同时的耳蜗内刺激.pdf

1、(10)授权公告号 CN 101801455 B (45)授权公告日 2013.10.23 CN 101801455 B *CN101801455B* (21)申请号 200880106661.5 (22)申请日 2008.09.11 60/971,473 2007.09.11 US A61N 1/36(2006.01) A61N 1/05(2006.01) (73)专利权人 MED-EL 电气医疗器械有限公司 地址 奥地利因斯布鲁克 (72)发明人 克莱门斯M齐尔霍费尔 (74)专利代理机构 中原信达知识产权代理有限 责任公司 11219 代理人 张焕生 谢丽娜 WO 01/13991 A1

2、,2001.03.01, US 5824022 A,1998.10.20, 全文 . US 7110821 B1,2006.09.19, 全文 . US 6289247 B1,2001.09.11, 全文 . Clemens M. Zierhofer、 Reinhold Schatzer.Simultaneous Intracochlear Stimulation Based on Channel Interaction . Biomedical Engineering, IEEE Transactions on .2008, 第 55 卷 ( 第 7 期 ),1907-1916. (54)

3、发明名称 同时的耳蜗内刺激 (57) 摘要 一种用于同时激活在多通道电极阵列中的至 少两个电极的方法、 系统和计算机产品。 所述方法 包括 ： 通过考虑反映来自每个电极的电场的几何 重叠的空间通道交互的参数来计算在所述多通道 阵列中的电极的脉冲幅度。计算至少部分地基于 由在电极的第一侧的第一指数衰减常数 和在 电极的第二侧的第二指数衰减常数 来表征的 位置无关的冲击响应， 使得第一指数衰减常数 对于所述阵列中的每个电极相同， 并且第二指数 衰减常数 对于所述阵列中的每个电极相同。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2010.03.11 (86)PCT申请的申请数据 PCT/

4、US2008/075984 2008.09.11 (87)PCT申请的公布数据 WO2009/036146 EN 2009.03.19 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 刘可 权利要求书 2 页 说明书 15 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书2页 说明书15页 附图4页 (10)授权公告号 CN 101801455 B CN 101801455 B *CN101801455B* 1/2 页 2 1. 一种用于同时激活在具有 N 个通道的多通道电极阵列中的至少两个电极的方法， 所 述方法包括 ： 通过考虑反映来自每个电极的电场的

5、几何重叠的空间通道交互的参数来计算在所述 多通道阵列中的电极的脉冲幅度 ； 其中， 计算至少部分地基于位置无关的冲击响应， 所述位 置无关的冲击响应的特征在于在电极的第一侧的第一指数衰减常数 和在电极的第二侧 的第二指数衰减常数 ， 使得所述第一指数衰减常数 对于所述阵列中的每个电极相同， 并且所述第二指数衰减常数 对于所述阵列中的每个电极相同， 以及其中， 计算进一步包 括应用位置相关的加权因子 cn（n 1， 2， N） 来算出至少部分地由鼓阶的变化的直径 和耳蜗内电极阵列的变化的直径导致的位置相关的冲击响应。 2. 根据权利要求 1 的方法， 其中， 计算包括使用三对角线矩阵的属性。 3

6、. 根据权利要求 1 的方法， 其中， 所述第一指数衰减常数 不等于所述第二指数衰减 常数 。 4. 根据权利要求 1 的方法， 其中计算包括 ： 确定给定位置相对于所述电极阵列的期望电位， 至少部分地根据连续交错采样策略来 确定所述期望电位 ； 通过把在所述给定位置的由每个符号相关的脉冲引起的电位相加以提供基本等于所 述期望电位的在所述给定位置的总电位， 来确定与电极相关联的同时的、 符号相关的脉冲 的幅度。 5. 根据权利要求 1 的方法， 其中， 所述多通道电极阵列使用具有远程地的单极配置。 6. 根据权利要求 1 的方法， 其中， 所述多通道电极阵列包括在所述阵列的开始处的第 一电极和

