相关申请的交叉引用
【0001】本申请要求2005年4月29日提交的美国临时专利申 请No.60/675,860题为“相控阵刺激”的优先权，其以引用方式并入 本文中。
技术领域
【0001】本发明通常涉及医疗刺激设备，更具体地，涉及医疗刺 激设备中的聚焦刺激。
技术背景
【0002】有多种类型的医疗设备使用电信号来激活受体(在此也 称为用户、听者、用户等；在此称为“受体”)中的神经、肌肉或者 其它组织纤维以刺激活动。这种医疗设备在此通常称为医疗刺激设 备。经常借助该活动来补偿受体的缺陷。例如，已开发出刺激人工听 力设备来补偿听力损失。
【0003】多种类型的人工听力设备提供电刺激以帮助患有听力缺 陷的受体。例如，cochlearTM植入物(也称为cochlearTM设备、cochlearTM人工设备、cochlearTM植入物等；在此简称为“耳蜗植入物”)将一个或 多个刺激信号施加于受体耳蜗以刺激听力。另一个实例是听觉脑植入物， 其将电刺激传递给受体的听觉脑干核团以刺激听力。为了便于描述，本发 明在人工听力设备，即，耳蜗植入物的上下文中表现。然而，应当理解 的是，除非另有说明，本发明适用于当前或者以后所开发的任何医疗 刺激设备。
【0004】耳蜗植入物典型地包括接收传入声音的声音换能器，和 声音处理器，其基于实现的声音编码策略将传入声音中的所选部分转 换成相应的刺激信号。声音处理器沿着位于受体耳蜗内或者靠近受体 耳蜗植入的电极阵列传送刺激信号。
【0005】耳蜗植入物通过映射特定频段中的音频能量来利用耳蜗 的音质分布组织，以沿着听觉神经纤维的螺旋阵列在相应位置处传递 刺激。为了实现此目的，将声音处理器的处理通道，即，具有与其相 关的信号处理通路的特定频段，映射到一个或多个电极的集合，以刺激 耳蜗中的期望神经纤维或神经区域。这种一个或多个电极的集合在此称为 “电极通道”，或者，更简单地，“通道”。
【0006】常规的耳蜗植入物有局限性，即可能对受体产生不良反 应。一个限制多通道耳蜗植入物的空间分辨率的根本问题称为“电流 扩布(current spread)”并且示于图1。虽然通过一个通道的刺激旨在使 单一神经区域兴奋，但是事实上，由于电流贯穿耳蜗的传导流体和组 织的扩布，因此神经兴奋的实际轨迹能够是宽的和复杂的。
【0007】图1是示出响应于施加在一个电极处的电流在不同电极 处所创建的电压的图。电压曲线101示出响应于传递给电极编号11的 电流，在电极阵列106中电极104所邻近的多个位置处，在耳蜗的不 同神经区域上创建的电压(“组织电压”)。图1上所叠加的是对从引 起电压曲线101的电极11的邻近神经区域发出的电流扩布102的图 示。
【0008】如电压曲线101所示，电极11所传递的电流可以相邻 神经区域的潜在广阔空间范围上扩布。例如，该电流扩布可以延伸到 电极阵列106中22个电极的远端电极1和22邻近的神经区。结果， 在组织中刺激电压101不仅在邻近电极11的神经区上而且在更远端 的神经区上产生。如图1所示，刺激电压101在电极11附近最强或 最强烈，缓慢下降，并且在该实例中，在电极阵列106所邻近的耳蜗 神经中的所有区域上持续不可忽视。结果，除了邻近电极11的神经 纤维，耳蜗中的其它神经纤维均受到电极11所施加的电流的刺激。 这可以产生分布式的位置音调感知，而不是旨在通过该刺激方法得到 的单一音调感知。
【0009】该问题在电流同时从两个或两个以上电极流出时更为严 重，如将在表示具有多频率分量的声音时出现。当两个或两个以上通 道是同时兴奋时，由于神经兴奋过程的非线性，因此兴奋的轨迹并不 是其个别轨迹的简单联合。反之，仍然可以通过总电流场来激活落在 个别轨迹之外的神经元(即那些不会响应任何一条通道的神经元)。 这就产生了公知的“通道相互作用”或“通道重叠”现象。通道相互 作用能够产生难以预测的响度波动，以及光谱的空间表征的拖尾效应 (smearing)。
【0010】图2示出当电流同时从电极阵列106中两个电极9和 13流出时电流扩布2029和20213的结果。电压轮廓208是响应刺激电 极9所产生的，而电压轮廓210是响应刺激电极13所产生的。电压 轮廓212是电压轮廓208和210的和；即，电压轮廓212是同时响应 电极9和13所产生的。如图2所示，组合的电流在邻近每一电极的 神经区域中产生大于期望的刺激电压，以及在电极9和13之间的神 经区域中产生高电压214。
【0011】这个刺激电压的总和具有许多不良的感知结果，尤其在 同时激活许多电极来表示具有多频率分量的复杂声音时。例如，这种 刺激可以导致不可预知的过度响度以及频谱形状的损失，即，频率- 位点曲线的峰受到场的总和而失真。
【0012】在现今的临床应用中几乎所有成功的刺激策略都是通过 使用序列脉冲刺激来规避通道相互作用。这种策略在任何给定瞬间仅 通过一个通道来传递刺激。以为受体产生融合知觉所足够高的速率将 刺激时间复用到多个通道。尽管单极激活大范围空间的神经阵列，然 而推测通过这些范围的质心轨迹来充分传达空间/频谱信息。这样， 受体能够察觉到声音随时间变化的幅度频谱的合理表示，使得能够感 觉到共振峰。
