CN110325241B - 基于电极阻抗测量值设定耳蜗植入系统刺激参数的设备和方法 - Google Patents

Abstract

与由患者使用的耳蜗植入系统相关联的设备指示被包括在耳蜗植入系统内并被植入在患者体内的耳蜗植入物生成处于预定电流电平的电刺激电流。该设备还指示耳蜗植入物借助于与耳蜗植入物耦合的电极向患者施加电刺激电流，并在借助于与耳蜗植入物耦合的电极向患者施加电刺激电流时测量与电极相关联的电压电平。基于预定电流电平和测量到的电压电平，该设备确定电极的阻抗。基于所确定的电极阻抗并且根据预定刺激参数调节约束，该设备自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。还公开了附加的设备和相应的方法。

Description

基于电极阻抗测量值设定耳蜗植入系统刺激参数的设备和 方法

相关申请

本申请要求于2017年2月23日提交的美国临时专利申请No.62/462,831的优先权。该临时专利申请的内容被通过引用全部结合到本文中。

背景技术

人类的自然听觉涉及使用耳蜗中的将声学信号转换或变换成听觉神经冲动的毛细胞。当耳蜗中的毛细胞不存在或受损时，可能发生一些类型的听力损失(例如，感觉神经性听力损失)，使得不能以自然的方式通过声学信号产生听觉神经冲动。为了克服这些类型的听力损失，已经研发出了耳蜗植入系统。耳蜗植入系统通过借助于被植入在耳蜗内的电极阵列直接向听觉神经纤维呈现电刺激来避开耳蜗中的毛细胞。听觉神经纤维的直接刺激导致声音在大脑中的感知并且至少部分恢复听觉功能。

植入在耳蜗内的每个电极可具有与其相关的特定阻抗。例如，电极的阻抗可以表示通过电极向患者施加刺激电流是如何困难或容易的量度(例如，在特定的刺激电压电平的情况下，刺激电流通过电极流入患者的程度)。被植入在耳蜗内的电极阵列中的电极的阻抗可以在耳蜗植入系统对患者的初始装配期期间(例如，在临床环境中)予以确定，并且可被用于在这种装配期期间确定一个或多个刺激参数。然而，在该装配期之后(例如，在患者已返家且不再处于临床环境中之后)，电极阵列中的一个或多个电极的阻抗可能出于多种原因而改变。如果不予说明，这种改变可能导致由患者感知到的声音质量和/或响度降低(例如，音高失真等)、耳蜗植入系统的系统故障和/或其它不期望出现的结果。

附图说明

附图示出了多种实施例并且是本专利说明书的一部分。所示实施例仅是示例且并不限制本公开的范围。在整个附图中，相同或相似的附图标记表示相同或相似的元件。

图1示出了根据本文所述原理的示例性耳蜗植入系统。

图2示出了根据本文所述原理的耳蜗植入的示意性结构。

图3示出了根据本文所述原理的用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性设备。

图4示出了一种示例性配置，其中，可以根据本文所述原理实现图3的设备。

图5示出了另一示例性配置，其中，可以根据本文所述原理实现图3的设备。

图6示出了根据本文所述原理，图3的设备可如何基于电极阻抗测量值来设定脉冲宽度刺激参数的多个示例性方面。

图7示出了根据本文所述原理，图3的设备可如何基于电极阻抗测量值来设定目标刺激电压刺激参数的多个示例性方面。

图8示出了根据本文所述原理，图3的设备可如何基于电极阻抗测量值来设定有源电极刺激参数的多个示例性方面。

图9示出了根据本文所述原理，用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性预定调节时间表。

图10A和图10B示出了根据本文所述原理的适于向与耳蜗植入系统相关联的用户呈现的示例性警报。

图11示出了根据本文所述原理的用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性方法。

图12示出了根据本文所述原理的用于获取和使用耳蜗植入物电极阻抗测量值的示例性设备。

具体实施方式

本文描述了用于获取和使用耳蜗植入物电极阻抗测量值的设备和方法。例如，如下面将更详细描述的那样，本文描述的设备和方法可致使确定(例如，检测、测量等)包括在耳蜗植入系统内的电极的电极阻抗，且可响应于电极阻抗的确定和/或基于所确定的电极阻抗来执行一个或多个操作。

虽然本文描述了在已经获得这种测量值之后用于使用耳蜗植入物电极阻抗测量值的多种操作，但是本公开的一个示例性内容涉及用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备和方法。例如，根据本文所述的原理的示例性设备可与患者所使用的耳蜗植入系统相关联，并且可包括至少一个物理计算部件，其按照以下顺序或按照如可服务于具体实施方案的其它适用顺序来执行以下操作中的一个或多个。首先，该设备可指示耳蜗植入物(例如，被包括在耳蜗植入系统内且被植入在患者体内的耳蜗植入物)生成处于预定电流电平的电刺激电流并且借助于与该耳蜗植入物耦合的电极向患者施加该电刺激电流。第二，该设备可指示耳蜗植入物测量与该电极相关联的电压电平，同时借助于该电极向患者施加电刺激电流。第三，该设备可(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定电极的阻抗。第四，该设备可识别预定刺激参数调节约束。第五，该设备可(例如，基于电极的阻抗并且根据预定刺激参数调节约束)自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。

用于获取和使用耳蜗植入物电极阻抗测量值的设备(例如，包括诸如上述用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性设备之类的设备)可以任何合适的方式与患者所使用的耳蜗植入系统相关联。例如，设备可被包括在耳蜗植入系统内，作为耳蜗植入系统的部件(例如，耳蜗植入系统的声音处理器、耳蜗植入系统的耳蜗植入物等)。作为另一示例，设备可与耳蜗植入系统分离开且例如通过与该耳蜗植入系统通信地耦合而与耳蜗植入系统相关联。例如，该设备可由患者、患者的看护人等操作的移动计算装置(例如，智能电话、平板计算装置等)实现或在该移动计算装置的内部实现。

用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备的一个示例性实施方案可通过被植入在患者体内并被包括在耳蜗植入系统内的耳蜗植入物来实现。耳蜗植入物可包括刺激电流发生器，该刺激电流发生器被配置为通过被耦合到耳蜗植入物的电极导线上的电极生成待向患者施加的电刺激电流。耳蜗植入物还可包括电压检测器，该电压检测器被配置为测量与该电极相关联的电压电平。另外，耳蜗植入物可包括至少一个物理计算部件，以如上所述的类似方式，该至少一个物理计算部件可被配置成：1)指示刺激电流发生器生成处于预定电流电平的电刺激电流并借助于该电极向患者施加电刺激电流；2)在借助于该电极向患者施加电刺激电流的同时，指示电压检测器测量与该电极相关联的电压电平；3)(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定该电极的阻抗；4)识别预定刺激参数调节约束；5)(例如，基于电极的阻抗并根据预定刺激参数调节约束)自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。

如下面将更详细描述的那样，耳蜗植入系统可被配置为向患者施加电刺激以直接刺激听觉神经纤维，以便至少部分地恢复患者的听力。为此，监督就该耳蜗植入系统对患者进行的护理的临床医生或其它专业人员可将耳蜗植入系统配置成根据特定于患者的需要和偏好的具体参数来施加刺激。

