CN102596309B - 低脉冲频率耳蜗植入物刺激协同基频的单独表示和浊音/清音区别 - Google Patents

低脉冲频率耳蜗植入物刺激协同基频的单独表示和浊音/清音区别 Download PDF

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Abstract

本发明提供低脉冲频率耳蜗植入物刺激协同基频的单独表示和浊音/清音区别，描述了一种用于为听觉假体系统产生刺激信号的方法。高频信号传送包括格外低频率的带通包络特性的较高频率音频信息。该高频信号表示具有正常听力的听众可听到的语音、音乐和其它声音的频率范围的至少较高部分，如果不是全部。还提供了表示较低音频频率信息的分离的低频信号，该信息包括周期性特性(浊音/清音或周期性/非周期性区别)并用于周期性声音、基频特性。高频信号通过相关的高频刺激器施加到患者的听觉系统，而低频信号通过相关的低频信号施加到患者的听觉系统。

Description

低脉冲频率耳蜗植入物刺激协同基频的单独表示和浊音/清音区别
相关申请的交叉引用
本专利申请要求于2009年9月11日提交的美国临时专利申请61/241,438的优先权，该申请以引用方式并入本文中。
技术领域
本发明涉及医用植入物，并且更具体而言涉及耳蜗植入物系统和其它可植入听觉假体中的声电刺激技术。
背景技术
语音可表征为浊音的或清音的。元音声是浊音语音的实例，其通过振动声带以产生包含多个谐波频率分量的周期性信号得以形成。该信号中的最低频率分量被称为基频f0。在成年男性的浊音语音中，基频落在约85至155Hz之间。在成年女性中，浊音语音的基频略高一点，典型地从约165至255Hz。除了浊音语音之外，诸如辅音声的许多语音是非周期性的，被称为清音的。此处使用术语“清浊音”来表示与浊音/清音语音特性有关的信息。
人耳通常如图1所示将诸如语音的声音通过外耳101传送至鼓膜(耳鼓)102，鼓膜102移动中耳103的骨骼(锤骨、砧骨和镫骨)，这些骨骼振动耳蜗104的卵圆窗膜。耳蜗104是围绕其轴线螺旋盘绕大约二又四分之三圈的狭长管道。耳蜗包括沿其长度的三个室：已知为前庭阶的上室、已知为中阶的中室和已知为鼓阶的下室。耳蜗104形成直立的螺旋锥，其具有已知为蜗轴的中心，听觉神经113的轴突驻留于蜗轴上。这些轴突在一个方向上向脑干中的耳蜗核突出，并且它们在另一个方向上向耳蜗中的螺旋神经节细胞和这些细胞周边的神经突(以下称为周围突)。响应于接收到的由中耳103传送的声音，耳蜗104中的感觉毛细胞充当换能器以将机械运动和能量转变为听觉神经113中的放电。这些放电被传送到耳蜗核，并且接着将在核中诱发的神经活动的模式传送到大脑中的其它结构，以用于进一步的听觉处理和感知。
当把声音从外部传送到内耳的能力存在问题，或者内耳中的换能器功能存在问题时，听力受损。为了提高受损的听力，已经开发出听觉假体。例如，当损伤与中耳103的工作有关时，可使用常规的助听器以放大后的声音的形式向听觉系统提供声刺激。或者当损伤与耳蜗104中的换能器功能相关时，耳蜗植入物可利用由沿耳蜗长度(螺旋)的至少一部分分布的多个电极接触件传输的小电流来电刺激听觉神经组织。这些电极的阵列通常被插入鼓阶。替代地，可用布置在蜗轴内的电极来刺激听觉神经轴突的组，或者可用布置在大脑中的听觉结构上或内(例如耳蜗核上或内)的电极来刺激这些结构。
图1还示出用于耳蜗104的声电联合刺激(EAS)的典型听觉假体系统的一些部件。该系统包括外部麦克风，其向外部信号处理器111提供音频信号输入，在所述外部信号处理器111处可实现各种信号处理方案。在EAS系统中，存在两种不同的信号处理路径。声刺激信号由外部处理器111产生并传输至声刺激模块，例如耳道中的常规助听换能器105，该声刺激模块在声学上刺激鼓膜102，而鼓膜102则驱动中耳103的骨骼，这些骨骼机械地刺激耳蜗104。此外，外部信号处理器111从音频信号输入得出电刺激的模式，并将这些模式转化为数字数据格式，例如一系列数据帧，以用于从外部发射线圈107发送至植入的接收线圈106。接收线圈106将接收的数据信号传输至植入的接收器/刺激器模块108。除了接收处理后的音频信息之外，接收器/刺激器108还进行另外的信号处理，例如纠错、脉冲形成等，并且产生电刺激(基于接收到的数据信号)，该电刺激通过电极引线109发送到植入的电极的阵列(以下称为电极阵列)110中的刺激电极，以提供听觉神经113的选择性的电刺激。电极阵列也可布置在上行听觉通路中更中心的部位处，例如，在蜗轴中的听觉神经内，而不是在耳蜗内，或者在耳蜗核或下丘的上面或内部。在这些情况下，该阵列可具有与用于植入耳蜗的阵列相比不同的几何构造、接触件数目和接触件分布。