【0013】在将序列单极刺激广泛用于临床应用之前，出于产生更 聚集的电场从而更窄的刺激区域的目的，已经研究出多个更复杂的通 道配置。这些配置包括双极刺激，其具有呈纵向、放射状以及斜向排 列的偶极、三极或四极的，共同接地，以及源自所谓“电流反卷积” 的复杂多极通道。这些更复杂通道配置并不产生对语音理解的益处。
发明内容
本发明的一方面，公开了一种耳蜗植入物，该耳蜗植入物配置为 对特殊受体的耳蜗的离散刺激区域提供刺激，由向耳蜗中所植入电极 阵列的电极通道同时施加的刺激和限制信号的干扰来定义所述离散 刺激区域，其中，基于表示特殊受体的特定扩布函数的跨阻测量 (transimpedance measurement)来确定刺激和限制信号。
本发明的另一方面，公开了一种用于对特殊受体耳蜗的离散刺激 区域提供刺激的方法。该方法包括：以受激电极和空闲电极之间跨阻 值的矩阵形式，测量特定受体的电流扩布函数；使用测得的跨阻值来 计算跨导纳(transadmittance)值的逆矩阵；以及利用该跨导纳值的矩阵 来确定将产生刺激电压的期望向量所需的电极电流向量。
附图说明
【0014】本发明的实施例将结合附图进行描述，在附图中：
【0015】图1是示出响应施加到一个组织区域的电流而在组织中 不同区域所产生的电压的图；
【0016】图2示出了当刺激两个电极时的“电流扩布”图以及相 应的电极阵列；
【0017】图3是本发明实施例可以优选实施的示范性耳蜗植入物 的组件的图；
【0018】图4是根据本发明的一个实施例所执行的操作的流程 图；
【0019】图5A示出了根据本发明一个实施例的刺激信号的组件 的图；
【0020】图5B示出根据本发明一个实施例的用于构造刺激和限 制信号的方程式；
【0021】图6A是示出通过将相同电流施加到电极阵列的每个电 极所产生的电压曲线的图；
【0022】图6B是示出将刺激信号施加到一个电极上而将限制信 号施加到电极阵列中剩余电极上所需的电流水平的图；
【0023】图7是示出根据本发明一个实施例的相控阵刺激的电压 曲线和电流水平的图。
具体实施方式
【0024】本发明的实施例针对例如耳蜗植入物的医疗刺激设备， 其在手术方式植入到受体的耳蜗中后，对耳蜗中听觉神经纤维的螺旋 阵列的一个或多个空间限定邻接部分，在此称为离散刺激区域提供刺 激。每个离散刺激区域由同时施加到已植入电极阵列中电极通道的刺 激和限制信号的相长和/或相消干扰来规定，该刺激和限制信号基于 对代表个别受体的特定扩布函数的已植入电极阵列中内部耳蜗电极 通道的跨阻测量来确定。
【0025】在某些实施例中通过靶电极通道来施加刺激信号；即， 靠近离散刺激区域的一个或多个连续电极。基于声音处理器的输出， 选择靶电极通道来表示声音，以刺激离散刺激区域中的神经活动，从 而引起对所表示声音的感知。通过向靶电极通道以外的一个(或多个) 电极通道所施加的一个(或多个)限制信号来定义离散刺激区域的大 小，并且所述靶电极通道使响应刺激信号而将发生的电流扩布为负。 因而，电极阵列的电极可以施加刺激信号、无信号或者限制信号。
【0026】本领域的普通技术人员一旦读过本申请，应当意识到可 以使用刺激和限制信号的各种组合以不接受电流扩布的影响，并且为 时空应用提供精确刺激。
【0027】本发明的实施例可以有利实现各种各样的刺激医疗设 备。图3是示范性的刺激人工听力植入物，其中本发明的实施例实现 为耳蜗植入物300的透视图。下面对外耳301、中耳305以及内耳307 的相关部件进行描述，随后是耳蜗植入物300的描述。
【0028】声压或者声波303通过外耳301(即，耳廓)来收集， 并且被导入和通过耳道302。横跨耳道302末端布置的是响应声波303 而振动的鼓膜304。该振动通过中耳305的三块骨耦合到卵圆窗或者 前庭窗315，所述三块骨合称为听小骨317包括有锤骨313、砧骨309 以及镫骨311。中耳305的骨313、309以及311用于过滤和放大声 波103，以引起卵圆窗315发声(articulate)或者振动。这种振动在耳蜗 332内建立成流体运动的波。这种流体运动，进而激活在耳蜗332内 成线状排列的微小毛细胞(未示出)。毛细胞的激0活引起适当的神 经冲动，通过螺旋神经节细胞(未示出)和听觉神经338将所述神经 冲动传递到人脑(未示出)，在此这些神经冲动被感知为声音。
【0029】人工耳蜗300包括直接或间接附于受体的身体的外部部 件组件342，以及临时或永久植入受体的内部部件组件344。
【0030】外部组件342典型包括声音换能器320，用于检测声音， 并且用于产生典型为模拟音频信号的电音频信号。在该示例实施例 中，声音换能器320是传声器。例如，在替代实施例中，声音换能器 320可以包括一个以上的传声器、一个或多个电话感应线圈(telecoil) 感应拾音线圈或者现在或以后开发出的可以检测声音并且产生代表 这种声音的电信号的其它设备。
【0031】外部组件342还包括语音处理单元316、电源(未示出) 以及外部发射器单元306。外部发射器单元306包括外部线圈308， 以及优选地，直接或间接保护外部线圈308的磁体(未示出)。
【0032】语音处理单元316处理传声器320的输出，在图示实施 例中所述传声器安置于受体的外耳301。语音处理单元316产生在此 称为刺激数据信号的编码信号，将其经由电缆(未示出)提供给外部 发射器单元306。语音处理单元316在该示例中的构造和布置能够安 装到外耳301的后部。替代形式可以是佩戴在身体上或者提供一个完 全可植入系统，其中所述完全可植入系统将语音处理器和/或传声器 合并到内部部件组件344。
