CN106105266B - 基于耳蜗植入物中电极阻抗的自动装配映射跟踪 - Google Patents

Abstract

提供了一种用于调节与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围的系统、方法和计算机产品。耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列。确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值。至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响。

Description

基于耳蜗植入物中电极阻抗的自动装配映射跟踪

相关申请的交叉援引

本申请要求于2014年3月19日提交的题为“Automatic Fitting-Mapping-Tracking based on Electrode Impedances in Cochlear Implants”的美国临时专利申请61/955,399的优先权，所述申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本发明涉及一种植入式听力假体，更具体地涉及基于所测得的耳蜗植入物的电极阻抗的自动装配、映射和/或跟踪。

背景技术

耳蜗植入物(CI)和其他内耳假体是帮助深度耳聋或严重听觉受损的人的一种选择。不像仅应用放大和修改的声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。通常，耳蜗植入物对内耳的神经结构进行电刺激，其方式使得获得与正常听觉最相似的听觉效果。

正常的耳朵如图1所示将声音通过外耳101传送到鼓膜(耳鼓)102，其移动中耳103的骨(锤骨、砧骨和镫骨)使耳蜗104的卵圆窗振动。耳蜗104是长而窄的管道，绕其轴线螺旋缠绕大约两周半。耳蜗104包括被称为前庭阶的上通道和被称为鼓阶的下通道，它们通过耳蜗管连接。耳蜗104形成竖直的螺旋锥，中央被称为蜗轴，听神经113的螺旋神经节细胞就位于蜗轴中。对收到的由中耳103传送的声音做出响应，充有流体的耳蜗104起到转换器的作用，产生传送到蜗神经113并最终到大脑的电脉冲。

一些人部分丧失或完全丧失正常感觉神经性听觉。已开发出耳蜗植入系统来通过直接刺激使用者的耳蜗104来克服该情况。典型的耳蜗假体可以包括两部分：音频处理器111和植入的刺激器108。音频处理器111通常包括麦克风、用于整个系统的电源(电池)和用于执行声信号的信号处理以提取刺激参数的处理器。音频处理器111可以是外部的耳后(BTE-)设备，可以是集成了处理器、电池组和线圈的单个单元(例如，来自MED-ELElektromedizinische Geraete GmbH的RONDO单机处理器)或者可以是可植入的。

刺激器108产生刺激模式(基于提取的音频信息)，该刺激模式通过电极引线109传送到植入的电极阵列110。典型地，该电极阵列110在其表面上包括提供耳蜗104的选择性刺激的多个电极。例如，基于内耳组织，耳蜗植入物的每个电极常常被指定的频带内的信号刺激。电极的指定频带通常基于其在耳蜗内的位置，其中更接近耳蜗基底的电极通常对应于更高的频带。

通常借助于射频(RF-)链路来建立BTE音频处理器和刺激器之间的连接。注意，经由RF链路可传送刺激能量和刺激信息两者。典型地，使用采用数百k比特/秒的比特率的数字数据传输协议。

为了获得最佳听觉性能，可以时常对策略有关的映射参数进行反复调节，所述参数用于对耳蜗植入假体系统进行编程以使其符合规格和使用者的需要。这对于电动态范围(DR)尤其正确，该电动态范围由最舒适响度(MCL)和每个电极的阈值(THR)-电荷水平来限定，并且强烈地影响性能。MCL指示所感知的声音响亮但舒适的水平；而THR通常指示听觉的阈值。典型地，已在植入后第一年期间发现MCL或M-水平刺激幅度的升高，而同时电极阻抗值(EIV)降低。通常，刺激水平及EIV的稳定发生在约三个月之后。

在临床常规中，映射参数通常由听觉病矫治专家按照固定的时间表分几个阶段进行调节。如果CI患者抱怨CI系统的功能障碍或表现不佳，则有必要额外就诊。

通常，对磨合期、即最初的几个月期间使用渐进的映射，生成具有逐步增加MCL幅度(按一定比例)的多个映射。医生指导CI患者在这些映射之间手动切换。通过渐进的映射，在此期间可以管理可能出现的预期电荷增加而无需额外就诊。不幸的是，渐进映射具有过度刺激的风险，例如，由于所涉及的电荷值超过患者的实际动态范围而使所产生的映射不能在映射产生时被激活。