目前，用于可植入听觉假体的最成功的电刺激策略是在下文中提出的所谓的“连续交错采样”(CIS)策略：Wilson BS、Finley CC、LawsonDT、Wolford RD、Eddington DK、Rabinowitz WM，″Better SpeechRecognition with Cochlear Implants″(用耳蜗植入物更好地识别语音)，Nature，vol.352，236-238，July 1991，该文献以引用方式并入本文中。在语音处理器中用于CIS的信号处理典型地包含下列步骤：(1)借助于滤波器组将音频范围划分成频谱带；(2)对每个滤波器输出信号进行包络检测；(3)对包络信号进行瞬时非线性压缩(映射定律)；和(4)用针对对应的带通信号通道的压缩后的包络信号对每个电极的脉冲列进行调制。
图2示出了典型CIS处理系统中的各种功能框。图3示出了来自麦克风等的短时间内的音频语音信号的实例，该信号被输入到预加重滤波器201，预加重滤波器201对信号中低于约1.2kHz的强频率分量进行衰减。在预加重滤波器201之后是多个带通滤波器(BPF)202，这些带通滤波器202将来自预加重滤波器的语音信号或其它音频输入分解成多个频谱带，如例如图4所示。包络检测器203例如通过全波整流和低通滤波提取频谱带信号的缓慢变化的包络。包络的压缩通过非线性(例如对数)映射204来进行，以适合患者的知觉特性，并且接着利用调制器205将压缩后的包络信号与载波波形相乘，以便为刺激电极(EL-1至EL-n)产生不重叠两相输出脉冲，该刺激电极被植入耳蜗中、蜗轴中、或大脑内的听觉结构上面或内部。每个电极之前的框(框202、203、204和205)替代地被称为通道、信号通道、或刺激通道。
发明内容
本发明的实施例旨在提供一种用于为听觉假体系统产生音频信号的方法。高频信号传送包括格外低频率的带通包络特性的较高频率音频信息。该高频信号表示具有正常听力的听众可听到的语音、音乐和其它声音的频率范围的至少较高部分，如果不是全部。还提供了表示较低音频频率信息的单独的低频信号，其包括周期性特性(浊音/清音区别或周期性/非周期性区别)并且对于周期性声音来说包括基频特性。高频信号通过相关的高频刺激器施加到患者的听觉系统，而低频信号通过相关的低频刺激器施加到患者的听觉系统。
在另外的特定实施例中，高频信号刺激器可包括耳蜗植入物电极阵列，该耳蜗植入物电极阵列具有用于将高频刺激信号施加到附近神经组织的高频刺激电极。高频信号可以作为具有小于100Hz的脉冲频率的电脉冲的序列施加到高频刺激电极。耳蜗植入物电极阵列可包含超过12个刺激电极，例如至少16个刺激电极。
用于单独表示声谱中较低频率的系统的部分可包括电极阵列中的分立电极，这些分立电极与用于表示声谱中的较高频率的电极不同。例如，用于表示较低频率的电极可比用于表示较高频率的电极更靠近电极阵列的顶端。声谱的较低部分的表示可基于：(1)精细结构处理(FSP)策略，如在下列文献中描述的：Hochmair I、Nopp P、Jolly C、SchmidtM、H、Garnham C、Anderson I，“MED-EL Cochlear Implants：State of the Art and a Glimpse into the Future”(MED-EL耳蜗植入物：现有技术和未来初探)，Trends in Amplification，vol.10，201-219，2006，该文献以引用方式并入本文中；(2)CIS策略；和/或(3)一个或多个通道平衡提示。在分离表示较高频率和较低频率的情况中，分界线为例如约300Hz，在300和7000Hz之间的频率将用低频率电脉冲表示，而在70和300Hz之间的频率和/或该范围内的频率变化的特征将以某些其它方式表示。70-300Hz范围的频率包括男性、女性和儿童讲话者的基频以及许多音乐和环境音的基频。