临床医生可考虑的一个参数是由每个电极在每个刺激阶段施加的电荷量。电极导线上的多个电极中的每一个可被用于以相对快的序列(例如，可包括每秒多个刺激脉冲的刺激速率或“脉冲速率”发生的序列)向患者耳蜗内的不同刺激部位施加电流，使得患者感知在每个不同的刺激部位中同时出现的刺激。根据欧姆定律，由电压源产生的刺激电压(“V”)、向电极施加的刺激电流(“I”)和电极阻抗(“Z”)之间的关系可被定义为V＝I×Z。因此，一种用于确定给定电极的电极阻抗的技术可通过(例如，使用诸如处理器之类的至少一个物理计算部件)使测量到的电压电平(“V”)(例如，在正向患者施加已知刺激电流时检测到的电压电平)除以已知的待向患者施加的预定电流电平(“I”)来获得。

由特定电极在特定刺激阶段上施加的电荷可等于由电极施加的电流量乘以由电极施加电流的时间量。该时间量通常可被称为“脉冲宽度”，或者更确切地，被称为所施加电流的“阶段持续时间”。

特定患者可能具有区别于其它患者的独特的电荷要求(例如，如由临床医生所确定的那样)，并且在某些情况下，甚至可能对被植入在特定患者体内的每个电极具有独特的电荷要求。例如，可能适合特定患者的典型的平均电荷要求可以是20纳库仑(nC)的电荷，而特定患者的舒适响度的典型范围可以是5nC(其对于患者而言可能是几乎感觉不到的)到60nC(可能听起来如同患者听着舒服的声音一样响亮)。

由于电荷结合有刺激电流电平和脉冲宽度时间，因此可借助于刺激电流电平和脉冲宽度时间的多种组合来施加以被呈现具有特定响度的声音的特定患者为目标的特定电荷(例如，表示相对大的声音的相对高的电荷)。例如，为了避免必须施加过高的刺激电流电平(例如，高于将耳蜗植入物配置成所提供的电流源)，可通过施加处于较低刺激电流电平的刺激并持续较长的脉冲宽度时间来实现特定电荷。同样，为了避免必须施加脉冲宽度过长时间(例如，使得与脉冲宽度时间相关联的刺激速率会过低，从而导致声音质量恶化)，通过施加更高等级的刺激并持续较短的脉冲宽度时间可获得特定电荷。因此，为了向患者施加给定电荷，通过权衡刺激电流电平(即，目标刺激电压电平)和脉冲宽度，该耳蜗植入系统可具有一定的灵活性，以在满足系统规格的同时获得所期望的电荷。

电极阻抗可表示特定刺激部位处的特定电极在特定刺激部位将特定量的刺激电流推入到患者体内的难度的量度(例如，需要多少电压)。电极阻抗可取决于植入物电极的组织的生理特性、电极本身的构成和/或多个其它因素。因此，电极阻抗可在患者与患者之间、在给定患者体内的刺激部位与刺激部位之间以及每天(或在某些情况下更为频繁)均有所不同。

多种因素可能致使被植入在特定患者体内的特定电极的电极阻抗发生变化。例如，耳蜗内的组织的一种或多种生理特性的变化、老化、体脂百分比的变化、疤痕组织的引入、脱水和/或感染可能导致电极阻抗的变化。在相同或其它的示例中，电极阻抗的变化可能由电极故障(例如，电极可能短路或断路)引起。某些电极阻抗变化(例如，由梅尼埃病、中耳积液或其它此类感染等的发作(episode)所引起的那些电极阻抗变化)可能局限于单个耳朵，而其它电极阻抗变化(例如，由感冒或其它此类疾病所引起的那些电极阻抗变化)可能是更为全身性的，从而导致关于双耳的类似电极阻抗变化。同样，某些电极阻抗变化(例如，由老化等引起的那些电极阻抗变化)可能是永久性的，而其它电极阻抗变化(例如，由感染等引起的那些电极阻抗变化)可能是暂时的。在某些示例中，电极阻抗的变化可以可预测地和/或周期性地发生。例如，某些患者可能在白天的不同时间或在一年中的不同季节期间等具有不同的电极阻抗。

如果未检测到且不考虑电极阻抗变化，则在给定电极处向患者施加的总电荷可以对于耳蜗植入系统的正确操作而言是未知的、不予考虑的和/或不期望的方式加以改变。例如，提供刺激电流的电流源可开始在该电流源被设计为在其内操作的标准兼容模式之外操作。例如，该电流源可在线性区域之外操作(例如，该线性区域可能需要逐步大的电压以生成特定的电流增加)，和/或可施加接近或超过最大电压(即，“槽电压”)的电压，其中，电流源能够在该最大电压下操作或被设计成在该最大电压下操作。

向多个刺激部位施加的总电荷的这种变化可能对耳蜗植入系统产生不利影响，例如通过致使耳蜗植入系统以不适当的响度等级、降低的声音质量、失真的音高等级等刺激患者。结果，这种声音质量下降可能负面地影响患者识别语音、音乐和/或其它声音的能力。这对于儿科耳蜗植入患者而言尤其会是具有破坏性的，这是因为声音质量或音量的变化可能是长时间未被注意到的。因此，未检测到的电极阻抗变化会潜在地干扰儿科患者的整体言语和语言发展。另外，将认识到的是，如果未检测到且未考虑到电极阻抗的变化，则所有年龄的耳蜗植入患者均可能经历类似的困难。

因此，可能期望与耳蜗植入系统相关联的设备根据本文中出于补偿所获取的电极阻抗测量值和/或以其它方式对其作出响应的目的所描述的方法和技术周期性地(例如，在正常的日常操作期间而非仅在临床检查时)确定电极的电极阻抗。例如，在一些实施方案中，可能需要将该设备配置成调节刺激参数(例如，脉冲宽度、刺激电流电平、目标刺激电压电平等)以将每个阶段向耳蜗内的刺激部位施加的总电荷维持于恒定的电平。在相同或其它的实施方案中，可能期望执行其它阻抗响应操作，如将在下面详细描述的那样。

幸运的是，通过以本文所述的方式确定电极阻抗并对其作出响应，所公开的设备和方法可提供这些和/或多个附加益处。具体地，本文描述的设备和方法可允许在装配期之外和/或在临床环境之外(例如，当患者在家时以及在耳蜗植入系统的正常操作期间等)动态地检测电极阻抗。结果，可响应于确定电极阻抗执行多种操作，以向患者、监督患者护理的医疗专业人员(例如，临床医生等)、患者的看护人(例如，儿科患者的父母等)和/或与耳蜗植入系统相关联的其它人提供多个优点。

例如，不管不可预见的情况(例如，疾病、感染等)和导致电极阻抗改变的其它因素如何，患者可避免声音质量下降和相应的语音和语言发展效果。此外，响应于确定电极阻抗，设备可被配置为根据可由临床医生或其它医疗专业人员所指定的预定刺激参数调节约束(“调节约束”)自动地设定耳蜗植入系统刺激参数。通过这种方式，患者和看护人可受益于耳蜗植入系统性能的自动改进，例如响度等级的自动增大，以匹配可能伴随疾病和/或患者的听觉感知改变的其它情况而出现的感知响度等级的相应降低。对于患者和/或看护人而言，这可能比就诊以手动分析电极阻抗并且由专业人员在临床环境中手动设定刺激参数更为方便。

