CN102917754B - 产生用于神经听觉假体的控制信号的方法 - Google Patents

产生用于神经听觉假体的控制信号的方法 Download PDF

Info

Publication number
CN102917754B
CN102917754B CN201080066586.1A CN201080066586A CN102917754B CN 102917754 B CN102917754 B CN 102917754B CN 201080066586 A CN201080066586 A CN 201080066586A CN 102917754 B CN102917754 B CN 102917754B
Authority
CN
China
Prior art keywords
signal
frequency window
electrode
window signal
stimulation
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Fee Related
Application number
CN201080066586.1A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102917754A (zh
Inventor
塔马斯·哈克佐斯
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fraunhofer Gesellschaft zur Forderung der Angewandten Forschung eV
Original Assignee
Franhofer Transportation Applied Research Co
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Franhofer Transportation Applied Research Co filed Critical Franhofer Transportation Applied Research Co
Publication of CN102917754A publication Critical patent/CN102917754A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102917754B publication Critical patent/CN102917754B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
    • A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
    • A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
    • A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
    • A61N1/36038—Cochlear stimulation
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A61N1/0541—Cochlear electrodes

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Electrotherapy Devices (AREA)
  • Prostheses (AREA)

Abstract

听觉刺激信号处理装置包括：多个信号输入端，适于接收多个频率窗口信号（105）；信号选择器，适于从所述多个频率窗口信号（105）中选择一个所选择的频率窗口信号；参数修改器（1008），适于改变用来产生电极刺激信号并影响基本刺激脉冲的形状的至少一个刺激信号产生参数；以及电极刺激信号发生器（314），适于产生施加至神经听觉假体（100）的电极的电极刺激信号，所述电极对应于所选择的频率窗口信号的频率。本发明还公开了对应的方法和计算机可读数字存储介质。