由于不同患者在映射稳定性和最佳重新装配间隔两者上都各不相同，不能定义最佳的万用时间表。通常，短的就诊间隔可以提高一些患者的听力表现，但也将为诊所带来更大的工作量。此外，更频繁的就诊是不合理的，因为常常为患者增加可观的行程、时间和成本负担。

发明内容

根据本发明的一个实施例，提供了一种对与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围进行调节的方法。耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列。所述方法包括确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值。至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会因当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响。

根据本发明的相关实施例，电极阵列可具有单极配置，或可替代地，双极配置。至少一个刺激参数可以是最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数和/或电动态范围(DR)。调节至少一个刺激参数可以包括使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。调节至少一个刺激参数可以包括调节提供给所述电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间。调节至少一个刺激参数可以根据电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T两者进行。调节至少一个刺激参数可包括根据纵向阻抗Z_L的增大而调节提供给电极的刺激电流水平I_i。确定和调节的步骤可以对阵列中的每个电极进行重复。可以使用加权来考虑空间信道的相互作用。确定当前电极阻抗值可包括确定组织阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi。

根据本发明的其他相关实施例，耳蜗假体系统可包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器，和用于根据从音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号的刺激模块。确定和调节是在音频处理器或刺激模块或其组合中自动执行的。

根据本发明的另一相关实施例，所述方法可以包括将外部装配处理器耦合到所述耳蜗假体系统的音频处理器，其中至少部分地在外部装配处理器处执行所述确定和调节。

根据本发明的另一实施例，耳蜗假体系统包括配置成刺激听神经的电极阵列。音频处理器配置成将传入的声信号转换成编码信号。刺激器配置成根据从音频处理器接收的编码信号将刺激信号提供到电极阵列。动态范围调节模块配置成确定阵列中的电极的当前电极阻抗值，并进一步配置成至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会因当前电极阻抗值与先前电极阻抗值之间的变化而受影响。

根据本发明的相关实施例，电极阵列可具有单极配，或可替代地，双极配置。动态范围调节模块可以至少部分地定位在音频处理器或刺激模块或它们的组合内。动态范围调节模块可以配置成自动调节至少一个刺激参数。外部装配处理器可以配置成可操作地耦合到音频处理器，其中所述动态范围调节模块至少部分地定位在该外部装配处理器内。

根据本发明的其他相关实施例，至少一个刺激参数可以是最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数、电动态范围(DR)或其组合。动态范围调节模块可以配置成调节至少一个刺激参数从而使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。动态范围调节模块可以配置成通过调节提供给所述电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间来调节至少一个刺激参数。动态范围调节模块可以配置成根据电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T两者调节至少一个刺激参数。动态范围调节模块可以配置成根据纵向阻抗Z_L的增大而调节提供给电极的刺激电流水平I_i。动态范围调节模块可以配置成确定组织阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi。

根据本发明的另一实施例，耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列。该系统还包括用于确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值的装置。该系统还包括用于至少部分地基于当前电极阻抗值调节至少一个刺激参数的装置，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响。

根据本发明的相关实施例，电极阵列可具有单极配置，或可替代地，双极配置。至少一个刺激参数可包括最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数、或电动态范围(DR)、或其组合。用于调节至少一个刺激参数的装置可以包括用于维持刺激听神经的电荷Q_Ti不变的装置。用于调节至少一个刺激参数的装置可以包括用于调节提供给所述电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间的装置。用于调节至少一个刺激参数的装置可以包括用于根据电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T两者而调节至少一个刺激参数的装置。用于调节至少一个刺激参数的装置可根据纵向阻抗Z_L的增大而调节提供给电极的刺激电流水平I_i。用于确定当前电极阻抗值的装置可包括用于确定组织阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi的装置。

根据本发明的相关实施例，所述系统还可包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器。刺激模块根据从音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号。用于确定的装置和用于调节的装置是在音频处理器或刺激模块或其组合中自动执行的。

根据本发明的另一相关实施例，所述系统还可包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器。刺激模块根据从音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号。外部装配处理器耦合到音频处理器。用于确定的装置和用于调节的装置至少部分地在外部装配处理器处执行。

根据本发明的另一实施例，提供了一种用于调节与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围的计算机程序产品。耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列，该电极阵列具有单极电极配。该计算机程序产品包括其上具有计算机可读程序代码的非瞬时计算机可用介质。计算机可读程序代码包括用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值的程序代码。