【0033】内部部件344包括内部接收单元312、刺激器单元326 以及电极组件318。内部接收单元312包括内部经皮传递线圈(未示 出)，以及优选地相对于该内部线圈所固定的磁体(也未示出)。内部 接收器单元312和刺激器单元326全密封于生物相容性的外壳内。如 上所述，内部线圈从外部线圈308接收功率和数据。电极组件318的 电缆或导线从刺激单元326延伸到耳蜗332，并且终止于电极336的 阵列334。由电极336将刺激器单元326所产生的信号施加给耳蜗 332，从而刺激听觉神经338。
【0034】在一个实施例中，外部线圈308经由射频(RF)链路向内 部线圈发射电信号。内部线圈典型地是线天线线圈，所述线天线线圈 包括至少一匝并且优选地多匝的电绝缘的单股或多股铂或金丝。通过 弹性硅酮成型(flexible silicone molding)(未示出)提供了内部线圈的 电绝缘性。使用时，内部接收器单元312可以安置于靠近受体外耳 301的颞骨的隐窝内。
【0035】应当意识到的是，如本文其它处所述，本发明的实施例 可以实现为除了耳蜗植入物300以外的刺激人工听力植入物。例如， 虽然耳蜗植入物300被描述为具有外部部件，但是在替代实施例中耳 蜗植入物300可以是可完全植入假体。例如，在一个示范性实施方式 中，包括传声器320、语音处理器和/或电源的语音处理单元316可 以实施为一个或多个可植入部件。
【0036】如图3所示，耳蜗植入物300还被配置成与无线用户接 口346进行交互操作，以便于由受体进行植入物的配置和控制，而诸 如个人计算机、工作站等的外部处理器实现了听力植入物拟合系统。
【0037】本领域的普通技术人员应当意识到的是，本发明可以用 于与现在或以后开发出的任何语音策略结合，其中所述语音策略包括 但不局限于：连续交替采样(CIS)、光谱波峰提取(SPEAK)以及先进组 合编码器(ACETM)。这种语音策略的实例描述于美国专利No. 5,271,397中，其整个内容以及公开以引用方式并入本文中。本发明 还可以用于现在或以后开发出的其它语音编码策略。其中，这些策略 通过改变信号通路中所选的频率通道的数目来提供在编码音频信号 的时间和空间分辨率之间的权衡。
【0038】如上所述，通道相互作用可以限制耳蜗植入物的效用。 特别地，由于通道相互作用，同时刺激多个电极的语音策略只有有限 的临床成功率。多年来已经设计出各种各样的方法来处理电流扩布的 问题，以使所产生的通道相互作用最小化。
【0039】最有效途径是采用所谓“序列”刺激策略，其中在任何 给定时刻仅有一个电极产生电流。由于不会有两个电极同时产生刺激 电压，因此图2的总和不太可能发生。通过对所选电极之中的刺激电 流进行快速排列，可以产生“显然”同步的感知。
【0040】虽然序列刺激避免了对响度求和的困难，但是并没有避 免将旨在只刺激一个如神经区域的音调区域的刺激可以广泛刺激许 多音调区域的基本问题。因而，序列刺激可以不仅在期望区域上产生 兴奋。序列刺激还强加严格的时间限制来防止传输声音中所包含的一 些时间结构。如果声音的两个分量要求在时间上的同一时刻刺激两个 电极，那么序列策略将禁止其发生。谐波关系和其它时间编码线索 (clue)也可能受到严重损害。虽然，已经采用序列脉冲策略来规避通 道相互作用的一些最坏影响，但是这些策略连同电流扩布自身一起对 神经活动的时空模式强加了重要限制，能够用耳蜗植入物人工地产生 所述神经活动。
【0041】先前用于克服这些局限性的刺激方法还未获得过成功。 这些方法描述于美国专利No.4,648,403；Van Compernolle，Dirk的 ″Speech Processing Strategies for a Multichannel Cochlear Prosthesis″ Ph.D.Dissertation，Stanford University(1985)；Van Compernolle，Dirk 的″A computational model of the cochlea used with cochlear prosthesis patients″in：Acoustics，Speech，and Signal Processing，IEEE International Conference on ICASSP′85，Volume 10，pp.427-429 (1985)；White，RL和Van Compernolle，D的″Current spreading and speech-processing strategies for cochlear prostheses，Ann.Otol.Rhino. Laryng.96(Suppl.128)，22-24(1987)；Townshend B等人的″Pitch perception by cochlear implant subjects″J.Acoust.Soc.Am.，82(1)： 106-115(1987)；Townshend B和White RL的″Reduction of Electrical Interaction in Auditory Prostheses″IEE Tran.Biomd.Eng.BME-34： 891-897(1987)，其整个内容和公开以引用方式并入本文中。这些常 规刺激方法受电流扩布的心理物理测量的限制，所述心理物理测量既 繁琐又费时，并且需要巨大的电流来产生计算解。另一个重要缺点是 电流扩布的心理物理测量只提供对感兴趣物理参数仅非精确测量。
