的讨论中阐述了这种布置的细节。

如上面关于图2所讨论的布置，预处理器信号滤波器组201可配置成将输入声音信号分解成带通信号b1至bm(步骤1101)，表示瞬时输入频率和分量水平的估计，使得每个带通信号b1至bm对应于频率和水平随时间变化的相关联的主要心理物理学相关频率分量。图12示出了给定频谱水平的输入声音信号的频率分量如何可以被转换成刺激速率和刺激位置，以便最佳匹配输入频率和频率感知。请注意，转换函数是取决于水平的。

预处理器信号滤波器组201可以进一步应用代表主要心理物理学相关频率分量的频谱掩蔽模型。选择最大数量的未被相邻频率分量掩蔽的频率分量用于进一步处理。可以定义掩蔽模型的属性，例如掩蔽的频谱和/或时间扩展，以便找到最大数量的最大扩展频率分量。图13示出了基于掩蔽模型如何选择诸如浊音语音之类的谐波复信号的基频(一次谐波)和共振峰频率(谐振高次谐波)。

信号处理模块202处理频率分量带通信号b1至bm以将每个频率分量根据刺激位置、速率和水平按具体患者、具体频率编码(步骤1202)，以产生所请求的具有瞬时频率和水平的刺激事件s1至sn。这代表了作为频率分量水平的函数的频率与位置—速率的匹配。信号处理模块202根据选择的刺激位置将每个频率分量分配给用户特定的刺激位置。图14示出了沿着基底膜的刺激位置作为瞬时频率的函数的示例，用于映射至电动态范围内的相应刺激水平的不同频率分量水平。

信号处理模块202还根据选择的刺激位置将每个频率分量分配给具体用户的刺激速率。图15示出了刺激速率随着瞬时频率的变化而变化，沿着耳蜗的刺激位置(距圆窗的距离，以mm为单位)作为参数，由三条实曲线示出。对于较低频率，刺激速率可以对应于瞬时频率，但是在较高频率刺激速率可以饱和。由于速率—音高饱和，可以映射到刺激速率的频率范围(图15中的阴影矩形)受到限制，并取决于刺激位置。可以从心理声学/心理物理测量(例如速率—音高饱和度极限)或电生理测量(例如从电诱发电位导出的恢复函数)中导出速率饱和度极限。在给定的具体实施例中，速率—音高映射函数可以存储在处理器存储器中的多个表格中，其可以根据选择的刺激位置和频率分量水平被索引。将频率分量分配给具体患者的刺激位置和刺激速率取决于组件的频谱水平。用于将分量频率转换成具体患者的刺激位置和速率的函数可以在患者的位置特定且速率特定的电动态范围内的多个刺激水平下确定。对于导致映射的电动态范围内的中间刺激水平的频率分量水平，可以内插位置—速率传递函数(参见图12，14和15)。

脉冲发生器205配置成转换所请求的刺激事件s1至sn以产生提供声信号的最佳电表示的相应的未加权刺激信号a1至am的序列，然后应用线性映射函数(通常为对数)和脉冲整形以产生经加权的输出脉冲序列电刺激信号e1至em，以通过刺激触点递送至邻近的听觉神经组织(步骤1203)。经加权的输出脉冲序列电刺激信号e1至em基于确定具体患者的感知特征的手术后拟合过程适应个体植入用户的需求。

电刺激信号e1至em可配置成用于两个或更多个刺激触点的同时刺激，或者用于刺激触点的顺序刺激。同时的刺激请求被转换成多个刺激位置的同时刺激或快速顺序刺激，或者被转换成具有最高幅度的事件刺激。(见图16)。电屏蔽效应可以通过抑制周围限定区域中的刺激和刺激脉冲之后的时间来解决。

可以通过修改图14所示的映射函数来将给定实施例拟合成更好地模仿自然音高。可以要求已经理解音程的用户匹配不同频率范围内的特定间隔，例如，大三度/五度/八度，类似于钢琴调音。基于此，测试音调的输入频率经由图15给出的刺激位置特定的映射函数转换成刺激速率，同时通过修改图14中给出的映射函数来控制刺激位置，直到期望的音程可以被感知。在尚未具有音乐理解的患者中，可以在不同的瞬时频率下测量频率差异。然后，通过修改图14给出的映射函数的绝对值和/或斜率，可以在耳蜗内的不同相邻位置播放小的频率间隔(例如秒)。第二音程在不同的频率和位置产生类似的高辨识度速率的斜率可以用来建立一个产生感知均匀分布的音程的映射函数。替代地，也可以在给定的频率—位置映射函数(图14)下修改频率—速率映射函数(图15)。