Description

产生用于神经听觉假体的控制信号的方法
相关申请的交叉参考
本发明要求于2012年3月4日提交的第61/310,425号美国临时申请的权益，其全部内容结合于此作为参考。
技术领域
本发明实施方式涉及在神经听觉假体中产生电极刺激信号的方法和装置。在本发明实施方式中，随机化发生器控制电极刺激信号的产生从而以随机方式在某个可允许范围内变化。
背景技术
本发明领域涉及被配置为通过至少两个有源电极传输非同时刺激的听觉假体，例如耳蜗植入体(cochlear implant)或脑干植入体(brainstemimplant)。
粗略估计全球耳聋人口占总人口的0.1％。有各种各样原因导致耳聋，包括传染性、创伤性、中毒、上了年纪、职业病和遗传性疾病。在大多数原因中，内耳(即，耳蜗结构)被损坏。
然而，如今存在绕过外周听觉系统而直接刺激听觉神经纤维的方法。通过耳蜗植入体(CI)(其为至今已经超过五十年的深入研究目标)和通过更新的脑干植入体(BI)，使该处理是可用的。尽管耳蜗植入体曾经为最成功的神经假体，但是通过它们只可部分恢复听力。直至植入后第二年结束，患者在安静条件下(无唇读)的语音识别测试中平均达到近80％，(参见文章“Evidence that cochlear-implanted deaf patients are bettermultisensory integrators”，Rouger等人发表在Proc.Nat.Acad.of Sciences(PMAS)2007年第104(17)卷第7295-7300页和Journal of Acoust.Soc.Am.2002年5月第111(5)卷Pt1中)，但大多数耳蜗植入者仍然无法欣赏音乐或者区分复杂声音。此外，在嘈杂环境中语音识别对于大多数耳蜗植入者仍然是一个挑战。
即使在今天，许多现代CI系统采用仍然基于非常“简单的”滤波器组的语音处理策略(例如，快速傅里叶变换(FFT)，追溯至20世纪60年代中期)来模仿人类听觉系统的复杂功能。另一方面，在过去20年里，已经开发了基膜(BM，耳蜗滤波的器官)和听觉结构(除了BM之外具有强的非线性性能)的许多生物动力模型(biologically motivated model)。
发明人的最近研究表明，聚合和促进更高质量的听力恢复的实际CI/BI系统和理论耳朵模型的时机已经到来。
美国专利申请公开第2009/0030486 A1号公开了基于音频信号产生耳蜗植入体控制信号的方法。计算在听觉模型的多个内耳细胞处随时间变化的活动模式(activity pattern)。基于活动模式中的特性模式的识别来滤除活动模式内的活动事件，藉此获得清除的信息。清除信息被进一步用作耳蜗植入体的控制信号，或者从清除信息中获得耳蜗植入体的控制信号。‘486美国专利申请中公开的观点是基于以下认知：在活动模式中，在一段时间内大量活动脉冲存在于听觉模型的多个内耳细胞处，所述活动脉冲与患者听觉无关。因此，可识别神经活动模式中的特性模式，并且基于特性模式的识别，可滤除一些活动事件，这是因为它们对于患者的感觉而言仅为次要的。特性模式识别的一个实例为基于Hough的模式分类。
美国专利申请公开号2009/0319005 A1公开了被配置为将随机刺激传送给接受者的听力假体。随机刺激发生器被配置为产生随机刺激脉冲序列，所述随机刺激脉冲序列具有在所控制的限制内随机分布在整个序列的第一和第二脉冲间间隔。因此，刺激脉冲时间位置经受随机改变，但是刺激脉冲基本形状为预定的。
美国专利申请公开号2008/0319509 A1公开了与‘005美国专利申请公开案类似的方法。在美国2008/0319509 A1中，公开了神经听觉假体或者助听器中的双耳刺激。相位颤动分量被添加到双耳刺激信号，以通过保存耳间时间差(ITD)信息来降低精细结构组件的周期性特性。同样，基本脉冲的时间位置随机改变，而同时各基本脉冲的形状保持恒定。
发明内容
根据实施方式，一种产生用于神经听觉假体的控制信号的方法可具有以下动作：接收多个频率窗口信号；从多个频率窗口信号中选择一个所选择的频率窗口信号；改变用来产生电极刺激信号并影响基本刺激脉冲的形状的至少一个刺激信号产生参数；以及产生施加至神经听觉假体的对应于所选择的频率窗口信号的频率的电极的电极刺激信号，所述电极刺激信号的产生利用至少一个经受改变的刺激信号产生参数。
根据另一个实施方式，一种听觉刺激信号处理装置可具有：多个信号输入端，适于接收多个频率窗口信号；信号选择器，适于从多个频率窗口信号(105)中选择一个所选择的频率窗口信号；参数修改器(1008)，适于改变用来产生电极刺激信号并影响基本刺激脉冲的形状的至少一个刺激信号产生参数；电极刺激信号发生器，适于产生施加至神经听觉假体的电极的电极刺激信号，所述电极对应于所选择的频率窗口信号的频率。
另一个实施方式可以具有计算机程序，所述计算机程序具有程序代码，当在计算机上运行时，所述程序代码用于执行如上所述产生神经听觉假体控制信号的方法。
在本发明的实施方式中，可对接收的多个频率窗口信号执行幅值均衡。因此，听觉刺激信号处理装置还可包括：幅值均衡器，适于对接收的多个频率窗口信号执行幅值均衡。
本发明实施方式是基于认知：电极刺激信号或者与此相关的控制信号的一定程度的随机性可添加至电极刺激信号的生物相容性。一种可行解释为，神经听觉假体与残存部分(接受者听觉的过去为健康的部分，或遗传决定的从大自然中接收神经刺激，而现在为听觉的坏死部分)相接。
在所披露的教导的实施方式中，可以基于基膜和内毛细胞中的至少一个的刺激，从滤波器组接收多个频率窗口信号。
在所披露的教导的实施方式中，所述方法还可包括：
确定在先前刺激周期中神经听觉假体的电极是否已经被选择为用于刺激；以及
衰减与先前刺激周期中所确定的刺激的电极相对应的对应频率窗口信号。
在听觉刺激信号处理装置情况下，所述功能可由幅值均衡器提供，即，幅值均衡器可适于确定在某些先前刺激周期中的至少一个先前刺激周期中神经听觉假体的一个电极是否已经被选择用于刺激，并且衰减与在某些最后刺激周期中的先前刺激周期中所确定的刺激的电极相对应的对应频率窗口信号。在幅值均衡器的可选方案中，所述功能或者等同功能可由听觉刺激信号处理装置的另一个组件提供。
在本文所披露的教导的实施方式中，所述方法还可包括在将选择概率值分配给多个频率窗口信号之前的更多动作。这些动作之一可为：将多个频率窗口信号中各个的幅值映射为幅值的响度映射表示，所述映射基于患者特定条件。
听觉刺激信号处理装置还可包括：响度映射功能元件，连接至信号输入端，并且适于将多个频率窗口信号中的至少一个的幅值映射为幅值的响度映射表示，所述映射基于患者特定条件。
在本文所披露的教导的实施方式中，参数修改器可包括随机化发生器，从而使得刺激信号产生的参数改变基于随机处理。
在本文所披露的教导的实施方式中，刺激信号产生参数可影响电极刺激信号的波形。尤其是，用于产生电极刺激信号的模板可包括时间间隙，其中，所述模板在两个非零部分之间基本上为零值。经受随机改变的刺激信号产生参数可以为在两个非零部分之间的时间间隙持续时间。
在以下说明书中，神经听觉假体将描述为耳蜗植入体。然而，本领域技术人员应当清楚的是，其它类型的神经听觉假体也可以采用本发明的方法。
附图说明
随后将参考附图详细描述本文所披露的教导的实施方式，其中：
图1为示出神经听觉假体概况的示意性框图；
图2示出神经听觉假体内一些信号的频率-时间表示；
图3为神经听觉假体组件的示意性框图；
图4A和图4B示出根据本文所披露的教导的方法的示意性流程图；
图5为示出作为响度的函数的基膜的特性的曲线图；
图6为根据本文所披露的教导的方法的示意性流程图；
图7示出根据本文所披露的教导的一个方面的示出了刺激信号随机产生方面的两个时间图；
图8示出根据本文所披露的教导的一个方面的示出随机电极选择的三个示例性概率密度分布；
图9示出根据本文所披露的教导的一个方面的示意性流程图；以及
图10示出根据本文所披露的教导的一个方面的神经听觉假体组件的示意性框图。
具体实施方式
图1示出神经听觉假体100的示意性框图，其中示出了一些主要组件。通常，神经听觉假体100接收声音信号，处理声音信号并且产生电刺激信号。根据电刺激信号刺激接受者神经组织处的解剖部位，神经听觉假体100可包括耳蜗植入体(CI)、脑干植入体(BI)或者另一个类型植入体。在耳蜗植入体的情况下，刺激装置114植入在接受者的耳蜗中。在脑干植入体的情况下，刺激装置114可包括植入在脑干的耳蜗核表面附近的电极。
神经听觉假体100通常在音频信号接口102处接收音频信号，所示音频信号接口产生与音频信号对应的声音数据。音频信号接口102可包括麦克风、放大器和模-数转换器。声音数据被传输至滤波器组104，所述滤波器组可基于基膜(BM)的仿真模型和/或内毛细胞(IHC)的仿真模型。滤波器组104相对于落入多个频率范围内的声音数据的频率内容来分析声音数据。滤波器组104可基于基膜模型的计算机仿真，或者它可基于例如快速傅里叶变换。滤波器组104具有M个输出频带，各输出频带包含多个频率窗口信号105的频率窗口信号。在滤波器组104的示例性实施中，频率分辨率被设定为0.25Bark/频带，这导致在整个可听范围内具有101个频带。在本示例性实施中，采样速率设定为44100/s。接着，101个频带中只有M个被保持，所述M个频带具有最接近对应电极信道的特性频率的特性频率(CF)。通常，电极信道的特性频率随频率大约对数间隔，并且跨典型的耳蜗植入体频率范围(即，大约从250Hz到7500Hz)。在与上述示例性实施不同的另一个可行的实施中，滤波器组104可直接提供与耳蜗植入体或脑干植入体的电极信道的特性频率相匹配的所需数目M个频带。因此，不再需要频带选择，以将频带数目例如，从101减少到M，并且无需执行未使用频带的多余滤波。
除了基膜模型的计算机仿真之外，滤波器组104还可包括内毛细胞模型的计算机仿真，其用作具有非线性特性的整流器。
在本示例性实施中，整个滤波器组104为各刺激周期提供一组输出数据(每个频带一个样本)。如果总刺激速率(TSR)不等于采样速率，则滤波器组输出可被重新采样为总刺激速率。这组输出数据形成了多个频率窗口信号105。