【0042】双极刺激，即电流从一个电极流向另一个相邻电极，虽 然部分地降低通道相互作用，但是却以显著提高电流需要量为代价。 由此产生对空间锐化的改进通常不大。
【0043】现有的三极或四极的电极配置被描述为用于缩小电极的 刺激面积的装置。这种配置的某些实施例描述于Jolly CN、Spelman FA、Clopton BM的″Quadrupolar stimulation for Cochlear prostheses： modeling and experimental data″IEEE Trans.Biomed.Eng. 43(8)：857-865(1996)；Clopton和Spelman的″Electrode configuration and spread of neural excitation：compartmental models of spiral ganglion cells″Ann.Otol.Rhinol.Laryngol.166：115-118(Suppl.1995)；Miyoshi 等人的″Proposal of a new auditory nerve stimulation method for cochlear prosthesis″Artif.Organs 20：941-946(1996)；Krai等人的 ″Spatial resolution of cochlear implants：the electrical field and excitation of auditory afferents，″Hear Res.121：11-28(1998)；Townshend等人的 ″Pitch perception by cochlear implant subjects″/.Acoust.Soc.Am.82(1)： 106-115(1987)，其整个内容和公开都以引用方式并入本文中。上述 及其它现有技术的三极/四极的方法利用了基于数学模型或者生理测 量的固定权数，但是并未考虑个别受体。此外，常规的三极/四极的 方法通常忽略来自其它更远电极的贡献，从而限制了其锐化场的能 力。
【0044】本发明的每一个实施例都克服了一个或多个上述及其它 限制，并且在电极阵列的空间分辨率内允许任何时空的兴奋模式。本 发明的实施例通过对刺激信号和干扰限制信号(interfering limiting signal)的相长和相消干扰来刺激离散神经区域，所述信号可以是经由 电极阵列中的多电极通道所施加的相同或相反极性。这种干扰在耳蜗 内的离散刺激区域产生刺激电压。基于对耳蜗内电极的跨阻测量来确 定刺激和限制信号。
【0045】该刺激方法的一个优点在于根据受体定制所实现的策 略，以改善他/她的听觉响应。同样，本发明的实施例可以提供在声 音表现上的实质上改善、更好的语音理解、以及改进后的诸如旋律和 和谐关系的音乐信息识别。
【0046】在本发明的一个实施例中，电极阵列中的每一个电极都 可以施加刺激或限制信号。一些电极可被用于选择电流平衡，所述电 流平衡利用限制信号使电流的扩布最小化。通过在每个电极上使用电 压，可以在每个电极上使用适当的源和汇(sink)来精确并且同步地控 制离散神经区域。因而，受体可以接收到定制的解决策略，用于确定 提高听力所必需的电流权数。
【0047】在某些实施例中，刺激涉及从每个电极对每个电压的贡 献。另一些实施例可以将相似概念应用到电极阵列的子集。对于某些 应用和植入物，这种另一些实施例可以是有利的，这是因为可以需要 较少的电流源和/或数学运算。例如，先前建议将三极刺激作为改善 电流扩布的可能手段。在三极配置中，从中心电极流出的电流中的一 些回流到两个邻近电极的每一个，而一些可以回流到远处的电极，即 耳蜗外的电极。文献中所描述的三极配置涉及固定权数，例如30％ 的电流到每个相邻电极，而40％到远处的电极。但是由于解剖和定位 的变异，因此利用三极使电流扩布最小化的最佳权数通常对于每组的 三个电极是不同的。相反，本发明具有相控阵刺激的实施例则不受这 种限制，并且可被用于为个体定制用于电极中每个三极组的权数。其 它实施例将通过一个以上电极的具有适当量的正负电流结合起来，以 创建横跨N个电极点的刺激电压的预期曲线。
【0048】图4是根据本发明的一个实施例所执行的操作的流程 图。下面附加参照图5A和5B对该操作进行描述。在方块402中， 以受激电极和空闲电极之间的跨阻值的矩阵的形式来测量特定受体 的电流扩布函数。