7、在所述阵列的结尾处的第二电极， 并且其中， 所述用于计算的方法包括 ： 引入与所 述第一电极和所述第二电极的至少一个相邻的伪电极。 7. 根据权利要求 1 的方法， 其中， 加权因子 cn呈指数分布， cn=n（n 1， 2， N） 。 8. 一种耳蜗植入物系统， 包括 ： 具有 N 个通道且包括至少两个电极的多通道电极阵列 ； 以及 刺激器， 所述刺激器根据反映来自每个电极的电场的几何重叠的空间通道交互来计算 与电极相关联的电极刺激信号的幅度， 其中， 计算至少部分地基于位置无关的冲击响应， 所 述位置无关的冲击响应的特征在于在电极的第一侧的第一指数衰减常数 和在电极的第 二侧的第二指数衰减

8、常数 ， 使得所述第一指数衰减常数 对于所述阵列中的每个电极 相同， 并且所述第二指数衰减常数 对于所述阵列中的每个电极相同， 以及其中， 计算包 括应用位置相关的加权因子 cn（n 1， 2， N） 来算出至少部分地由鼓阶的变化的直径 和耳蜗内电极阵列的变化的直径导致的位置相关的冲击响应。 9. 根据权利要求 8 的植入物系统， 其中， 所述第一指数衰减常数 不等于所述第二指 数衰减常数 。 10. 根据权利要求 8 的植入物系统， 其中， 所述刺激器使用三对角线矩阵的属性来确定 所述电极信号的幅度。 11. 根据权利要求 8 的植入物系统， 其中， 用具有远程地的单极电极配置来布置所述电

9、极阵列。 12. 根据权利要求 8 的植入物系统， 其中， 所述刺激器使用符号相关的脉冲来同时激活 权 利 要 求 书 CN 101801455 B 2 2/2 页 3 所述至少两个电极。 13. 根据权利要求 8 的植入物系统， 还包括语音处理器， 所述语音处理器包括用于接收 声音音频信号的滤波器组， 所述滤波器组中的每个滤波器与所述多通道电极阵列中的电极 之一相关联， 并且其中， 所述语音处理器从相关联的通道滤波器得出用于所述多通道电极 阵列中的每个电极的加权因子。 14. 根据权利要求 8 的植入物系统， 其中， 所述多通道电极阵列包括在所述阵列的开始 处的第一电极和在所述阵列的结尾处的

10、第二电极， 并且其中， 当计算幅度时， 所述刺激器引 入与所述第一电极和所述第二电极的至少一个相邻的伪电极。 15.根据权利要求8的植入物系统， 其中， 加权因子cn呈指数分布， cn=n（n1， 2， ， N） 。 权 利 要 求 书 CN 101801455 B 3 1/15 页 4 同时的耳蜗内刺激 0001 交叉引用 0002 本申请要求在 2007 年 9 月 11 日提交的、 名称为 “SimultaneousIntracochlear Stimulation” 的美国临时专利申请 No.60/971,473 的优先权， 其因此通过引用被整体包含 在此。 技术领域 0003 本发明

11、涉及一种电神经刺激， 更具体地涉及用于耳蜗植入物的同时的电神经刺 激。 背景技术 0004 耳蜗植入物和其他内耳假体是帮助深度耳聋或者严重听力受损的人的一种选择。 不像仅仅应用放大和修改的声音信号的传统助听器那样， 耳蜗植入物基于听神经的直接电 刺激。 典型地， 耳蜗植入物以使获得与正常听力最类似的听力印象的方式， 来电气地刺激在 内耳中的神经结构。 0005 图 1 示出了具有典型的耳蜗植入物系统的耳部的剖面图。正常的耳部通过外耳 101 向鼓膜 102 传送声音， 鼓膜 102 移动中耳 103 的小骨， 中耳 103 继而刺激耳蜗 104。耳 蜗104包括已知为前庭阶105的上通道和已知

12、为鼓阶106的下通道， 前庭阶105和鼓阶106 通过蜗管 107 来连接。响应于所接收的由中耳 103 传送的声音， 填充有流体的前庭阶 105 和鼓阶 106 用作换能器， 用于发送波以生成电脉冲， 所述电脉冲被传送到耳蜗神经 113、 并 且最后传送到脑。频率处理看起来从耳蜗的基部区域到耳蜗的顶部区域在特性上改变， 在 基部区域， 处理声音的最高频率分量， 而在顶部区域， 分析最低频率。 0006 一些人部分或者完全丧失正常的感觉神经听力。已经开发耳蜗植入物系统， 通过 直接刺激用户的耳蜗 104 来克服这个问题。典型的耳蜗假体实质上包括两个部分 ： 语音处 理器和植入刺激器 108。语