幅值均衡器106(AE)适于以多个频率窗口信号105在所有频带中具有相同幅值范围的方式均衡与滤波器组频带相对应的多个频率窗口信号105。例如，幅值均衡器106可调整多个频率窗口信号105，使得各频带输出范围处于[0,1]中，其中，0.0和1.0分别为与在25.0和65.0dB SPL模型感知级别处具有给定频带中心频率的纯音输入相对应的极限值。视情况，幅值均衡器106可能具有输入和存储器，就存储器而论，在最后刺激周期中或者在最后刺激周期之一中选择刺激装置114的电极用于刺激。如果在最后刺激周期中选择电极L用于刺激，那么与在最后周期(之一)中所刺激的电极L相对应的频带的频率窗口信号对于当前的刺激周期内将减弱某个量，例如10.0dB。可以相信的是，所述减弱通过降低过度重复刺激风险而增加了安全性，和/或支持发作感知，这产生了更好的语音感知。
均衡的频率窗口信号被转发至响度映射功能元件108，所述响度映射功能元件108将样本的幅值映射为表示刺激的幅值的电学单位。每个电极的刺激幅值的下限和上限在CI患者中是独立的。假设患者的极限为Clow和Chigh，响度映射功能元件108将输入范围[0,1]映射至[Clow，Chigh]。由响度映射功能元件108提供的响度映射可以为非线性，但必须为单调的。在已经实施为用于测试目的的示例性实施方式中，响度映射为线性的。
特征提取器和选择器模块110(FES)提取和/或选择某些数量的M个输入样本。M个输入样本中的每一个对应于多个幅值均衡和响度映射的频率窗口信号中的一个的瞬时值。通常，所选择的输入样本表现出将它们与剩余的输入样本区分的特性。所选择的输入样本形成了一组所选频率窗口信号305(图3)。所选频率窗口信号组的选择可非常频繁地改变，诸如每个采样周期一次。因此，就所选频率信号的持续时间而言，该组所选频率窗口信号305可为与单个样本一样短。该组所选频率窗口信号305的确定可基于各种标准，诸如输入样本的幅值。该组所选频率窗口信号包括N个所选频率窗口信号。这N个所选频率窗口信号或者样本通常具有最大的幅值，并且它们被分类为使得第一所选频率窗口信号M(1)表示最高幅值，M(N)表示第n个最高的幅值样本，即，具有所选频率窗口信号的最低幅值的频率窗口信号。在上述示例性实施中，在该组所选频率窗口信号中的所选频率窗口信号的数目N为N＝3。通常，该组所选频率窗口信号的确定将基于特征提取器和选择器模块110的输入样本的幅值。在该情况下，该组所选频率窗口信号可被称为一组强频率窗口信号或者一组主导频率窗口信号。强频率窗口信号或者主导频率窗口信号为那些可能含有包含在原始声音数据中的有用信息的信号，所述原始声音数据将有助于接受者例如理解言词或者听见某个声音。应该注意的是，尽管期望该组强频率窗口信号通常含有具有N个最强幅值的频率窗口信号，但是表达“强频率窗口信号”并不一定是指“最强的频率窗口信号”。
特征提取器和选择器模块110然后从该组所选频率窗口信号中选择一个频率窗口信号(或者从该组所选样本中选择一个样本)。所述选择通常为随机，从而使得该组所选频率窗口信号中的任一个可以被选择。可以通过分配给所选组内的一个以上所选频率窗口信号的一个以上选择概率值将随机选择偏置。通过将特定的选择概率值分配给所选频率窗口信号或者样本，可以以具有最大幅值的样本比该组所选样本中的其他样本更常被选择的方式来控制用于随后驱动刺激装置114中的对应电极的最终保留的频率窗口信号/样本的选择，但并不总是如此。选择概率值可被选择作为参数S的函数，参数S表示选择较高幅值样本的概率。如果S＝1.0，那么在各周期内最高幅值样本M(1)将被选择，因此，刺激为确定性的。如果例如S＝0.8并且N＝3，那么选择M(1)、MJ(2)或者M(3)的概率分别为80％、16％和4％。如果S<1.0，则刺激为随机性的，这会导致更好生物相容性。在上述示例性实施中，参数S被选择为S＝0.9。
刺激生成器模块112(SBM)基于所使用的刺激装置的特性和患者的喜好来确定刺激信号的其它性能(诸如，脉冲类型、脉冲宽度等)。刺激生成器模块112还从特征提取器和选择器模块110接收数据，尤其是，从所选频率窗口信号组中已经通过随机选择处理选择的一个中接收数据。某个频率窗口信号/样本的选择确定刺激装置114的哪个电极将被激活。特征提取器和选择器模块110还可以将关于所选样本的幅值的数据提供给刺激生成器模块112。
为了减少刺激重现，随时间随机改变一个或者一个以上刺激参数是有用的。用于电极刺激信号的一个可能的波形可以为在两个相之间具有短的间隙(约8μs)的双相脉冲(biphasic pulse)。间隙持续时间经受也可以由具有正常听力的人观察到的随机改变。所述随机改变反映自然过程，并且据信提高神经听觉假体100接受者的感知能力。在上述示例性实施中，相位间隙G在[(1–J)G，(1+J)G]范围内的随后刺激中随机改变，其中，J＝0.1。通常，J将在区间[0,1]中，但更接近0而不是1(0≤J<<1)。
综上所述，图1所示的神经听觉假体100接收声音信号，相对于多个频带中的其频率内容分析声音信号，标准化获得的频率窗口信号，选择减少数目的频率窗口信号，随机选择频率窗口信号中的单个，以及基于所选频率窗口信号的参数和性能来产生电极刺激信号。最后，将电极刺激信号施加至与所选频率窗口信号的频带对应的电极。
上述信号处理模块或者任务中的一些可省略。例如，特征提取和选择模块110可直接进行至一个频率窗口信号的随机选择，而无需进行确定一组所选频率窗口信号的中间步骤。这可通过将非常小的选择概率值(可能为零)分配给与其它频率窗口信号/样本相比具有相对弱的幅值的那些频率窗口信号/样本来实现。
图2在A图中示出了对于由正弦扫频信号(275Hz至7750Hz)和相对于扫频幅值具有－6dB FS幅值的恒定2000Hz纯音构成的合成输入声音的随时间变化的滤波器组104的输出。频带数目M为22，即，已经减少为匹配刺激装置114的电极数目。图2A以不同灰色阴影示出了在某个时刻某个频带内的频率窗口信号的幅值。总采样速率TSR为TSR＝9000/s。可以看出，2000Hz纯音在三个不同频带上充分示出。此外，可以在正弦扫频信号接近恒定2000Hz纯音的频率2000Hz处观察到低频跳动。
图2的B图中示出了基于图2的A图中所示的滤波器组的输出产生的特征提取器和选择器模块110的特征的输出。通过配置具有如下参数的信号处理来获得B图的特征提取器和选择器模块输出：将重复处罚P选择为0.0dB，即，如果当前频率窗口信号或者样本被用于产生先前周期中的电极刺激信号，那么当前频率窗口信号或者样本不被减弱。控制在多个频率窗口信号105中的选择概率值的分布的参数S被设定为S＝1.0。这意味着，用于实际刺激信号的产生的频率窗口信号的选择为确定性的。因此，特征提取器和选择器模块110选择具有最高幅值的频率窗口信号。
图2中的图C图D示出了在不同参数设定下获得的频率提取器和选择器模块110的进一步的输出。图C中所示的滤波提取器和选择器模块输出可以通过将重复处罚衰减设定为P＝10.0dB并且将控制选择概率值的分布的参数S设定为S＝1.0(确定性的)来获得。在图D的情况下，重复处罚衰减被设定为P＝10.0dB，参数S被设定为S＝0.5(随机性的)。尤其在图D的情况下，可以看出，所选参数设定使得在刺激图案中稳定充分示出较柔软纯音。相反，对于与图B中所示的特征提取器和选择器模块输出相对应的参数设定，较柔软纯音在正弦扫频信号的第二个二分之一中完全消失。对于图C有效的参数设定(重复处罚衰减和确定性频率窗口信号选择)示出了一些改进。如对于图D中所示的特征提取器和选择器模块输出的产生已经做出的引入一定程度的随机性，使得生成了反映包含在原始输入声音中的相关信息的主要部分的刺激图案。图2的图A至图D涵盖100ms的时间跨度。
所提出的电极刺激方法允许在将原始信号施加至滤波器组104的输出时保持原始信号的大部分精细时间结构。在其它可能的效果中，耳蜗压力波(也称为延迟轨迹)保持部分刺激图案，这被认为提高了患者的语音感知。出于相同的原因，可以相对可靠地表现出(仿真的)基膜和内毛细胞复合体的相位锁定、压缩和适应性效果，这导致更好的音高和发作感知。
所提出系统本身并不依赖于逐模块处理，既不依赖于音频输入侧，也不依赖于刺激输出侧。如果处理模块能够以基本上即时的方式处理属于一个采样周期的数据，则在使用该系统的双耳设备中两个相同装置之间的有效滞后最大将为1/TSR秒。当前使用的一些滤波器组技术(诸如，快速傅里叶变换(FFT))可转发多个采样周期，用于相对于输入信号频率的内容分析输入信号，这引入了信号处理的延迟。在该情况下，双耳设备中两个相同装置之间的有效滞后有点随机，并且可以为与引入延迟一样长，即，几个采样周期或者甚至几十个采样周期。通过本文所披露的教导可能做出的即时信号处理，声音源的水平面定位可以达到通过大多数目前可用系统无法实现的程度。
如结合图7的描述所说明的，通过随机改变刺激生成器模块112中的相位间隙，利用双耳系统的水平面定位能力可得到进一步提高。
期望特征提取器和选择器模块110和/或刺激生成器模块112内信号处理中包括随机处理，以增加生物相容性和整体感知质量。
图3示出了特征提取器和选择器模块110和刺激生成器模块112的示意性框图。特征提取器和选择器110从响度映射功能元件108接收多个频率窗口信号105。然而，多个频率窗口信号105可以由滤波器组104或者幅值均衡器106提供，即，神经听觉假体100不包括响度映射功能元件108。多个频率窗口信号105到达多个信号输入端302处。在特征提取器和选择器模块110内，多个频率窗口信号被转发至排序器304，所述排序器304适于相对于某个准则(诸如幅值)确定多个频率窗口信号105的次序。频率窗口信号105以分段方式被处理，即，排序器304分析落入某个时间跨度(例如，一个采样周期)内的频率窗口信号段。
关于由排序器304确定的多个频率窗口信号的次序或者以它们本身确定的次序配置的频率窗口信号或者诸如具有最大幅值的多个频率窗口信号的一部分的信息由排序器304输出，并且被提供给随机选择器308。例如，随机选择器308根据由一个以上选择概率值控制的随机处理，从排序的频率窗口信号组中选择一个频率窗口信号。通常，相对高的选择概率值被分配给具有最大幅值的频率窗口信号。较小的选择概率值将被分配给具有第二大幅值的频率窗口信号，以此类推。在图3中，假设，排序器304提供一组频率窗口信号或者提供一组对频率窗口信号的参考，所述参考具有N个元素。因此，排序器304可包括：选择器，适于选择减少的所选频率窗口信号305组，该组具有比多个频率窗口信号少的频率窗口信号。对于减少的所选频率窗口信号组的N＝3的大小向随机选择器308提供了三个具有最大幅值的频率窗口信号，随机选择器308适于考虑(多个)选择概率值通过随机处理从这三个频率窗口信号中选择一个。