在一些实施例中，低频刺激器可包括声-机械刺激模块，用于施加作为导向至患者中耳的声-机械输入的低频信号。例如，声-机械刺激模块可以是常规的助听器、中耳植入物、用于刺激耳蜗或内耳流体的圆窗膜的机电换能器(参见例如美国专利公开2008064918，该专利以引用方式并入本文中)，或者通过脑脊液或脑结构的振动刺激(参见例如美国专利公开2008039771，该专利以引用方式并入本文中)，或者专门设计用于听觉系统的联合EAS的装置的声刺激部分(例如在美国专利6,231,604中描述的，该专利以引用方式并入本文中)。在这些实施例中，声刺激将激励患者的剩余的残余低频听力。声刺激可传送至任一只耳或双耳；在仅对单耳的声刺激的情况中，将优选具有更好的残余听力的耳朵。此外，如果患者的残余听力对于300Hz以上的频率敏感，则可以在刺激中表示高于300Hz的频率。使用声刺激模块的这样的实施例将不可用于没有残余听力的人，因此可将替代实施例用于那些人。在另外的特定实施例中，高频信号可包括抗哼声抖动分量。
附图说明
图1示出带有典型的听觉假体系统的人耳的剖面图，该系统设计用于将电刺激传送到内耳并用于在耳道处执行声刺激。
图2示出在连续交错采样(CIS)处理系统中的各种功能框。
图3示出来自麦克风的短时间内的音频语音信号的实例。
图4示出通过由一组滤波器进行带通滤波而分解成一组信号的麦克风声信号。
图5示出在本发明的一个一般实施例中的各种功能框。
具体实施方式
有用的是，让听觉假体对于许多或所有信号通道和相关刺激电极以非常低的频率提供电刺激脉冲。这将减少电极相互干扰并改善调制检测。对于声谱中的多个频带中的每一个，语音中的大部分信息，除了基频和清浊音信息(浊音/清音信息，或更广义地周期性/非周期性信息)之外，通过在约16Hz及以下的信号调制来传送。例如，参见Xu L、Zheng Y，“Spectral and Temporal Cues for Phoneme Recognition inNoise”(用于噪音中的音素识别的频谱提示和时域提示)，J.Acoust.Soc.Am.，vol.122，1758-1764，2007，该文献以引用方式并入本文中。使用4倍过采样规则(例如由Wilson BS、Finley CC、Lawson DT、Zerbi M在“Temporal Representations with Cochlear Implants”(耳蜗植入物的时域表示)，Am.J.Otol.，vol.18，S30-S34，1997中所描述的，该文献以引用方式并入本文中)，这意味着脉冲频率理论上可低至64个脉冲/秒/电极，以用于使用CIS或其它策略表示低于16Hz的这些基本调制。替代地，甚至更低的频率也可以高度有效。例如，32个脉冲/秒/电极将仍然提供如Nyquist定理所规定的2倍过采样，并且因此可有效用于表示16Hz以下的调制。此外，相比利用64个脉冲/秒/电极的频率的灵敏度，32个脉冲/秒/电极的频率的、针对调制的灵敏度可以更高。因此，低至64个脉冲/秒/电极的频率将是对于本发明高度保守的选择，但低至32个脉冲/秒/电极的甚至更低的频率也可以相似地有效或者甚至更有效。低至32个脉冲/秒/电极的这些刺激率远低于常规耳蜗植入物系统中使用的刺激率。
当以除了对信号通道中的包络检测器使用高截止频率之外的某些其它方式来表示基频和周期性信息时，格外低的脉冲频率是可能的。例如，联合EAS系统的声刺激模块可提供对基频和一次谐波或一次和二次谐波的优良表示连同周期性区别(浊音/清音)。在这种情况下，EAS系统的耳蜗植入物部可使用非常低的脉冲频率来用于刺激电极，而基频和周期性信息将由声刺激信号和残余听力来提供。
因此，本发明的实施例旨在提供用于下列较低频率和较高频率的分离的刺激机制：(1)声谱中的较低频率，包括基频和周期性(浊音/清音)信息，使用各种多重处理方法和刺激模式；和(2)声谱中的较高频率，使用具有格外低的刺激率的电刺激。相比常规的(较高)刺激率，非常低的刺激率提供了减少的电极相互作用和更高的针对调制的灵敏度。这些优点很可能转变为可植入听觉假体使用者对语音和其它声音的更好的感知。