13、音处理器 ( 在图 1 中未示出 ) 典型地包括麦克风、 用于整个系统 的电源 ( 电池 ) 和处理器， 所述处理器用于执行声信号的信号处理以提取刺激参数。在现 有技术的假体中， 语音处理器是耳后(BTE-)装置。 植入的刺激器产生刺激模式(pattern)， 并且通过电极阵列 110 向神经组织施行所述刺激模式， 所述电极阵列 110 通常位于内耳中 的鼓阶中。通常通过射频 (RF-) 链路来建立在语音处理器和刺激器之间的连接。注意经由 RF-链路， 刺激能量和刺激信息被传送。 典型地， 使用利用几百kBit/s的比特率的数字数据 传送协议。 0007 用于耳蜗植入物的标准刺激策略的一个示例

14、被称为 “连续交错采样 (CIS)”策 略， 文 章 ： Wilson BS， Finley CC， Lawson DT， Wolford RD， Eddington DK， Rabinowitz WM， Better speech recognition with cochlearimplants， Nature， vol.352， 236-238， July 1991， 就描述了这样的策略， 该文章通过引用被整体包含在此。在语音处理 器中的用于 CIS 的信号处理典型地包含下面的步骤 ： 0008 1. 通过滤波器组将音频范围划分为频谱带， 说 明 书 CN 101801455 B 4 2

15、/15 页 5 0009 2. 每个滤波器输出信号的包络检测， 0010 3. 包络信号 ( 映射定律 ) 的瞬时非线性压缩， 以及 0011 4. 针对阈值 (THR) 和最舒适响度 (MCL) 级的适应性调节。 0012 在鼓阶中的每个刺激电极典型地与外部滤波器组的带通滤波器相关联。根 据耳蜗的 “tonotopic 原理” ， 高频带与更接近基部布置的电极相关联， 以及低频带与在 顶部方向上布置更深的电极相关联， 如下面的文章所述 ： Greenwood DD，“A cochlear frequency-position function forseveral species-29yea

16、rs later， ” J.Acoust.Soc. Am.， 2593-2604， 1990， 该文章通过引用被整体包含在此。 为了刺激， 施加电荷平衡的电流脉 冲通常为双相对称脉冲。 通过对压缩后的包络信号进行采样来获得所述刺激脉冲的幅 度。作为典型的 CIS 范型， 为了刺激， 施加对称的双相电流脉冲， 由压缩后的包络信号 ( 上 面的步骤 (3) 直接地获得刺激脉冲的幅度。这些信号被依序采样， 并且以严格不重叠序列 来施加刺激脉冲。因此， 作为典型的 CIS 特征， 同时仅仅有一个刺激通道是激活的。总刺激 率比较高。 例如， 假定总刺激率为18kpps， 并且使用12通道的滤波器组， 则

17、每个通道的刺激 率是 1.5kpps。这样的每个通道的刺激率通常足以用于包络信号的足够的时域表示。 0013 各种 CIS 参数对于语音感知的影响诸如通道的数量和每个通道的 刺 激 率 等 已 经 被 进 行 了 研 究 ( 参 见 例 如 Loizou PC， Poroy O， Dorman M， The effect of parametric variations of cochlear implantprocessors on speech understanding， ” J.Acoust.Soc Am.2000Aug ； 108(2) ： 790-802 ； 以及 Wilson B

18、， Wolford R， Lawson D， Speechprocessors for Auditory prostheses-Seventh quarterly progress report.NIH Project N01-DC-8-2105， 这些文章的每个通过引用被整体包 含在此 )， 并且已经提出了旨在提供进一步的改善的新的设想。例如， 一种方法基于随 机 共 振 的 原 理 ( 参 见 例 如 McNamara B and Wiesenfeld K，“Theory of stochastic resonance” Phys.Rev.A， 39 ： 4854-4869 ； Rubin

19、steinJT， Wilson BS， Finley CC， Abbas PJ，“Pseudospontaneous activity ： stochastic independence of auditory nerve fibers with electricalstimulation， ” Hear.Res.127， 108-118， 1999 ； 以及Morse RP and EvansEF，“Additive noise can enhance temporal coding in a computationalmodel of analogue cochlear implant s