【0049】对于每个耳蜗内电极，在本发明的一个实施例中传递单 极双相脉冲。当单极电流流过耳蜗内电极504时，在任何其它的耳蜗 内电极504上能够测量到相应的电压。两个电极间的跨阻定义为所测 量电压对所传送电流的比值。对于耳蜗应用中所关心的频率问题，耳 蜗流体和组织本质上是有阻力的，以致在大致瞬间上电压大致近似地 与电流成比例。因而可以忽略跨阻的电抗分量。然而，贯穿本申请所 使用的术语跨阻优于互阻，以提示在电抗分量不可忽略的那些应用中 可以用复数算术来执行在此所提出的分析。
【0050】对于每个耳蜗内电极504，以最大舒适的电流电平来传 递单极双相脉冲。例如，在一个或多个耳蜗外电极上测量回流电流， 所述耳蜗外电极的布置是本领域公知的。测量其余每个电极504上的 电压脉冲。在一个实施例中，选择相位宽度要足够长以使电压脉冲达 到高值(plateau)，但也要足够短以允许相对高而仍然舒适的电流，因 而使电压测量的信噪比得到最大化。基于所施加电流和所测电压，如 下所述来确定电极中每种组合的跨阻。
【0051】参照图5A，I1到I22的每个电流在同时流过22个不同电 极504后分别产生电流扩布5101到51022。每个电极504所邻近的瞬 时电压512 V1...V22是5141到51422的22个单独分量的和。每个分量 514在数量和符号上与从电极504流出的电流I1...I22(以mA为单位) 成比例，表示成相应的所测跨阻值z1..z22(以V/mA(kΩ)为单位)。因 而在电极11点处的刺激电压51211可以表示为流过所有刺激电极的 加权电流的加权和，如图5A所示并且方程(1)如下：
V11＝Z1I1+Z2I2+...+Z22I22 (4)
【0052】如图5B所示，可以为每个其它电极504所邻近的电压 写出相似的方程。因而，在22个电极的系统中，可以写出22个描述 了向每个电极所邻近的神经区域所施加的电压的联立方程作为同一 集合的22个电流I1...I22的加权和。图5B中22个联立方程的集合， 其中每个权数跨阻Z，现在有两个下标，一个指示了所关联的电流， 另一个指示了电压求和的电极点。图5B中的联立方程可以用向量/ 矩阵符号来表示如方程(2)所示：
v＝Zie (2)
其中Ie表示流过电极的22个电流I1...I22的列向量，Z表示权数z1...z22的方阵，并且V表示在相应的电极I1...I22所邻近的离散刺激区域上 的22个刺激电压V1...V22的列向量。
【0053】如上所述，电流和电压均表示为时间的函数，指示出该 矩阵方程表示瞬时计算。然而，应当意识到的是，如上所述，优选实 施例使用了简单的标量值。这反映了电压瞬时上与电流成比例的假设 (等同于假设组织阻抗不具有电抗分量是纯电阻)。因此若电流变化， 则所有产生的电压瞬时成比例的变化。虽而这是相对准确的逼近，但 是并不完全正确。在以极大增加计算负担为代价的情况下，可以在矩 阵中使用复数值来实现本发明的实施例，即承认电流电压关系中的电 抗(非阻抗)分量。然后方程1和2中的变量不再是时间的函数，而 是拉普拉斯变换的变量s。
【0054】用于刺激电极j和测量电极i，跨阻zij以V/mA(kΩ)为 单位并且由方程(3)给出：
zij＝vi/ij (3)
其中，vi是在测量电极i上测量得到的峰值电压，并且ij是施加到电 极j的电流脉冲的振幅。这样就可为每个受体确定22×22的跨阻矩 阵Zm，如方程(4)所示：
【0055】矩阵中的每列p表示通过电极p的刺激的扩布函数，其 中对角线值zpp为峰值。典型地由于偏振效应而不能明确地测量在Zm对角线上的值。通过跨越金属/电解边界而产生的电化学梯度来使载 流电极极化。使用同一个电极来预防传递电流和测量耳蜗流体中的电 势。或者，可以外推出对角线上的值，优选地使用是在同一行和列的 相邻对之中的最高斜率，以避免低估扩布函数的锐度，从而这将造成 聚焦刺激中不必要的高峰值电流。下面将考虑在外推得到的值之间的 误差影响。
【0056】本领域普通技术人员应当意识到的是，矩阵Zm严格的 对角对称。例如，对于三端口网络而言，其中单节点既作为回流电流 路径又作为电压测量参考，互易定理认为对角对称得到，即对于所有 的i和j，有zij＝zji。
【0057】事实上，由于所述的极化现象，因此耳蜗外电极不可能 同时作为回流电流路径和参考电压。或者，受体上的表面电极可以作 为参考。然而从对角对称观察到的偏差较小并且相当于测量中的噪 声。这意味着靠近回流电极的组织本质上是中性的，或者与外部电极 等电势，并且结果的电压梯度产生于耳蜗内和周围。因此，可以假定 对角对称的偏差主要来自测量中的噪音。为了减小该噪音，可以平均 对角相对元素来计算新的跨阻矩阵，如方程(5)所示：
z = 1 2 ( z m + z m T ) ]]>
其中zmT表示zm的转置(矩阵Z根据定义是对角对称的)。
【0058】某些实施例利用互易定理来避免测量整个前置矩阵[z]， 而省略对矩阵[z]主对角线上方单元的测量。然后用主对角线下方的转 置值填充来未测量的值。或者，实施例可以省略对主对角线下方单元 的测量，而用主对角线上方的转置值来填充。在任何一种情况下，这 些实施例都可以减少确定矩阵[z]所需的测量数目到一半。