图5示出在本发明的一个一般实施例中的各种功能框，其可包括诸如图1中所示的用于听觉系统的联合EAS的部件。感测麦克风501(例如，在外部处理器111中)初始地感测引入的听觉信号以生成代表性的音频麦克风信号，例如图3中所示信号。外部处理器111也可包含声音预处理器502，其分析音频麦克风信号以形成预处理后的音频信号。低频处理器503(例如，在外部处理器111中)处理音频信号的较低频率部分(例如，对于约300Hz以下的频率)，以产生包括周期性和基频特性的较低音频频率信息的表示。相关的低频刺激器505将该低频信号传送至患者的听觉系统。例如，低频刺激器505可以是联合EAS假体系统的声刺激器105，或者其可以是耳蜗植入物电极阵列110中的刺激电极的子集，其可仅包括阵列中的一个或几个电极，例如最顶端电极中的一个或两个。
另一个高频处理器504处理音频信号的较高频率部分(例如，对于约300Hz以上的频率)，以产生包括带通包络特性的较高音频频率信息的表示。这可以基于CIS(图2)或用于耳蜗植入物的其它信号处理策略。对于用于那些策略的包络检测器中的低通滤波器，例如对于用于CIS策略的包络检测器203中的低通滤波器，使用格外低的截止频率可能是有利的。相关的高频刺激器506将该高频刺激信号传送至患者的听觉系统。例如，高频刺激器506可以是具有多个刺激电极的耳蜗植入物电极阵列110，其中每个刺激电极在约100个脉冲/秒/电极甚或更低(例如64个脉冲/秒/电极)的低脉冲频率下以特定形式的电脉冲序列刺激附近神经组织。在一些实施例中，阵列中的所有电极可用于高频刺激器506，而在其它实施例中，阵列中的大部分电极可用于此目的。在一些另外的实施例中，可以与以上给定的不同的方式物理地分离处理器功能，或者可以将处理器功能结合在单个壳体或单个装置中。
对于保留一些残余听力的耳蜗植入物患者，低频刺激器505可以是声刺激模块，例如，常规的助听器、施加作为导向至中耳的声输入的刺激的中耳植入物、或专门设计用于听觉系统105的联合EAS的装置的声刺激部分。用于传送约300Hz以下的频率的表示的声刺激器的使用允许以相同的方式对待所有耳蜗植入物刺激通道，因为所有那些通道和相关的电极可以被专门用于提供约300Hz以上频率的表示，如由高频刺激器506提供的。这简化了系统设计，并且还可以简化由电刺激引起的感知。
对于不具有可用残余听力的患者(可能需要非常少-参见例如Dorman MF、Gifford RH、Spahr AJ、McKarns SA，“The Benefits ofCombining Acoustic and Electric Stimulation for the Recognition ofSpeech，Voice and Melodies”(联合声电刺激对于语音、声音和曲调识别的好处)，Audiology & Neuro-Otology，vol.13，105-112，February 2008，该文献以引用方式并入本文中)，低频刺激器505可基于使用耳蜗植入物电极阵列110中的一个或多个电极，这些电极从与高频刺激器506相关的高频刺激电极分离。例如，一个或多个低频电极可以是比阵列中的其它高频刺激电极更靠近电极阵列的顶端的1-3个电极，这些高频刺激电极将仍然保持可用于以上所述由高频刺激器506实现的非常低频率的刺激策略。在这样的实施例中，低于约300Hz的频率的表示可以基于各种刺激策略和机制，例如连续交错采样(CIS)策略或精细结构处理(FSP)。其它实施例可基于在最顶端电极处在浊音间隔期间的基频的其它表示，例如在基频脉冲频率处的附加的深度调制，如在Geurts L、Wouters J，“Coding of Fundamental Frequency in Continuous InterleavedSampling Processors for Cochlear Implants”(用于耳蜗植入物的连续交错采样处理器中的基频编码)，J.Acoust.Soc.Am.，vol.109，713-726，2001中描述的，该文献以引用方式并入本文中。
