CN107106842B - Ci和abi患者的耳鸣适配方法 - Google Patents

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Abstract

描述了一种用于调整可植入电极阵列中的电极触针的听力植入操作参数以最小化在植入患者中的耳鸣的系统。针对每个电极触针测量通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n，在此电平下出现最大耳鸣掩蔽。还针对每个电极触针测量通道阈值刺激电平Tmeas,n，其表示最低可检测刺激电平。并且针对每个电极触针测量通道最大刺激电平MCLmeas,n，其表示最大舒适刺激电平。然后针对每个电极触针，作为通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n和相邻电极触针的耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,adj的函数调整通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn。

Description

CI和ABI患者的耳鸣适配方法
本申请要求2014年10月31日提交的美国临时专利申请62/073,147的优先权，其全部内容通过引用并入本文。
技术领域
本发明涉及医疗植入物，更具体地，涉及在诸如耳蜗植入系统的音频假体系统中适配定制。
背景技术
如图1所示，正常耳将声音通过外耳101传送到鼓室膜(鼓膜)102，鼓膜102移动使耳蜗104的椭圆窗和圆窗开口振动的中耳103的骨头(锤骨、砧骨和镫骨)。耳蜗104是围绕其轴线螺旋地缠绕大约两圈半的长的窄导管。它包括被称为前庭阶的上通道和被称为鼓室阶的下通道，它们通过耳蜗管道连接。耳蜗104形成具有被称为耳蜗轴的中心的直立螺旋圆锥体，其中听神经113的螺旋神经节细胞驻留于此。响应于接收的由中耳103传送的声音，充满流体的耳蜗104用作变换器以生成电脉冲，所述电脉冲被传送到耳蜗神经113，并且最终传送到大脑。
当将外部声音沿着耳蜗104的神经基质变换成有意义的动作电位的能力上存在问题时，听力受损。为了改善受损的听力，已经开发了听觉假体。例如，当损伤与中耳103的操作相关时，可以使用传统助听器以采用放大的声音的形式向听觉系统提供声音-机械刺激。或者当损伤与耳蜗104相关联时，具有植入电极触针的耳蜗植入物可以利用由沿着电极分布的多个电极触针递送的小电流电刺激听觉神经组织。
图1还示出了典型的耳蜗植入系统的一些部件，其包括向外部信号处理器111提供音频信号输入的外部麦克风，其中可以实现各种信号处理方案。然后处理的信号被转换为数字数据格式，诸如数据帧序列，用于传输到植入物108。除了接收处理的音频信息之外，植入物108还执行附加的信号处理，诸如纠错、脉冲形成等，并且(基于所提取的音频信息)产生刺激模式，其通过电极引线109被发送到植入电极阵列110。通常，该电极阵列110在其表面上包括多个电极，这些电极提供耳蜗104的选择性刺激。
对于诸如耳蜗植入物的音频假体正确地工作，需要在适配调整过程中确定一些患者特定的操作参数，其中操作参数的类型和数量是依赖于装置和刺激策略。耳蜗植入物的可能的患者特定操作参数包括：
·电极1的THR1(刺激幅度的较低检测阈值)
·电极1的MCL1(最舒适的响度)
·电极1的相持续时间
·电极2的THR2
·电极2的MCL2
·电极2的相持续时间
·...