20、timulation， ” Hear.Res.133， 107-119， 1999， 这些文章的每 个通过引用被整体包含在此)。 基本想法是模拟神经元中的自发行为， 以提供在尖峰图案中 的包络信号的更自然的表示。但是， 迄今， 这种和其他的方法还没有得到广泛的临床应用， 主要因为与 CIS 相比较还没有找到在 CI 性能上的实质性提高。 0014 现在， 结合所谓的 “精细结构信息”看起来是进一步改善 CIS 的最有希望的方 式。 根 据 Hilbert( 即 Hilbert D，“Grundzge einer allgemeinenTheorie linearer Integralgleic

21、hungen， ” Teubner， Leipzig， 1912， 其通过引用被整体包含在此 ) 中， 能够将 任何信号表示为缓慢变化的包络和包含时域精细结构的迅速改变的信号的乘积。当前的 CIS 策略仅仅使用包络信息 ； 精细结构信息被丢弃。在 CIS 带通滤波器的响应中， 时域精细 结构信息利用信号的过零位置来表示， 并且跟踪信号在其带通区域中的重心的确切频谱位 置， 包括该重心的时域过渡。例如， 在元音频谱中的共振峰频率的时域过渡是用于感知在 前的爆破音或者其他不出声的发音的很重要的线索。而且， 对于带通滤波器输出的细节的 仔细观察揭示， 在过零的时域结构中清楚地呈现基音频率。在下面文章

22、中描述的试验中研 说 明 书 CN 101801455 B 5 3/15 页 6 究了包络和精细结构信息的相对重要性 ： Smith ZM， Delgutte B， Oxenham AJ，“Chimacric sounds reveal dichotomies inauditory perception， ” Nature， vol.416， 87-90， March 2002， 该文通过引用被整体包含在此。存在这样的一些共识 ： 对于 4-16 个的中间数量的处 理通道， 包络对于语音接收是最重要的， 而时域精细结构对于音高感知(曲调识别)和声音 定位是最重要的。 0015 根据这些结果，

23、标准 CIS 相对于语音智能性 ( 例如对于美式英语 ) 是好选择。但 是， 关于音乐感知和所谓的声调语言 ( 例如普通话汉语、 广东话、 越南语、 泰语等 ) 的感 知， CIS 可能是次最优的， 并且包含包络和时域精细结构信息的新的刺激策略可能具有实 质性地改善 CI 性能的可能。这个假定被例如下述研究支持 ： FG Zeng， KB Nie， S Liu， GSStickney， E Del Rio， YY Kong， HB Chen， Speech recognition withamplitude and frequency modulations， Proc.nat.acad.of

24、 science 102 ： 2293-2298， 2005， 该文通过 引用被整体包含在此， 其中， 证明能够利用耳蜗植入体感知缓慢变化的频率调制， 因此， 推 荐在未来的刺激策略中进行适当结合。 0016 考虑这样的新的刺激策略， 很清楚， 信息的增加将需要每个通道的更高的脉冲重 复率。在坚持严格不重叠的脉冲的基本 CIS 范型的情况下， 如果脉冲持续时间变短， 则仅仅 能够获得在脉冲率上的增大。 但是， 不能任意地减少脉冲持续时间， 因为更短的脉冲为了足 够的响度需要更高的脉冲幅度， 并且脉冲幅度因为各种实际原因而受限， 诸如因为最大植 入物电源电压。此外， 由于在有髓神经纤维中的郎氏结

25、的属性， 存在基本的神经时间常数， 其在听神经中为大约20-30微秒(参见例如Frijns J and ten Kate J，“A model of myelinated nerve fibers forelectrical prosthesis design， ” Med.Biol.Eng.Comput.， vol 32， pp.391-398， 1994， 该文通过引用被整体包含在此 )。虽然跨膜电位对于刺激脉冲 的响应比简单的一阶系统 (“频谱加速” ， 参见例如 Zierhofer CM，“Analysis of a linear model for electrical stimul