同时，这些自动改进可以这样的方式执行：在适当位置中继续存在专业监督和保护措施以防止患者或耳蜗植入系统将刺激参数设定为不适当的值、不期望的值或在其它方面未经医疗专业人员同意的值。例如，如下面将更为详细描述的那样，医疗专业人员可将根据其执行自动刺激参数调节操作的调节约束放置就位。通过以下对于多种实施例进行的描述，将描述本文描述的设备和方法的这些益处和其它益处和/或以其它方式使其是显而易见的。

现在将参考附图描述某些实施例和原理。将会明白的是，附图并不必然旨在详尽地说明本文所述的设备和方法的每一个实施例。相反，附图被配置成为可通过其实现本文描述的设备和方法的多种原理和示例性配置给出上下文并且便于对其加以理解。

图1示出了示例性耳蜗植入系统100。如所示，耳蜗植入系统100可包括在图1的示例中被配置为位于耳蜗植入患者的外部的多个部件。这些部件包括但不限于麦克风102、声音处理器104和耳机106。耳蜗植入系统100还可包括被配置成在图1的示例中被植入在患者体内的多个部件，这些部件包括但不限于耳蜗植入物108(也被称为可植入的耳蜗刺激器)和导线110(也被称为耳蜗内的电极阵列)，该导线110上设置有多个电极112。在某些示例中，如可服务于特定实施方案的附加或替代部件可被包括在耳蜗植入系统100内。现在将更为详细地描述图1中所示的部件。

麦克风102可被配置为检测向患者呈现的音频信号并且生成表示检测到的音频信号的电信号(例如，用于由声音处理器104进行处理)。麦克风102可以任何合适的方式实现。例如，麦克风102可包括诸如来自领先仿生公司(Advanced Bionics)的T-MIC^TM麦克风之类的麦克风。麦克风102可例如通过被定位在特定耳朵的附近(例如，在耳朵的外耳内、处于耳道入口的附近)而与患者的特定耳朵相关联。在一些示例中，麦克风102可通过被附接到耳钩的悬臂或杆而被保持在耳朵的外耳内、处于耳道入口的附近，该耳钩被配置成选择性地附接到声音处理器104。另外或作为选择，麦克风102可通过被放置在耳机106内的一个或多个麦克风、被放置在声音处理器104内的一个或多个麦克风、一个或多个聚束麦克风和/或如可服务于特定实施方案的任何其它合适的一个或多个麦克风来实现。

声音处理器104可被配置为指示耳蜗植入物108生成表示一个或多个音频信号(例如，借助于辅助音频输入端口输入的由麦克风102检测到的一个或多个音频信号等)的电刺激(这里也被称为“刺激电流”)并将其施加到与患者的听觉通路(例如，听觉神经)相关联的一个或多个刺激部位。示例性刺激部位包括但不限于耳蜗内的一个或多个位置，耳蜗核、下丘和/或听觉通路中的任何其它核。虽然为了简单起见，本文将电刺激描述为正被施加于患者的一个或两个耳蜗，但是将会明白的是，刺激电流也可被施加于听觉通路中的其它合适的核。为此，声音处理器104可根据所选择的声音处理程序(例如，用于生成用于控制耳蜗植入物108的适当刺激参数的策略或程序，如在下面将更为详细描述的那样)来处理这一个或多个音频信号。声音处理器104可包括耳后(“BTE”)单元、体佩装置和/或如可服务于特定实施方案的任何其它声音处理单元或由其来实现。在某些示例中，声音处理器104可由被包括在EAS系统中的电-声刺激(“EAS”)声音处理器实现，该EAS系统被配置为向患者提供电和声刺激。

在一些示例中，声音处理器104可通过耳机106和耳蜗植入物108之间的无线通信链路114(例如，经皮链路)将(例如，呈被包括在前向遥测序列中的数据字的形式的)刺激参数和/或功率信号无线地发送到耳蜗植入物108。将会明白的是，通信链路114可包括双向通信链路和/或一个或多个专用单向通信链路。在一些示例中，声音处理器104可根据已被加载到被包含在声音处理器104内的存储器中的声音处理程序来执行和操作。

为了执行上述操作，声音处理器104可包括一个或多个物理计算部件(例如，处理器、存储资源、通信接口等)，使得声音处理器104能够用作用于耳蜗植入系统100的主要处理中心。另外，使用这一个或多个物理计算部件，声音处理器104可实现用于获取和使用本文所述的耳蜗植入物电极阻抗测量值的示例性设备中的任一种和/或可执行将在下面更为详细地描述的操作(例如，阻抗响应操作)中的任一种。特别地，如下文将描述的那样，声音处理器104可实现用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备。

耳机106可被通信地耦合到声音处理器104，并且可包括外部天线(例如，线圈和/或一个或多个无线通信部件)，该外部天线被配置为便于声音处理器104与耳蜗植入物108的选择性的无线耦合。另外或作为选择，可使用耳机106将任何其它外部装置选择性地且无线地耦合到耳蜗植入物108。为此，耳机106可被配置为被固定到患者的头部并且被定位成使得被容置在耳机106内的外部天线被通信地耦合到被包括在耳蜗植入物108内或以其它方式与该耳蜗植入物108相关联的相应的可植入天线(其也可以由线圈和/或一个或多个无线通信部件实现)。以这种方式，无线数据信号和/或无线功率可被经由通信链路114在声音处理器104和耳蜗植入物108之间无线地传输。

耳蜗植入物108可包括可以与本文所述的设备、系统和方法相结合的方式加以使用的任何类型的可植入刺激器。例如，耳蜗植入物108可由可植入的耳蜗刺激器实现。在一些替代实施方案中，耳蜗植入物108可包括脑干植入物和/或任何其它类型的有源植入物或听觉假体，其可被植入在患者体内并被配置为将刺激施加到沿着患者的听觉通路定位的一个或多个刺激部位。

在一些示例中，耳蜗植入物108可被配置为根据通过声音处理器104发送到那里的一个或多个刺激参数来生成表示由声音处理器104处理的音频信号(例如，由麦克风102检测到的音频信号)的电刺激。耳蜗植入物108可以进一步被配置为经由被沿着导线110放置的一个或多个电极112(例如，借助于由电极112形成的一个或多个刺激通道)将电刺激施加到患者体内的一个或多个刺激部位。在一些示例中，耳蜗植入物108可包括多个独立的电流源，每个独立的电流源均与由一个或多个电极112限定的通道相关联。以这种方式，可以借助于多个电极112同时或并行地将不同的刺激电流电平施加到多个刺激部位。

如上所述，并且如下面将更详细描述的那样，每个电极112均可与可在一个时间点(例如，由临床医生在将耳蜗植入系统100装配到患者的临床装配期期间)确定但可随后改变的电极阻抗相关联。这样，可使用本文描述的设备和方法周期性地确定电极112的电极阻抗，从而当检测到电极阻抗变化时，触发待由本文描述的设备执行的多种类型的响应中的任一种。