可存在用于提供较低音频频率的表示的其它可行方法，该表示可包括基频信号和/或周期性/非周期性(浊音/清音)区别的指示。例如，在浊音语音间隔期间在最顶端电极上以与瞬时基频相等或成比例的频率呈现脉冲(或脉冲序列)，连同在清音语音间隔期间呈现下列脉冲：(1)较低频率脉冲(如用于其它电极的)；(2)以随机间隔呈现的脉冲；或(3)以固定频率呈现的脉冲，该固定频率高于约300个脉冲/秒的所谓的音调饱和极限(pitch saturation limit)或对于大多数耳蜗植入物患者略高。这样的布置可能基于使用基频和浊音/清音检测器作为听觉假体系统的部件。替代地，包络检测器的标准截止频率和标准刺激率可用于最顶端(BPF的最低中心频率)的一个或两个通道，如在CIS和其它方法中的。然后，可以将对于包络检测器的格外低的截止频率和格外低的刺激率用于剩余通道。利用这种方法，将以正常方式在一个或多个最顶端电极处表示基频变化和浊音/清音区别，也就是说，通过在映射的调制信号(调制器205的输入之一)中的变化，其包括高达用于那(一个或多个)通道的(一个或多个)包络检测器的截止频率的变化，典型地200-400Hz。
另一个实施例可基于到处(throughout)使用低刺激率，但具有由带通滤波器202跨越的频率范围向下延伸至70Hz左右，以便包括整个范围的基频(包括对于具有低音调声音的成年男性的基频)。这可以允许基于通道平衡提示来传送基频，并且也提供了在整个频谱中细微频率变化的表示，尤其是在使用具有三角形或钟形频率响应的带通滤波器和/或在相邻电极的对被顺序刺激以便提高通道平衡提示的知觉显著性时。在该实施例中，用于表示较低音频频率(例如，约300Hz以下，如由图5中的低频处理器503处理并由低频刺激器505呈现的)的、分离的处理和刺激功能不是必需的，并且可以不需要。
应通过逐渐减少用于经植入物传递的电刺激的脉冲频率和伴随地增加在顺序刺激的电极处的脉冲之间的时间间隔，来产生在减少电极相互作用和增加调制灵敏度中的逐渐改进。例如，调制灵敏度在250个脉冲/秒/电极时远胜于在4000个脉冲/秒/电极时。在顺序刺激的电极之间640微秒的时间间隔中，电极相互作用也被消除或可忽略不计，至少对于通过耳蜗植入物的刺激来说如此，并且可能对于在上行听觉通路中更中心的部位处的电刺激来说也如此。
如前所述，在当然可以支持高达16Hz的基本调制频率的不失真表示的任何单个电极上的理论最低频率为64个脉冲/秒。对于使用50微秒脉冲(25微秒/相)的12电极植入物，该频率将在顺序刺激的电极之间产生1.252ms的间隔，该间隔远远超出下列研究中消除所有可测量电极相互作用所需的640微秒的间隔：Bierer JA、Middlebrooks JC，“Cortical Responses to Cochlear Implant Stimulation：ChannelInteractions”(对耳蜗植入物刺激的皮层响应：通道相互作用)，J.Assoc.Res.Otolaryngol.，vol.5，32-48，2004，该文献以引用方式并入本文中。此外，该脉冲频率也远低于相对良好的调制灵敏度所需的250个脉冲/秒/电极，如例如在下列文献中描述的：Pfingst B E，Xu L、Thompson CS，“Effects of Carrier Pulse Rate and Stimulation on Modulation Detectionby Subjects with Cochlear Implants”(载波脉冲频率和刺激对带有耳蜗植入物的受试者的调制检测的影响)，J.Acoust.Soc.Am.，vol.121，2236-2246，2007，该文献以引用方式并入本文中。使用12个电极和50微秒脉冲的该实例表明，更大数量的电极和/或具有更大持续时间的脉冲可以被使用，并且仍然不会产生小于640微秒的、顺序刺激的电极之间的间隔。例如，16电极植入物和100微秒脉冲将产生877微秒的间隔，仍然充分超过640微秒。可能64个脉冲/秒/电极的频率的调制灵敏度优于对于此前测试的250个脉冲/秒/电极的频率的灵敏度。这可以被评估，并且如果在刺激率从250个脉冲/秒/电极减少至64个脉冲/秒/电极的情况下未发现进一步的灵敏度增益，则可以使用更高的刺激率(高达250个脉冲/秒/电极)而没有伤害，并且对于脉冲持续时间和植入物中的电极数量的许多组合，不产生小于640微秒的、顺序刺激的电极之间的间隔。但在给定现有数据的单调行为的情况下，这是不可能的结果，并且64个脉冲/秒/电极可以很好地支持优于250个脉冲/秒/电极的调制灵敏度。在不存在进一步数据的情况下，默认刺激率应为64个脉冲/秒/电极。