根据本发明的相关实施例，电极阵列可具有单极配置，或可替代地，双极配置。至少一个刺激参数可包括最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数、或电动态范围(DR)、或其组合。用于调节至少一个刺激参数的程序代码可以包括用于维持刺激听神经的电荷Q_Ti不变的程序代码。用于调节至少一个刺激参数的程序代码可以包括用于调节提供给所述电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间的程序代码。用于调节至少一个刺激参数的程序代码可以包括用于根据电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T两者而调节至少一个刺激参数的程序代码。用于调节至少一个刺激参数的程序代码可包括用于根据纵向阻抗Z_L的增大而调节提供给电极的刺激电流水平I_i的程序代码。用于确定当前电极阻抗值的程序代码可包括用于确定组织阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi的程序代码。

根据本发明的另一相关实施例，耳蜗假体系统还可包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器，以及用于根据从音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号的刺激模块。用于确定的程序代码和用于调节的程序代码在音频处理器或刺激模块或其组合中自动执行。

根据本发明的再一相关实施例，耳蜗假体系统还包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器、用于根据从音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号的刺激模块，和耦合到音频处理器的外部装配处理器。用于确定的程序代码和用于调节的程序代码至少部分地在外部装配处理器处执行。

附图说明

实施例的上述特征将通过参照附图参考下面的详细描述更容易理解，在附图中：

图1示出了典型的具有声电听力植入系统的人耳；

图2用简化的电阻网络示出了根据本发明的实施例的由耳蜗假体系统的电刺激引起耳蜗内的电流流动的示意性模型；

图3用充当分流器的简化电阻网络建模，示出了根据本发明的实施例的由电刺激引起的耳蜗内的电流流动；

图4用简化的电阻网络示出了根据本发明的实施例的由耳蜗假体系统的电刺激引起的耳蜗内的电流流动的示意性模型，其中电极阵列具有双极型电极配置；和

图5示出了根据本发明的实施例的图4的网络被进一步简化。

具体实施方式

在本发明的说明性实施例中，提供了对由耳蜗假体系统电刺激听神经所使用的动态范围的调节，该调节可以自动执行。该调节可以确保例如在装配映射之后发生的电极阻抗值(EIV)的改变不会影响耳蜗植入物使用者的听觉。该调节到音频处理器或耳蜗假体系统的植入刺激器中的实施可以确保立即执行校正，不依赖于患者到监管诊所的定期就诊，导致耳蜗植入物(CI)患者减少总的装配就诊并降低诊所工作量。此外，可结合警报管理。例如，如果测得的EIV改变或所需电荷调节超过特定水平，耳蜗假体系统可以警示患者去就诊。细节将在下面讨论。

图2用简化的电阻网络示出了根据本发明的实施例的由耳蜗假体系统的电刺激引起耳蜗内的电流流动的示意性模型。图2中的耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列。电极阵列具有、但不限于单极型电极配置，其中基准电极201位于耳蜗外侧，但可以理解，可以使用本领域已知的允许单极刺激的其他电极配置，并且耳蜗外侧可具有一个或多个基准电极201。此外，如下面其他实施例所描述的，电极阵列可具有双极配置。

耳蜗植入物的有源电流源S_i产生刺激电流I_i，该刺激电流在相应的电极触点i∈{1,...,N}处流过界面阻抗Z_i进入耳蜗。然后，电流经耳蜗和耳蜗外组织流向基准电极201，并最后流过基准电极界面阻抗Z_GP。

在图2所示的网络中，刺激电流I_i被分成纵向和横向分量I_Ai、I_Bi和I_Ti。纵向分量I_Ai和I_Bi表示沿着耳蜗内的电极阵列101流向顶点和基底的电流。它们允许确定耳蜗内的电极触点之间的纵向组织阻抗Z_L。例如Z_Li+1代表电极触点i和电极触点i+1之间的组织阻抗。横向分量I_Ti表示穿过骨壁离开鼓阶并有助于听神经的电刺激的电流部分。Z_Ti是指该路径的阻抗。