图2示出了可将导线110插入其中的人类耳蜗200的示意性结构。如图2中所示，耳蜗200呈从始于基部202并终止于顶点204的螺旋的形状。在耳蜗200内，存在听觉神经组织206，其在图2中由Xs表示。听觉神经组织206被以音质分布(tonotopic)的方式组织在耳蜗200内。也就是说，相对低的频率被编码在耳蜗200的顶点204(被称为“顶端区域”)处或其附近，而相对高的频率被编码在基部202(被称为“基部区域”)处或其附近。因此，沿着耳蜗200的长度的每个位置对应于不同的感知频率。因此，耳蜗植入系统100可被配置为将电刺激施加到耳蜗200内的不同位置(例如，沿着听觉神经组织206的不同位置)，以向患者提供听觉。例如，当将导线110适当地插入到耳蜗200中时，可将每个电极112定位于耳蜗200内的不同耳蜗深度处(例如，听觉神经组织206的不同部分处)，使得向一个电极112施加的刺激电流可致使患者感知到与向不同电极112(例如，位于耳蜗200内的听觉神经组织206的不同部分的电极112)施加的相同刺激电流不同的频率。

传统上，由临床医生和/或其它医疗专业人员在临床类型的环境中使用的专用装置(例如，诸如临床医生的编程接口(“CPI”)装置之类的耳蜗植入物编程系统)可被通信地耦合到耳蜗植入系统100，用于编程耳蜗植入系统100以将耳蜗植入系统100装配到患者，和/或关于患者以其它方式设定和调节耳蜗植入系统100的操作。例如，在临床医生的指示下，可设定或修改一个或多个刺激参数(例如，电荷电平、刺激等级、刺激脉冲宽度等)，可更新一个或多个声音处理程序或将其重新加载到声音处理器104上等。

不幸的是，如上所述，电极阻抗可在患者就诊期间改变，从而致使耳蜗植入系统100提供降低的声音质量、故障或以其它方式以与所期望的情形相比不太有效地进行操作。因此，可能希望的是，患者和/或与患者相关的除临床医生之外的其它人(例如，父母、看护人等)对耳蜗植入系统100的功能的基本参数具有至少一些可见性和/或对其进行控制。例如，在临床环境之外，可能期望耳蜗植入系统100确定和监控被植入在患者体内的电极的电极阻抗，并通过自动地和/或利用来自患者或另一用户的用户输入执行某些操作(例如，设定刺激参数)来对某些电极阻抗或电极阻抗的变化作出响应。可借助于本文描述的多种设备和方法向患者和/或其它人提供耳蜗植入系统100的这种临床外可见性和/或对其的控制。

例如，图3示出了根据本文所述的原理的用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性设备300。如所示，设备300可与耳蜗植入系统相关联。与图3中的设备300相关联的耳蜗植入系统被示出为耳蜗植入系统100。然而，将会明白的是，本文所述的可与耳蜗植入系统100不同的其它类型的耳蜗植入系统(例如，可完全植入的耳蜗植入系统等)在其它实施方案中可同样与设备300相关联。

设备300和耳蜗植入系统100之间的关联(在图3中以虚线示出)可采用多种适用形式中的任一种。例如，设备300可由作为耳蜗植入系统100的一部分或者与耳蜗植入系统100分离开但通信地耦合的多个部件来实现。因此，例如，设备300可通过耳蜗植入系统100内的声音处理器104、通过耳蜗植入系统100内的耳蜗植入物108、通过被通信地耦合到耳蜗植入系统100的移动计算装置或通过与耳蜗植入系统100相关联的如可服务于特定实施方案的任何其它适用的设备来实现。

如所示，设备300可包括但不限于阻抗确定设施302、参数调节设施304和存储设施306，其被彼此选择性地且通信地耦合。将认识到的是，虽然设施302至306在图3中被示出为是单独的设施，但是，如可服务于特定实施方案的那样，设施302至306可被组合成较少的设施，例如组合成单个设施，或者可被划分成更多设施。现在将更为详细地描述设施302至306中的每一个。

阻抗确定设施302可包括与耳蜗植入系统100相关联(例如，被包括在其内、被与之通信地耦合等)的一个或多个物理计算部件(例如，硬件和/或软件部件，例如处理器、存储器、通信接口、被存储在该存储器上用于由处理器执行的指令等)。通过使用一个或多个物理计算部件，阻抗确定设施302可执行多种操作中的任一种以确定用于被包括在耳蜗植入系统100中的电极112中的至少一个的电极阻抗。例如，阻抗确定设施302可指示耳蜗植入物108(其被植入在患者体内)生成处于预定电流电平的电刺激电流，并借助于与耳蜗植入物108耦合的特定电极112向患者施加电刺激电流。在借助于该电极112将电刺激电流施加到患者的同时，阻抗确定设施302可进一步指示耳蜗植入物108测量与该电极112相关联的电压电平。然后，基于预定电流电平和测量到的电压电平，阻抗确定设施302可以本文描述的方式中的任一种(例如，通过根据欧姆定律将测量到的电压电平除以预定电流电平)确定电极112的阻抗。

参数调节设施304可同样包括一个或多个物理计算部件(例如，与阻抗确定设施302相同或分离开的硬件和/或软件部件)，其被配置为识别调节约束和/或(例如，基于电极112的阻抗并且根据所识别的预定刺激参数调节约束)自动地调节与耳蜗植入系统100相关联的刺激参数。如可服务于特定实施方案的那样，参数调节设施304可以任一方式执行这些和/或其它适用的操作。例如，如在下面将描述的那样，该调节约束可由便于(例如，通过临床医生在常规临床就诊期间)就耳蜗植入系统对患者进行护理的医疗专业人员确定并被设定在存储设施306内，并且参数调节设施304可通过从存储设施306重新获取该调节约束来对其加以识别。

当参数调节设施304(例如，自动地或在设备300的诸如患者之类的用户的指示下)调节与该调节约束相关联的刺激参数时，参数调节设施304可确保根据该调节约束执行这些调节。例如，如果该调节约束表示刺激参数的最大值，则参数调节设施304可确保当调节该刺激参数时，该刺激参数值并不超过该调节约束的最大值。

存储设施306可维护在特定实施方案中由设施302或304接收、生成、管理、维护、使用和/或传输的任何适用的数据。例如，如所示，存储设施306可包括阻抗数据308，其可包括与确定电极阻抗相关联的数据，例如刺激等级(例如，患者特定的刺激等级)、待向患者施加的预定电流电平(例如，阻抗测试电流电平)、电极电压电平、电极阻抗等级和/或如可便于设施302和304执行本文所述的操作的任何其它数据。同样，存储设施306可包括参数数据310，其可包括(例如，如上所述由临床医生设定的)与一个或多个调节约束相关联的数据、与电流刺激参数值相关联的数据、与预定调节时间表相关联的数据和/或用于执行本文描述的操作中的一个或多个操作的任何其它数据。存储设施306还可维护如可服务于特定实施方案的附加或替代数据。

使用设施302至306以及本文描述的方法和技术，设备300可根据调节约束以如可服务于特定实施方案的任一方式调节刺激参数。例如，设备300可识别调节约束，并且基于电极阻抗并且根据该调节约束，可自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。在一些示例中，该调节约束可以是临床医生施加的约束、时间限制、与来自患者的用户输入相关联的约束等。因此，响应于电极阻抗的确定，诸如施加刺激所持续的脉冲宽度时间段之类的刺激参数可被并不完全地或一次性地进行调节，而是可根据该调节约束部分地和/或逐步地进行调节。