26、ation of axons-criticalremarks on the“activating function concept” ， ” IEEE Trans.BME， Vol.48， No.2， Feb.2001， 该文通过引用被整体包含 在此 ) 的响应更快， 但是应当避免比 短得多的相持续时间， 以便避免由于膜电容导致的 电流短路。 发明内容 0017 根据本发明的一个实施例， 提供了一种用于同时激活在多通道电极阵列中的至少 两个电极的方法。所述方法包括 ： 通过考虑反映来自每个电极的电场的几何重叠的空间通 道交互的参数， 计算在所述多通道阵列中的电极的脉冲幅度。计算至少部分地基于位

27、置无 关的冲击响应， 所述冲击响应的特征在于 ： 电极的第一侧处的第一指数衰减常数 和在电 极的第二侧处的第二指数衰减常数 ， 以便第一指数衰减常数 对于在所述阵列中的每 个电极相同， 并且第二指数衰减常数 对于在所述阵列中的每个电极相同。 0018 根据本发明的相关实施例， 计算可以还包括 ： 应用位置无关的加权因子， 以算出位 置无关的冲击响应。计算可以包括使用三对角线矩阵的属性。第一指数衰减常数 可以 不等于第二指数衰减常数 。所述方法可以还包括 ： 使用符号相关的脉冲来同时激活所述 至少两个电极。激活所述两个电极可以刺激听神经。所述多通道电极阵列可以使用具有远 程地的单极配置。 所述多

28、通道电极阵列可以包括在阵列的开始处的第一电极和在阵列的结 说 明 书 CN 101801455 B 6 4/15 页 7 尾处的第二电极， 并且其中， 用于计算的方法包括 ： 引入伪电极， 所述伪电极与所述第一电 极和所述第二电极的至少一个相邻。 0019 在本发明的其他相关实施例中， 计算可以包括 ： 确定给定位置相对于电极阵列的 期望电位， 至少部分地根据连续交错采样策略来确定所述期望电位。通过对在所述给定位 置的来自每个符号相关脉冲的引发电位进行相加， 以便提供大致等于所述期望电位的、 在 所述给定位置的总电位， 来计算与电极相关联的、 同时的符号相关脉冲的幅度。 0020 根据本发明的

29、另一个实施例， 一种耳蜗植入物系统包括 ： 具有至少两个电极的多 通道电极阵列。 刺激器根据反映来自每个电极的电场的几何重叠的空间通道交互来计算与 电极相关联的电极刺激信号的幅度。计算至少部分地基于位置无关的冲击响应， 所述冲击 响应的特征在于在电极的第一侧处的第一指数衰减常数 和在电极的第二侧处的第二指 数衰减常数 ， 使得第一指数衰减常数 对于在所述阵列中的每个电极相同， 并且第二指 数衰减常数 对于在所述阵列中的每个电极相同。 0021 根据本发明的相关实施例， 当计算所述电极刺激信号的幅度时， 刺激器应用位置 相关的加权因子， 以算出位置相关的冲击响应。所述植入物系统可以使用三对角线矩

30、阵的 属性来确定电极信号的幅度。第一指数衰减常数 可以不等于第二指数衰减常数 。可 以以具有远程地的单极电极配置来布置电极阵列。 所述刺激器可以使用符号相关脉冲来同 时激活所述至少两个电极。 所述多通道电极阵列可以是用于模拟听神经的耳蜗植入物的一 部分。所述系统可以还包括语音处理器， 所述语音处理器包括用于接收声音音频信号的滤 波器组， 在所述滤波器组中的每个滤波器与在所述多通道电极阵列中的电极之一相关联。 所述语音处理器从相关联的通道滤波器得出在所述多通道电极阵列中的每个电极的加权 因子。 0022 根据本发明的另一个实施例， 提供了一种用于计算机系统上的计算机程序产品， 用于刺激在多通道电

31、极阵列中的电极。每个通道与在所述阵列中的电极相关联。所述计算 机程序产品包括计算机可用介质， 所述计算机可用介质上具有计算机可读程序代码。所述 计算机可读程序代码包括程序代码， 所述程序代码用于 ： 根据反映来自每个电极的电场的 几何重叠的空间通道交互来计算与电极相关联的电极刺激信号的幅度。 计算至少部分地基 于位置无关的冲击响应， 所述冲击响应的特征在于在电极的第一侧处的第一指数衰减常数 和在电极的第二侧处的第二指数衰减常数 ， 使得第一指数衰减常数 对于在所述阵 列中的每个电极相同， 并且第二指数衰减常数 对于在所述阵列中的每个电极相同。 0023 根据本发明的相关实施例， 用于计算的程序