图3中选择概率值由p(1)、p(2)和p(N)表示。选择概率值通过选择概率值分配器306提供给随机选择器308，所述选择概率值分配器306为具有最大幅值的频率窗口信号设定选择概率值p(1)，为具有第二大幅值的频率窗口信号设定选择概率值p(2)，以及也为具有第n大幅值的频率窗口信号设定选择概率值p(N)，所述具有第n大幅值的频率窗口信号通常为所选频率窗口信号组中最后考虑的一个。选择概率值分配器306可采用参数S作为输入，并且选择概率值被计算作为参数S的函数。
随机选择308输出为用于由随机选择器308选择的电极的指示符或者所选频率窗口信号。在前者的情况下，所选的电极指示符被作为控制信号提供给多工器310。多工器310包括用于多个频率窗口信号105的多个输入。在图3中，多个频率窗口信号从排序器304传送到多工器310，但这仅是多个可能的实施中的一种。例如，多工器310可直接连接至信号输入端302。多工器310将与所选电极指示符相对应的输入之一与多工器310的输出连接。因此，所选频率窗口信号被传递送至幅值确定模块312。提供多工器310的可选方式为在随机选择器308中包括多工器能力。随机选择器308然后将接收所选的频率窗口信号，并将所选频率窗口信号组中的一个频率窗口信号转发给幅值确定模块。
幅值确定模块312相对于其幅值分析所选频率窗口信号。通常，幅值确定已经由排序器304执行，从而使得幅值确定模块312可简单地访问或者使用由排序器304提供的对应幅值数据。幅值确定模块312产生由电极刺激信号发生器314使用的参数或者参数组，所述电极刺激信号发生器314为刺激生成器模块112的一部分。电极刺激信号发生器适于基于由幅值确定模块312和/或特征提取器和选择器模块110提供的(多个)参数来产生电极刺激信号。所述产生可使用根据所提供(多个)参数调整的用于电极刺激信号的模板。所产生的电极刺激信号被提供给刺激生成器模块112的电极刺激信号输出316，所产生的电极刺激信号通过所述电极刺激信号输出316被传递给刺激装置114。电极刺激信号发生器314还从随机选择器308接收所选的电极指示符，从而使得所产生的电极刺激信号可以包括关于电极刺激信号应该施加的所选电极的信息。尽管在图3中仅示出了单个电极刺激信号输出316，但是电极刺激信号发生器314和刺激生成器模块112可包括多个电极刺激信号输出，例如，刺激装置114的每个电极一个输出。
所述提出的特征提取器和选择器模块110在电极选择中引入了一定程度的随机性，这反映了在听觉正常人的听觉中可观察到的现象。因为这是一种自然现象，所以神经听觉假体100接受者的剩余健康听觉部分可能对有点随机的信号比对完全确定的信号反应更佳。
图4A和图4B示出产生神经听觉假体100控制信号的方法的示意性流程图。方法通过接收已经以例如，44.1KHz的采样速率SR采样的脉冲码调制(PCM)音频信号来开始。通常，音频信号的采样速率SR高于神经听觉假体100输出处的电极刺激信号的脉冲速率。因此，在一个刺激周期中数目NS个音频信号样本可被处理。在根据本文所披露的教导的方法或装置被实施的神经听觉假体100中，PCM音频信号通常由图3中未示出的神经听觉假体100组件来提供，诸如麦克风、放大器和模-数转换器。
图4A所示方法的第一动作为执行外耳和中耳(OME)滤波，如方块402所示。在402处还执行基膜(BM)响应计算。基膜响应为通过基膜的仿真模型处理PCM音频信号而获得的多个频率滤波信号。以简化方式，基膜仿真模型可视为包括多个带通滤波器的滤波器组，所述多个带通滤波器在频域中紧紧间隔。方块404表示包括每个具有NS个样本的101个频率窗口信号的基膜响应。101个频率窗口信号的数目纯粹是示例性的。
在406处，从基膜响应404选择一些频率窗口信号，用于进一步的计算。所述动作或者功能性方块406被称为信道选择器(ChCh)。在图4A所示的示例性实施中，通常保持原始101个频率窗口信号中的22个频率窗口信号，这在表示信道选择之后的基膜响应的方块408(“BM响应(ChCh)”)处可以看出。在图4A的示例性实施中，信道选择之后的基膜响应408因此包括每个具有NS个样本长度的22个频率窗口信号。
在406处的信道选择通常通过比较信道(例如，对应频率窗口的中心频率)的特性频率(CF)与刺激装置114中的电极的特性频率来实现。例如，信道可选择为使得它们的中心频率最接近用于神经听觉假体100的给定接受者的先进组合编码器(ACE)策略中的中心频率。
在410处，首先通过将调谐为用作高自发率(HSR)内毛细胞的仿真内毛细胞来处理所选的信道上的数据。高自发率内毛细胞开始在听力阈值水平处操作，并且在大约65dB SPL处饱和。跟随在该仿真阶段之后为突触间隙模型，从而使得听觉模型的输出可被认为沿着基膜在给定位置处的突触间隙中的神经递质浓度(在图4A中的参考标号412处表示为CC数据)。CC数据412对应于滤波器组104的输出，并且因此对应于多个频率窗口信号105。滤波器组输出连接至核心策略模块。
作为连接的第一动作，滤波器组输出412在414处被及时重新采样，以匹配总刺激速率(也表示为总脉冲速率：TPR)。这导致了数据组CCRES数据416，其包括每个具有NP个样本的22个重新采样的频率窗口信号。值NP可以等于1，从而使得数据组416中的每个频率窗口信号仅包括单个(瞬时)样本。在418处，与未标记为未活动的信道有关的重新采样滤波器组输出416的数据元素被转换为dB FS单位。这是可行的，因为CCRES值为非负(与未活动信道有关的零元素和值将被转换为-99.9dB FS值以避免对数域误差)。若需要，经由简单相加，也可施加信道增益校正，以改变每个信道的感知响度。
在产生神经听觉假体100控制信号的方法的示例性实施中，所有进一步处理步骤可基于逐样本(或者基于刺激周期)循环驻留，从而使得当前周期操作可使用先前周期的结果。
以频率窗口信号的数据组420转换为dB FS值作为开始，重复处罚422施加于数据组420的信道，这涉及在最后周期中或者在最后周期中至少一个中对应的电极的刺激。通过增加重复处罚值，可以降低连续周期中相同电极重复选择概率或者甚至完全禁止。在422处施加重复处罚产生数据组424(CCPEN数据)。
方法在图4B中继续，如由连接符A所示。在426处，执行响度映射。在图4A和图4B所示的示例性实施中，数据组424的各信道中的值被分析，并被从响度范围映射为标准范围。响度范围的下限由阈值水平提供，而响度范围的上限由舒适水平给出。通常，阈值水平和舒适水平对于所选的信道是不同的。阈值水平被映射为标准范围的0.0值，舒适水平被映射为标准范围的1.0值。阈值水平和舒适水平之间的值被映射为在标准范围[0.0,1.0]内的值。例如根据平方定律、指数定律、对数定律或者sigmoid定律，映射可为线性或者非线性。小于阈值水平的值被映射为0.0，而大于舒适水平的值被映射为1.0。包含响度映射的频率窗口信号的数据组由图4B中的参考标号428表示。
接着，在方块430处，响度增长函数(LGF)施加于响度映射数据428(CCLM数据)。响度增长函数通过对于神经听觉假体100各信道独立的曲线将标准范围[0,1]映射为另一个标准范围[0,1]。用于多个所选的频率窗口信号的多个响度增长函数的曲线由被允许在信道间改变的曲线成形因子控制(curve shaping factor)。尽管理论上可以将响度映射426和响度增长函数430组合，但对于听觉矫治专家来说，当将神经听觉假体100调整为特定接受者时，它们分离可能更容易处理。方块432表示在响度增长函数之后的所选的信道的数据(CCLGF数据)。
在下一个步骤中，搜索数据组432中具有最大幅值值的三个信道。所确定的最大值以降序排序，并且与它们原始(信道)指数一起存储在数据结构CCMAX中。数据结构CCMAX436的第一数据元素CCMAX[0]表示最大的最大值，CCMAX[1]表示第二大的最大值，CCMAX[2]表示第三大的最大值。三个最大值数目为示例性的。为了本文中公开的方法的目的，可使用等于或者大于两个的任何数目的确定的最大值。可能发生在数据组432中所有选择的信道具有低于处理阈值的信号值。在该情况下，对于当前周期将调度空刺激，并且跳过所有连续处理步骤。
如果不仅发现了最大的最大值CCMAX[0]而且发现了第二大的最大值CCMAX[1]以及根据由处理方块434确定的次序的可能的进一步的最大值，则下一步的任务就是选择它们中的一个。基于控制选择处理的随机性的设定，诸如参数S(图3)，该选择可为确定性的或者随机性的。参数S表示选择最大的最大值的概率。如果S＝1.0，那么在各周期中，将选择最大的最大值CCMAX[0]，从而刺激为确定性的。如果S<1.0，那么刺激为随机性的，这可产生更好的生物相容性。参数S应用可以为递归的，即，在第一递归中，确定用于最大的最大值的选择概率值p(1)，并且通过计算1-p(1)，计算用于第二大的最大值至第n大的最大值的组合概率。在随后的递归中，通过计算(1－S)来确定用于第二大的最大值的选择概率值p(2)。例如，如果发现三个峰值并且S＝0.8，那么选择CCMAX[1]、CCMAX[2]或者CCMAX[3]的选择概率值p(1)、p(2)和p(3)分别为80％、16％和4％。选择三个峰值之一的动作由图4B中的方块438表示。方块440表示含有1xNP个样本的所选数据元素CCSEL。
在方块424处，对所选频率窗口信号或者样本执行音量设定。音量设定包括调整由电刺激的阈值和舒适水平之差确定的动态范围。如果未指定自定义音量，则使用默认音量设定。在相同处理步骤中，音量调整值被映射为[阈值电流电平，舒适电流电平]的电流电平范围，并且四舍五入为“电流电平”整数。此外，集合刺激参数以形成刺激参数组(图4B中表示为StimPar数据，参考标号444)。刺激参数可为电极刺激信号的宽度(例如，在电极刺激信号期间发生的间隙持续时间)和电极刺激信号应该被施加的电极的指示符。用于刺激的电极的指示符通常可从数据组440获得。