【0059】图6A是示出每次从电极阵列606中一个电极604上的 刺激产生的电压轮廓曲线6021...60222集合的图。每条曲线602上的 点的竖向值，以V/mA为单位，表示如图5B所示的跨阻矩阵[z]的一 列。曲线6021表示图5B中的第一列，曲线6022表示第二列，曲线 6023表示第三列，依此类推。每条电压轮廓曲线602都是由使每个电 极604流过1mA电流来产生的。曲线602可以有不同的峰值和宽度， 这取决于各种各样的因素，包括电极阵列的型号，电极阵列被如何植 入以及受体。
【0060】前置矩阵[z]还可根据以下方式来确定。将稳幅的电流波 形施加到相对于远处电极的单电极(编号j)。在每个其它未受激电极 上可以测量到相应的电压波形，所述未受激电极相对于在组织中中性 点上的未载流参考电极。根据需要信号平均可以用来获得归零(clear) 测量。选择刺激波形的某些特征来计算电压对电流的比值。例如，若 果刺激电流是矩形双相脉冲，则第一相位的峰可作为参考特征。Zij 的值将等于电极i上的峰值电压对流过电极j的峰值电流的比值。对 于上述原因，这套测量将用于确定[z]中除去zjj项的一列，即用于受 激电极的权数。通过根据电极j上方和/或下方多个值所描绘的曲线的 外推，可以估计出漏测值zj。可以为每个刺激电极重复上述整个过程 以填充整个前置矩阵[z]。
【0061】可以在耳蜗植入物100内部或外部的任何位置中，诸如 声音处理器316、计算机342等中执行所需的电压测量，并且根据需 要可以经由声音处理器316和计算机342来传输跨阻值或其表达式。
【0062】返回到图4，在方块404中，使用计算得到的跨阻值来 计算跨阻值的逆矩阵。利用跨阻值矩阵来确定电极电流的所需向量， 其将产生刺激电压的期望向量。如下所述，跨阻矩阵中的每列包括数 值权数(跨阻值)的集合，该集合定义了每个电极在单个离散刺激区 域上产生非零内标(intrascalar)电压所需的电流贡献。这样，每个这种 向量的权数定义了电极通道。
【0063】因为z是方的，并且假设其是非奇异的，所以我们能够 计算出它的逆Y＝Z-1。然后为ie解方程(6)得到方程(3)
ie＝Z-1vd＝Yvd (6)
Y的元素是以mA/V(毫姆)为单位的跨阻值。
【0064】方程6提供了对逆问题的解，并且根据该方程，对于期 望刺激电压[V]的任何瞬时集合，可以计算出产生该刺激电压所需的 瞬时电流[I]。本发明的实施例可以一次计算转矩阵[z]，之后可将其连 续用于计算电流[I]的任何期望级数。
【0065】对于Z是非奇异的约束并不是数学问题，因为对于实际 电极集合用实际加权常数并不会产生奇异矩阵。实际上，相应的问题 在于，若矩阵Z的行所定义的轮廓相当宽并且几乎水平，则其条件 数可以很大，以致所需电流也会很大。
【0066】图6B所示的图示出根据方程6得到的逆矩阵z的部分。 每条曲线610表示矩阵z的一列。竖向值的单位为mA/V。图6B示 出了用于在单电极点上产生1.0V的刺激电压而在其它电极点上产生 0V的刺激电压所需从电极阵列606中每个电极604上流出的电流。 为清楚起见，图6B示出了可能的22条曲线中的5条。例如，曲线 6107示出了用于在邻近电极7处产生1.0V(而在所有其它点处为0V) 的刺激电压在每个电极上所需的电流。类似地，曲线6111示出了用于 只在邻近电极11处产生1.0V的刺激电压所需的电流。
【0067】产生单个离散刺激区域p上的特定电压，而在沿着 耳蜗的每个其它区域上保持精确的零伏表示出最佳的聚焦一位 (single place)刺激。所需向量的电流是矩阵Y中的标量和列p的积：
i e = v d p y 1 p . . . y 22 p - - - ( 7 ) ]]>
【0068】列p的跨导纳元素(y1p...y22p)构成了22个带符号权数的 集合，其定义出仅在p点产生刺激电压所需的电流比。因而Y的每 列定义了多极电极通道；即，在其中以特定比率流过电流的电极的集 合，以便在耳蜗内单个空间受限的离散刺激区域上激活神经纤维。
【0069】本发明的实施例可以通过计算分别产生每个电压所需的 电流来产生横跨22个电极阵列的电压的集合，然后对每个电极上所 需的电流进行求和。这相当于计算方程6中的电流向量[I]。
【0070】图7显示了两幅图，该两幅图示出了为产生在电极9和 13上是1.0伏特在其余电极704上是零伏特而对于电极阵列706上每 个电极704的电压轮廓曲线702和电流电平704。在电极9上有相 当于刺激信号的正电流电平7069。而在相邻电极8和10上有相当于 限制信号的负电流7048和70410。在电极20上是具有提供干扰的限制 信号的微小正电流70420。
【0071】净电压曲线730是所有电压轮廓曲线702的和。净电压 曲线730表示将从组合的电流电平704产生的刺激电压轮廓702。本 发明的实施例可以产生各种组合的电流电平，以产生期望净电压来在 没有创建通道干扰的情况下刺激离散神经区域。这种实施例可以实现 同步刺激。
【0072】图7还显示了与图2相比本发明在预防通道干扰方面的 优点。在这两种情况下，策略寻求只刺激两个区域。在图2的简单情 况下，电压轮廓完全不同于预期刺激。由于电流扩布，因此在横跨电 极阵列的整个长度上创建刺激电压。然而通过施加本发明的相控阵电 流，如图7所示，可以精确地实现刺激电压的轮廓。