此外，如前所述，低至32个脉冲/秒/电极的刺激率也可以高度有效。使用如此低的刺激率将允许甚至更大数量的电极和/或具有甚至更长持续时间的脉冲，而不产生小于640微秒的、顺序刺激的电极之间的间隔。
除了低脉冲频率和伴随的顺序刺激的电极之间的长时间间隔之外，通过使用用于带通滤波器频率响应的理想或接近理想的形状，可以在约300Hz以上的频率的表示中产生进一步的增益。这产生了通道平衡提示，该提示可以信号告知植入物患者存在这样的频率，该频率在用于植入物处理策略中的相邻通道的带通滤波器的两个中心频率中间。
也可能有利的是，对于植入物中所有成对的相邻或按频率拓扑顺序排列的电极的每一对使用顺序刺激。这确保在顺序刺激的电极之间的空间距离不超过3mm的最大值，以便清晰而不含糊地感知通道平衡提示(参见McDermott H J、McKay C M，“Pitch Ranking withNon-Simultaneous Dual Electrode Electrical Stimulation of the Cochlea”(非同时双电极电刺激耳蜗的音调排序)，J.Acoust.Soc.Am.，vol.96，155-162，1994；该文献以引用方式并入本文中)。例如，耳蜗植入物电极阵列中的电极之间的一个标准距离为2.4mm。除了以上所指顺序之外的更新顺序将向顺序刺激的电极中的至少一些赋予4.8mm和以上的距离，该距离将超过用于清晰和不含糊地感知的最大3mm的空间间隔距离。
还可能有用的是，在输送到相关电极的脉冲的幅度中保存对于相邻通道的(未映射)包络信号的比率(按照在每一个通道中的带通滤波器的中心频率)。这将表示通道平衡提示，而没有本来将以通常用于每个通道的非线性映射函数产生的失真，以便将宽动态范围的包络变化映射到窄动态范围的电诱发听力上。为了将本发明的方法用于处理耳蜗植入物(或者用于在上行听觉系统中更中心的部位处的植入物)，对于相邻通道将一起应用非线性变换，以进行所需映射，同时对于两个通道和相关电极仍然保持脉冲的相对幅度。
对于顺序刺激的电极之间相对较长的时间间隔的一种可能的担忧是，通道平衡提示的准确感知可能需要将刺激脉冲在某个最大时间间隔内以及在两电极之间的最大距离(例如大约3mm)内提供给(每个顺序对的)两个电极。已经使用400微秒和高达6.7ms的固定时间间隔进行了研究，该研究表明，通道平衡提示可被耳蜗植入物受试者感知和使用，包括使用在顺序刺激的电极之间相对较长的时间间隔。另一个研究测量了用于Nucleus 24耳蜗植入物电极阵列中相邻电极的顺序交错的脉冲串的音调辨别，脉冲串之间的时间偏移为500、1000、1500和2000微秒。据发现，中音调(在对电极对中任一个电极单独刺激引起的音调之间)随着这两个电极的脉冲幅度的比率而变化，时间偏移为500和1000微秒。更复杂的感知有时以更大的时间偏移引发。因此，建议使用1000微秒或以下的时间偏移，以便可靠控制和产生中音调(并且暗示通道平衡提示的可靠表示)。本发明可使用在顺序刺激的电极之间的任何时间间隔，以允许准确感知通道平衡提示。现有文献表明，该间隔可以长达6.7ms或甚至更长，并且该文献包括间隔应为约1000微秒或更短的建议。在以上实例中指定的间隔(1252和877微秒)在该建议的范围内。然而，甚至更长的间隔(高达并可能超出6.7ms)也可允许准确感知通道平衡提示。
另一种可能的担忧是，对于植入物中的所有或大多数通道使用固定低频率的脉冲呈现可能产生与该频率相对应的低频“哼声”或“嗡嗡声”的感知。一种用于解决这个潜在问题的方法是随机化通道内和整个通道上的脉冲呈现的定时(抗哼声抖动分量)，这可能消除或至少充分减少不期望的感知(如存在)。对该方法的可能的不利方面在于，该方法将需要增加每个电极处的平均的刺激率，因为出于上述原因，最小(瞬时)频率应不低于32或64Hz。然而，对于脉冲持续时间和植入物中的电极数的许多组合，平均频率可以增加，同时仍然保持640微秒的、顺序刺激的电极之间的最小时间间隔，并且同时仍然不超过用于良好的调制灵敏度的250个脉冲/秒/电极的频率。例如，对于12通道植入物和50微秒脉冲来说，在任何电极处的瞬时频率可在64和250个脉冲/秒之间变化，而不超过250个脉冲/秒/电极的频率，并且不产生小于640微秒的顺序刺激的电极之间的时间间隔。该频率范围(以及在任何一个电极处的平均频率的伴随增加)将完全足以随机化脉冲呈现时间和消除任何哼声或嗡嗡声感知。