32、代码可以还包括 ： 用于应用位置相关 的加权因子以算出位置相关的冲击响应的程序代码。 所述用于计算的程序代码可以包括使 用三对角线矩阵的属性。第一指数衰减常数 可以不等于第二指数衰减常数 。所述计 算机程序产品可以还包括用于使用符号相关脉冲来同时地刺激所述至少两个电极的程序 代码。所述多通道电极阵列可以是用于模拟听神经的耳蜗植入物的一部分。所述多通信电 极阵列可以使用具有远程地的单极配置。所述多通道电极阵列可以包括在阵列的开始处 的第一电极和在阵列的结尾处的第二电极， 并且其中， 用于计算的程序代码包括 ： 引入伪电 极， 所述伪电极与所述第一电极和所述第二电极的至少一个相邻。 0024 在本

33、发明的其他相关实施例中， 用于计算的程序代码可以包括 ： 用于确定给定位 置相对于电极阵列的期望电位的程序代码， 至少部分地根据连续交错采样策略来确定所述 说 明 书 CN 101801455 B 7 5/15 页 8 期望电位。通过对在所述给定位置的来自每个符号相关脉冲的引发电位进行相加， 以便提 供大致等于所述期望电位的、 在所述给定位置的总电位， 来计算与电极相关联的、 同时的符 号相关脉冲的幅度。 附图说明 0025 通过参考下面详细说明结合参考附图， 更容易明白本发明的上述特征， 其中 ： 0026 图 1 示出了具有典型的耳蜗植入物系统的耳部的剖视图 ； 0027 图 2 示出了根

34、据本发明的一个实施例的耳蜗的一维模型， 并且包括布置在鼓阶中 的 12 通信电极阵列和在所述鼓阶外部的返回电极 ； 0028 图3(a-c)示出了根据本发明的一个实施例的在12通道系统中的电位分布的定性 图， 其中， 在电极 E1、 E5、 E10、 E11和 E12中依序施加脉冲 ； 0029 图 4 示出了根据本发明的一个实施例的 12 通道同时刺激系统的电位分布 ； 0030 图 5 示出了根据本发明的一个实施例的位置相关的冲击响应。 具体实施方式 0031 在说明性实施例中， 提供了一种用于耳蜗植入物的同时刺激方法和系统。一组依 序刺激脉冲 (sequential stimulatio

35、n pulses)在小于或者等于神经元的大约绝对不 应期的持续时间中被施加被替换为一组同时脉冲 (simultaneous pulses)， 所述一组 同时脉冲具有考虑空间通道交互 (spatial channel interaction) 的参数而适配的幅度。 如果在单个电极中的单元响应具有涉及两个不同衰减常数 ( 向顶部 ) 和 ( 向基部 ) 的 指数衰减， 则可以大大地降低用于幅度适配的计算量。如大体所示， 在这种情况下， 通道交 互矩阵的逆是三对角线矩阵。这种新的范型 (paradigm) 基于具有技术上合理的相延续时 间的脉冲。理论上， 在 N 通道系统中的每秒的脉冲的数量可以从

36、N 增加到 N2。同时的刺激 脉冲典型地在单极电极配置中是符号相关的。 如果标准依序范型和同时范型这两种情形使 用相同的脉冲率， 则从耳蜗植入物病人获得的结果显示出， 用于标准依序范型和同时范型 的语音感知至少是相同的。 0032 同时刺激 0033 符号相关的刺激脉冲 0034 在本发明的各个实施例中， 所述系统使用在单极电极配置中的同时的、 符号相关 的刺激脉冲。一般通过下述两个条件来定义符号相关脉冲 ： (i) 所有脉冲在时间上基本上 100同步， 以及 (ii) 所有脉冲具有基本上相同的电流方向 ( 即相同的符号 )。 0035 根据本发明的一个实施例， 图 2 示出了耳蜗的一维模型，

37、 由展开的导管表示， 并 且包括布置在鼓阶中的 12 通道电极阵列 260 和在外部的返回电极 240( 通常在颞肌之 下 )。这样的方案被称为单极电极配置。假定由电极触头 E1-E12 220-231 表示的所述电 极阵列被具有比骨质的耳蜗壁高得多的电导的流体和组织围绕 ( 参见例如 Suessermann MF， Spelman FA，“Lumped-parameter model for in vivo cochlear stimulation， ” IEEE Trans.BME， Vol.40， No.3， March 1993， 其通过引用被整体包含在此 )。假定易激动的神 经元在骨

