神經聽覺假體中電極刺激信號的產生的製作方法

2023-08-03 20:25:51 4

專利名稱：神經聽覺假體中電極刺激信號的產生的製作方法
技術領域：
本發明實施方式涉及在神經聽覺假體中產生電極刺激信號的方法和裝置。在本發明實施方式中，隨機化發生器控制電極刺激信號的產生從而以隨機方式在某個可允許範圍內變化。
背景技術：
本發明領域涉及被配置為通過至少兩個有源電極傳輸非同時刺激的聽覺假體，例如耳蝸植入體(cochlear implant)或腦幹植入體(brainstem implant)。 粗略估計全球耳聾人口佔總人口的O. 1%。有各種各樣原因導致耳聾，包括傳染性、創傷性、中毒、上了年紀、職業病和遺傳性疾病。在大多數原因中，內耳(即，耳蝸結構)被損壞。然而，如今存在繞過外周聽覺系統而直接刺激聽覺神經纖維的方法。通過耳蝸植入體(Cl)(其為至今已經超過五十年的深入研究目標)和通過更新的腦幹植入體(BI)，使該處理是可用的。儘管耳蝸植入體曾經為最成功的神經假體，但是通過它們只可部分恢復聽力。直至植入後第二年結束，患者在安靜條件下(無唇讀)的語音識別測試中平均達至丨J近 80%,(參見文章 「Evidence that cochlear-implanted deaf patients are bettermultisensory integrators，，，Rouger 等人發表在 Proc. Nat. Acad, of Sciences (PMAS)2007 年第 104 (17)卷第 7295-7300 頁和 Journal of Acoust. Soc. Am. 2002 年 5 月第 111
(5)卷Ptl中)，但大多數耳蝸植入者仍然無法欣賞音樂或者區分複雜聲音。此外，在嘈雜環境中語音識別對於大多數耳蝸植入者仍然是一個挑戰。即使在今天，許多現代Cl系統採用仍然基於非常「簡單的」濾波器組的語音處理策略(例如，快速傅立葉變換(FFT)，追溯至20世紀60年代中期)來模仿人類聽覺系統的複雜功能。另一方面，在過去20年裡，已經開發了基膜(BM，耳蝸濾波的器官)和聽覺結構(除了 BM之外具有強的非線性性能)的許多生物動力模型(biologically motivated model)。發明人的最近研究表明，聚合和促進更高質量的聽力恢復的實際CI/BI系統和理論耳朵模型的時機已經到來。美國專利申請公開第2009/0030486A1號公開了基於音頻信號產生耳蝸植入體控制信號的方法。計算在聽覺模型的多個內耳細胞處隨時間變化的活動模式(activitypattern)。基於活動模式中的特性模式的識別來濾除活動模式內的活動事件，藉此獲得清除的信息。清除信息被進一步用作耳蝸植入體的控制信號，或者從清除信息中獲得耳蝸植入體的控制信號。『486美國專利申請中公開的觀點是基於以下認知在活動模式中，在一段時間內大量活動脈衝存在於聽覺模型的多個內耳細胞處，所述活動脈衝與患者聽覺無關。因此，可識別神經活動模式中的特性模式，並且基於特性模式的識別，可濾除一些活動事件，這是因為它們對於患者的感覺而言僅為次要的。特性模式識別的一個實例為基於Hough的模式分類。美國專利申請公開號2009/0319005A1公開了被配置為將隨機刺激傳送給接受者的聽力假體。隨機刺激發生器被配置為產生隨機刺激脈衝序列，所述隨機刺激脈衝序列具有在所控制的限制內隨機分布在整個序列的第一和第二脈衝間間隔。因此，刺激脈衝時間位置經受隨機改變，但是刺激脈衝基本形狀為預定的。美國專利申請公開號2008/0319509A1公開了與『005美國專利申請公開案類似的方法。在美國2008/0319509A1中，公開了神經聽覺假體或者助聽器中的雙耳刺激。相位顫動分量被添加到雙耳刺激信號，以通過保存耳間時間差(ITD)信息來降低精細結構組件的周期性特性。同樣，基本脈衝的時間位置隨機改變，而同時各基本脈衝的形狀保持恆定。

發明內容
根據實施方式，一種產生用於神經聽覺假體的控制信號的方法可具有以下動作接收多個頻率窗口信號；從多個頻率窗口信號中選擇一個所選擇的頻率窗口信號；改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數；以及產生施加至神經聽覺假體的對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率的電極的電極刺激信號，所述電極刺激信號的產生利用至少一個經受改變的刺激信號產生參數。