【0073】如图7所示，在相控阵刺激中需要的峰电流可以实质上 高于用于单极刺激的那些。在实践中，单电极轮廓越宽，如图6A所 示，所需电流将越高。当单电极轮廓变宽时，矩阵[z]的条件数随之增 加，这导致更高的峰电流需求。较高电流还意味着在所植入封装内的 更高功耗。同样，如果曲线非常平坦并且矩阵[z]的条件数较大，那么 本方法需要提高电流源和运算上的精度，并且本方法对[z]和[Y]的系 数中的小漂移变得敏感。基于所有这些原因，采用相控阵刺激的本发 明实施例可以实现为具有相当清晰的单电极轮廓的Nucleus ContuorTM或类似植入设备。同样，当沿着耳蜗的外侧壁安置电极时，可能需要 较大的电流、电源以及精度要求。
【0074】由于在电极周围形成疤痕组织、骨生长、电解转移等原 因，因此前置阵[z]中的系数值可以随时间缓慢变化。在这种情况下， 有时可能有必要对矩阵重新测量和更新，例如在到诊所就诊或访问医 生时。例如，对于植入系统而言，有可能在每次开启该系统时重新测 量[z]。
【0075】用现有的植入设计，若果电流源饱和并且不能传递预期 电流，则结果是良性的，这是因为其产生了不如预期响亮的声音。在 本发明的实施例中，当电流源饱和时相控阵刺激可以产生响亮但可能 不舒服的声音。这可以发生在饱和源未能部分取消来自另一未饱和源 的电流时。这种实施例可以采取以下预防措施，即将植入物设计成防 止这种情况发生，或者在任何电极接近饱和时依比例降低所有电流 源。
【0076】根据本发明的实施例实现相控阵刺激可以取决于一种假 设，认为耳蜗中的流体和组织是电线性的并且在感兴趣的频率范围内 近似是电阻，即，等于刺激电流波形中最有意义的谱分量。目前初步 的动物和人实验数据支持该假设。本领域普通技术人员应当意识到的 是，可以修改本发明的替代实施例来补偿耳蜗中组织对流体变化的非 线性响应。
【0077】在上述实施例中，刺激包括从每个电极到每个电压的贡 献。还可将本发明的相控阵刺激施加到从阵列中全部N个电极当中 的任何M个电极的子集。例如，可以在22个电极阵列中，以一个电 极间隔，沿着该阵列形成16种不同的7电极组。任何子集中的电极 不必是连续或均匀间隔。根据本发明能展望出电极子集的各种各样组 合。
【0078】本发明的实现可以在产生刺激和限制信号时使用不理想 解或次优解。“不理想解”或者“次优解”可以指的是在固定电平或 约束条件内设置电流的相控阵刺激。这种解可以完全满足确定的受体 和应用，并且可以在实现中提供实际上的节约。在期望是不理想解的 情况下可以有两种解。第一种，如果矩阵[z]中的某些元素足够小或可 忽略，那么在没有实质上影响所产生的电压轮廓的情况下可以任意地 将这些元素设为零。这种实施例可以减少计算负担或者所需电流源的 数目。第二种，这种实例发生在理想解由于需要峰值电流超出植入物 的能力或安全界限而不实际时。在这种情况下，可以在约束条件的某 些集合内创建次优解。例如，最大电流可以小于或等于2mA，并且 一列中非零权数的最大数目可以小于10。次优解矩阵[z]可以通过使 某些度量值，如对靶电压轮廓的均方差在满足指定约束条件的同时最 优化来设计。
【0079】本发明可以实现为拥有通道比电极多的植入设备。上述 讨论描述了用于对使用N个电极的N个刺激电压计算理想或非理想 解。本发明的实施例还可以根据原始前置测量[z]产生N×L伪逆矩阵， 该矩阵将N条电流映射到L个刺激点上，其中L大于N。该伪逆可 以由以原始跨阻测量的[z]开始的最小二乘拟合或其它插值过程来产 生。伪逆描述于Van Compernolle、Dirk的″A Computational Model of the Cochlea used With Cochlear Prosthesis Patients″in：Acoustics， Speech，and Signal Processing，IEEE International Conference on ICASSP′85，Volume 10，pp.427-429(1985)，其整个内容及公开以引用 方式并入本文中。此外，Rodenhiser和Spelman的″A Method for Determining the Driving Currents for Focused Stimulation in the Cochlea″/EEE Trans.Biomed.Eng.42(4)(April 1995)pg.337-342，其 以引用方式并入本文中，描述了一种用于创建类似于Van Compernolle 的伪逆矩阵的方法。然而，Rodenhiser和Spelman并没有教授如何使 用来自未受激电极的电压测量来确定该矩阵。相反，Rodenhiser和 Spelman建议在一般耳蜗内使用场的数学模型。这种模型方法由于在 电极位置和植入受体的耳蜗解剖结构之中的个体差异而并不实用。
【0080】矩阵Y定义了22个耳蜗内电极的通道权数，但是每个 通道也为耳蜗外电流所使用。流入组织的总电流必须等于流出的总电 流。因此耳蜗外电流必须与耳蜗内电流的代数和大小相等，方向相反。 其对于通道p的权由方程(8)给出：
y x p = - Σ i y ip - - - ( 8 ) ]]>