根据本发明的实施例，所述网络可以进一步简化，如图3所示。图3用充当分流器的简化电阻网络示出了根据本发明的实施例的由电刺激引起的耳蜗内的电流。定位成朝向顶点、即纵向和横向的全部组织阻抗被等效阻抗Z_Ai取代。这同样适用于定位成朝向耳蜗基底的全部组织阻抗，其由等效阻抗Z_Bi取代。

总之，三个阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi构成分流器。主刺激路径Z_Ti或者顶点或基底路径Z_Ai或Z_Bi中的纵向或横向组织阻抗的任何变化将导致分流器改变，这种结果将改变电流分量I_Ai、I_Bi和I_Ti的比率。

随着时间的推移，电极阵列的电极表面与耳蜗流体之间的界面会发生变化，导致EIV改变。此外耳蜗内组织变化将引起阻抗变化。如果不进行再调节，这些阻抗的变化将改变刺激听神经的电荷Q_Ti并最终导致听觉发生改变。

在各种实施方式中，实际的EIV与来自先前装配/映射时刻的EIV的比较结果将清楚地显示出阻抗的变化，并且该比较结果可以作为补偿这些变化的基础，并因此恢复先前听觉感受。基于所测得的EIV，可以执行刺激参数的映射跟踪，其中映射参数有利地自动调节。例如，至少一个刺激参数可被调节以使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。为简单起见，在下述各个实施例中，讨论对刺激电流或脉冲持续时间的调节(Q_Ti是电流和脉冲持续时间的乘积)，但可以理解，根据本发明的各种实施例，可调节任何刺激参数以使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。

说明性地，由于听神经的电刺激与电流I_Ti密切相关，图3中分流器的任何改变都可通过自动调节来补偿。例如，电流I_Ti可以、但不限于被校正以反映其之前和/或最后的值。再调节I_Ti将恢复映射的前一感受，例如但不限于由动态范围限定的MCL和/或THR，从而避免了听觉的显著变化。

可以在测得的EIV的帮助下进行阻抗Z_Ti、Z_Ai和Z_Bi的确定以及进而分流器的确定。已知映射创建时刻的电流I_Ti，可通过适当调节整体电流I_i来补偿任何偏差dI_Ti。

下面的示例说明了根据本发明的各种实施例可以使用的不同的计算。

在映射创建时刻t₀，可确定下列阻抗：

Z_Ti(t₀)＝40kΩ

Z_Ai(t₀)＝10kΩ

Z_Bi(t₀)＝10kΩ

这得出电流比率：

在这种情况下，实际上只有11％的施加电流I_i通过Z_Ti。

在稍后的时刻t₁，阻抗可能已经改变到：

Z_Ti(t₁)＝40kΩ

Z_Ai(t₁)＝12kΩ

Z_Bi(t₁)＝12kΩ

确定该电流比率得出：

可使用因子A_i表达当使用相同的刺激电流[I_i(t₁)＝I_i(t₀)]时I_Ti在时刻t₁与在时刻t₀相比的比例。在该示例中，这将导致：

说明性地，为了使将在组织阻抗Z_Ti的电流I_Ti保持常数[I_Ti(t₁)＝I_Ti(t₀)]作为首要目标，整体刺激电流Ii将是

I_i＝I_i(t₀)*A_i

因此可相应地计算新的映射：

MCL_i＝A_i*MCL_i(t0)

THR_i＝A_i*THR_i(t0)

可以对与耳蜗植入假体相关联的全部或部分电极重复进行上述的调节确定，产生一组用于全映射的补偿参数，专用于再调节相对于底层映射的任何阻抗变化。

递送到各个电极的电流的调节也可以影响激励的整体扩散，因此也可能对听觉产生影响。因此，可使用优化算法来确定理想的再调节参数集，并使听神经的之前电流分布恢复到尽可能最好。通常，听觉的强度随刺激电流的增大而单调增加(直到特定上限)。为了确保听觉感受的变化最小，可在空间上邻近于刺激电极的电极上使用加权来使误差最小化。

由于听神经的刺激大约正比于所施加的电荷，上述可以自动进行的再调节可以调节刺激电流脉冲的持续时间，替代或结合刺激电流幅度的调节。

图4使用简化的电阻网络示出根据本发明的实施例的由耳蜗假体系统的电刺激引起的耳蜗内的电流的示意性模型，其中电极阵列具有双极型电极配置。图5示出根据本发明的实施例的图4的网络被进一步简化。