根據另一個實施方式，一種聽覺刺激信號處理裝置可具有多個信號輸入端，適於接收多個頻率窗口信號；信號選擇器，適於從多個頻率窗口信號(105)中選擇一個所選擇的頻率窗口信號；參數修改器(1008)，適於改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數；電極刺激信號發生器，適於產生施加至神經聽覺假體的電極的電極刺激信號，所述電極對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率。另一個實施方式可以具有電腦程式，所述電腦程式具有程序代碼，當在計算機上運行時，所述程序代碼用於執行如上所述產生神經聽覺假體控制信號的方法。在本發明的實施方式中，可對接收的多個頻率窗口信號執行幅值均衡。因此，聽覺刺激信號處理裝置還可包括幅值均衡器，適於對接收的多個頻率窗口信號執行幅值均衡。本發明實施方式是基於認知電極刺激信號或者與此相關的控制信號的一定程度的隨機性可添加至電極刺激信號的生物相容性。一種可行解釋為，神經聽覺假體與殘存部分(接受者聽覺的過去為健康的部分，或遺傳決定的從大自然中接收神經刺激，而現在為聽覺的壞死部分)相接。在所披露的教導的實施方式中，可以基於基膜和內毛細胞中的至少一個的刺激，從濾波器組接收多個頻率窗口信號。在所披露的教導的實施方式中，所述方法還可包括確定在先前刺激周期中神經聽覺假體的電極是否已經被選擇為用於刺激；以及衰減與先前刺激周期中所確定的刺激的電極相對應的對應頻率窗口信號。在聽覺刺激信號處理裝置情況下，所述功能可由幅值均衡器提供，S卩，幅值均衡器可適於確定在某些先前刺激周期中的至少一個先前刺激周期中神經聽覺假體的一個電極是否已經被選擇用於刺激，並且衰減與在某些最後刺激周期中的先前刺激周期中所確定的刺激的電極相對應的對應頻率窗口信號。在幅值均衡器的可選方案中，所述功能或者等同功能可由聽覺刺激信號處理裝置的另一個組件提供。在本文所披露的教導的實施方式中，所述方法還可包括在將選擇概率值分配給多個頻率窗口信號之前的更多動作。這些動作之一可為將多個頻率窗口信號中各個的幅值映射為幅值的響度映射表示，所述映射基於患者特定條件。聽覺刺激信號處理裝置還可包括響度映射功能元件，連接至信號輸入端，並且適於將多個頻率窗口信號中的至少一個的幅值映射為幅值的響度映射表不，所述映射基於患者特定條件。在本文所披露的教導的實施方式中，參數修改器可包括隨機化發生器，從而使得刺激信號產生的參數改變基於隨機處理。·
·
在本文所披露的教導的實施方式中，刺激信號產生參數可影響電極刺激信號的波形。尤其是，用於產生電極刺激信號的模板可包括時間間隙，其中，所述模板在兩個非零部分之間基本上為零值。經受隨機改變的刺激信號產生參數可以為在兩個非零部分之間的時間間隙持續時間。在以下說明書中，神經聽覺假體將描述為耳蝸植入體。然而，本領域技術人員應當清楚的是，其它類型的神經聽覺假體也可以採用本發明的方法。


隨後將參考附圖詳細描述本文所披露的教導的實施方式，其中圖I為示出神經聽覺假體概況的示意性框圖；圖2示出神經聽覺假體內一些信號的頻率-時間表示；圖3為神經聽覺假體組件的示意性框圖；圖4A和圖4B示出根據本文所披露的教導的方法的示意性流程圖；圖5為示出作為響度的函數的基膜的特性的曲線圖；圖6為根據本文所披露的教導的方法的示意性流程圖；圖7示出根據本文所披露的教導的一個方面的示出了刺激信號隨機產生方面的兩個時間圖；圖8示出根據本文所披露的教導的一個方面的示出隨機電極選擇的三個示例性概率密度分布；圖9示出根據本文所披露的教導的一個方面的示意性流程圖；以及圖10示出根據本文所披露的教導的一個方面的神經聽覺假體組件的示意性框圖。
具體實施例方式圖I示出神經聽覺假體100的示意性框圖，其中示出了一些主要組件。通常，神經聽覺假體100接收聲音信號，處理聲音信號並且產生電刺激信號。根據電刺激信號刺激接受者神經組織處的解剖部位，神經聽覺假體100可包括耳蝸植入體(Cl)、腦幹植入體(BI)或者另一個類型植入體。在耳蝸植入體的情況下，刺激裝置114植入在接受者的耳蝸中。在腦幹植入體的情況下，刺激裝置114可包括植入在腦幹的耳蝸核表面附近的電極。