·心率
·精细结构通道的数量
·压力
·频率->电极映射的参数
·描述电场分布的参数
用于适配调整的一种常用方法是从行为上找到每个单独电极触针的阈值(THR)和最舒适响度(MCL)值。参见例如Ratz，Fitting Guide for First Fitting with MAESTRO2.0，MED-EL，Furstenweg 77a，6020Innsbruck，1.0版，2007.AW 5420Rev.1.0(English_EU)；其通过引用并入本文。其它替选/扩展有时与缩减的操作参数集一起使用；例如，如Smoorenburg，Cochlear Implant Ear Marks，University Medical Center Utrecht，2006；和美国专利申请20060235332；其通过引用并入本文。通常，每个刺激通道单独适配，而不使用来自已经适配的通道的信息。给定电极上的刺激电流通常从零逐步增加直到达到MCL或THR。
用于MCL和THL的客观测量的一种方法是基于对ECAP(电致化合物动作电位)的测量，如Gantz等人所述，Intraoperative Measures of Electrically Evoked AuditoryNerve Compound Action Potentials，American Journal of Otology 15(2)：137-144(1994)，其通过引用并入本文。在该方法中，使用内耳的鼓室阶中的记录电极。在与神经激励的位置非常接近第测量听觉神经对电刺激的总体响应。这种神经响应是由在轴突膜外部处的单个神经响应的超位置引起的。测量位置处的ECAP的振幅通常在μV的范围内。当在现有的耳蜗植入系统中执行诸如ECAP的客观测量时，通常分别扫描可植入电极阵列的每个电极触针，从零或非常低的电平逐步增加电极触针上的刺激信号电流，直到检测到ECAP响应。
除了听力损失之外，另一种相关的听力相关的痛苦是耳鸣，耳鸣是当没有外部声音存在时声音的感知(“耳朵的振铃”)。虽然通常被称为“振铃”，但是它采取许多形式，例如高音呜叫声、电嗡嗡声、嘶嘶声、嗡嗡声、刺痛或叫声，或者作为滴答、点击、咆哮等。耳鸣声音的感知可以范围从安静的背景噪声到即使在大的外部声音也可以听到的声音。耳鸣经常是一种主观现象。耳鸣可以在一只或两只耳朵中或在头部中感知到耳鸣。
存在用于治疗耳鸣的各种现有方法和系统，包括治疗药物的使用，通过声音刺激、机械刺激或通过对耳蜗的直接电刺激的特殊植入物进行掩蔽。
发明内容
本发明的实施例涉及用于调整可植入电极阵列中的电极触针的听力植入操作参数以最小化植入的患者的耳鸣的系统和方法。对于每个电极触针测量通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n，在所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n下发生最大耳鸣掩蔽。还对于每个电极触针测量表示最低可检测刺激电平的通道阈值刺激电平Tmeas,n。并且对于每个电极触针测量表示最大舒适刺激电平的通道最大刺激电平MCLmeas,n。然后针对每个电极触针，作为通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n和相邻电极触针的耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,adj的函数调整通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn。通道刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn可以从主观和/或客观测量方法导出。
在具体实施例中，调整函数可以基于通道平均刺激电平Zn来调整给定电极触针的刺激电平，通道平均刺激电平Zn被定义为所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n与在所测量的最大刺激电平MCLmeas,n和所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n之间的差的一半之和：Zn＝Tmeas,n+(MCLmeas,n-Tmeas,n)/2。当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n小于通道平均刺激电平Zn时，则通道耳鸣被定义为低，而当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n大于通道平均刺激电平Zn时，通道耳鸣被定义为高。该Zn的定义应被视为示例。由于各种原因，Zn可以采取根据上式计算的值的±20％内的值。然而，Zn总是可以被视为MCLmeas,n和Tmeas,n之间的中间值的量度。