以上讨论的低脉冲频率策略的另一个优点是大大降低了植入物系统功耗。这意味着现有植入物电池在与外部语音处理器一起使用时将持续更长时间，并且使得完全可植入系统更加可行。
此外，低频率策略使得在用于顺序刺激电极的刺激启动之间有大量可用时间，而这可以允许使用特殊的刺激波形，例如长持续时间脉冲、不对称脉冲、分相脉冲、三相脉冲、或伪单相脉冲。相比如在现有植入物系统中使用的短持续时间双相脉冲，这些波形中的至少一些(例如，不对称脉冲和伪单相脉冲)当然会减少阈值和舒适响听觉感知所需的电流。除了从低刺激率已经实现的功率节约之外，这将进一步减少功耗。替代波形也可提供其它优点，包括下列一个或多个优点：(1)增加从阈值到舒适响感知的电刺激的动态范围；(2)甚至进一步减少电极相互作用；和(3)在存在周围突的耳蜗位置处选择性地激活螺旋神经节细胞周边的神经突起。
听觉假体的实施例还可包括使用深度插入的电极阵列来完整地覆盖耳蜗(至少对于在待植入的耳朵内不具有任何可用残余听力的患者来说)。当以低频率刺激充分减少电极相互作用，并且当植入物设计被定制为增强跨相邻电极位置的通道平衡提示的表示时，更大量的电极部位(例如，12或以上)也可能是有帮助的。随着电极相互作用(并且也可能中心相互作用)的减少，可用耳蜗植入物获得更大量的有效通道(例如，用常规植入物系统获得超过4-8个有效通道)。如果这样，刺激电极的数量应至少匹配有效通道的数量。
低刺激率和对应的通道更新之间的长时间也可提供特殊的机会，以便例如以持续时间较长的脉冲选择性地刺激任何残余的周围突。对于某些刺激的耳蜗内诱发电势的形状、延迟时间(latency)和幅度可用来确定是否存在突起。并且当突起存在时，诸如持续时间较长的脉冲或斜坡上升或呈指数上升的刺激的某些刺激可排他性地或相比在更中心部位处(例如在螺旋神经节细胞)的激励优先地激励该突起。此外，耳蜗内电极的某些构造可用于激励周围突，而不是神经节细胞或中央神经轴突。
当周围突存在时，选择性地激活它们有可能在耳蜗植入物的性能中产生进一步的改善。(这种激活将不适用于这样的听觉假体，该听觉假体在蜗轴中的听觉神经内或在听觉神经中央的上行听觉通路内的部位处提供电刺激。)例如，采用这样的激活有可能增加刺激的动态范围和空间特异性，并且这种增加继而有可能对语音和音乐接收产生有益影响。在使用格外低的刺激率的所述听觉假体系统中，有可能以更大量的刺激波形可用时间进行对周围突的选择性激活。
本文所述低刺激率策略可增加可与耳蜗植入物或其它听觉假体一起使用的有效通道的数量。这可以通过用增加数量的通道(和相关的刺激电极)测量语音接收，直到进一步增加通道数量得分不再增加来明确地确定，如此前用诸如CIS和波谱峰值采样(SPEAK)策略的其它处理策略已经进行的。应将用低刺激率策略获得的结果在同一研究中与用控制策略(例如，使用用于包络检测器中的低通滤波器的常规截止频率和电极处的常规刺激率的CIS)获得的结果直接比较。
听觉假体的另一个实施例也可包括将光学刺激而不是电刺激用于高频刺激器506。实际上，本发明中为该刺激器指定的格外低的脉冲频率可使光学刺激变得对于听觉假体有效，因为只有低频率(低于或充分低于70-100个光脉冲/秒/刺激部位)可以安全或实际地用于目前想到的光学刺激系统(参见例如Rajguru S M等人，Optical Cochlear Implants：Evaluation of Surgical Approach and Laser Parameters in Cats(光学耳蜗植入物：对猫的外科方法和激光参数的评估)，Hear.Res.，epub ahead ofprint，doi：10.1016/j.heares.2010.06.021，该文献以引用方式并入本文中)。因此，例如，本发明的实施例可采用光/电/声联合系统的形式(例如，用于高频率的光学刺激、用于低频率的声刺激和用于中间频率和/或所有频率的电刺激)。