神經聽覺假體100通常在音頻信號接口 102處接收音頻信號，所示音頻信號接口產生與音頻信號對應的聲音數據。音頻信號接口 102可包括麥克風、放大器和模-數轉換器。聲音數據被傳輸至濾波器組104，所述濾波器組可基於基膜(BM)的仿真模型和/或內毛細胞(IHC)的仿真模型。濾波器組104相對於落入多個頻率範圍內的聲音數據的頻率內容來分析聲音數據。濾波器組104可基於基膜模型的計算機仿真，或者它可基於例如快速傅立葉變換。濾波器組104具有M個輸出頻帶，各輸出頻帶包含多個頻率窗口信號105的頻率窗口信號。在濾波器組104的示例性實施中，頻率解析度被設定為O. 25Bark/頻帶，這導致在整個可聽範圍內具有101個頻帶。在本示例性實施中，採樣速率設定為44100/s。接著，101個頻帶中只有M個被保持，所述M個頻帶具有最接近對應電極信道的特性頻率的特性頻率(CF)。通常，電極信道的特性頻率隨頻率大約對數間隔，並且跨典型的耳蝸植入體頻率範圍(即，大約從250Hz到7500Hz)。在與上述示例性實施不同的另一個可行的實施中，濾波器組104可直接提供與耳蝸植入體或腦幹植入體的電極信道的特性頻率相匹配的所需數目M個頻帶。因此，不再需要頻帶選擇，以將頻帶數目例如，從101減少到M，並且無需執行未使用頻帶的多餘濾波。除了基膜模型的計算機仿真之外，濾波器組104還可包括內毛細胞模型的計算機 仿真，其用作具有非線性特性的整流器。在本示例性實施中，整個濾波器組104為各刺激周期提供一組輸出數據(每個頻帶一個樣本)。如果總刺激速率(TSR)不等於採樣速率，則濾波器組輸出可被重新採樣為總刺激速率。這組輸出數據形成了多個頻率窗口信號105。幅值均衡器106 (AE)適於以多個頻率窗口信號105在所有頻帶中具有相同幅值範圍的方式均衡與濾波器組頻帶相對應的多個頻率窗口信號105。例如，幅值均衡器106可調整多個頻率窗口信號105，使得各頻帶輸出範圍處於
中，其中，O. O和I. O分別為與在25. O和65. OdB SPL模型感知級別處具有給定頻帶中心頻率的純音輸入相對應的極限值。視情況，幅值均衡器106可能具有輸入和存儲器，就存儲器而論，在最後刺激周期中或者在最後刺激周期之一中選擇刺激裝置114的電極用於刺激。如果在最後刺激周期中選擇電極L用於刺激，那麼與在最後周期(之一)中所刺激的電極L相對應的頻帶的頻率窗口信號對於當前的刺激周期內將減弱某個量，例如10. OdB。可以相信的是，所述減弱通過降低過度重複刺激風險而增加了安全性，和/或支持發作感知，這產生了更好的語音感知。均衡的頻率窗口信號被轉發至響度映射功能元件108，所述響度映射功能元件108將樣本的幅值映射為表示刺激的幅值的電學單位。每個電極的刺激幅值的下限和上限在Cl患者中是獨立的。假設患者的極限為C1ot和Chigh,響度映射功能元件108將輸入範圍[O, I]映射至[ClOT，Chigh]。由響度映射功能元件108提供的響度映射可以為非線性，但必須為單調的。在已經實施為用於測試目的的示例性實施方式中，響度映射為線性的。特徵提取器和選擇器模塊110 (FES)提取和/或選擇某些數量的M個輸入樣本。M個輸入樣本中的每一個對應於多個幅值均衡和響度映射的頻率窗口信號中的一個的瞬時值。通常，所選擇的輸入樣本表現出將它們與剩餘的輸入樣本區分的特性。所選擇的輸入樣本形成了一組所選頻率窗口信號305 (圖3)。所選頻率窗口信號組的選擇可非常頻繁地改變，諸如每個採樣周期一次。因此，就所選頻率信號的持續時間而言，該組所選頻率窗口信號305可為與單個樣本一樣短。該組所選頻率窗口信號305的確定可基於各種標準,諸如輸入樣本的幅值。該組所選頻率窗口信號包括N個所選頻率窗口信號。這N個所選頻率窗口信號或者樣本通常具有最大的幅值，並且它們被分類為使得第一所選頻率窗口信號M( I)表不最聞幅值，M (N)表不第η個最聞的幅值樣本，即，具有所選頻率窗口彳目號的最低幅值的頻率窗口信號。在上述示例性實施中，在該組所選頻率窗口信號中的所選頻率窗口信號的數目N為Ν=3。通常，該組所選頻率窗口信號的確定將基於特徵提取器和選擇器模塊110的輸入樣本的幅值。在該情況下，該組所選頻率窗口信號可被稱為一組強頻率窗口信號或者一組主導頻率窗口信號。強頻率窗口信號或者主導頻率窗口信號為那些可能含有包含在原始聲音數據中的有用信息的信號，所述原始聲音數據將有助於接受者例如理解言詞或者聽見某個聲音。應該注意的是，儘管期望該組強頻率窗口信號通常含有具有N個最強幅值的頻率窗口信號，但是表達「強頻率窗口信號」並不一定是指「最強的頻率窗口信號」。特徵提取器和選擇器模塊110然後從該組所選頻率窗口信號中選擇一個頻率窗口信號(或者從該組所選樣本中選擇一個樣本)。所述選擇通常為隨機，從而使得該組所選頻率窗口信號中的任一個可以被選擇。可以通過分配給所選組內的一個以上所選頻率窗口信號的一個以上選擇概率值將隨機選擇偏置。通過將特定的選擇概率值分配給所選頻率窗 口信號或者樣本，可以以具有最大幅值的樣本比該組所選樣本中的其他樣本更常被選擇的方式來控制用於隨後驅動刺激裝置114中的對應電極的最終保留的頻率窗口信號/樣本的選擇，但並不總是如此。選擇概率值可被選擇作為參數S的函數，參數S表示選擇較高幅值樣本的概率。如果S=L 0，那麼在各周期內最高幅值樣本M (I)將被選擇，因此，刺激為確定性的。