当电极触针和相邻的电极触针的通道耳鸣为低时，针对该电极触针，调整函数可将通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn调整为等于测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n和通道最大刺激电平MCLmeas,n。另一方面，当电极触针的通道耳鸣为低并且相邻电极触针中的至少一个的通道耳鸣为高时，针对该电极触针，调整函数可以将通道阈值刺激电平Tn调整为大于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。当电极触针的通道耳鸣为高时，调整函数可以将通道阈值刺激电平Tn调整为小于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。并且当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n等于或超过所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n时，针对电极触针，调整函数可以将通道最大刺激电平MCLn调整为大于所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n。通常，在所调整的通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn之间可以存在至少1dB的动态范围。
在具体实施例中，电极阵列可以是耳蜗植入电极阵列或听觉脑干植入(ABI)电极阵列。电极触针可以在电极阵列上布置成一维阵列(例如，如在耳蜗植入物中)、二维阵列(例如，如在ABI植入物中)。
实施例还包括使用根据上述任一项的方法的听力植入适配系统，以及在计算机可读存储介质中实现的计算机程序产品，用于将植入的听力植入电极适配到植入患者中，并且包括用于执行根据上述任一项的方法的程序代码。
附图说明
图1示出了具有耳蜗植入系统的人耳中的解剖结构。
图2示出了根据本发明的一个特定实施例的耳蜗植入适配系统的框图。
图3示出了根据本发明的实施例的用于调整听力植入操作参数的过程中的各个步骤。
图4示出了12通道听力植入电极的通道操作参数的简化图。
图5示出了在两个电极触针通道上测量的具有轻微耳鸣的通道操作参数的简化图。
图6和图7示出了在一些电极触针通道上测量的具有高耳鸣的通道操作参数的简化图。
图8示出了在许多电极触针通道上测量的具有高耳鸣的通道操作参数的简化图。
具体实施方式
本发明的实施例涉及一种用于确定用于使耳鸣最小化的听力植入电极阵列中的电极触针的患者特定操作参数的方法和对应系统。对与损伤区域直接相邻的听觉通路神经元的直接电刺激用于最小化耳鸣的投射，并允许脑干和听觉通路的最大重组到耳鸣发生之前的阶段。在特定实施例中，听力植入物可以是耳蜗植入物(CI)或听觉脑干植入物(ABI)。在这种情况下，电极触针将在电极阵列上分别布置成一维或二维阵列。
图2示出了被配置为执行这种耳鸣最小化的耳蜗植入适配系统的框图。用于记录和刺激的控制单元201(例如Med-El Maestro耳蜗植入(CI)系统)生成刺激信号并分析响应测量。连接到控制单元201的是接口盒202，例如诊断接口系统(诸如传统地与Maestro CI系统一起使用的DIB II)，其格式化和分配在控制单元201和植入患者206中的系统组件之间的输入和输出信号。例如，如图2所示，可以存在一端连接到接口盒202并且另一端具有电极插头207的接口引线203，电极插头207然后分为耳蜗植入电极204和耳蜗外接地电极205。在递送刺激脉冲之后，耳蜗植入电极204可以用作感测元件以确定相邻组织的电流和电压特性。
图3示出了用于确定每个电极触针的耳蜗植入操作参数以便使耳鸣最小化的算法中的各个逻辑步骤。首先，步骤301，针对每个电极触针，测量在该电极触针上发生最大耳鸣掩蔽的通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n。也就是说，在将电极阵列手术插入到目标神经组织中之后，当耳鸣被完全或最大地掩蔽时，记录每个识别的电极触针位置/频率。相应提出的探针刺激的电平被分配给Ytin,n，其中n表示相应的电极触针通道的数量。
还针对每个电极触针测量通道阈值刺激电平(步骤302)，其表示在该电极触针上的最低可检测刺激电平Tmeas,n。并且针对每个电极触针，测量通道最大刺激电平(步骤303)，其表示在该电极触针上的最大舒适刺激电平MCLmeas,n。这些测量可以通过适当的主观(心理)和/或客观(例如，ECAP)适配方法来进行。发明人的经验表明，最大耳鸣水平总是处于或低于MCL。因此，如果刺激整个可听频率范围，则可以获得完全或最大程度地掩蔽耳鸣的刺激电平。
然后，步骤304针对每个电极触针，作为通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n和相邻电极触针的耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,adj的函数调整通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn。例如，步骤304中的调整函数可以基于通道平均刺激电平Zn来调整给定电极触针的刺激电平，通道平均刺激电平Zn被定义为所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n与所测量的最大刺激电平MCLmeas,n和所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n之间的差的一半之和：Zn＝Tmeas,n+(MCLmeas,n-Tmeas,n)/2。