在可选方块446处，对于随机改变控制电极刺激信号产生的不同参数，给出了可能性。作为实例，可以给出以随机方式改变明确限定的限制之间的双相电极刺激信号的相位间隙长度性质的可能性。所述随机改变向刺激信号添加了不规律性，这减少了周期性特性，而同时保持了原始信号的精细时间结构。例如，可引入相位间隙变化ΔG，这引起相位间隙的长度在随后的刺激周期中在范围[(1–ΔG)·G0，(1+ΔG)·G0]内变化。变量G0表示相位间隙的平均长度。相位间隙变化ΔG在范围[0,1]内，并且通常具有比1小得多的值，例如，ΔG＝0.1。这样的相位间隙变化的应用可与当前刺激模式(例如由刺激速率确定)相容。尤其是，当前刺激模式可以允许用于相位间隙变化的某些最大值。在相位间隙变化或者相位间隙变化的值的应用与当前刺激模式不相容的情况下，可完全跳过动作446。
是否已经执行一个以上刺激参数的随机改变，提供对应参数组448。刺激参数组448然后被用于在方块450处产生和应用对应的电极刺激信号。
与听觉滤波器组104有关的示例性配置参数在下表中列出：
与幅值均衡器106、响度映射功能108、特征提取器和选择器模块110以及刺激生成器模块112的操作有关的示例性参数在下表中列出：
图5示出在各种响度水平处对于1000Hz纯音的基膜及其模型的响应。从原始基膜获得的观察在图5中被表示为黑色正方形，并且示出基膜对于低的响度范围以及高的响度范围内的响度差具有相对高的灵敏度。在大约40dB SPL和80dB SPL之间的中间响度范围内，曲线为相对平坦，这表示基膜对该范围内的响度具有相对低的灵敏度。在图5中作为逐渐接近在高响度水平处的观察的粗实线示出了基膜特性的简单线性模型。线性模型基本上忽略了对于大约60dB SPL以下的响度水平的基膜响应。由图5中的细实线表示的模型特性更接近所述观察，而绘制为粗虚线的活动特性仍然更接近所述观察。基膜输入和输出范围放大以及用于微调幅值特性的因子可以以仿真基膜的非线性特性最符合实验数据的方式来调谐。
图6示出根据本文所披露的教导的一个方面的方法的示例性示意流程图。在601处所述方法开始之后，在602处接收多个频率窗口信号。多个频率窗口信号可对应于在听觉假体100的刺激装置114中的可用的电极。在可选动作603处，确定一组强的频率窗口信号。如果频率窗口信号满足一个或者一个以上标准，诸如具有大的幅值，则频率窗口信号可限定为“强”。
在另一个可选动作604处，根据幅值将强的频率窗口信号组排序，从而使得可确定具有最大幅值的频率窗口信号、具有第二大幅值的频率窗口信号等。
在605处，至少一个选择概率值被分配给强频率窗口信号中的至少一个。通常，选择概率值被分配给所选的强频率窗口信号组中的所有的强频率窗口信号。在动作606处，通过随机处理来选择强频率窗口信号之一，其中，所述随机处理通过在先前动作605处分配给强频率窗口信号的(多个)选择概率值来“偏置”。通常，以比具有第二大幅值的频率窗口信号大的概率来选择具有最大幅值的频率窗口信号，以此类推。然而，就幅值而论，如果第二大频率窗口信号或者甚至更低排序频率窗口信号的分配的选择概率值为非零，那么在动作606期间选择，就可以选择它们。
然后在607为与所选强频率窗口信号的指数相对应的电极产生电极刺激信号。在608处，所述方法结束。所述方法通常每个刺激周期重复一次。
图7示出了对电极刺激信号产生引入一定程度的随机性的另一种选择。图7中上方的图示出了两个连续双相刺激脉冲的波形。两个双相刺激脉冲以负脉冲开始，之后是间隙G。在间隙G之后是正脉冲。间隙G的持续时间由G0+ΔG(t)给定，其中，G0为间隙G的平均持续时间，项ΔG(t)为间隙持续时间的时变随机部分。因此，电极刺激信号的两个连续双相脉冲可以具有不同的间隙持续时间。
图7中下方的图示出了表示以微秒测量的时变随机部分ΔG(t)的时间演化的波形。以周期性的随机的方式确定新的ΔG(t)值。为便于示出，尽管每个刺激周期一个随机确定就足够了，但是图7的下方的图示出了几个随机确定。间隙持续时间的时变随机部分ΔG(t)可采用两个极限-ΔGmax和+ΔGmin之间的任何值。可适当选择概率密度分布，诸如均匀分布或者高斯分布。
相位间隙的随机确定的持续时间可用在图4B的方块446中。
在图8中，对于选择一个频率窗口信号(从而施加有当前刺激周期的电极刺激信号的对应电极)的随机处理示出了三个不同概率分布密度。在图8的上方的图中，参数S已经被选择为S＝1。这意味着选择最大幅值频率窗口信号的概率p(1)为等于1，例如100％。强频率窗口信号组中剩余的频率窗口信号的选择概率值为p(2)＝p(2)＝0。这意味着频率窗口信号选择处理中的随机性已经被排除，并且频率窗口信号选择实际上为确定性的。
在图8的中间的图中，参数S具有值0.9。这导致以下选择概率值：p(1)＝0.9；p(2)＝0.09；以及p(3)＝0.01。在下方的图中，参数S为等于0.8。所得的选择概率值为p(1)＝0.8；p(2)＝0.16；以及p(3)＝0.04。
图9示出了根据对电极刺激信号的产生引入一定程度的随机性的一个方面的方法的示意性流程图。在901处开始之后，在902处接收多个频率窗口信号。在方块903处，从多个频率窗口信号选择一个频率窗口信号。应该注意的是，在本文所披露的教导的该发明的上下文中，没有频率窗口信号可被选择，或者可选择几个频率窗口信号。
在方块904处，用于产生最终电极刺激信号的刺激信号产生参数在预定义的范围内随机改变。在905处，然后根据在动作904处确定并且变化的刺激信号产生参数，产生施加对应电极的电极刺激信号。所产生(多个)电极刺激信号然后施加于与(多个)所选频率窗口信号对应的(多个)电极。在方块906处，方法结束。
图10示出根据本文所披露的教导的一个方面的示意性框图。在多个信号输入端302处接收多个频率窗口信号105，其中，在所述信号输入端处所述多个频率窗口信号被分布至作为提取器和选择器模块1010一部分的多工器310和评估器1006。例如，评估器1006可对图3的上下文中所示出和描述的选择的频率窗口信号执行选择方法。可选地，评估器1006可根据确定性选择方案来实施。以与图3所示相似的方式，所选的频率窗口信号被转发至确定其幅值的幅值确定方块312。
刺激生成器模块1012包括电极刺激信号发生器314，所述电极刺激信号发生器314接收所确定的幅值以及所选的电极/频率窗口信号的指示符。刺激生成器模块1012还包括连接至电极刺激信号发生器314的参数修改器1008。参数修改器1008适于将刺激信号产生参数的修改值提供给电极刺激信号发生器314。参数修改器1008可包括随机化发生器，从而使得由参数修改器1008产生刺激信号产生参数的随机值。可选地，参数修改器1008可以预定方式修改刺激信号产生参数，从而仿真随机特性。电极刺激信号发生器314产生在电极刺激信号输出316处可用的对应电极刺激信号。经受随机改变(在某些范围内)的刺激信号产生参数的一个实例为双相脉冲相位间隙的持续时间。
电极刺激信号发生器314可使用用于电极刺激信号的预定义模板。这些模板通常提供多种选择，以通过调整一个以上刺激信号产生参数来修改所得的电极刺激信号。
尽管在装置的上下文中已经描述一些方面，但是很显然，这些方面也表示对应方法的描述，其中，方块或者装置对应于方法步骤或者方法步骤的特征。类似地，在方法步骤上下文中描述的方面也表示对应装置的对应方块或者项目或者特征的描述。一些或者全部方法步骤可通过(或者使用)硬件装置执行，例如，微处理器、可编程计算机或者电子电路。在一些实施方式中，某一个或者一个以上的最重要的方法步骤中可由所述装置执行。
根据某些实施要求，本发明的实施方式可以硬件或者软件来实施。可使用数字存储介质来执行实施，所述数字存储介质例如为具有存储在其上的电可读控制信号的软盘、DVD、蓝光、CD、ROM、PROM、EPROM、EEPROM或者快闪存储器，它们与可编程计算机系统协作(或者能够协作)，从而使得执行相应的方法。因此，数字存储介质可以为计算机可读的。
根据本发明的一些实施方式包括具有电可读控制信号的数据载体，所述数据载体能够与可编程计算机系统协作，从而执行本文中描述的方法之一。
一般地，本发明实施方式可实施为具有程序代码的计算机程序产品，当计算机程序产品在计算机上运行时，程序代码可操作为执行所述方法之一。程序代码可例如存储于机器可读载体上。
其它实施方式包括存储于机器可读载体上的用于执行本文中描述的方法之一的计算机程序。
换言之，因此，本发明方法的实施方式为具有程序代码的计算机程序，所述程序代码用于当计算机程序在计算机上运行时执行本文中描述的方法之一。
因此，本发明方法的又一实施方式为数据载体(或者数字存储介质，或者计算机可读介质)，所述数据载体包括记录在其上的用于执行本文中描述的方法之一的计算机程序。数据载体、数字存储介质或者记录介质通常为有形和/或非转移的。
因此，本发明方法的又一实施方式为数据流或者表示用于执行本文中描述的方法之一的计算机程序的信号序列。数据流或者信号序列例如可被配置为经由数据通信连接(例如经由互联网)传输。
又一实施方式包括处理装置，例如，计算机或者可编程逻辑装置，被配置为或者适于执行本文中描述的方法之一。
又一实施方式包括计算机，所述计算机具有安装在其上的用于执行本文中描述的方法之一的计算机程序。
根据本发明的又一实施方式包括被配置为将用于执行本文中描述的方法之一的计算机程序(例如，电学地或光学地)传送给接收器的装置或者系统。例如，接收器可为计算机、移动装置、存储装置等。例如，装置或者系统可包括用于将计算机程序传送给接收器的文件服务器。
在一些实施方式中，可编程逻辑器件(例如，现场可编程门阵列)可被用于执行本文中描述的方法的一些或者全部功能。在一些实施方式中，现场可编程门阵列可与微处理器协作，以执行本文中描述的方法之一。一般地，优选由任何硬件装置执行所述方法。
上述实施方式对于本发明的原理仅是示例性的。应当理解，本文中描述的配置和细节的修改和变化对于本领域技术人员将是显而易见的。因此，其意在只受所附专利权利要求的范围的限定而不受以本文中的实施方式的描述和说明来表示的具体细节的限定。