与美国专利8,554,330中描述的方法相反，本发明的实施例使用速率—位置匹配，其：

●不需要任何残余听力，因此适用于所有耳蜗植入物接受者，

●经由依赖水平的组合速率—位置匹配实现电极音高匹配。不仅通过如us8,554,330中的操纵/映射刺激位置，而且通过操纵/映射刺激速率(在正常听力和电听力中都有助于音高感知，尤其是在低刺激频率下)，

●经由音乐音高间隔调整或者频率差异阈测量，或者经由电生理学测量，例如从电诱发电位获得的恢复函数，测量个体速率—位置—频率函数用于患者映射。

与美国专利8,532,782所述配置相反，本发明的实施例使用速率—位置匹配，不依赖于声刺激分量频率和电刺激速率之间的1：1关系，但是考虑映射分量的个体速率—音高饱和度函数用于将分量频率映射到个体刺激速率(图15)。

诸如在美国专利8,554,330；美国专利8,532,782；和美国专利7,979,135中的现有技术配置描述了通过只单独利用电音高感知的单个维度(分别为刺激位置、速率和水平)将声刺激分量频率映射到电音高。本发明的实施例考虑到的事实是，电音高依赖于位置、速率和水平全部三个刺激维度的复杂相互作用，并且这种相互作用在不同的个体耳蜗植入物接收者之间变化。本发明的实施例也不仅仅是上述三个专利的组合，因为它们不依赖于诸如格林伍德位置—频率函数的一般函数或分量频率与刺激速率之间的1：1对应关系，而是考虑到个体位置—频率和速率——音高函数(图7)，并使用方法来确定这些个体映射函数。另外，本发明的实施例固有地反映了三个音高刺激维度之间的复杂相互作用，以实现最佳匹配。例如，音高通常由低分量频率处的刺激速率和较高分量频率处的刺激位置(图12)主导，并且可以根据刺激水平改变(图13)。

本发明的实施例可以部分地在任何传统计算机编程语言中实现。例如，优选实施例可在过程编程语言(例如，“c”)或面向对象编程语言(例如，“c++”、python)中实现。本发明的替代实施例可作为预编程的硬件元件、其他相关组件或作为硬件和软件组件的组合实现。

实施例可以部分地实现为用于与计算机系统一起使用的计算机程序产品。这样的实施方式可以包括一系列的计算机指令，其固定在诸如计算机可读介质(例如，软盘、cd-rom、rom、或硬盘)的有形介质上，或者可以经由调制解调器或诸如通过媒介连接到网络的通信适配器的其他接口设备传输到计算机系统。该媒介可以是有形媒介(例如，光学或模拟通信线路)或利用无线技术(例如，微波、红外或其他传输技术)实现的媒介。所述一系列计算机指令关于系统实现这里之前描述的全部或部分功能。本领域技术人员应当理解，这样的计算机指令可以以用于许多计算机架构或操作系统的多种编程语言来编写。此外，这样的指令可以存储在诸如半导体、磁、光或其他存储设备的任何存储设备中，并且可以使用诸如光、红外、微波、或其他传输技术的任何通信技术来传输。预计这样的计算机程序产品可以作为带有印刷或电子文档的可移动媒体分发(例如，塑封软件)，通过计算机系统预装载(例如，在系统rom或硬盘上)，或者通过网络(例如，互联网或万维网)从服务器或电子布告栏分发。当然，本发明的一些实施例可以实现为软件(例如，计算机程序产品)和硬件二者的组合。本发明的其他实施方式实现为纯硬件，或纯软件(例如，计算机程序产品)。

尽管已经公开了本发明的各种示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说显而易见的是，可以做出将实现本发明的一些优点的各种改变和修改而不脱离本发明的真实范围。