如果例如S=O. 8並且Ν=3，那麼選擇M (1)、MJ (2)或者M (3)的概率分別為80%、16%和4%。如果S〈l. 0，則刺激為隨機性的，這會導致更好生物相容性。在上述示例性實施中，參數S被選擇為S=O. 9。刺激生成器模塊112 (SBM)基於所使用的刺激裝置的特性和患者的喜好來確定刺激信號的其它性能(諸如，脈衝類型、脈衝寬度等)。刺激生成器模塊112還從特徵提取器和選擇器模塊110接收數據，尤其是，從所選頻率窗口信號組中已經通過隨機選擇處理選擇的一個中接收數據。某個頻率窗口信號/樣本的選擇確定刺激裝置114的哪個電極將被激活。特徵提取器和選擇器模塊110還可以將關於所選樣本的幅值的數據提供給刺激生成器模塊112。為了減少刺激重現，隨時間隨機改變一個或者一個以上刺激參數是有用的。用於電極刺激信號的一個可能的波形可以為在兩個相之間具有短的間隙(約8 μ s)的雙相脈衝(biphasic pulse)。間隙持續時間經受也可以由具有正常聽力的人觀察到的隨機改變。所述隨機改變反映自然過程，並且據信提高神經聽覺假體100接受者的感知能力。在上述示例性實施中，相位間隙G在[(l-J)G，(1+J)G]範圍內的隨後刺激中隨機改變，其中，J=O. I。通常，J將在區間
中，但更接近O而不是I (O彡J〈〈l)。綜上所述，圖I所示的神經聽覺假體100接收聲音信號，相對於多個頻帶中的其頻率內容分析聲音信號，標準化獲得的頻率窗口信號，選擇減少數目的頻率窗口信號，隨機選擇頻率窗口信號中的單個，以及基於所選頻率窗口信號的參數和性能來產生電極刺激信號。最後，將電極刺激信號施加至與所選頻率窗口信號的頻帶對應的電極。上述信號處理模塊或者任務中的一些可省略。例如，特徵提取和選擇模塊110可直接進行至一個頻率窗口信號的隨機選擇，而無需進行確定一組所選頻率窗口信號的中間步驟。這可通過將非常小的選擇概率值(可能為零)分配給與其它頻率窗口信號/樣本相比具有相對弱的幅值的那些頻率窗口信號/樣本來實現。圖2在A圖中示出了對於由正弦掃頻信號(275Hz至7750Hz)和相對於掃頻幅值具有一 6dB FS幅值的恆定2000Hz純音構成的合成輸入聲音的隨時間變化的濾波器組104的輸出。頻帶數目M為22，S卩，已經減少為匹配刺激裝置114的電極數目。圖2A以不同灰色陰影示出了在某個時刻某個頻帶內的頻率窗口信號的幅值。總採樣速率TSR為TSR=9000/
S。可以看出，2000Hz純音在三個不同頻帶上充分示出。此外，可以在正弦掃頻信號接近恆定2000Hz純音的頻率2000Hz處觀察到低頻跳動。圖2的B圖中示出了基於圖2的A圖中所示的濾波器組的輸出產生的特徵提取器和選擇器模塊110的特徵的輸出。通過配置具有如下參數的信號處理來獲得B圖的特徵提取器和選擇器模塊輸出將重複處罰P選擇為O. OdB，S卩，如果當前頻率窗口信號或者樣本被用於產生先前周期中的電極刺激信號，那麼當前頻率窗口信號或者樣本不被減弱。控制在多個頻率窗口信號105中的選擇概率值的分布的參數S被設定為S=L O。這意味著，用於 實際刺激信號的產生的頻率窗口信號的選擇為確定性的。因此，特徵提取器和選擇器模塊110選擇具有最高幅值的頻率窗口信號。圖2中的圖C圖D示出了在不同參數設定下獲得的頻率提取器和選擇器模塊110的進一步的輸出。圖C中所示的濾波提取器和選擇器模塊輸出可以通過將重複處罰衰減設定為P=IO. OdB並且將控制選擇概率值的分布的參數S設定為S=L O (確定性的)來獲得。在圖D的情況下，重複處罰衰減被設定為P=IO. OdB,參數S被設定為S=O. 5(隨機性的)。尤其在圖D的情況下，可以看出，所選參數設定使得在刺激圖案中穩定充分示出較柔軟純音。相反，對於與圖B中所示的特徵提取器和選擇器模塊輸出相對應的參數設定，較柔軟純音在正弦掃頻信號的第二個二分之一中完全消失。對於圖C有效的參數設定(重複處罰衰減和確定性頻率窗口信號選擇)示出了一些改進。如對於圖D中所示的特徵提取器和選擇器模塊輸出的產生已經做出的引入一定程度的隨機性，使得生成了反映包含在原始輸入聲音中的相關信息的主要部分的刺激圖案。圖2的圖A至圖D涵蓋IOOms的時間跨度。所提出的電極刺激方法允許在將原始信號施加至濾波器組104的輸出時保持原始信號的大部分精細時間結構。在其它可能的效果中，耳蝸壓力波(也稱為延遲軌跡)保持部分刺激圖案，這被認為提高了患者的語音感知。出於相同的原因，可以相對可靠地表現出(仿真的)基膜和內毛細胞複合體的相位鎖定、壓縮和適應性效果，這導致更好的音高和發作感知。所提出系統本身並不依賴於逐模塊處理，既不依賴於音頻輸入側，也不依賴於刺激輸出側。如果處理模塊能夠以基本上即時的方式處理屬於一個採樣周期的數據，則在使用該系統的雙耳設備中兩個相同裝置之間的有效滯後最大將為1/TSR秒。