38、质螺旋板后面的神经纤维通道中且在鼓阶外部 ( 参见例如 Geisler CD From sound to synapse， ISBN0-19-510025-5， Oxford University Press， 1998， 其通过引 说 明 书 CN 101801455 B 8 6/15 页 9 用被整体包含在此 )。在电流源 Q1-Q12 200-231 中产生刺激脉冲。在图 1 中， 在电流源 Q1 200、 Q5 204、 Q10 209 和 Q12 211 中同时生成具有不同幅度的符号相关的双相脉冲， 以便生成 双相波形 i1(t)250、 i5(t)251、 i10(t)252 和

39、i12(t)253。所有电流脉冲的和被强制流过 在耳蜗外部的参考电极。但是， 因为所有的激活电极在同一传导介质中， 因此由各个激活 电极所引起的电位会在鼓阶自身并且在神经元位置表现出相当大的几何重叠 (geometric overlapping)。这种效应已知为空间通道交互 (spatialchannel interaction)。但是， 虽然有通道交互， 但是符号相关结合单极配置， 确保所有正在流入远程地电极 240 的电流 的总和， 即在两个脉冲相位中的电荷的 100， 被强制流过神经元的区域。注意， 这个特征 鉴于所给出并且与所谓的双极或者多极配置的情况不同的配置， 是特有的 参见例如

40、Van den Honert C， Stypulkowski，“Single fiber mapping ofspatial excitation patterns in the electrically stimulated auditorynerve，“Hear.Res.29， 195-206， 1987 ； ，以 及 Miyoshi S， Sakajiri M， Ifukube T， Matsushima J，“Evaluation of the tripolar electrode stimulationmethod by numerical analysis and animal e

41、xperiments for cochlearimplants， ” Acta Otol.Suppl.532 ： 123-5， 1997， 这些文章的每个通过引用被 整体包含在此 。例如， 在双极配置中， 汇 (sink) 电极和源电极都在鼓阶中， 并且典型 地分开 1-3 毫米。远程地电极被省略。对于刺激， 与脉冲相位的相反符号同时地操作激 活电极。虽然这导致在电极附近的电场的更好的集中并且因此缓和通道交互， 但是有重 要的缺点。因为耳蜗内介质的高导电率表示在被激活的电极之间的低阻抗分路， 因此 大多数电流流在鼓阶中， 而未达到神经元的位置。与单极配置相比较， 阈上刺激需要实 质上更高的刺激

42、脉冲幅度， 这导致大大提高的植入物功耗。另外， 在电极触头的金属表 面上发生很高的电流密度， 这可能引起安全问题， 如在下文中所述 ： Brummer SB， Turner MJ， Electrical stimulation with Pt electrodes ： II-Estimation of maximumsurface redox(theoretical non-gassing)limits， ” IEEE Trans.BME， Vol.24， Sept.1977， 该文通 过引用被整体包含在此。 0036 通道交互补偿 - 基本概念 0037 下面的讨论的开始点是标准 CIS 范

43、型。考虑由依序施加的双相电流脉冲的序 列引起的在鼓阶中的电压电位。下面， 仅仅考虑刺激脉冲的去极化相位， 并且为了方便， 正符号与各个电位分布相关联。再一次使用如在图 2 中的耳蜗的简单一维模型， 并且假 定组织的纯欧姆性能 ( 参见 A Kral， R Hartmann， D Mortazavi， R Klinke， Spatial resolution ofcochlear implants ： the electrical field and excitation of auditory afferents， Hear.Res.121， pp.11-28， July 1998， 其通过引

44、用被整体包含在此 )。图 3(a-c) 示出了根据本发明的一个实施例的、 在 12 通道系统中的电位分布的定性图， 其中， 在电极 E1、 E5、 E10、 E11和 E12中依序施加脉冲。在 E1中的第一脉冲如图 3(a) 中所示发生。 关于由于在电极 E1( 上板 ) 中的第一脉冲导致的电压分布 u1(x)， 将在所述电极的紧邻附近 激活大多数神经元， 并且被激活的神经元的数量将随着到 E1的距离的增加而减少。紧接着 第一脉冲之后， 立即发生在 E5中的第二脉冲， 并且在 E5中的第二脉冲引起电位 u5(x)， 如图 3(b)中所示。 但是， 这个脉冲将激活更少的新神经元， 因为由于空间通