当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n小于通道平均刺激电平Zn时，通道耳鸣被定义为“低”，且当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n大于通道平均刺激电平Zn时，通道耳鸣被定义为“高”。此外，针对CI电极，给定电极触针n的“相邻”电极触针的含义是1维耳蜗植入电极阵列的n+1或n-1(即使在不等间距的情况下)。针对ABI电极，针对给定电极触针n的“相邻”电极触针指在预定间隔内具有到该电极触针n的最小地理距离的电极触针。由于ABI电极阵列是具有2维电极阵列的电极桨，因此这意味着可以存在多于两个的相邻电极触针。
在这种布置中，当电极触针和相邻的电极触针两者的通道耳鸣都为低时，针对该电极触针，调整函数可以然后将通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn调整为等于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n和通道最大刺激电平MCLmeas,n。另一方面，当给定电极触针的通道耳鸣为低，但是相邻电极触针中的至少一个的通道耳鸣为高时，针对该电极触针，调整函数然后可以将通道阈值刺激电平Tn调整为大于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。当给定电极触针的通道耳鸣高时，然后调整函数可以将通道阈值刺激电平Tn调整为小于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。并且当通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n等于或超过所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n时，针对该电极触针，调整函数可以将通道最大刺激电平MCLn调整为大于所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n。通常，在调整的通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn之间可以存在至少1dB的动态范围。
例如，针对没有耳鸣的电极触针通道：Tn＝wn Tmeas,n，其中wn从1变化到Zn/Tmeas,n，并且wn可以采用该范围内的任何值。针对具有耳鸣的电极触针通道，Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *可以从1变化到Tmeas,n/Ytin,n，并且wn *可以采用该范围内的任何值，并且MCLn＝vn xMCLmeas,n，其中vn可以从1变化到1.3，优选为从1变化到1.15。在一些实施例中，可以存在位于具有非常高(非常响亮)耳鸣的另一电极触针通道i与具有低耳鸣或没有耳鸣的另一电极触针通道j之间的给定电极触针通道k。在这种情况下，可以将MCLk值提高到在MCLi和MCLj之间的线性拟合曲线上。
在以下实施例和附图中，为了简化说明，Tmeas,n和MCLmeas,n，针对所有电极触针通道n具有相同的值，如图4所示。然后，所有电极触针通道n也具有相同的平均值Zn＝Tmeas,n+(MCLmeas,n-Tmeas,n)/2。在现实生活中，Tmeas,n和MCLmeas,n的一些或所有值当然可以彼此不同。并且在所有以下附图中，Tn和MCLn的虚线仅仅是假想的对眼睛的引导。
图5示出了在大多数电极触针通道上感知不到耳鸣且仅在电极触针通道3和4上感知到轻微耳鸣(Ytin,n<Zn)的通道操作参数的简化图。在所有电极触针通道上，调整的通道最大刺激电平MCLn被设定为MCLmeas,n，其中vn＝1。在没有感知耳鸣的电极触针通道上，调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为Tmeas,n，其中wn＝1，而在具有轻微感知耳鸣的电极触针通道3和4上，调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *＝1。
图6示出了具有在电极触针通道3上感知到高耳鸣(Ytin,n>Zn)，在电极触针通道2和4上感知到轻度耳鸣(Ytin,n<Zn)以及在剩余的电极触针通道上没有感知到耳鸣的通道操作参数的简化图。再次，在所有电极触针通道上，调整的通道最大刺激电平MCLn被设定为MCLmeas,n，其中vn＝1。在电极触针通道1和5-12上，没有感知的耳鸣并且相邻的通道n+1和n-1没有或具有低的感知的耳鸣，并且调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为Tmeas,n，其中wn＝1，如图5中所示。针对电极触针通道2和4，感知到低的耳鸣，并且再次如图5所示，调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *＝1。针对电极触针通道3，存在高感知的耳鸣，并且调整的通道阈值刺激电平Tn设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n并且wn *<1。