當前使用的一些濾波器組技術(諸如，快速傅立葉變換(FFT))可轉發多個採樣周期，用於相對於輸入信號頻率的內容分析輸入信號，這引入了信號處理的延遲。在該情況下，雙耳設備中兩個相同裝置之間的有效滯後有點隨機，並且可以為與引入延遲一樣長，即，幾個採樣周期或者甚至幾十個採樣周期。通過本文所披露的教導可能做出的即時信號處理，聲音源的水平面定位可以達到通過大多數目前可用系統無法實現的程度。如結合圖7的描述所說明的，通過隨機改變刺激生成器模塊112中的相位間隙，利用雙耳系統的水平面定位能力可得到進一步提高。期望特徵提取器和選擇器模塊110和/或刺激生成器模塊112內信號處理中包括隨機處理，以增加生物相容性和整體感知質量。圖3示出了特徵提取器和選擇器模塊110和刺激生成器模塊112的示意性框圖。特徵提取器和選擇器110從響度映射功能元件108接收多個頻率窗口信號105。然而，多個頻率窗口信號105可以由濾波器組104或者幅值均衡器106提供，即，神經聽覺假體100不包括響度映射功能元件108。多個頻率窗口信號105到達多個信號輸入端302處。在特徵提取器和選擇器模塊110內，多個頻率窗口信號被轉發至排序器304，所述排序器304適於相對於某個準則(諸如幅值)確定多個頻率窗口信號105的次序。頻率窗口信號105以分段方式被處理，即，排序器304分析落入某個時間跨度(例如，一個採樣周期)內的頻率窗口信號段。
關於由排序器304確定的多個頻率窗口信號的次序或者以它們本身確定的次序配置的頻率窗口信號或者諸如具有最大幅值的多個頻率窗口信號的一部分的信息由排序器304輸出，並且被提供給隨機選擇器308。例如，隨機選擇器308根據由一個以上選擇概率值控制的隨機處理，從排序的頻率窗口信號組中選擇一個頻率窗口信號。通常，相對高的選擇概率值被分配給具有最大幅值的頻率窗口信號。較小的選擇概率值將被分配給具有第二大幅值的頻率窗口信號，以此類推。在圖3中，假設，排序器304提供一組頻率窗口信號或者提供一組對頻率窗口信號的參考，所述參考具有N個元素。因此，排序器304可包括選擇器，適於選擇減少的所選頻率窗口信號305組，該組具有比多個頻率窗口信號少的頻率窗口信號。對於減少的所選頻率窗口信號組的N=3的大小向隨機選擇器308提供了三個具有最大幅值的頻率窗口信號，隨機選擇器308適於考慮(多個)選擇概率值通過隨機處理從這三個頻率窗口信號中選擇一個。圖3中選擇概率值由P (I),P (2)和P (N)表示。選擇概率值通過選擇概率值分配器306提供給隨機選擇器308，所述選擇概率值分配器306為具有最大幅值的頻率窗口信號設定選擇概率值P (1)，為具有第二大幅值的頻率窗口信號設定選擇概率值P (2)，以及也為具有第η大幅值的頻率窗口信號設定選擇概率值ρ(Ν)，所述具有第η大幅值的頻率窗口信號通常為所選頻率窗口信號組中最後考慮的一個。選擇概率值分配器306可採用參數S作為輸入，並且選擇概率值被計算作為參數S的函數。隨機選擇308輸出為用於由隨機選擇器308選擇的電極的指示符或者所選頻率窗口信號。在前者的情況下，所選的電極指示符被作為控制信號提供給多工器310。多工器310包括用於多個頻率窗口信號105的多個輸入。在圖3中，多個頻率窗口信號從排序器304傳送到多工器310，但這僅是多個可能的實施中的一種。例如，多工器310可直接連接至信號輸入端302。多工器310將與所選電極指不符相對應的輸入之一與多工器310的輸出連接。因此，所選頻率窗口信號被傳遞送至幅值確定模塊312。提供多工器310的可選方式為在隨機選擇器308中包括多工器能力。隨機選擇器308然後將接收所選的頻率窗口信號，並將所選頻率窗口信號組中的一個頻率窗口信號轉發給幅值確定模塊。幅值確定模塊312相對於其幅值分析所選頻率窗口信號。通常，幅值確定已經由排序器304執行，從而使得幅值確定模塊312可簡單地訪問或者使用由排序器304提供的對應幅值數據。幅值確定模塊312產生由電極刺激信號發生器314使用的參數或者參數組，所述電極刺激信號發生器314為刺激生成器模塊112的一部分。電極刺激信號發生器適於基於由幅值確定模塊312和/或特徵提取器和選擇器模塊110提供的(多個)參數來產生電極刺激信號。所述產生可使用根據所提供(多個)參數調整的用於電極刺激信號的模板。所產生的電極刺激信號被提供給刺激生成器模塊112的電極刺激信號輸出316，所產生的電極刺激信號通過所述電極刺激信號輸出316被傳遞給刺激裝置114。電極刺激信號發生器314還從隨機選擇器308接收所選的電極指示符，從而使得所產生的電極刺激信號可以包括關於電極刺激信號應該施加的所選電極的信息。