图5中的Z_Ai、Z_Bi、Z_Ti和Z_Ti-1的子网络可以由Z'取代：

流过Z'的子电流I'可以通过下式计算：

通过I_Li-1,i＝I_i-I′，I'可以表达为：

最后，我们感兴趣的是子电流I_Ti和I_Ti-1，由下式给出：

通过I_Bi＝I′-I_Ti，I_Ti可以表达为：

对于I_Ti-1也同样正确：

在映射创建时刻t₀，可确定下列阻抗：

Z_Ti(t₀)＝40kΩ

Z_Ti-1(t₀)＝40kΩ

Z_Ai(t₀)＝10kΩ

Z_Bi(t₀)＝11kΩ

Z_Li-1,i(t₀)＝1kΩ

这得出：

和相应的

在稍后的时刻t₁，阻抗可能已经改变到：

Z_Ti(t₁)＝40kΩ

Z_Ti-1(t₁)＝40kΩ

Z_Ai(t₁)＝12kΩ

Z_Bi(t₁)＝14kΩ

Z_Li-1,i(t₁)＝1.2kΩ

这得出：

和相应的

因子A_i和A_i-1可用于表达在使用相同的刺激电流[I_i(t₁)＝I_i(t₀)]时I_Ti和I_Ti-1在时刻t₁与时刻t₀的比例。在这个示例中，这将得出：

由于两个因子显示不同的变型，可使用但不限于最优化算法来找到用于使I_Ti和I_Ti-1保持尽可能小的最佳电流校正。

回到图1，耳蜗假体系统可至少部分地包括，但不限于，用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器，和用于根据从音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号的刺激模块。上述调节可以在音频处理器或刺激模块或它们的组合内执行，而不需要额外的外部装配系统。例如，该系统可以配置成周期性地监测EIV，自动进行任何调节而没有操作者干预。这种自动的再调节确保了映射的装配之后发生的阻抗变化不会影响耳蜗植入物使用者的听觉。可替代地，可能需要使用者与系统的某种程度的交互。例如，使用者可能需要经由外部音频处理器上的用户接口来发起和/或确认任何调节。

在各种实施例中，与音频处理器和刺激模块至少部分地分离的耳蜗植入物装配系统和/或软件可以例如根据最新的可用EIV集合为必要的映射调节提供建议，由此操作者或使用者可以进行选择以实施该调节。可替代地，耳蜗植入物装配系统和/或软件可以自动执行必要的映射调节。

在各种实施例中，可根据监测/检测阻抗变化提供警报，所述阻抗变化可例如需要由使用者和/或医护人员仔细调查。警报可以是，但不限于，视觉指示、振动、外部音频警报，或由耳蜗植入物的使用者感知到的基于听神经的电极刺激的音频警报。

上述调节在装配软件、声音处理器或植入物中的实施可以有利地确保以可能的最佳方式执行动态范围校正，即使由缺乏经验的使用者/装配者执行。因此，患者必然减少就诊次数。

本发明的实施方例可以全部地或部分地使用任何传统的计算机编程语言来实现。例如，优选的实施例可以用流程编程语言(例如“C”)或面向对象的编程语言(例如“C++”，Python)来实现。本发明的其他实施例可以作为预编程的硬件元件、其他相关部件或硬件和软件部件的组合来实现。

实施例可整体地或部分地被实现为用于与计算机系统一起使用的计算机程序产品。这样的实现可以包括固定在诸如计算机可读介质(例如，磁盘、CD-ROM、ROM或固定盘)的有形介质上、或经由调制解调器或诸如通过介质连接到网络的通信适配器的其他接口设备可传送到计算机系统的一系列计算机指令。介质可以是有形介质(例如，光学或模拟通讯线)或通过无线技术(例如，微波、红外线或其他传送技术)实现的介质。所述系列的计算机指令包含本文前面描述的关于系统的全部或部分功能。本领域技术人员应当理解的是，这样的计算机指令可以用多种编程语言编写以用于与很多计算机架构或操作系统一起使用。此外，这样的指令可存储在诸如半导体、磁性、光学或其他存储设备的任何存储设备中，并且可使用诸如光学、红外线、微波或其他传送技术的任何通信技术。预期这样的计算机程序产品可以作为具有随附印刷文档或电子文档的可移动介质(例如，现成软件)进行分送，可以用计算机系统预载(例如在系统ROM或固定盘上)，或通过网络(例如，互联网或万维网)从服务器或电子公告板分送。当然，本发明的一些实施例可以作为软件(例如计算机程序产品)和硬件的组合来实施。本发明的其他实施方案完全作为硬件或完全作为软件(例如，计算机程序产品)来实施。

上文描述的本发明的实施例仅为示例性的；各种变型和修改对本领域技术人员显而易见。所有这种变型和修改都在本发明的范围内。

Claims (41)

1.一种调节与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围的方法，所述耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列，所述方法包括：

确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值，包括阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T；和

至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响，

其中，调节至少一个刺激参数包括根据阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T的变化来调节提供给电极的刺激电流水平I_i。

2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述电极阵列具有单极电极配置。

3.根据权利要求1所述的方法，其中，所述电极阵列具有双极电极配置。

4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述至少一个刺激参数选自由最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数和电动态范围(DR)及其组合构成的参数组。

5.根据权利要求1所述的方法，其中，调节至少一个刺激参数包括使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。

6.根据权利要求1所述的方法，其中，调节至少一个刺激参数包括调节提供给所述电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间。

7.根据权利要求1所述的方法，其中，调节至少一个刺激参数包括根据电极之间的纵向阻抗Z_L的增大来调节提供给电极的刺激电流水平I_i。

8.根据权利要求1所述的方法，还包括对阵列中的每个电极重复进行所述的确定当前电极阻抗值和调节至少一个刺激参数的步骤。

9.根据权利要求1所述的方法，还包括使用加权来考虑空间信道的相互作用。

10.根据权利要求1所述的方法，其中，所述耳蜗假体系统包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器，和用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号的刺激模块，其中，所述的确定和调节是在所述音频处理器或所述刺激模块或其组合内自动执行的。

11.根据权利要求1所述的方法，还包括将外部装配处理器耦合到所述耳蜗假体系统的音频处理器，其中，至少部分地在所述外部装配处理器处执行所述的确定和调节。

12.根据权利要求1所述的方法，还包括基于所述至少一个刺激参数向电极提供刺激信号。

13.一种耳蜗假体系统，包括：

电极阵列，配置用于刺激听神经；

音频处理器，配置用于将传入的声信号转换成编码信号；

刺激器，配置用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号；和

动态范围调节模块，配置用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值，包括阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T，并进一步配置用于至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值与先前电极阻抗值之间的变化而受影响，

其中，所述动态范围调节模块被配置用于根据阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T来调节提供给电极的刺激电流水平I_i。

14.根据权利要求13所述的系统，其中，所述电极阵列具有单极电极配置。

15.根据权利要求13所述的系统，其中，所述电极阵列具有双极电极配置。

16.根据权利要求13所述的耳蜗假体系统，其中，所述动态范围调节模块至少部分地定位在所述音频处理器或所述刺激器或其组合内。

17.根据权利要求16所述的耳蜗假体系统，其中，所述动态范围调节模块配置用于自动调节所述至少一个刺激参数。

18.根据权利要求13所述的耳蜗假体系统，其中，所述至少一个刺激参数选自由最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数和电动态范围(DR)及其组合构成的参数组。

19.根据权利要求13所述的耳蜗假体系统，其中，所述动态范围模块配置用于调节至少一个刺激参数以使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变。

20.根据权利要求13所述的耳蜗假体系统，其中，所述动态范围调节模块配置用于通过调节提供给电极的电流I_Ti来调节至少一个刺激参数。

21.根据权利要求13所述的耳蜗假体系统，其中，所述动态范围调节模块配置用于根据纵向阻抗Z_L的增大来调节提供给电极的刺激电流水平I_i。

22.一种耳蜗假体系统，包括：

电极阵列，配置用于刺激听神经；

音频处理器，配置用于将传入的声信号转换成编码信号；

刺激器，配置用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号；

动态范围调节模块，配置用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值，并进一步配置用于至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值与先前电极阻抗值之间的变化而受影响；和