Claims (12)

1.一种产生用于神经听觉假体(100)的控制信号的方法，所述方法包括：
接收多个频率窗口信号(105)；
从所述多个频率窗口信号(105)中选择一个频率窗口信号，所述频率窗口信号为所选择的频率窗口信号；
改变用来产生电极刺激信号并影响刺激脉冲的形状的至少一个刺激信号产生参数，所述至少一个刺激信号产生参数表示双相脉冲的正脉冲和负脉冲之间的相位间隙的持续时间，其中，改变所述至少一个刺激信号产生参数为随机处理；以及
产生施加至所述神经听觉假体(100)的对应于所选择的频率窗口信号的频率的电极的电极刺激信号，所述电极刺激信号的产生利用经受改变的所述至少一个刺激信号产生参数。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述刺激信号产生参数影响所述电极刺激信号的波形。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，用于产生所述电极刺激信号的模板包括时间间隙(G)，其中，所述模板在两个非零部分之间基本上被零值化，以及其中，经受随机改变的所述至少一个刺激信号产生参数为所述时间间隙(G)的持续时间。
4.根据权利要求1所述的方法，还包括：
对所接收的多个频率窗口信号(105)执行幅值均衡(AE)。
5.根据权利要求1所述的方法，其中，基于基膜和内毛细胞中至少一个的仿真，从滤波器组(104)接收所述多个频率窗口信号(105)。
6.根据权利要求1所述的方法，还包括：
确定在先前的刺激周期中所述神经听觉假体(100)的一个电极是否已经被选择为用于刺激；以及
衰减与所确定的在先前的刺激周期中用于刺激的电极相对应的对应频率窗口信号。
7.根据权利要求1所述的方法，在接收到所选择的频率窗口信号之前，还包括：
将所述多个频率窗口信号(105)中的每一个的幅值映射为幅值的响度映射表示，所述映射基于患者特定条件。
8.一种听觉刺激信号处理装置，包括：
多个信号输入端，适于接收多个频率窗口信号(105)；
信号选择器，适于从所述多个频率窗口信号(105)中选择一个频率窗口信号，所述频率窗口信号为所选择的频率窗口信号；
参数修改器(1008)，适于改变用来产生电极刺激信号并影响刺激脉冲的形状的至少一个刺激信号产生参数，所述至少一个刺激信号产生参数表示双相脉冲的正脉冲和负脉冲之间的相位间隙的持续时间，所述参数修改器(1008)包括用于将所述至少一个刺激信号产生参数的改变随机化的随机化发生器；
电极刺激信号发生器(314)，适于产生施加至神经听觉假体(100)的电极的电极刺激信号，所述电极刺激信号对应于所选择的频率窗口信号的频率。
9.根据权利要求8所述的听觉刺激信号处理装置，其中，用于产生所述电极刺激信号的模板包括时间间隙(G)，其中，所述模板在两个非零部分之间基本上为零，以及其中，经受随机改变的所述至少一个刺激信号产生参数为所述时间间隙(G)的持续时间。
10.根据权利要求8或9所述的听觉刺激信号处理装置，还包括：幅值均衡器(106)，适于对接收的所述多个频率窗口信号(105)执行幅值均衡。
11.根据权利要求10所述的听觉刺激信号处理装置，其中，所述幅值均衡器(106)还适于确定在某些先前刺激周期中的至少一个先前刺激周期中是否已经选择神经听觉假体(100)的一个电极来用于刺激，并且衰减与所确定的在某些最后刺激周期中的先前刺激周期中被刺激的电极相对应的对应频率窗口信号。
12.根据权利要求11所述的听觉刺激信号处理装置，其中，所述多个信号输入端(302)能够连接至滤波器组(104)，所述滤波器组基于基膜和内毛细胞中至少一个的仿真。
CN201080066586.1A 2010-03-04 2010-12-13 产生用于神经听觉假体的控制信号的方法 Expired - Fee Related CN102917754B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US31042510P 2010-03-04 2010-03-04
US61/310,425 2010-03-04
PCT/EP2010/069525 WO2011107176A1 (en) 2010-03-04 2010-12-13 Electrode stimulation signal generation in a neural auditory prosthesis