本发明的实施例可以全部或部分地在任何常规的计算机编程语言中实现。例如，优选实施例可以在过程化编程语言(例如，“C”)或面向对象的编程语言(例如，“C++”或Python)中实现。本发明的替代实施例可实现为预编程的硬件元件、其它相关部件或硬件部件和软件部件的组合。
实施例可全部或部分地实现为用于计算机系统的计算机程序产品。这样的实施可包括一系列计算机指令，这些指令固定在有形介质例如计算机可读介质(例如，软盘、CD-ROM、ROM或固定磁盘)上或可经由调制解调器或其它接口设备例如通过介质连接到网络的通信适配器传输到计算机系统。该介质可以是有形介质(例如，光学或模拟通信线)或用无线技术(例如，微波、红外线或其它传输技术)实现的介质。该一系列计算机指令体现了本文此前关于系统描述的全部或部分功能。本领域的技术人员应当理解，这样的计算机指令可以多种编程语言写成，以用于许多计算机体系结构或操作系统。此外，这样的指令可存储在任何存储设备中，例如半导体、磁性、光学或其它存储设备，并且可以使用任何通信技术传输，例如光学、红外线、微波或其它传输技术。可以预料，这样的计算机程序产品可作为具有附带的印刷或电子文档的可移除介质(例如，现成软件)分发、用计算机系统预加载(例如，在系统ROM或固定磁盘上)、或者通过网络(例如，因特网或万维网)从服务器或电子公告板分发。当然，本发明的一些实施例可实现为软件(例如计算机程序产品)和硬件两者的组合。本发明的另一些实施例实现为纯粹的硬件或纯粹的软件(例如，计算机程序产品)。
虽然已经公开了本发明的各种示例性实施例，但对于本领域的技术人员应显而易见的是，在不脱离本发明的实质范围的情况下，可进行将实现本发明的至少一些优点的各种变化和修改。例如，本文所述方法可用于除耳蜗植入物之外的听觉假体，例如听觉脑干植入物(由耳蜗核内部或附近的电极提供电刺激)或听觉中脑植入物(由下丘上或内部的电极提供电刺激)。此外，用于本发明的一些实施例的声刺激可作为在耳蜗104的圆窗膜处的机械振动提供，而不是耳道内或体外的声波，或者不是施加到中耳103内的三个骨骼中的一个或多个的机械振动。

Claims (8)

1.一种听觉假体系统，包括：
声音预处理器，所述声音预处理器用于初始处理输入的声音频信号以形成预处理后的音频信号；
低频处理器，所述低频处理器用于接收所述预处理后的音频信号以确定低频信号，所述低频信号传送包括周期性和基频特性的较低音频频率信息；
高频处理器，所述高频处理器用于接收所述预处理后的音频信号以确定高频信号，所述高频信号传送包括带通包络特性的较高音频频率信息；
低频刺激器，所述低频刺激器用于基于所述低频信号向患者的听觉系统传送低频刺激信号；和
高频信号刺激器，所述高频信号刺激器包括耳蜗植入物电极阵列，所述耳蜗植入物电极阵列具有多个高频刺激电极，用于基于所述高频信号将高频刺激信号传送至所述患者的所述听觉系统的附近神经组织，其中所述高频刺激器以小于100Hz的脉冲率为每个高频刺激电极提供电脉冲的序列。
2.根据权利要求1所述的听觉假体系统，其中所述低频刺激器包括在电极阵列中的一个或多个低频电极，所述一个或多个低频电极与所述高频刺激电极分离并用于将所述低频刺激信号施加到附近神经组织。
3.根据权利要求2所述的听觉假体系统，其中所述一个或多个低频电极比所述高频刺激电极更靠近电极阵列的顶端。
4.根据权利要求1所述的听觉假体系统，其中所述耳蜗植入物电极阵列包含超过12个刺激电极。
5.根据权利要求4所述的听觉假体系统，其中所述耳蜗植入物电极阵列包含至少16个刺激电极。
6.根据权利要求1所述的听觉假体系统，其中所述低频信号包括300Hz以下的音频频率信息，并且所述高频信号包括300Hz以上的音频频率信息。
7.根据权利要求1所述的听觉假体系统，其中所述低频刺激器包括声-机械刺激模块，所述声-机械刺激模块用于施加作为导向至患者的中耳的声-机械输入的所述低频刺激信号。
8.根据权利要求1所述的听觉假体系统，其中所述低频刺激信号包括抗哼声抖动分量。
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