外部装配处理器，配置用于可操作地耦合到所述音频处理器，其中，所述动态范围调节模块至少部分地定位在所述外部装配处理器内。

23.一种耳蜗假体系统，包括：

电极阵列，配置用于刺激听神经；

音频处理器，配置用于将传入的声信号转换成编码信号；

刺激器，配置用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向所述电极阵列提供刺激信号；和

动态范围调节模块，配置用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值，并进一步配置用于至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值与先前电极阻抗值之间的变化而受影响，其中，所述动态范围调节模块配置用于通过调节提供给电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间来调节至少一个刺激参数。

24.一种耳蜗假体系统，包括：

用于刺激听神经的电极阵列；

用于确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值，包括阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T的装置；和

用于至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响的装置，

其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的装置包括根据阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T来调节提供给电极的刺激电流水平I_i的装置。

25.根据权利要求24所述的系统，其中，所述电极阵列具有单极电极配置。

26.根据权利要求24所述的系统，其中，所述电极阵列具有双极电极配置。

27.根据权利要求24所述的耳蜗假体系统，其中，所述至少一个刺激参数选自由最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数和电动态范围(DR)及其组合构成的参数组。

28.根据权利要求24所述的耳蜗假体系统，其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的装置包括用于使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变的装置。

29.根据权利要求24所述的耳蜗假体系统，其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的装置包括用于调节提供给电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间的装置。

30.根据权利要求24所述的耳蜗假体系统，其中，用于所述的调节至少一个刺激参数的装置包括根据纵向阻抗Z_L的增大调节提供给电极的刺激电流水平I_i。

31.根据权利要求24所述的耳蜗假体系统，还包括：

音频处理器，用于将传入的声信号转换成编码信号，和

刺激模块，用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号，其中，所述的用于确定的装置和所述的用于调节的装置在所述音频处理器或所述刺激模块或其组合内自动执行。

32.一种耳蜗假体系统，包括：

用于刺激听神经的电极阵列；

用于确定所述阵列中的电极的当前电极阻抗值的装置；

用于至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响的装置；

音频处理器，用于将传入的声信号转换成编码信号，

刺激模块，用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号；和

外部装配处理器，耦合到所述音频处理器，其中，所述的用于确定当前电极阻抗值的装置和所述的用于调节至少一个刺激参数的装置至少部分地在所述外部装配处理器处执行。

33.一种计算机可读介质，其上具有用于调节与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围的计算机可读程序代码，所述耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列，所述计算机可读程序代码包括：

用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值，包括阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T的程序代码；和

至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响的程序代码，

其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的程序代码包括用于根据阵列中电极之间的纵向组织阻抗Z_L和横向组织阻抗Z_T来调节提供给电极的刺激电流水平I_i的程序代码。

34.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述电极阵列具有单极电极配置。

35.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述电极阵列具有双极电极配置。

36.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述至少一个刺激参数选自由最舒适水平(MCL)参数、阈值(THR)参数和电动态范围(DR)及其组合构成的参数组。

37.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的程序代码包括用于使刺激听神经的电荷Q_Ti维持不变的程序代码。

38.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的程序代码包括用于调节提供给电极的刺激电流I_i的脉冲持续时间的程序代码。

39.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述的用于调节至少一个刺激参数的程序代码包括用于根据纵向阻抗Z_L的增大来调节提供给电极的刺激电流水平I_i的程序代码。

40.根据权利要求33所述的计算机可读介质，其中，所述耳蜗假体系统还包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器，以及用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号的刺激模块，其中，所述的用于确定的程序代码和所述的用于调节的程序代码在所述音频处理器或所述刺激模块或其组合内自动执行。

41.一种计算机可读介质，其上具有用于调节与耳蜗假体系统相关联的电刺激的动态范围的计算机可读程序代码，所述耳蜗假体系统包括用于刺激听神经的电极阵列，所述计算机可读程序代码包括：

用于确定阵列中的电极的当前电极阻抗值的程序代码；和

至少部分地基于当前电极阻抗值为电极调节至少一个刺激参数，使得听觉感受不会由于当前电极阻抗值和先前电极阻抗值之间的变化而受影响的程序代码，

其中，所述耳蜗假体系统还包括用于将传入的声信号转换成编码信号的音频处理器、用于根据从所述音频处理器接收的编码信号向电极阵列提供刺激信号的刺激模块，和耦合到所述音频处理器的外部装配处理器，其中，所述的用于确定的程序代码和所述的用于调节的程序代码至少部分地在外部装配处理器处执行。