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102917754A CN102917754A (zh) 2013-02-06
CN102917754B true CN102917754B (zh) 2015-03-25

Family

ID=44148708

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201080066586.1A Expired - Fee Related CN102917754B (zh) 2010-03-04 2010-12-13 产生用于神经听觉假体的控制信号的方法
CN201080066585.7A Expired - Fee Related CN102883774B (zh) 2010-03-04 2010-12-13 在神经听觉假体中产生电极刺激信号的方法和装置

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201080066585.7A Expired - Fee Related CN102883774B (zh) 2010-03-04 2010-12-13 在神经听觉假体中产生电极刺激信号的方法和装置

Country Status (6)

Country Link
US (2) US9409015B2 (zh)
EP (2) EP2542301B1 (zh)
JP (2) JP5427299B2 (zh)
CN (2) CN102917754B (zh)
ES (2) ES2469828T3 (zh)
WO (2) WO2011107175A1 (zh)

Families Citing this family (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10455336B2 (en) * 2013-10-11 2019-10-22 Cochlear Limited Devices for enhancing transmissions of stimuli in auditory prostheses
US10029096B2 (en) 2014-10-06 2018-07-24 Advanced Bionics Ag Channel selection systems and methods that employ temporal modification
US9878157B2 (en) 2015-09-01 2018-01-30 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Patient specific frequency modulation adaption
DE102015122888B4 (de) * 2015-12-29 2017-12-21 Forschungszentrum Jülich GmbH Vorrichtung und Verfahren zur effektiven invasiven Mehrsegment-Neurostimulation
JP6167313B2 (ja) * 2016-01-19 2017-07-26 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 補聴器
EP3420740B1 (en) 2016-02-24 2021-06-23 Widex A/S A method of operating a hearing aid system and a hearing aid system
CN109982741B (zh) * 2016-11-17 2023-04-18 博医来股份公司 时间同步深部脑刺激优化
US10716934B2 (en) * 2016-11-18 2020-07-21 Cochlear Limited Recipient-directed electrode set selection
CN110957040B (zh) * 2019-08-15 2023-05-02 任鹏宇 一种用于前庭神经元信息转换模型的构建方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7076308B1 (en) * 2001-08-17 2006-07-11 Advanced Bionics Corporation Cochlear implant and simplified method of fitting same
US7130694B1 (en) * 2001-12-26 2006-10-31 Advanced Bionics Corporation Pulse skipping strategy
CN101160151A (zh) * 2005-04-07 2008-04-09 Med-El电气医疗器械有限公司 用于低功耗的同时刺激
CN101347367A (zh) * 2007-07-17 2009-01-21 美国诺尔康神经电子科技有限公司 运用多分辨率电流源和灵活数据编码方案的电子耳蜗
JP2009525792A (ja) * 2006-02-10 2009-07-16 フラウンホッファー−ゲゼルシャフト ツァ フェルダールング デァ アンゲヴァンテン フォアシュンク エー．ファオ 音声信号に基づく蝸牛インプラントのための制御信号を生成するための方法、装置およびコンピュータ・プログラム