45、道交互， 因此u5(x)部 分地被u1(x)掩盖， 因此在E5附近的许多神经元已经被第一脉冲激活。 这些神经元不能被再 一次再触发， 因为它们在不应状态中。 如图3(b)中所示， 可以仅仅根据在u5(x)下的阴影区 说 明 书 CN 101801455 B 9 7/15 页 10 域来得出新的神经元。 类似地， 下面的脉冲的每个与它们被独立地激活的情况相比较， 能够 仅仅招募一部分神经元。 如果在等于或者短于大约神经元的绝对不应期(大约等于1毫秒) 的周期中施加所有顺序脉冲， 则不应效应结合空间通道交将引起招募轮廓 (recruitment profile)， 所述招募轮廓大致得自于独立依序施

46、加的电位分布的轮廓 (contour) 电位， 如 图 3(c) 中所示。在电极 E11中的脉冲被其前面的脉冲所掩盖， 因此对轮廓电位没有贡献。 注意在图3(a-c)中的示例中， 在电极E11中引起的脉冲不能激活神经元， 因为相关联的电位 分布完全被其前面的脉冲的电位所掩盖。 0038 在说明性实施例中， 一组依序施加的脉冲的轮廓电位利用所谓的 “和电位 (summation potential)” 来近似， 其利用一组符号相关的同时脉冲来生成。所述轮廓电位 得从在比神经纤维的大约一个绝对不应期更短的时段中施加的顺序脉冲获得。 规定在这种 情况下， 和电位与轮廓电位本质上导致相同模式 (pat

47、tern) 的神经元激活。同时脉冲的幅 度得自于顺序幅度， 但是根据空间电位叠加来修改。 在激活电极的位置处， 和电位与轮廓电 位应当是相等的。这个概念被称为 “通道交互补偿 (CIC)” 。例如， 如果据此修改并且同时 应用在图 2 中的示例中的电极 E1、 E5、 E10和 E12中的脉冲幅度， 则它们导致在图 4 中描述的 和电位。根据需要， 和电位 ( 圆圈 ) 和轮廓电位 (+ 符号 ) 在电极位置处是重合的。在这些 位置之间， 与顺序轮廓相比较， 和电位不太明显。 0039 分析 0040 一般空间冲击响应 0041 假定耳蜗的一维模型以及该组织的线性和欧姆性能， 则通过下面的公式

48、来给出由 在位置 xn的第 n 个电极中的单个电流幅度 Isequ， n引起的电压分布 un(x) ： 0042 un(x) Isequ， nrn(x-xn)， (1) 0043 其中， 函数 rn(x) 表示与第 n 个电极相关联的空间冲击响应。典型地， 每个电极 具有其特定的响应 rn(x)， 但是所有的响应共有的是， 最大值发生在 x 0， 并且它们在两 侧上单调地衰减 ( 参见例如 Kral A， Hartmann R， Mortazavi D， Klinke R， Spatial resolution of cochlearimplants ： the electrical fiel

49、d and excitation of auditory afferents， Hear.Res.121， 11-28， 1998 ； 以及 Zierhofer CM， Hochmair-Desoyer IJ， Hochmair ES， Electronic design of a cochlear implant for multichannelhigh-rate pulsatile stimulation strategies， IEEE Trans.Rehab.Eng.， Vol.3， March 1995， 它 们每个通过引用被整体包含在此 )。因此， 通过下面的公式来给出在电极位置 x xn处的 峰值电位 Umax， n： 0044 Umax， n Isequ， nrn(0)， (2) 0045 在当前的概念， 要求同时幅度 In引起和电位， 所述和电位在激活电极的位置处等 于峰值电位。为了方便， 假定具有电极间距 d xn-xn-1的等距的电极。如果 N 通道系统的 所有电极被同时激活， 则获得下面一组等式 ： 0046 Umax， 1 I1r1(0)+I2r2(-d)+I3r3(-2d)+.+INrN(-(N-1