儘管在圖3中僅示出了單個電極刺激信號輸出316,但是電極刺激信號發生器314和刺激生成器模塊112可包括多個電極刺激信號輸出，例如，刺激裝置114的每個電極一個輸出。所述提出的特徵提取器和選擇器模塊110在電極選擇中引入了一定程度的隨機性，這反映了在聽覺正常人的聽覺中可觀察到的現象。因為這是一種自然現象，所以神經聽覺假體100接受者的剩餘健康聽覺部分可能對有點隨機的信號比對完全確定的信號反應 更佳。圖4A和圖4B示出產生神經聽覺假體100控制信號的方法的示意性流程圖。方法通過接收已經以例如，44. IKHz的採樣速率SR採樣的脈衝碼調製(PCM)音頻信號來開始。通常，音頻信號的採樣速率SR高於神經聽覺假體100輸出處的電極刺激信號的脈衝速率。因此，在一個刺激周期中數目Ns個音頻信號樣本可被處理。在根據本文所披露的教導的方法或裝置被實施的神經聽覺假體100中，PCM音頻信號通常由圖3中未示出的神經聽覺假體100組件來提供，諸如麥克風、放大器和模-數轉換器。圖4A所示方法的第一動作為執行外耳和中耳(OME)濾波，如方塊402所示。在402處還執行基膜(BM)響應計算。基膜響應為通過基膜的仿真模型處理PCM音頻信號而獲得的多個頻率濾波信號。以簡化方式，基膜仿真模型可視為包括多個帶通濾波器的濾波器組，所述多個帶通濾波器在頻域中緊緊間隔。方塊404表示包括每個具有Ns個樣本的101個頻率窗口信號的基膜響應。101個頻率窗口信號的數目純粹是示例性的。在406處,從基膜響應404選擇一些頻率窗口信號,用於進一步的計算。所述動作或者功能性方塊406被稱為信道選擇器(ChCh)。在圖4A所示的示例性實施中，通常保持原始101個頻率窗口信號中的22個頻率窗口信號，這在表示信道選擇之後的基膜響應的方塊408 (「BM響應(ChCh)」)處可以看出。在圖4A的示例性實施中，信道選擇之後的基膜響應408因此包括每個具有Ns個樣本長度的22個頻率窗口信號。在406處的信道選擇通常通過比較信道(例如，對應頻率窗口的中心頻率)的特性頻率(CF)與刺激裝置114中的電極的特性頻率來實現。例如，信道可選擇為使得它們的中心頻率最接近用於神經聽覺假體100的給定接受者的先進組合編碼器(ACE)策略中的中心頻率。在410處，首先通過將調諧為用作高自發率(HSR)內毛細胞的仿真內毛細胞來處理所選的信道上的數據。高自發率內毛細胞開始在聽力閾值水平處操作，並且在大約65dBSPL處飽和。跟隨在該仿真階段之後為突觸間隙模型，從而使得聽覺模型的輸出可被認為沿著基膜在給定位置處的突觸間隙中的神經遞質濃度(在圖4A中的參考標號412處表示為CC數據)。CC數據412對應於濾波器組104的輸出，並且因此對應於多個頻率窗口信號105。濾波器組輸出連接至核心策略模塊。
作為連接的第一動作，濾波器組輸出412在414處被及時重新採樣，以匹配總刺激速率(也表示為總脈衝速率TPR)。這導致了數據組CCkes數據416，其包括每個具有Np個樣本的22個重新採樣的頻率窗口信號。值NP可以等於1，從而使得數據組416中的每個頻率窗口信號僅包括單個(瞬時)樣本。在418處，與未標記為未活動的信道有關的重新採樣濾波器組輸出416的數據元素被轉換為dB FS單位。這是可行的，因為CCRES值為非負(與未活動信道有關的零元素和值將被轉換為-99. 9dB FS值以避免對數域誤差)。若需要，經由簡單相加，也可施加信道增益校正，以改變每個信道的感知響度。在產生神經聽覺假體100控制信號的方法的示例性實施中，所有進一步處理步驟可基於逐樣本(或者基於刺激周期)循環駐留，從而使得當前周期操作可使用先前周期的結果O以頻率窗口信號的數據組420轉換為dB FS值作為開始，重複處罰422施加於數據組420的信道，這涉及在最後周期中或者在最後周期中至少一個中對應的電極的刺激。通過增加重複處罰值，可以降低連續周期中相同電極重複選擇概率或者甚至完全禁止。在422 處施加重複處罰產生數據組424 (CCPEN數據)。 方法在圖4B中繼續，如由連接符A所示。在426處，執行響度映射。在圖4A和圖4B所示的示例性實施中，數據組424的各信道中的值被分析，並被從響度範圍映射為標準範圍。響度範圍的下限由閾值水平提供，而響度範圍的上限由舒適水平給出。通常，閾值水平和舒適水平對於所選的信道是不同的。閾值水平被映射為標準範圍的O. O值，舒適水平被映射為標準範圍的I. O值。閾值水平和舒適水平之間的值被映射為在標準範圍[O. O, I. O]內的值。例如根據平方定律、指數定律、對數定律或者sigmoid定律，映射可為線性或者非線性。小於閾值水平的值被映射為O. 0，而大於舒適水平的值被映射為I. O。包含響度映射的頻率窗口信號的數據組由圖4B中的參考標號428表不。接著，在方塊430處，響度增長函數(LGF)施加於響度映射數據428 (CCui數據)。響度增長函數通過對於神經聽覺假體100各信道獨立的曲線將標準範圍
映射為另一個標準範圍
。用於多個所選的頻率窗口信號的多個響度增長函數的曲線由被允許在信道間改變的曲線成形因子控制(curve shaping factor)。儘管理論上可以將響度映射426和響度增長函數430組合，但對於聽覺矯治專家來說，當將神經聽覺假體100調整為特定接受者時，它們分離可能更容易處理。方塊432表示在響度增長函數之後的所選的信道的數據(CCujf數據)。在下一個步驟中，搜索數據組432中具有最大幅值值的三個信道。所確定的最大值以降序排序，並且與它們原始(信道)指數一起存儲在數據結構CCmax中。數據結構CCmx436的第一數據元素CCMX
表示最大的最大值，CCmx[l]表示第二大的最大值，CCmax[2]表示第三大的最大值。三個最大值數目為示例性的。為了本文中公開的方法的目的，可使用等於或者大於兩個的任何數目的確定的最大值。可能發生在數據組432中所有選擇的信道具有低於處理閾值的信號值。在該情況下，對於當前周期將調度空刺激，並且跳過所有連續處理步驟。如果不僅發現了最大的最大值CCMX
而且發現了第二大的最大值CCMX[1]以及根據由處理方塊434確定的次序的可能的進一步的最大值，則下一步的任務就是選擇它們中的一個。基於控制選擇處理的隨機性的設定，諸如參數S (圖3)，該選擇可為確定性的或者隨機性的。參數S表示選擇最大的最大值的概率。如果S=L O，那麼在各周期中，將選擇最大的最大值CCMX
，從而刺激為確定性的。如果S〈l. O，那麼刺激為隨機性的，這可產生更好的生物相容性。參數S應用可以為遞歸的，S卩，在第一遞歸中，確定用於最大的最大值的選擇概率值P (1)，並且通過計算I-P (1)，計算用於第二大的最大值至第η大的最大值的組合概率。在隨後的遞歸中，通過計算(I 一 S)來確定用於第二大的最大值的選擇概率值P (2)。例如，如果發現三個峰值並且S=0.8，那麼選擇CCmx[1]、CCmx[2]或者CCmx[3]的選擇概率值P (I)、P (2)和P (3)分別為80%、16%和4%。選擇三個峰值之一的動作由圖4B中的方塊438表示。方塊440表示含有IxNP個樣本的所選數據元素CCSE\在方塊424處，對所選頻率窗口信號或者樣本執行音量設定。音量設定包括調整由電刺激的閾值和舒適水平之差確定的動態範圍。如果未指定自定義音量，則使用默認音量設定。在相同處理步驟中，音量調整值被映射為[閾值電流電平，舒適電流電平]的電流電平範圍，並且四捨五入為「電流電平」整數。此外，集合刺激參數以形成刺激參數組(圖4B中表示為StimPar數據，參考標號444)。刺激參數可為電極刺激信號的寬度(例如，在電極刺激信號期間發生的間隙持續時間)和電極刺激信號應該被施加的電極的指示符。用於刺激的電極的指示符通常可從數據組440獲得。 在可選方塊446處，對於隨機改變控制電極刺激信號產生的不同參數，給出了可能性。作為實例，可以給出以隨機方式改變明確限定的限制之間的雙相電極刺激信號的相位間隙長度性質的可能性。所述隨機改變向刺激信號添加了不規律性，這減少了周期性特性，而同時保持了原始信號的精細時間結構。例如，可引入相位間隙變化AG，這引起相位間隙的長度在隨後的刺激周期中在範圍[(I - AG) · G0, (1+AG) · G0]內變化。變量Gtl表示相位間隙的平均長度。相位間隙變化AG在範圍
內，並且通常具有比I小得多的值，例如，AG=O. I。這樣的相位間隙變化的應用可與當前刺激模式(例如由刺激速率確定)相容。尤其是，當前刺激模式可以允許用於相位間隙變化的某些最大值。在相位間隙變化或者相位間隙變化的值的應用與當前刺激模式不相容的情況下，可完全跳過動作446。是否已經執行一個以上刺激參數的隨機改變,提供對應參數組448。刺激參數組448然後被用於在方塊450處產生和應用對應的電極刺激信號。與聽覺濾波器組104有關的示例性配置參數在下表中列出
權利要求
1.一種產生用於神經聽覺假體(100)的控制信號的方法，所述方法包括 接收多個頻率窗口信號(105)； 從所述多個頻率窗口信號(105)中選擇一個所選擇的頻率窗口信號； 改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數；以及 產生施加至所述神經聽覺假體(100)的對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率的電極的電極刺激信號，所述電極刺激信號的產生利用經受改變的所述至少一個刺激信號產生參數。
2.根據權利要求I所述的方法，其中，改變所述至少一個刺激信號產生參數為隨機處理。
3.根據權利要求I或2所述的方法，其中，所述信號產生參數影響所述電極刺激信號的波形。
4.根據權利要求3所述的方法，其中，用於產生所述電極刺激信號的模板包括時間間隙(G)，其中，所述模板在兩個非零部分之間基本上被零值化，以及其中，經受隨機改變的所述刺激信號產生參數為所述時間間隙(G)的持續時間。
5.根據前述任一項權利要求所述的方法，還包括 對所接收的多個頻率窗口信號(105)執行幅值均衡(AE)。
6.根據前述任一項權利要求所述的方法，其中，基於基膜和內毛細胞中至少一個的仿真，從濾波器組(104)接收所述多個頻率窗口信號(105)。
7.根據前述任一項權利要求所述的方法，還包括 確定在先前的刺激周期中所述神經聽覺假體(100)的一個電極是否已經被選擇為用於刺激；以及 衰減與所確定的在先前的刺激周期中用於刺激的電極相對應的對應頻率窗口信號。
8.根據前述任一項權利要求所述的方法，在接收到所選擇的頻率窗口信號之前，還包括 將所述多個頻率窗口信號(105)中的每一個的幅值映射為幅值的響度映射表不,所述映射基於患者特定條件。
9.一種計算機可讀數字存儲介質，所述存儲介質具有存儲在其上的電腦程式，所述電腦程式具有當在計算機上運行時用來執行神經聽覺假體(100)中的信號的信號處理的方法的程序代碼，所述方法包括 接收多個頻率窗口信號(105)； 從所述多個頻率窗口信號(105)選擇一個所選擇的頻率窗口信號； 改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數；以及 產生施加至所述神經聽覺假體(100)的對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率的電極的電極刺激信號，所述電極刺激信號的產生利用經受改變的所述至少一個刺激信號產生參數。
10.一種聽覺刺激信號處理裝置，包括 多個信號輸入端，適於接收多個頻率窗口信號(105)；信號選擇器，適於從所述多個頻率窗口信號(105)中選擇一個所選擇的頻率窗口信號; 參數修改器(1008)，適於改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數； 電極刺激信號發生器(314)，適於產生施加至神經聽覺假體(100)的電極的電極刺激信號，所述電極對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率。
11.根據權利要求10所述的聽覺刺激信號處理裝置，其中，所述參數修改器(1008)包括用於將所述至少一個刺激信號產生參數的改變隨機化的隨機化發生器。
12.根據權利要求10或11所述的聽覺刺激信號處理裝置，其中，用於產生所述電極刺激信號的模板包括時間間隙(G)，其中，所述模板在兩個非零部分之間基本上為零，以及其中，經受隨機改變的所述刺激信號產生參數為所述時間間隙(G)的持續時間。
13.根據權利要求10至12中任一項所述的聽覺刺激信號處理裝置，還包括幅值均衡器(106)，適於對接收的所述多個頻率窗口信號(105)執行幅值均衡。
14.根據權利要求13所述的聽覺刺激信號處理裝置，其中，所述幅值均衡器(106)還適於確定在某些先前刺激周期中的至少一個先前刺激周期中是否已經選擇神經聽覺假體(100)的一個電極來用於刺激，並且衰減與所確定的在某些最後刺激周期中的先前刺激周期中被刺激的電極相對應的對應頻率窗口信號。
15.根據權利要求10至14中任一項所述的聽覺刺激信號處理裝置，其中，所述多個信號輸入端(302)能夠連接至濾波器組(104)，所述濾波器組基於基膜和內毛細胞中至少一個的仿真。
全文摘要
聽覺刺激信號處理裝置包括多個信號輸入端，適於接收多個頻率窗口信號(105)；信號選擇器，適於從所述多個頻率窗口信號(105)中選擇一個所選擇的頻率窗口信號；參數修改器(1008)，適於改變用來產生電極刺激信號並影響基本刺激脈衝的形狀的至少一個刺激信號產生參數；以及電極刺激信號發生器(314)，適於產生施加至神經聽覺假體(100)的電極的電極刺激信號，所述電極對應於所選擇的頻率窗口信號的頻率。本發明還公開了對應的方法和計算機可讀數字存儲介質。
文檔編號H04R25/00GK102917754SQ201080066586
公開日2013年2月6日 申請日期2010年12月13日 優先權日2010年3月4日
發明者塔馬斯·哈克佐斯 申請人:弗蘭霍菲爾運輸應用研究公司