Family Cites Families (30)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4905285A (en) * 1987-04-03 1990-02-27 American Telephone And Telegraph Company, At&T Bell Laboratories Analysis arrangement based on a model of human neural responses
CA2152049C (en) * 1992-12-22 2004-03-23 Tony Mikeal Nygard Telemetry system and apparatus
US6944501B1 (en) * 2000-04-05 2005-09-13 Neurospace, Inc. Neurostimulator involving stimulation strategies and process for using it
US6064913A (en) * 1997-04-16 2000-05-16 The University Of Melbourne Multiple pulse stimulation
AU776085B2 (en) * 1999-03-03 2004-08-26 Cochlear Limited Method and apparatus for optimising the operation of a cochlear implant prosthesis
ATE533532T1 (de) * 1999-08-26 2011-12-15 Med El Elektromed Geraete Gmbh Elektrische nervenstimulierung auf der basis kanalspezifischer abtastsequenzen
AUPQ820500A0 (en) * 2000-06-19 2000-07-13 Cochlear Limited Travelling wave sound processor
AUPQ952700A0 (en) 2000-08-21 2000-09-14 University Of Melbourne, The Sound-processing strategy for cochlear implants
AUPQ952800A0 (en) * 2000-08-21 2000-09-14 Cochlear Limited Power efficient electrical stimulation
US6915264B2 (en) 2001-02-22 2005-07-05 Lucent Technologies Inc. Cochlear filter bank structure for determining masked thresholds for use in perceptual audio coding
AUPR523401A0 (en) * 2001-05-24 2001-06-21 University Of Melbourne, The A peak-synchronous stimulation strategy for a multi-channel cochlear implant
US7050856B2 (en) * 2002-01-11 2006-05-23 Medtronic, Inc. Variation of neural-stimulation parameters
ATE454918T1 (de) 2002-11-13 2010-01-15 Advanced Bionics Llc System zur übermittlung der stimulationskanalfeinstruktur mittels eines cochleaimplantats
US7039466B1 (en) 2003-04-29 2006-05-02 Advanced Bionics Corporation Spatial decimation stimulation in an implantable neural stimulator, such as a cochlear implant
BRPI0413308A (pt) * 2003-08-07 2006-10-10 Hamamatsu Found Sci & Tech Pro método de conversão de fala em um implante de cóclea
US20070239227A1 (en) * 2003-08-15 2007-10-11 Fridman Gene Y Frequency modulated stimulation strategy for cochlear implant system
JP5032122B2 (ja) * 2003-12-10 2012-09-26 ザ バイオニック イヤ インスティテュート 聴覚人工器官内における遅延した刺激
US8023673B2 (en) * 2004-09-28 2011-09-20 Hearworks Pty. Limited Pitch perception in an auditory prosthesis
US7321797B2 (en) * 2005-02-28 2008-01-22 Cochlear Limited Incremental stimulation sound processor
EP1874399B1 (en) * 2005-04-29 2018-06-20 Cochlear Limited Focused stimulation in a medical stimulation device
US8000797B1 (en) * 2006-06-07 2011-08-16 Advanced Bionics, Llc Systems and methods for providing neural stimulation with an asynchronous stochastic strategy
US8180445B1 (en) * 2007-03-30 2012-05-15 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Use of interphase to incrementally adjust the volume of activated tissue
DE602008002028D1 (de) 2007-06-20 2010-09-16 Med El Elektromed Geraete Gmbh Binaurale stimulation in neuralen hörprothesen oder hörgeräten
US8600516B2 (en) * 2007-07-17 2013-12-03 Advanced Bionics Ag Spectral contrast enhancement in a cochlear implant speech processor
EP2207592B1 (en) * 2007-11-09 2016-10-05 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Pulsatile cochlear implant stimulation strategy
KR100963888B1 (ko) * 2007-12-10 2010-06-17 [주]이어로직코리아 음향 신호를 이용한 청각 세포 자극 방법 및 장치
JP5567491B2 (ja) * 2007-12-18 2014-08-06 コクレア リミテッド 蝸牛インプラントの調整
US8265767B2 (en) * 2008-03-13 2012-09-11 Cochlear Limited Stochastic stimulation in a hearing prosthesis
WO2009143553A1 (en) * 2008-05-30 2009-12-03 Cochlear Limited Sound processing method and system
AU2010228961B2 (en) * 2009-03-24 2012-10-04 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Carrier and envelope triggered cochlear stimulation

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7076308B1 (en) * 2001-08-17 2006-07-11 Advanced Bionics Corporation Cochlear implant and simplified method of fitting same
US7130694B1 (en) * 2001-12-26 2006-10-31 Advanced Bionics Corporation Pulse skipping strategy
CN101160151A (zh) * 2005-04-07 2008-04-09 Med-El电气医疗器械有限公司 用于低功耗的同时刺激
JP2009525792A (ja) * 2006-02-10 2009-07-16 フラウンホッファー−ゲゼルシャフト ツァ フェルダールング デァ アンゲヴァンテン フォアシュンク エー．ファオ 音声信号に基づく蝸牛インプラントのための制御信号を生成するための方法、装置およびコンピュータ・プログラム
CN101347367A (zh) * 2007-07-17 2009-01-21 美国诺尔康神经电子科技有限公司 运用多分辨率电流源和灵活数据编码方案的电子耳蜗

Also Published As

Publication number Publication date
US9409016B2 (en) 2016-08-09
EP2542301A1 (en) 2013-01-09
US9409015B2 (en) 2016-08-09
JP5427299B2 (ja) 2014-02-26
EP2542301B1 (en) 2014-03-12
JP5415633B2 (ja) 2014-02-12
ES2469828T3 (es) 2014-06-20
JP2013521026A (ja) 2013-06-10
ES2455267T3 (es) 2014-04-15
US20130238054A1 (en) 2013-09-12
CN102917754A (zh) 2013-02-06
WO2011107175A1 (en) 2011-09-09
JP2013521027A (ja) 2013-06-10
EP2542302A1 (en) 2013-01-09
CN102883774A (zh) 2013-01-16
CN102883774B (zh) 2015-05-13
EP2542302B1 (en) 2014-04-30
US20130231714A1 (en) 2013-09-05
WO2011107176A1 (en) 2011-09-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN102917754B (zh) 产生用于神经听觉假体的控制信号的方法
Rubinstein et al. Signal coding in cochlear implants: exploiting stochastic effects of electrical stimulation
Zilany et al. A phenomenological model of the synapse between the inner hair cell and auditory nerve: long-term adaptation with power-law dynamics
CN103140260B (zh) 具有低频信道优先权的耳蜗植入物刺激
EP2887997B1 (en) Reduction of transient sounds in hearing implants
CN104107505A (zh) 具有宽带低频滤波器的电神经刺激
EP2811904A1 (en) Evaluation of sound quality and speech intelligibility from neurograms
CN107708798B (zh) 用于听力植入物的snr调整的包络采样
CN109414581A (zh) 耳蜗植入物的仿生快速适配
Saeedi et al. An integrated model of pitch perception incorporating place and temporal pitch codes with application to cochlear implant research
AU2016317088A1 (en) Rate and place of stimulation matched to instantaneous frequency
US20110098784A1 (en) Channel-Specific Loudness Mapping for Prosthetic Hearing Systems
US20110257704A1 (en) Equal Loudness Contour with Channel Specific Map Laws
US9100763B2 (en) Determining stimulation signal strength in an auditory prosthesis
US8428743B2 (en) Equal loudness contour with channel specific map laws
Harczos et al. Comparative evaluation of cochlear implant coding strate-gies via a model of the human auditory speech processing
AU2020336129B2 (en) Polyphonic pitch enhancement in a cochlear implant
Nobbe Pitch perception and signal processing in electric hearing
Martínez-Rams et al. Low rate stochastic strategy for cochlear implants
Schatzer et al. Speech processors for auditory prostheses
Smith Modelling Psychoacoustic Experiment Outcomes from Space-Time Neural Firing Patterns for Acoustic and Electrical Hearing
Ainsworth Department of Communication and Neuroscience Keele University

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C56 Change in the name or address of the patentee
CP01 Change in the name or title of a patent holder

Address after: Munich, Germany

Patentee after: FRAUNHOFER-GESELLSCHAFT ZUR FORDERUNG DER ANGEWANDTEN FORSCHUNG E.V.

Address before: Munich, Germany

Patentee before: Franhofer transportation Application Research Co.,Ltd.

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20150325

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee