CN107921251B - 有残余听力的耳蜗植入患者的深度电极植入拟合 - Google Patents

Abstract

一种听力信号处理器处理输入声音信号并且生成表示音频的较高范围的电通信信号和表示音频的较低范围的声学通信信号。植入电刺激子系统具有电极阵列，所述电极阵列具有在感知声音的耳蜗区域中的一个或多个电极触点获取残余自然听力。电刺激子系统接收电通信信号并且将相应的电刺激信号递送到电极触点用于对邻近的神经组织进行电刺激。外部声学刺激子系统接收声学通信信号并且将相应的放大的声学刺激信号递送到患者的耳道。所述较高范围和所述较低范围重叠并且电刺激信号和放大的声学刺激信号被协调用于同时递送到感知声音的耳蜗区域。

Description

有残余听力的耳蜗植入患者的深度电极植入拟合

本申请要求2015年9月1日提交的美国临时专利申请62/212,642以及2015年9月1日提交的美国临时专利申请62/212,643的优先权，这两个申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本发明涉及混合电声(EAS)听力系统。

背景技术

如图1所示，正常的耳朵通过外耳101将声音传送到鼓膜102，鼓膜102移动中耳103的骨头(锤骨，砧骨和镫骨)，进而使耳蜗104的卵圆形窗口和圆形窗口振动。耳蜗104是绕其轴螺旋地卷曲约两周半的狭长管。耳蜗104包括通过耳蜗管连接的称为前庭阶的上通道和称为鼓阶的下通道。耳蜗104形成具有称为耳蜗轴的中枢的直立螺旋锥体，听神经113的螺旋神经节细胞位于其中。响应于由中耳103传送的接收的声音，充满流体的耳蜗104起到转换器的作用，产生传送到蜗神经113并最终传到大脑的电脉冲。

当沿着耳蜗104的神经基质将外部声音转换成有意义的动作电位的能力有问题时，听力受损。为了改善受损听力，已经开发了听觉假体。例如，当损伤与中耳103的操作有关时，可以使用常规助听器以放大声音的形式向听觉系统提供机械刺激。或者当损伤与耳蜗104有关时，具有植入的刺激电极的耳蜗植入物可以用沿着电极分布的多个电极触点递送的小电流来电刺激听觉神经组织。

在一些对较低声频具有一定残余听力的患者中，常规助听器和耳蜗植入物可以在混合电声刺激(EAS)系统中组合在一起。助听器声学放大人耳感知的较低声音频率，而耳蜗植入物电刺激中频和高频。参见Von Ilberg et al.,Electric-Acoustic Stimulation ofthe Auditory System,ORL 61:334-340；Skarzynski et al.,Preservation of LowFrequency Hearing in Partial Deafness Cochlear Implantation(PDCI)Using theRound Window Surgical Approach,Acta OtoLaryngol 2007；127:41–48；Gantz&Turner,Combining Acoustic and Electrical Speech Processing:Iowa/Nucleus HybridImplant,Acta Otolaryngol 2004；124:344–347；

et al.,HearingPreservation in Cochlear Implantation for Electric Acoustic Stimulation,ActaOtolaryngol 2004；124:348–352；全部通过引用并入本文。

图1还示出了典型的EAS系统的一些组件，其包括外部麦克风，该外部麦克风向外部信号处理器111提供声学信号输入，在外部信号处理器111中开发了两个不同的信号处理路径。包含中高频范围声音的较高声频范围通信信号被转换为数字数据格式，例如数据帧序列，以经由发射器线圈107在对应的植入接收器线圈106上传输到电植入物108(典型的耳蜗植入系统)。除了接收经处理的声学信息之外，电植入物108还执行诸如误差校正、脉冲形成等附加信号处理，并产生通过电极引线109发送到植入电极阵列110的电刺激图案(基于提取的声信息)。通常，该电极阵列110在其外表面上包括多个电极触点，以提供对耳蜗104的选择性电刺激。外部信号处理器111还产生较低音频范围的通信信号给耳道中的常规助听器105，其对鼓膜102进行声学刺激，进而刺激中耳103和耳蜗104。

在一些编码策略中，在所有电极通道上以恒定速率施加刺激脉冲，而在其他编码策略中，刺激脉冲以通道特定的速率施加。可以实施各种特定的信号处理方案来产生电刺激信号。在耳蜗植入领域众所周知的信号处理方法包括连续交织采样(CIS)，信道特定采样序列(CSSS)(如美国专利号6,348,070中所述，其通过引用并入本文)，谱峰(SPEAK)和压缩模拟(CA)处理。

图2示出了典型耳蜗植入物信号处理系统中的主要功能框，其中带通信号被处理并编码以生成电极刺激信号用于刺激植入的耳蜗植入物电极阵列中的电极。例如，可以使用市场上可买到的数字信号处理器(DSP)来根据12通道CIS方法执行语音处理。初始声学音频信号输入是由一个或多个全向和/或定向的感测麦克风产生的。预处理器滤波器组201利用一组多个带通滤波器预处理初始声学音频信号，每个滤波器与特定频带的音频频率相关联——例如，具有12个无限冲激响应(IIR)型六阶数字巴特沃兹(Butterworth)带通滤波器的数字滤波器组，使得声学音频信号被滤波成M个带通信号，B₁到B_M，其中每个信号对应于带通滤波器之一的频带。CIS带通滤波器的每个输出可以大致被认为是由包络信号调制的带通滤波器的中心频率处的正弦曲线。这是由于滤波器的品质因数(Q≈3)。在浊音语音片段的情况下，该包络是近似周期性的，并且重复率等于基音频率。替代地而非限制地，可以基于使用快速傅立叶变换(FFT)或短时傅里叶变换(STFT)来实现预处理器滤波器组201。基于耳蜗的拓扑结构，鼓阶中的每个电极触点通常与外部滤波器组的特定带通滤波器相关联。

图3示出了来自麦克风的音频语音信号的短时段的示例，以及图4示出了由一组滤波器通过带通滤波分解成一组信号的声音麦克风信号。基于直接II型转置结构的无线冲激响应(IIR)滤波器组的伪代码示例示于Fontaine et al.,Brian Hears:Online AuditoryProcessing Using Vectorization Over Channels,Frontiers in Neuroinformatics,2011；其通过引用整体并入本文：

带通信号B₁至B_M(其也可以被认为是频率通道)被输入到信号处理器202，信号处理器202提取信号特定的刺激信息——例如包络信息，相位信息，所请求的刺激事件的定时等——转换成代表电极特定的所需刺激事件的一组N个刺激通道信号S₁至S_N。例如，可以使用如美国专利6,594,525中所描述的信道特定采样序列(CSSS)，该专利通过引用整体并入本文。例如，包络提取可以使用12个整流器和12个二阶IIR型数字巴特沃兹(Butterworth)低通滤波器来执行。

脉冲发生器205包括脉冲映射模块203，其对每个带通包络的幅度应用非线性映射函数(通常为对数)。该映射函数——例如使用包络信号的瞬时非线性压缩(映射法则)——通常在植入物的拟合过程中适应个体耳蜗植入用户的需要，以实现自然的响度增长。这可以在应用于每个所请求的刺激事件信号S₁至S_N的特定形式的函数中，其反映患者特定的感知特性以产生提供声学信号的最佳电表示的一组电极刺激信号A₁至A_M。具有形式因子C的对数函数通常可以应用为响度映射函数，其在所有带通分析通道中通常是相同的。在不同的系统中，可以使用除了对数函数之外的不同的特定响度映射函数，只有一个相同的函数被应用于所有通道或者每个通道应用一个单独的函数以产生来自脉冲映射模块203的电极刺激信号A₁至A_M输出。

脉冲发生器205还包括脉冲整形器204，该脉冲整形器204将电极刺激信号组A₁至A_M生成为用于植入电极阵列中的电极触点的一组输出电极脉冲E₁至E_M，其刺激相邻的神经组织。电极刺激信号A₁至A_M可以是具有从压缩包络信号直接获得的幅度的对称双相电流脉冲。

在CIS系统的具体情况下，以严格不重叠的顺序施加刺激脉冲。因此，作为一个典型的CIS特征，一次只有一个电极通道是有效的，整体刺激率相对较高。例如，假设总体刺激率为18kpps，12通道滤波器组，每个通道的刺激率为1.5kpps。每个通道的这种刺激速率通常对于包络信号的足够的时间表示来说是足够的。最大总刺激率受每个脉冲的最小相位持续时间的限制。相位持续时间不能任意短，因为脉冲越短，引起神经元中动作电位的电流幅度越高，并且由于各种实际原因电流幅度受到限制。对于18kpps的整体刺激率，阶段持续时间是27μs，接近下限。

在CIS策略中，信号处理器仅使用带通信号包络进行进一步处理，即它们包含整个刺激信息。对于每个电极通道，信号包络以恒定重复率表示为一系列双相脉冲。CIS的特征是所有电极通道的刺激率是相等的，并且与各个通道的中心频率没有关系。意图是脉冲重复率不是给患者的时间提示(即，其应该足够高以使得患者不会感知频率等于脉冲重复率的音调)。脉冲重复率通常选择为大于包络信号带宽的两倍(基于奈奎斯特定理)。

确实传输精细时间结构信息的另一种耳蜗植入刺激策略是Med-El的精细结构处理(FSP)策略。跟踪带通滤波时间信号的过零点，并且在每个负到正过零点处开始信道特定采样序列(CSSS)。通常CSSS序列只应用于第一个或前两个最顶端的电极通道，覆盖频率范围高达200或330Hz。FSP装置在Hochmair I,Nopp P,Jolly C,Schmidt M,

H,Garnham C,Anderson I,MED-EL Cochlear Implants:State of the Art and a Glimpseinto the Future,Trends in Amplification,vol.10,201-219,2006中有描述，其通过引用并入本文。

许多耳蜗植入编码策略使用所谓的M中取N(N-of-M)的方法，其中在给定的采样时间帧中仅刺激具有最大幅度的n个电极通道。如果对于给定的时间帧，特定电极通道的幅度保持高于其他通道的幅度，那么将在整个时间帧内选择该通道。随后，可用于编码信息的电极通道的数量减少一个，这导致刺激脉冲的聚集。因此，较少的电极通道可用于编码声音信号的重要时间和频谱特性，例如语音起始。

减少每个时间帧的刺激的频谱聚集的一种方法是Cochlear Ltd的MP3000^TM编码策略，其在电极通道上使用频谱掩蔽模型。固有地增强语音起始编码的另一种方法是由Advanced Bionics Corp使用的ClearVoice^TM编码策略，其选择具有高信噪比的电极通道。美国专利公开2005/0203589(其通过引用整体并入本文)描述了如何在每个时间帧内将电极通道组织成两个或更多组。基于信号包络的幅度决定选择哪个电极通道。

除了上面讨论的特定处理和编码方法之外，不同的特定脉冲刺激模式也可能用特定电极递送刺激脉冲——即，单极、双极、三极、多极和相控阵列刺激。也有不同的刺激脉冲形状——即，双相、对称三相、不对称三相脉冲或不对称脉冲形状。这些不同的脉冲刺激模式和脉冲形状各自提供不同的益处；例如，更高的音调选择性，更小的电阈值，更高的电动态范围，更少的例如面神经刺激等不希望的副作用。但是一些刺激设置是相当耗电的，尤其是当相邻的电极被用作电流接收器时。可能需要比简单的单极刺激概念(如果持续使用功率消耗脉冲形状或刺激模式)多出高达10dB的电荷。

在该领域众所周知的是，在耳蜗内的不同位置处的电刺激产生不同的频率感知。正常听觉的根本机制称为频率拓扑原则。在耳蜗植入物用户中，耳蜗的频率拓扑结构已被广泛研究；例如，参见Vermeire et al.,Neural tonotopy in cochlear implants:Anevaluation in unilateral cochlear implant patients with unilateral deafnessand tinnitus，Hear Res,245(1-2),2008Sep 12p.98-106；和Schatzer et al.,Electric-acoustic pitch comparisons in single-sided-deaf cochlear implant users:Frequency-place functions and rate pitch,Hear Res,309,2014 Mar,p.26-35(这两篇文献通过引用整体并入本文)。根据格林伍德量表，在根据频率拓扑构造的耳蜗中360°插入电极覆盖了1kHz及以上的音频区域。参见Greenwood,A Cochlear Frequency-PositionFunction For Several Species–29Years Later,J Acoustic Soc Am,1990；87(6):2592-2605；在此通过引用并入本文。

在正常听力的耳朵中，一个频率分量连续地刺激多个神经群体。这种现象被描述为如图5所示“行波”，来自Von Békésy,Georg.Experiments in hearing.Ed.Ernest GlenWever.Vol.8.New York:McGraw-Hill,1960(通过引用整体并入本文)。也就是说，响应于纯音，基底膜在行波(图5中的上行数字)中共振，该行波的幅度随其沿着耳蜗管从镫骨(基底)朝向蜗孔(顶端)的移动逐渐增大(图5中的虚线)。

在现代耳蜗植入系统中部分反映的行波的一种特性是每个频率分量在耳蜗内的特定点达到峰值幅度(上面讨论的频率拓扑原则)。这些时间—频谱特性也可以在图6所示的猫耳蜗神经纤维的活动中观察到，来自Secker Walker et al.,Time domain analysisof auditory nerve fiber firing rates,J Acoust Soc Am,88(3),1990,p.1427-1436(通过引用整体并入本文)。图6示出了耳蜗神经响应于合成元音在具有不同特征频率的神经纤维上随时间推移的神经活动。合成元音刺激中的一个主要频率分量是基频(F0)，其在图6中可以清楚地识别为从高频开始并在几个毫秒之后以低频率结束的规则模式。图6阴影框中的黑色曲线表示频率特定的时间延迟或神经反应。在F0结构之间也可以观察到更高的频率分量；例如，在1800和1000Hz之间可见的谐波。类似于F0结构，它们从高频纤维开始，几毫秒后在低频纤维结束。这种频谱—时间激励行为目前没有在耳蜗植入系统中明确实施。

Loeb G.,Are cochlear implant patients suffering from perceptualdissonance？Ear Hear,26,2005,p.435-450(通过引用整体并入本文)描述了在耳蜗的相当大的长度上发生的相位锁定。此外，动作电位表现出相关的空间梯度，其中在谐振频率的位置附近发生相位的最陡峭和最快速变化的梯度。此时，行波开始明显减速并消散。相位梯度被认为对音调的感知有很大的贡献，特别是在谐波没有分解的吵闹情况下。

现有的编码方法考虑声学信号的一些时间属性。CIS确定频率特定的包络，其固有地包含关于诸如基频的单个低频分量的一定量的信息。已经描述了用于计算带通特定包络的更先进的方法；例如，美国专利公开2006/0235486(其通过引用整体并入本文)。后者和CIS都以固定速率刺激脉冲对带通包络进行采样，以模拟基底膜运动的基本性质。美国专利公开2011/0230934(通过引用整体并入本文)中描述的其他先进系统通过识别诸如过零的相位特性来明确地提取带通信号的时间特性。所描述的系统在每个检测的过零点处触发通道特定的刺激脉冲序列。每个上述布置将某些频率分量分配到特定的刺激位置。美国专利公开2011/0230934也明确地考虑了某些频率分量的定时。

基于声码器的耳蜗植入刺激安排，例如CIS和M中取N，不考虑正常听觉的行波特性。声学信号由滤波器组或FFT分析并分配给单个耳蜗内电极，或者用于同时刺激多个相邻的电极。虽然滤波器组可以模拟刺激时单个频率分量的潜伏期，但它们不能模仿行波行为的其他方面，如该分量在相邻刺激位置的频谱—时间分布，从低幅度的更基底的位置开始，并在更顶端刺激位置结束，两者之间具有最大刺激。还用于模拟耳蜗植入物的频率拓扑原则的FFT也不能更好地复制(刺激位置的)频率分量之间的一般潜伏差异，也不能提供上述的频谱—时间行为。

在那些保留显着手术后残余自然听力的接受听力植入物的患者中，通常，残余听力处于较低频带，这在频率拓扑上对应于耳蜗内最深的位置。在一些情况下，植入的电极阵列的顶端部分到达耳蜗内足够远以进入具有残余听力的区域。在这种情况下，有人建议关闭最顶端的电极通道。例如，U.S.2013/0116746提出，电极阵列只能插入通常是没有残余听力的区域的鼓阶中的浅的深度。或者如果电极阵列的最顶端触点实际上位于患者的声音感知区域中，为了通过关闭一个或多个最顶端的电极触点而有意在声音感知频率与电感知频率之间引入频率间隙，以创建无需声刺激或电刺激的任何听觉刺激的(小)区域。

美国专利8,000,798提出了一种电极阵列，该电极阵列在插入之后具有超出耳蜗的第一底周的电极触头的子组，并且激活该子组中的一个或多个触头，同时允许在超出第一底周的一个或多个位置发生自然听觉。但是从描述中显而易见的是，该专利描述了“可插入耳蜗的基底区域并越过其第一周的相对非常薄且短的电极阵列”。

WO 00/69513提出了混合式耳蜗刺激装置(即，电刺激与残余听力的声学刺激组合在一起)，其使用不大于8mm——比从耳蜗造口或圆窗膜到第一底周的距离短——的电极阵列。

所有这些现有的措施都基于电刺激听觉与自然听力不同以及电刺激与听觉相互作用的现有观念。

发明内容

本发明的实施例针对用于电声刺激(EAS)听觉系统的信号处理装置和相应方法。听力信号处理器配置成处理输入声音信号并且生成：i.表示存在于输入声音信号中的音频的较高范围的电通信信号，和ii.表示存在于输入声音信号中的音频的较低范围的声学通信信号。植入电刺激子系统包括电极阵列，电极阵列具有植入患者耳蜗中的多个电极触点，其中在感知声音的耳蜗区域中的一个或多个电极触点获取残余自然听力。所述电刺激子系统配置成从所述听力信号处理器接收电通信信号，并且将相应的电刺激信号递送到电极触点用于对邻近的神经组织进行电刺激。外部声学刺激子系统配置成从所述听力信号处理器接收声学通信信号，并且将相应的放大的声学刺激信号递送到患者的耳道。听力信号处理器配置成重叠所述较高范围和所述较低范围以及协调电刺激信号和放大的声学刺激信号，用于同时递送到感知声音的耳蜗区域。

在另一具体实施例中，电刺激信号可以是频率特定采样序列(FSSS)和/或信道特定采样序列(CSSS)信号。电刺激信号还可以是刺激位置、速率和水平的患者特定的、频率特定的函数。一个或多个电极触点的电刺激信号可以包括精细结构信息。并且感知声音的耳蜗区域的一个或多个电极触点可以被植入患者耳蜗中至少24mm。

附图说明

图1示出了具有典型的耳蜗植入系统的人耳的剖视图，该系统设计成将电刺激递送到内耳。

图2示出了连续交织采样(CIS)处理系统中的各功能块。

图3示出了来自麦克风的音频语音信号的短时间段的示例。

图4示出通过一组滤波器的带通滤波分解成一组带通信号的声麦克风信号。

图5示出了根据本发明的一个实施例的结合电和声学刺激的过程的各逻辑框。

图6示出了根据本发明的一个实施例的结合了电和声学刺激的系统的各功能框。

图7示出了根据本发明的一个实施例的对结合了电和声学刺激的系统进行拟合的过程的各逻辑框。

具体实施方式

频率特定采样序列(FSSS)装置，例如2015年9月1日提交的共同未决的美国临时专利申请62/212,643中所述的那些装置，和速率位置匹配的刺激装置，例如2015年9月1日提交的共同未决的美国临时专利申请62/212,642和2015年3月26日提交的德国专利申请DE102015104614中所述的装置，对于接受EAS混合系统的具有残余自然听力的患者特别有用。在这种情况下，可以使用深插入的电极阵列，该电极阵列的顶端部分插入耳蜗的声作用内部空间。包含电极阵列的耳蜗的声学作用部分被称为“A区”。类似地，在本文中“深插入”是指具有例如24-32mm的长度的电极阵列，其中后者的长度相当于耳蜗植入物的全覆盖范围。A区中的同时声电刺激意味着神经信号响应于自然声学刺激并且也响应于经由A区中的电极触点在相同的时间和相同的位置施加的电脉冲而被引发。

虽然传统的观点是避免向A区域提供同时的声学刺激和电刺激，但发明人已经确定，在正确的条件下，这样的同时刺激是有益的。之前避免了这种同时刺激，因为刺激类型的不同性质引起了固有的刺激不匹配。例如，自然声学刺激比利用现有技术的语音编码策略的人工电刺激更具频率选择性。然而，令人惊奇的是，这种同时刺激可能在下列情况对患者有益：

·声学刺激和电刺激之间存在频率匹配。也就是说，位于A区域中的电极触点传递与声学刺激相同的声音频率的信息，匹配尽可能接近。根据手术后CT扫描可以导出最佳或接近最佳的电刺激频率，以根据格林伍德函数(频率拓扑地)识别电极触点的确切位置并调整A区域中的触点上的刺激频率；以及

·在电刺激中存在完整的精细结构信息。因此，例如，如果A区域高达500Hz，那么对于所分配的电极通道呈现高达500Hz以上的精细结构。

图5是示出根据本发明的实施例的在电声刺激(EAS)听力系统中产生协调的电和声学刺激信号的各逻辑步骤的流程图。这种方法的伪代码示例可以表示为：

Input Sound Processing:

SignalFreqRanges(input_sound,elec_upper,acoustic_lower)

Stimulation Signal Processing:

ElecStim(elec_upper,elec_stim)

AcousticStim(acoustic_lower,acoustic_stim)

图6示出了根据本发明的实施例的组合式电声刺激系统。在下面的讨论中阐述了这种布置的细节。

如上面关于图2所讨论的布置，预处理器信号滤波器组601可配置成将输入声音信号分解成带通频率分量信号B₁至B_M(步骤501)，表示瞬时输入频率/定时、分量水平/幅度的估计，使得每个带通频率分量信号B₁至B_M在特征定时和振幅上随时间变化。带通频率分量信号B₁至B_M的定时通常可以反映频率特定的响应等待时间和/或相位特性。然后，听力信号处理模块602处理带通频率分量信号B₁至B_M以产生表示输入声音信号中存在的声频的较高范围的电通信信号S₁至S_N以及代表输入声音信号中存在的声音频率的较低范围的声学通信信号S_A。

植入的电刺激子系统包括脉冲映射模块603和脉冲整形器604，如上面关于图2所描述的，其配置成从听力信号处理器602接收电通信信号S₁至S_N并且将相应的电刺激信号E₁至E_M递送到电极触点以用于相邻神经组织的电刺激(步骤502)。朝向电极阵列的顶端的电极触点中的一个或多个触点位于保持一些残余自然听力的感知声音的耳蜗区域中。外部声学刺激子系统605配置成从听力信号处理器602接收声学通信信号S_A，并且将相应的放大的声学刺激信号A递送到患者的耳道(步骤503)。听力信号处理器602进一步配置成重叠较高范围和较低范围，并协调电刺激信号E₁至E_N和放大的声学刺激信号A，以同时传送到感知声音的耳蜗区域。

如上所述，特定实施例中的电刺激信号E₁至E_M可以是FSSS和/或CSSS刺激信号。例如，FSSS的长度可以根据电极通道的数量和每个通道的CSSS数量而变化。每个FSSS的电极通道CSSS的长度可以是恒定的，然而，也可以改变每个FSSS的CSSS长度，例如在较尖的通道处使用较长的CSSS或者在FSSS的最大水平处使用更长/更短的CSSS等。一些实施例也可以向同时FSSS的幅度应用信道交互补偿(CIC)算法(例如，美国专利7,917,224；通过引用整体并入本文)，以向用户提供期望的响度水平。FSSS内CSSS的开始由行波的相位控制。单个电极通道上的亚阈值刺激可以应用在单个FSSS内以支持和维持刺激位置处的自发动作电位。FSSS的频率特定特性(诸如幅度形状、在电极位置上的扩展和(整个FSSS和每个FSSS的通道特定CSSS的)持续时间可以作为模板存储在听力信号处理模块602可访问的系统存储器中。

图7示出了根据本发明的一个实施例在拟合组合电声刺激系统的过程中的各逻辑框。在这种拟合过程中的第一步将涉及获取患者听力图(步骤701)，并且测量关于耳蜗中的电极位置的信息，例如电极插入角(步骤702)。然后，在步骤703确定感知声音的耳蜗区域，其中在插入的电极阵列的顶端处的一个或多个电极触点与残余自然听觉区域重叠；例如，通过将格林伍德函数应用于电极插入角度。然后，可以使感知声音的耳蜗区域中的电极触点基于对这些触点施加同时的电声刺激进行拟合。其余的电极触点和声刺激子系统可以按照已知的步骤进行适配。可以在所有信道上应用速率—位置匹配的刺激，而不管它们是否在声学区域内。

如上述对感知声音的耳蜗区域同时进行电和声学刺激拟合的患者可以在诸如有噪声的困难条件下实现更好的声音感知。另外，由于不需要决定哪个电极触点必须被关断，所以拟合过程实际上可能花费的时间更少。另外，当自然听力改变时(例如，自然听力的频率范围在植入后随着时间进一步减小时)，不需要改变电刺激范围。

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，优选实施例可在过程编程语言(例如，“C”)或面向对象编程语言(例如，“C++”、Python)中实现。本发明的替代实施例可作为预编程的硬件元件、其他相关组件或作为硬件和软件组件的组合实现。

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。这样的实施方式可以包括一系列的计算机指令，其固定在诸如计算机可读介质(例如，软盘、CD-ROM、ROM、或硬盘)的有形介质上，或者可以经由调制解调器或诸如通过媒介连接到网络的通信适配器的其他接口设备传输到计算机系统。该媒介可以是有形媒介(例如，光学或模拟通信线路)或利用无线技术(例如，微波、红外或其他传输技术)实现的媒介。所述一系列计算机指令关于系统实现这里之前描述的全部或部分功能。本领域技术人员应当理解，这样的计算机指令可以以用于许多计算机架构或操作系统的多种编程语言来编写。此外，这样的指令可以存储在诸如半导体、磁、光或其他存储设备的任何存储设备中，并且可以使用诸如光、红外、微波、或其他传输技术的任何通信技术来传输。预计这样的计算机程序产品可以作为带有印刷或电子文档的可移动媒体分发(例如，塑封软件)，通过计算机系统预装载(例如，在系统ROM或硬盘上)，或者通过网络(例如，互联网或万维网)从服务器或电子布告栏分发。当然，本发明的一些实施例可以实现为软件(例如，计算机程序产品)和硬件二者的组合。本发明的其他实施方式实现为纯硬件，或纯软件(例如，计算机程序产品)。

尽管已经公开了本发明的各种示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说显而易见的是，可以做出将实现本发明的一些优点的各种改变和修改而不脱离本发明的真实范围。

Claims (6)

1.一种电声刺激(EAS)听力系统，包括：

听力信号处理器，其配置成处理输入声音信号并且生成：

i.表示存在于输入声音信号中的音频的较高范围的电通信信号，和

ii.表示存在于输入声音信号中的音频的较低范围的声学通信信号；

包括电极阵列的植入电刺激子系统，所述电极阵列具有植入患者耳蜗中的多个电极触点，其中一个或多个电极触点位于保持残余自然听力的可感知声音的耳蜗区域中，其中，所述电刺激子系统配置成从所述听力信号处理器接收所述电通信信号，并且将相应的电刺激信号递送到电极触点用于对邻近的神经组织进行电刺激；以及

外部声学刺激子系统，其配置成从所述听力信号处理器接收所述声学通信信号，并且将相应的放大的声学刺激信号递送到患者的耳道；

其中，所述听力信号处理器配置成重叠所述较高范围和所述较低范围以及协调电刺激信号和放大的声学刺激信号，用于同时递送到所述的可感知声音的耳蜗区域，以使得在声学刺激和电刺激之间存在频率匹配。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述听力信号处理器配置成生成作为电刺激信号的频率特定采样序列(FSSS)信号。

3.根据权利要求1所述的系统，其中，所述听力信号处理器配置成生成作为电刺激信号的信道特定采样序列(CSSS)信号。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，所述听力信号处理器配置成生成电刺激信号作为刺激位置、速率和水平的患者特定的、频率特定的函数。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，所述听力信号处理器配置成包括用于所述一个或多个电极触点的所述电刺激信号的精细结构信息。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述的可感知声音的耳蜗区域中的所述一个或多个电极触点被植入患者耳蜗中至少24mm。

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