图7示出了具有图6中的环境的通道操作参数的简化图，其中仅在电极触针通道3上感知到高耳鸣(Ytin,n>Zn)，并且在任何其它电极触针通道上没有感知到耳鸣。在这种情况下，大多数电极触针通道将如图6所示设定，但是将会把其中没有感知到耳鸣但是与具有高感知的耳鸣的电极触针通道3相邻的电极触针通道2和4的相应的调整的通道阈值刺激电平Tn,设定为Tmeas,n，其中wn>1。
最后，图8示出了在电极触针通道3、8和9上感知到非常高的耳鸣(Ytin,n≥MCLn)的通道操作参数的简化图。在电极触针通道1、5和12上没有感知到耳鸣,并且相邻通道n+1和n-1没有或具有低感知的耳鸣，因此调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为Tmeas,n，其中wn＝1。在电极触针通道上没有感知到耳鸣并且相邻通道n+1和n-1具有高感知的耳鸣，则调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为Tmeas,n，其中wn>1(如在T2、T4、T7和T11上)，并且调整的通道最大刺激电平MCLn设定为MCLmeas,n，其中vn＝1，或如果线性近似则vn>1(如在MCL7和MCL10上)。针对电极触针通道6，存在轻微感知的耳鸣(Ytin,n<Zn)，并且调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *＝1，而调整的通道最大刺激电平MCLn被设定为MCLmeas,n，其中vn＝1。针对电极触针通道10，存在高感知的耳鸣(Ytin,n>Zn)，并且调整的通道阈值刺激电平Tn被设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *<1，而调整的通道最大刺激电平MCLn设定为MCLmeas,n，其中vn＝1。并且针对存在非常高的感知耳鸣(Ytin,n≥MCLn)的电极触针通道3、8和9，调整的通道阈值刺激电平Tn设定为耳鸣加权通道阈值刺激电平Tn *＝wn *Ytin,n，其中wn *<1，而调整的通道最大刺激电平MCLn被设定为MCLmeas,n，其中vn>1。
在一些实施例中，创建几个耳鸣适配映射可能是有用的，这将根据掩蔽多少耳鸣而不同。可以创建第一映射，使得耳鸣被完全(或最大)掩蔽。然后，其它映射将被设定为具有受影响的电极触针通道的调整的通道阈值刺激电平Tn的逐渐降低的值。因此，将从最响到最轻感知耳鸣适配映射。这些可以应用于每个电极触针通道，或仅用于最受耳鸣影响的通道。使用这样的耳鸣适配映射，可能对患有严重耳鸣(即，耳鸣发生在非常高的水平或耳鸣影响大多数电极触针通道)的患者和受影响的电极触针通道的非常低的动态范围特别有帮助。例如，如果患者具有非常大的耳鸣并且希望相应地针对他的听力受损进行治疗，则受影响的电极触针通道上的动态范围相对低。为了抵消这一点，可以稍微降低调整的通道阈值刺激电平Tn，以扩大受影响的电极触针通道的动态范围。在一些实施例中，针对患有严重耳鸣的患者，也可以在受影响的电极触针通道上减小调整的通道最大刺激电平MCLn，这也将降低总体感知量。
如果耳鸣随时间和/或音调变化，则通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n的值也可以变化。在这种情况下，可以针对耳鸣的每个可能阶段测量通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n，以及然后最高值通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n用于如上所述的计算和适配。
耳鸣轮廓和心理物理阈值也可以随时间改变，因此可能有必要不时地重新执行耳鸣适配过程。通常，在电刺激治疗开始时，患者将需要更频繁的调整。
与仅使用ABI治疗来补偿听力损失相反，如果仅刺激最接近耳蜗核的受影响突起的那些电极触针，则可以最好地实现耳鸣的补偿。此外，不同于使用ABI刺激治疗听力损失，针对耳鸣治疗可能需要电极阵列覆盖所有听觉突起。为此，所使用的电极桨可能需要更大。
本发明的实施例可以部分地在任何传统计算机编程语言中实现。例如，可以以过程编程语言(例如“C”)或面向对象的编程语言(例如，“C++”、Python)来实现优选实施例。本发明的替选实施例可以被实现为预编程硬件元件、其它相关组件或硬件和软件组件的组合。