【0081】当对两个位置k和p上的刺激进行比较时，事实上 |vk|＞|vp|并不意味着在k处的刺激就其功能比在p处的刺激要强，这 是因为生物应答的数量还取决于其它因素(例如，接触神经元的近程， 局部神经密度)。在实践中，相对于某些特定位置的行为标准水平， 例如检测阈值，分别地规定每个位置的刺激强度。因此我们对每个通 道的权数进行正规化来产生权数wp＝(w1p...w22p)的无量纲集合如下所 示：
w 1 p . . . w 22 p = 1 y pp y 1 p . . . y 22 p - - - ( 9 ) ]]>
类似地将耳蜗外电流的权数正规化为 w X p = y X p / y pp . ]]>
【0082】正如所料，对于每个通道p，对角元素ypp总是最大的 原始通道权数。因而最大的正规化权数wpp等于1.0。权数的正规化 保持通过单通道p刺激所用的电流比率，以致其在所有其它位置k≠p 处仍然精确地产生0V。
【0083】正规化的通道权数形成新矩阵W的列，其用于计算试 验刺激用的电流向量。输入不再是期望电压的向量。相反根据方程(10) 计算电流：
ie＝Wic (10)
其中输入ic是表示为“亮中心(on-center)”电流(以mA为单位)的 刺激强度向量。通道的亮中心电流是通道对置于其刺激位置的电极所 承载电流的贡献，而其将较少的大小相等、极性相反的电流贡献给其 它“暗中心(off-center)”电极。指定以mA为单位的通道的刺激强度， 这样的优点在于允许对只传递亮中心电流的单极通道进行直观比较。
【0084】方程(9)提供了该逆问题的瞬态解。在实践中每个刺激强 度都是时间的函数。例如，这些函数可能是具有随强 度和脉冲宽度变化的双相脉冲串的集合，或是随频率和振幅变化的正 弦曲线的集合。结果，电极电流也是时间的函数。每 当任何信号改变值时必须计算新的电流向量ie。通常对于采样 的信号，对于每个样本间隔都需要新的矩阵乘法。因而通过施加从方 程(10)的重复解中得到的电极电流波形ie(t)，能够向22个耳蜗内位置 的每个传递22个完全独立的刺激波形。
【0085】如上所述，必须通过从周围值的外推来估计矩阵Z的对 角元素。重要的是应理解到这种程度，即估计误差损害了所产生的刺 激电压。
【0086】如果Z是真的跨阻矩阵，那么我们定义不理想矩阵Z′为：
Z′＝Z+Δ (11)
其中Δ是估计误差δpp＝z′pp-zpp的对角矩阵。使用不理想矩阵Z′并且假 定刺激电压的期望向量vd，方程(5)的解产生刺激电流的不理想向量i′e
i′e＝Z′-1vd (12)
【0087】目前的问题是：“当不理想电流的向量i′e流过电极时， 实际电压v′将如何不同于期望刺激电压vd？”根据方程(2)，实际电压 为：
v′＝Zi′e (13)
【0088】可以将其与正确电压vd相比较，若实际由Z′给出跨阻， 则该正确电压将升高。根据方程(12)，然后：
vd＝Z′i′e (14)
【0089】方程(13)减去方程(14)得到误差电压ε：
ε＝v′-vd
＝Zi′e-Z′i′e (15)
＝(Z-Z′)i′e
＝-1Δi′e
【0090】根据方程(15)有两种意见是值得注意的。第一，由于Δ是 对角的，因此在p处的误差电压εp完全由相应的估计误差δpp和流过 电极p的电流来决定：
εp＝-δppi′ep (16)
【0091】第二，方程(16)的负乘数因子意味着对跨阻zpp的过高估 计导致弱于预期电压，反之亦然。
【0092】本发明的实施例有许多优点。例如，近几年部分地由寻 求保存通道内刺激的优良时间模式的策略的需求所推动而发展的新 的兴趣在于聚集刺激。这些策略以根据处理通道的音频滤波器输出的 特征(例如，峰值或零交叉)所确定的瞬间传递刺激。通常，这些瞬 间并不同时穿过通道，以至不能满足序列刺激的非同时性约束。结果， 刺激脉冲将不可避免地在时间上重叠，这导致破坏时间模式的重叠的 刺激区域。即，由于重叠的刺激区域，因此任何给定的神经元通常由 来自多重通道的脉冲所驱动，以接收多种时间模式的复合物而不是一 种时间模式。缩小的刺激区域使得这种情况最小化或者阻止这种情况 的发生。
【0093】本发明的另一优点是通过实现的耳蜗植入物改善了周期 性(音乐的)音调的表现。除了其对音乐的重要性外，音调识别对于 从多种相似声音(competitors)中分离一种声音以及对于传输音调语音 中的语义信息都很重要。或许具有讽刺意味地，周期性音调只能以电 刺激的重复频率来微弱地传送，然后只能用于孤立的单频率(与合音 相反)和在有限频率范围内。越来越多的证据表明中枢神经系统对周 期性音调的识别可能取决于对优良空间模式的调和复合物(harmonic complexes)的检测。显著改善聚焦的刺激使实现的耳蜗植入物能够重 建这些详细的空间模式。
【0094】虽然已经参照幅图并且结合与其有关的多个实施例充分 描述了本发明，但是应当理解的是，对于本领域的技术人员而言，各 种改变和修改可以是明显的。例如，在一个实施例中，限制信号具有 与刺激信号的电流极性相反的电流。在另一个实施例中，限制信号还 可以具有大小相等极性相同的电流，以致在离散区域上产生期望的总 净刺激。如另一实例，本发明的实施例中电极是均匀地隔开。然而， 在替代实施例中，电极具有非均匀间隔。这种改变和修改被理解为在 不脱离本发明的情况下，包含在如随附权利要求所述的本发明的范围 之内。
【0095】在本申请中引用到的所有文件、专利、期刊论文以及其 他材料以引用方式并入本文中。