实施例可以部分地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有形介质(例如，软盘、CD-ROM，ROM、或固定盘)上的一系列计算机指令，或者可经由调制解调器或其它接口设备(诸如通过介质连接到网络的通信适配器)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，光学或模拟通信线路)或用无线技术(例如，微波、红外或其它传输技术)实现的介质。该系列计算机指令体现本文先前关于系统描述的功能的全部或部分。本领域技术人员应当理解，这样的计算机指令可以用许多编程语言编写以与许多计算机架构或操作系统一起使用。此外，这样的指令可以存储在任何存储器设备中，诸如半导体、磁性、光学或其它存储器设备，并且可以使用任何通信技术(诸如光学、红外、微波或其它传输技术)来传输。期望这样的计算机程序产品可以作为具有附带的打印或电子文档(例如，包装软件)的可移动介质，预加载有计算机系统(例如，在系统ROM或固定盘上)，或者从服务器或电子公告板通过网络(例如，互联网或万维网)来分发。当然，本发明的一些实施例可以被实现为软件(例如，计算机程序产品)和硬件的组合。本发明的其它实施例被实现为完全硬件或完全软件(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，但是本领域技术人员应当清楚，可以进行各种改变和修改，这些改变和修改将实现本发明的一些优点，而不脱离本发明的真实范围。

Claims (11)

1.一种用于调整可植入电极阵列中的多个电极触针的听力植入操作参数以使在植入患者中的耳鸣最小化的系统，所述电极阵列具有n个电极，所述系统包括：
用于针对每个电极触针测量通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n的装置，在所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n下发生最大耳鸣掩蔽，其中，n表示相应的所述电极的数量；
用于针对每个电极触针测量通道阈值刺激电平Tmeas,n的装置，所述通道阈值刺激电平Tmeas,n表示最低可检测刺激电平；
用于针对每个电极触针测量通道最大刺激电平MCLmeas,n的装置，所述通道最大刺激电平MCLmeas,n表示最大舒适刺激电平；以及
用于针对每个电极触针，将通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn调整为所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n和相邻电极触针的耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,adj的函数的装置。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述函数基于通道平均刺激电平Zn来调整给定电极触针的刺激电平，所述通道平均刺激电平Zn被定义为所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n与在所测量的最大刺激电平MCLmeas和所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n之间的差的一半之和，其中，当所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n小于通道平均刺激电平Zn时，通道耳鸣被定义为低，并且其中，当所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n大于通道平均刺激电平Zn时，通道耳鸣被定义为高。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，当电极触针和相邻的电极触针的通道耳鸣为低时，针对所述电极触针，所述函数将所述通道阈值刺激电平Tn和通道最大刺激电平MCLn调整为所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n和通道最大刺激电平MCLmeas,n。
4.根据权利要求2所述的系统，其中，当电极触针的通道耳鸣为低并且相邻的电极触针中的至少一个电极触针的通道耳鸣为高时，针对所述电极触针，所述函数将所述通道阈值刺激电平Tn调整为大于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。
5.根据权利要求2所述的系统，其中，当电极触针的通道耳鸣为高时，针对所述电极触针，所述函数将所述通道阈值刺激电平Tn调整为小于所测量的通道阈值刺激电平Tmeas,n。
6.根据权利要求2所述的系统，其中，当所述通道耳鸣掩蔽刺激电平Ytin,n等于或超过所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n时，针对电极触针，所述函数将所述通道最大刺激电平MCLn调整为大于所测量的通道最大刺激电平MCLmeas,n。
7.根据权利要求1所述的系统，其中，在所调整的通道阈值刺激电平Tn和所述通道最大刺激电平MCLn之间存在至少1dB的动态范围。
8.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电极阵列是耳蜗植入电极阵列。
9.根据权利要求1所述的系统，其中，所述电极阵列是听觉脑干植入电极阵列。
10.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个电极触针在所述电极阵列上布置成一维阵列。
11.根据权利要求1所述的系统，其中，所述多个电极触针在所述电极阵列上布置成二维阵列。
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