如上所述，可通过设备300识别调节约束和/或根据调节约束自动地调节刺激参数来产生多个益处。除了上述益处之外，将明白的是，设备300还可提供与某些调节约束和/或根据其自动地调节刺激参数的方式相关联的附加益处。特别地，如果特定刺激参数(例如，脉冲宽度、刺激等级、刺激速率、有源电极的数量等)变化太多、太快和/或没有警告，则可能使患者迷惑(例如，惊讶、震动、分心等)。结果，虽然可能希望基于在耳蜗植入系统的正常操作期间执行的测量(例如，电极阻抗测量值)自动地调节刺激参数，但是可能希望以受控和/或渐进的方式和/或利用对合格的医务人员(例如，监督就耳蜗植入系统对患者进行的护理的临床医生)的某种程度的监督作出这种自动调节。这种控制和非迷惑的自动调节可通过识别调节约束并根据(例如，仅根据)该调节约束自动地调节刺激参数来实现。

调节约束可由任何合适的一方生成、控制和/或以其它的方式设定，并且可表示如可服务于特定实施方案的任何合适类型的约束。例如，该调节约束可由便于就耳蜗植入系统对患者进行护理的医疗专业人员(例如，临床医生、外科医生、听力学家等)设定。因此，该调节约束可表示在刺激参数的自动调节期间将保持刺激参数所处的上限、在刺激参数的自动调节期间将保持刺激参数处于其上的下限、在刺激参数的自动调节期间将保持刺激参数处于其内的范围和/或其它合适的调节约束。在一些示例中，该调节约束可涉及特定电极，而在其它示例中，调节约束可涉及被包括在耳蜗植入系统内的多个(例如，所有)电极。下面将更为详细地描述和说明示例性调节约束。

此外，如将进一步描述和示出的那样，根据调节约束自动调节的刺激参数可同样是如可服务于特定实施方案的任何参数。例如，该刺激参数可以是与在耳蜗植入系统的正常操作期间借助于电极向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度。在其它示例中，刺激参数可以是刺激等级，例如与向患者施加的刺激脉冲相关联(例如，与施加电流刺激脉冲所处的刺激电流电平相关联)的目标刺激电压值、刺激速率(例如，对于耳蜗植入物的每个电极通道，完成刺激阶段的时间周期)、与电极的有效数量相关的参数(例如，可处于有效使用状态而非禁用或以其它方式被关闭的电极的数量)或其它合适的刺激参数。

如下面将更为详细地描述和说明的那样，在一些示例中，可提出介于刺激参数的初始值和刺激参数的目标值之间的多个步进值，而非为刺激参数设限(例如，设定其最大值、最小值或数值范围)。因此，例如，代替一次性地移动到该目标值，当用户感到准备好进行这种移动时，用户可能能够朝向该目标值移动，以避免出现过快地改变该刺激参数的不便和其它令人迷惑的缺点。更具体地，该调节约束可与由患者向耳蜗植入系统手动提供的用户输入相关联。该调节约束可表示介于初始值和目标值之间的多个步进值中的特定步进值，刺激参数(例如，与在耳蜗植入系统的正常操作期间借助于该电极向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度)被基于用户输入自动地进行调节，以便于将刺激参数从初始值逐步调节到该目标值。

同样，在相同或其它示例中，调节约束可与由患者、患者的看护人、医疗专业人员或耳蜗植入系统的另一这种用户设定的预定调节时间表相关联。这样，该预定调节时间表可指定与刺激参数(例如，与在耳蜗植入系统的正常操作期间通过电极向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度)相关联的多个自动步进调节，以便于将刺激参数从初始值逐步调节到目标值。然而，与上述示例相对照，可以指定的时间间隔自动地而非基于用户输入进行逐步调节。例如，可在与刺激参数相关联的多个自动步进调节中的自动步进调节之间插入指定的时间间隔(例如，数分钟、数小时、数天等)。

在一些实施方案中，代替在自动步进调节之间插入指定的时间间隔，可基于其它因素进行自动调节。例如，当患者不太可能注意到调节或受到调节影响时，可在白天或晚上的指定时间进行诸如上述的那些自动步进调节之类的自动步进调节。例如，刺激参数的自动调节可根据调节约束(例如，基于被包括在调节约束内或以其它方式与调节约束相关联的指令)仅在耳蜗植入系统100的加电序列期间执行。以这种方式，可在患者于给定的一天使用该耳蜗植入系统之前(例如，当他或她在早晨醒来并为他或她的耳蜗植入系统通电时)进行自动调节(例如，调节到目标值的逐步调节或是完全调节)。与本文描述的其它调节约束一样，这类调节约束可便于使对刺激参数进行的自动调节对患者的听觉体验是不那么明显的、不那么迷惑的和/或是另外不那么有害的。

在一些示例中，设备300可通过(例如，基于由阻抗确定设施302确定的电极112的阻抗)自动地指示耳蜗植入系统100内的声音处理器104从根据第一声音处理程序进行操作切换成根据第二声音处理程序进行操作来自动地调节该刺激参数。

如上所述，诸如声音处理器104之类的耳蜗植入系统声音处理器可通过例如指示耳蜗植入物(例如，耳蜗植入物108)根据声音处理程序向患者施加刺激以根据特定的声音处理程序进行操作。如本文中所使用的那样，“声音处理程序”可以指的是被存储在声音处理器内和/或由声音处理器使用的任何数据。特别地，声音处理程序可以指的是数据集(例如，文件等)，其包括与该耳蜗植入系统内的特定耳蜗植入物相关联的个性化的和/或定制的数据。

在一些示例中，声音处理程序可表示特定程序(例如，刺激参数、方法、技术等)，通过该特定程序，在由特定耳蜗植入物用于刺激该患者之前处理和准备所输入的音频信号。例如，声音处理程序可包括离散数据集，该离散数据集被定制成根据在不同类型的收听环境中使用该耳蜗植入物的患者的独特需求和/或偏好来指示该特定的耳蜗植入物。具体地，例如，可在不同的声音处理程序中设定不同的电参数、信道映射、动态范围、电极设定值、麦克风方向设定值和/或其它刺激参数和设定值，以优化耳蜗植入物的操作，从而用于相对嘈杂或相对安静的收听环境、用于相对大的或相对小的房间(例如，或多或少具有回声和/或混响)、用于收听音乐、用于收听语音、用于收听辅助音频输入和/或用于如可服务于特定实施方案的任何其它收听场景或收听环境。

出于任何合适的原因，设备300可自动地指示声音处理器基于所确定的电极阻抗从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作。例如，设备300可基于该电极阻抗确定患者正在经历听力改变发作，并且可切换该声音处理程序以帮助补偿听力改变发作的效果。

听力改变发作可包括任何临时性的疾病、感染或其它类型的发作，其可以对被植入在患者体内的一个或多个电极的电极阻抗造成暂时的影响。例如，患有梅尼埃病的患者可能周期性地经历以眩晕、耳鸣、听力丧失和/或其它症候为特征的梅尼埃的发作。导致梅尼埃发作和在梅尼埃的发作期间，被植入在患者体内的一个或多个电极的电极阻抗可能从正常的阻抗等级显著改变，从而如上所述给患者带来多种问题。然而，在梅尼埃发作之后(例如，即时或在一段时间之后)，电极阻抗可返回到正常等级。具有诸如普通感冒(即，普通感冒发作)、中耳积液(即，中耳积液发作)等之类的其它病因的其它类型的发作可能导致患者电极阻抗的类似的临时变化。

在一些示例中，可给予经历这种听力改变发作的患者(例如，患者的声音处理器可被编程为包括)一个或多个专用声音处理程序，其被配置为在听力改变发作期间改善听力。然而，为了利用这些声音处理程序，这些患者通常必须确定他们具有足够严重的听力改变发作以保证切换声音处理程序并且手动地致使声音处理器切换声音处理程序。除了必须以这种方式手动地切换声音处理程序的不便之外，声音处理程序的手动切换具有其它缺点。在某些示例中，患者可手动地切换声音处理程序并且发现该切换并不改善他们的听力(例如，因为所选择的声音处理程序并未被配置为针对患者认为他或她正在经历的这类听力改变发作来改善听力，该改变听力发作对于保证切换声音处理程序等而言是不够严重的)。在其它示例中，患者可简单地忘记或者并不费心以手动地切换声音处理程序(例如，尤其是在由于听力改变发作而引起的听力改变逐步地发生，从而是不明显的情况下)，可能选择错误的声音处理程序等。即使患者选择适当的声音处理程序以在适当的时间进行切换，也可能难以就新的声音处理程序调节音量，使得声音被以患者利用以前的声音处理程序所感知到的相同的音量等级所感知到。

因此，设备300可通过自动地指示声音处理器基于所确定的电极阻抗从第一声音处理程序切换到第二声音处理程序来克服这些和其它缺点。具体地，设备300可确定患者正在经历听力改变发作，在该发作期间，由经受由耳蜗植入物向患者呈现的刺激的患者感知到的音量不同于呈现该刺激所处的第一施加音量。基于确定患者正在经历听力改变发作，设备300可选择第二声音处理程序以相对于第一声音处理程序改善患者的听力。最后，设备300可自动地指示声音处理器从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作，使得当声音处理器根据第二声音处理程序进行操作时通过耳蜗植入物向患者呈现的刺激被以与第一施加音量不同的第二施加音量呈现，其中，第二施加音量使得患者感知到的音量与第一施加音量相匹配。换句话说，患者可在听力改变发作的电极阻抗效应到来之后以与这些效应到来之前相同的音量和相同的方式自动地感知声音。

在其它示例中，患者感知声音的音量可与声音处理程序一起被有意地改变。例如，对于经历梅尼埃发作的患者而言，响亮的声音可能是特别刺耳的。这样，设备300可指示耳蜗植入系统以较为安静的音量呈现声音，该音量对于处于梅尼埃发作期间的患者来说可能是更为舒适的。

在一些示例中，设备300可自动地指示声音处理器从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作，以避免出现耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作的情况。具体地，设备300可(例如，基于所确定的电极阻抗)确定耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作，并且可自动地指示声音处理器进一步基于确定耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作而从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作。

如上所述，当耳蜗植入系统施加超过操作规范范围的电压或电流时，可以说耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作，其中，该耳蜗植入系统被设计为在该操作规范范围下进行操作。例如，耳蜗植入系统可以在标准兼容模式之外进行操作，其中，该耳蜗植入系统以被指定为该耳蜗植入系统将在操作期间使用的最大电压电平或槽电压电平的电压电平或高于该电压电平施加目标刺激电压，以便向患者体内的特定刺激部位施加特定电荷。

因此，设备300可基于通过阻抗确定设施302测量与电极相关联的电压电平作为确定该电极阻抗的一部分来确定测量到的电压电平已经达到耳蜗植入物被配置成所施加的最大电压。基于确定测量到的电压电平已经达到耳蜗植入物被配置为所施加的最大电压，设备300可确定耳蜗植入系统正在标准兼容模式之外操作。

如下面将更为详细描述的那样，在一些示例中，设备300可生成与电极阻抗相关联的并且适于向与耳蜗植入系统相关联的用户(例如，患者、患者的看护人、与患者一起工作的临床医生等)呈现的警报。例如，结合对与耳蜗植入系统100相关联的刺激参数进行自动调节(例如，指示声音处理器从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序和/或通过其它合适的操作进行操作)、代替其或除其之外，设备300可响应于确定电极阻抗而产生警报。

如上所述，设备300可以多种合适的方式实现和/或与耳蜗植入系统100相关联。例如，参考图1中所示的耳蜗植入系统100的配置，设备300可由位于患者外部的声音处理器104来实现(例如，被包括在其内)。然而，在其它示例中，设备300可由与耳蜗植入系统100分离开且与耳蜗植入系统100通信地耦合的其它外部装置、通过耳蜗植入系统100的被植入在患者体内的部件，和/或通过如可服务于特定实施方案的其它合适的装置和/或部件来实现。

为了说明，图4和图5示出了可实现设备300的不同的示例性配置。具体地，图4示出了示例性配置400，其中，与耳蜗植入系统100分离开的示例性移动计算装置402也与耳蜗植入系统100通信地耦合。代替由耳蜗植入系统100的诸如声音处理器104之类的部件来实现，设备300可由移动计算装置402来实现。例如，被包括在移动计算装置402内的至少一个物理计算部件可执行本文中被描述为由设备300执行的操作。在一些示例中，设备300还可部分地由移动计算装置402和由耳蜗植入系统100的诸如声音处理器104之类的部件来实现。

移动计算装置402可由患者和/或与患者相关联的其它人(例如，看护人等)在任何合适的位置中和/或在任何合适的时间所拥有和/或操作。例如，当耳蜗植入系统100在正常操作模式下正由患者使用的同时，移动计算装置402可被用于便于在临床环境之外操作和控制该耳蜗植入系统100，。

移动计算装置402可由如可服务于特定实施方案的任何类型的计算装置实现。例如，移动计算装置402可被实现为由患者或患者的看护人操作的通用智能手机、平板计算装置或(例如，执行与耳蜗植入系统100相关联的特定应用(“app”)的)其它这样的移动装置。在某些示例中，移动计算装置402还可通过便携性较差的计算装置(例如，膝上型或台式计算机等)或通过专用于执行本文所述的操作的专用装置(例如，与耳蜗植入系统100相关联的特殊附件装置)来实现。

如所示，移动计算装置402可借助于连接404与耳蜗植入系统100(特别是与声音处理器104)通信地耦合。连接404可以是无线连接或有线连接，并且可使用如可服务于特定实施方案的任何通信协议。例如，连接404可以是无线蓝牙连接、无线Wi-Fi连接、无线近场通信(“NFC”)连接、有线通用串行总线(“USB”)连接、专有有线或无线连接或者将移动计算装置402与耳蜗植入系统100适当耦合的另一这种连接。一旦移动计算装置402与耳蜗植入系统100(例如，与声音处理器104)通信地耦合，如以配置400所示，移动计算装置402可实现设备300和/或用于基于本文所述的电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备的任何其它实施方案。

如上所述，因为声音处理器104和移动计算装置402都可包括物理计算部件，所以声音处理器104和移动计算装置402中的任一个可单独实现设备300，或者声音处理器104和移动计算装置402可一起操作以实现设备300。在其它示例中，与耳蜗植入系统100相关联的附加部件也可(例如，单独或与声音处理器104和/或移动计算装置402一起)实现该设备。例如，在某些实施方案中，耳蜗植入物108可完全或部分地实现设备300并且可执行本文所述的至少一些操作，用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数。例如，对于在可完全植入的耳蜗植入系统(即，被完全(或几乎完全)植入在患者体内的耳蜗植入系统)中实现为集成耳蜗植入物(即，包括执行类似于声音处理器的操作的一个或多个物理计算部件的耳蜗植入物)的耳蜗植入物而言，这种实施方案可能是特别有利的。

为了说明这类实施方案，图5示出了包括示例性耳蜗植入系统500的示例性配置，该耳蜗植入系统500被配置为执行与耳蜗植入系统100类似的作用。因此，将明白的是，耳蜗植入系统500可代替耳蜗植入系统100与某些实施方案中的设备300相关联。

类似于耳蜗植入系统100，耳蜗植入系统500包括诸如麦克风502之类(类似于麦克风102)的部件、包括声音处理器506和刺激电路508的集成耳蜗植入物504(类似于声音处理器104、耳机106和耳蜗植入物108)、具有多个植入电极512的电极导线510(类似于具有电极112的电极导线110)以及经皮无线通信链路514(即，无线通信链路514-1和514-2，其类似于无线通信链路114)。如所示，耳蜗植入系统500还与移动计算装置402通信地耦合(例如，与集成耳蜗植入物504内的声音处理器506耦合)。

耳蜗植入系统100和耳蜗植入系统500之间的显著差异在于，耳蜗植入系统500被实现为可完全植入的耳蜗植入系统。特别地，如所示，上面关于声音处理器104描述的功能已经从患者外部移动到被在声音处理器506内实现，该声音处理器506被作为集成耳蜗植入物504的一部分植入在患者体内。耳蜗植入系统500的未被植入在患者体内的唯一部件是麦克风502，其可保持在患者体外(例如，并借助于无线通信链路514-2与声音处理器506通信)，以便尽可能清楚地检测向患者呈现的声音。

在图5的示例中，移动计算装置402可借助于无线通信链路514-1与集成耳蜗植入物504(例如，特别是与集成耳蜗植入物504内的声音处理器506)通信地耦合。在一些示例中，无线通信链路514-1可由移动计算装置402和声音处理器104之间的上述无线类型的连接404中的任一种(例如，蓝牙、Wi-Fi、NFC、专有无线链路等)来实现。在其它示例中，无线通信链路514-1可以更为类似于无线通信链路114的方式实现，如上面关于图1中所述。例如，耳蜗植入系统500可包括耳机，该耳机位于患者体外并且被配置为与集成耳蜗植入物504耦合以传送数据、传输操作功率，从而对集成耳蜗植入物504的植入电池进行再充电等。在该示例中，移动计算装置402可通过与耳机(例如，借助于有线连接)连接且以上文关于耳机106和耳蜗植入物108描述的方式经皮传输数据来与集成耳蜗植入物504通信。

在任何情况下，一旦移动计算装置402与耳蜗植入系统500(例如，与集成耳蜗植入物504内的声音处理器506)通信地耦合，移动计算装置402、集成耳蜗植入物504、声音处理器506或者这些串联操作的组合中的任一种可用于实现设备300。这样，这些部件或其任何适用组合中的任一种可执行本文所述的用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的操作。

例如，在集成耳蜗植入物504实现设备300的实施方案中，集成耳蜗植入物504可包括(例如，作为刺激电路508的一部分)刺激电流发生器，其被配置为生成待借助于电极导线510上的电极512向患者施加的电刺激电流，并且还可包括电压检测器，其被配置为测量与该电极相关联的电压电平。这样，被进一步包括在集成耳蜗植入物504内的至少一个物理计算部件可被配置为指示刺激电流发生器生成处于预定电流电平的电刺激电流并且借助于该电极向患者施加电刺激电流，在借助于电极512向患者施加电刺激电流的同时，指示电压检测器测量与电极512相关联的电压电平，(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定电极512的阻抗，识别调节约束，并(例如，基于电极512的阻抗并根据该调节约束)自动地调节与耳蜗植入系统500相关联的刺激参数。

无论如何相对于耳蜗植入系统实现用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备(例如，无论如何相对于耳蜗植入系统100、耳蜗植入系统500、移动计算装置402等来实现设备300)，该设备可被配置为响应于在耳蜗植入系统的正常操作期间进行的电极阻抗测量来设定(例如，自动地调节)多个刺激参数中的任一个。然而，如上所述，可能需要该设备在确定要设定哪些刺激参数和/或如何设定它们之间作出某些权衡。

例如，基于电极阻抗测量值，设备300可确定电极阻抗已经增大，从而可能导致患者针对给定刺激等级和脉冲宽度(即，给定电荷等级)感知到较低响度等级。这样，可能希望的是，设备300调节(例如，自动地调节)刺激参数以提高患者将感知到的响度等级。可借助于对多个不同的刺激参数进行调节来提高响度等级。例如，可借助于对与向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度进行调节(例如，通过延长脉冲宽度)、对与向患者施加的刺激脉冲相关联的目标刺激电压电平进行调节(例如，通过增加刺激电流从而增加目标刺激电压)、对向患者施加刺激脉冲的有源电极的数量进行调节等来提高响度等级。然而，可进行用以改善系统性能(例如，在该示例中提高响度等级)的每种类型的调节也可能在调节过度的情况下冒着另外降低系统性能的风险。

具体地，例如，随着脉冲宽度变长，总刺激速率或脉冲速率(即，单位时间内每个有源信道施加的脉冲数)减小，从而在脉冲宽度过长的情况下，可能降低由用户感知到的声音质量。作为另一示例，随着目标刺激电压电平变大，系统的电池寿命缩短，从而可能如此快地消耗电池，使得电池不能适当地维持电荷以在典型的电池充电期之间为耳蜗植入系统供电。

因此，设备300可被配置为以智能地考虑这类权衡的方式调节刺激参数，使得可改善系统性能的某些方面(例如，在上面的示例中可提高响度等级)，而并不显著地降低其它重要方面(例如，并不显著降低系统的声音质量或电池寿命)。根据这些权衡来调节刺激参数可以如可服务于特定实施方案的任何方式来完成。

例如，设备300可根据已由设备300以本文描述的任何方式识别的调节约束来调节刺激参数。例如，可能已经由医疗专业人员和/或由患者和/或由看护人自己预先设定了调节约束(例如，在设备300的存储设施306内)。附加地或作为选择，设备300可基于(例如，来自患者和/或患者的看护人的)用户输入来调节刺激参数，以对刺激参数进行附加调节。为了说明，现在将描述和说明设备300可如何设定(例如，自动地调节)多种不同类型的刺激参数的各个示例性方面。

图6示出了设备300可如何基于电极阻抗测量值来设定脉冲宽度刺激参数的多个示例性方面。如图6中所示，待由设备300调节的刺激参数可以是与在耳蜗植入系统100的正常操作期间借助于电极向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度600。脉冲宽度600被示出为大于或等于0μs的可能脉冲宽度值的线性连续统(continuum)。如所示，当前值602可表示可在由设备300进行任何调节之前设定的脉冲速率600的值。箭头604示出了，当脉冲速率600被在正方向上调节时(即，当通过向右移动来提高脉冲速率600时)，患者可能感知到增大的响度。同时，箭头606示出了，当脉冲速率600被在负方向上调节时(即，当通过向左移动来降低脉冲速率600时)，患者可能感知到提高了的声音质量(例如，由于增大的脉冲速率所导致)。因此，如上所述，箭头604和606共同示出了响度和声音质量之间的权衡，其可以在调节脉冲速率600时予以考虑。

如上所述，可有效地考虑这种权衡的一种方式是通过使用调节约束。因此，示出了脉冲速率600的都大于当前值602(即，表示更长的脉冲宽度值)的两个附加值608和610。在一些示例中，调节约束可由管理对患者进行的护理的医疗专业人员确定和设定为最大脉冲宽度。例如，脉冲速率600的值610可表示这种调节约束的最大脉冲宽度值。这样，设备300可通过自动地将脉冲宽度600增加到仍然低于由值610表示的最大脉冲宽度(例如，高达并包括最大脉冲宽度值610的任何值)的较长脉冲宽度来自动地调节脉冲速率600。换句话说，设备300可将脉冲速率600从当前值602调节到处于脉冲宽度值的范围612内的大于调节约束的当前值602且小于调节约束的值610的任何值。

在一些示例中，设备300可自动地(例如，在没有其它用户参与、许可、指示等的情况下)执行这类调节。由于医疗专业人员可能已经确定例如当脉冲宽度600具有低于值610的值时，对于患者而言，声音质量的相应降低将是不成问题的，因此设备300可(例如，基于电极阻抗的变化)自由地将脉冲宽度600从值602调节到处于范围612内的将导致感知到的响度达到期望等级的任何值。

在相同或其它示例中，设备300可执行自动调节以仅达到诸如值608之类的值(即，高达处于范围614内的任何值)，并且可要求用户输入以达到高于值608的值(即，达到处于范围616内的任何值)。例如，虽然值610可与绝对调节约束(即，系统在有或没有用户输入的情况下不会超过的约束)相关联，但是值608可与临时调节约束(即，系统并不自动地超过但可基于用户输入超过的约束)相关联。

因此，在一个示例中，设备300可识别作为绝对刺激参数调节约束的调节约束。例如，该绝对调节约束可与值610相关联。设备300还可识别附加调节约束，该附加调节约束是与介于脉冲宽度600的当前值602和与绝对刺激参数调节约束相关联的值610之间的值相关联的临时刺激参数调节约束。例如，临时调节约束可与值608相关联。在已经识别出绝对调节约束和临时调节约束两者之后，设备300可基于电极的阻抗自动地将脉冲宽度600调节到与临时刺激参数调节约束相关联的值608。然后，设备300可提供与将刺激参数调节到超过值608的值(例如，处于范围616内的值)相关联的警报，接收由患者(或看护人)响应于待将刺激参数调节到超过值608的值的警报向耳蜗植入系统100手动提供的用户输入，并且(例如，基于用户输入)将刺激参数调节到超过值608的值。然而，超过值608的值可能并不超过与绝对刺激参数调节约束相关联的值610。换句话说，设备300基于用户输入将脉冲宽度600调节到的值可能处于范围616内。

在一些示例中，可能不希望的是，在检测到电极阻抗的变化之后立即和/或基于电极阻抗的相对小的变化调节诸如脉冲宽度600之类的刺激参数。因此，可设定与诸如脉冲宽度600之类的特定刺激参数相关联的调节约束以定义被指定为应进行自动和/或非自动参数调节的值和/或范围。例如，在某些实施方案中，值608可与设备300被配置为进行的最小调节相关联，而非与临时调节约束相关联。例如，如果确定电极阻抗已经改变，但是缓慢地或少量地改变，使得响度等级的期望增加将会要求将当前值602调节到处于范围614内的值，则设备300可能并不进行这种调节，或者至少可能并不立即这样做。相反，设备300可能等待直到电极阻抗已经稳定一段时间和/或已经改变，使得响度等级的期望增加将会要求将当前值602调节到处于范围616内的值。以这种方式，对于患者而言，刺激参数和最终感知到的响度等级可被保持稳定且是可预测的，直到检测到显著的电极阻抗变化为止，而非随着正常电极阻抗波动发生和/或响应于由不完美的测量等引起的电极阻抗测量值之间的小的不一致性以潜在迷惑的方式不断地重新调节刺激参数。

虽然图6的焦点和与其相关的描述涉及由于检测到的电极阻抗的增加而提高的响度，但是将会明白的是，也可以确定电极阻抗已经以下列方式加以改变，即，希望将当前值612降低到处于范围618内的值。在这些示例中，可以如上所述使用类似的绝对调节约束和/或临时调节约束，所不同的是，这些约束可以表示下限而非上限。另外，如上所述，电极阻抗的一些变化本质上可能是暂时的(例如，由疾病带来的那些变化等)。这样，在已将脉冲宽度600从当前值602调节到处于范围612内的值的一段时间之后，可以基于将电极阻抗恢复到较低值来确定脉冲宽度600将被向下调节(例如，回到值602或另一合适的值)。

图7示出了设备300可如何基于电极阻抗测量值来设定目标刺激电压刺激参数的多个示例性方面。如图7中所示，待由设备300调节的刺激参数可以是目标刺激电压700，在该目标刺激电压700下，在耳蜗植入系统100的正常操作期间借助于电极向患者施加刺激脉冲。就脉冲宽度600而言，目标刺激电压700被示出为从左侧的较低刺激电压到右侧的较高刺激电压的潜在刺激电压的线性连续统。如所示，当前值702可以表示可以在由设备300进行任何调节之前设定的目标刺激电压700的值。箭头704示出了，当在正方向上调节目标刺激电压700时(即，当通过向右移动来增加目标刺激电压700时)，患者可以感觉到提高的响度。同时，箭头706示出了，当在负方向上调节目标刺激电压700时(即，当通过向左移动来降低目标刺激电压700时)，耳蜗植入系统100的电池寿命可以改善。因此，如上所述，箭头704和706共同示出了响度和电池寿命之间的权衡，其可以在调节目标刺激电压700时予以考虑。

如上面关于脉冲宽度600所述，可以有效地考虑这种权衡的一种方式是通过使用调节约束。因此，对应值708和710被示出为表示比当前值702大的目标刺激电压值并且类似于图6中的值608和610。值708和710可以同样表示类似于上面关于脉冲宽度600描述的那些调节约束和/或本文所述的其它类型的调节约束的临时调节约束和绝对调节约束。具体地，值710可以与由医疗专业人员确定和设定的调节约束相关联，并且可以是最大目标刺激电压。这样，设备300可以通过自动地将目标刺激电压700增加到仍然低于值710的最大目标刺激电压的较大目标刺激电压来自动地调节目标刺激电压700。例如，在某些实施方案中，设备300可以自动地执行达到值708的调节并且基于用户输入执行超过值708达到值710的调节。这样，范围712、714、716和718可以分别类似于范围612、614、616和618。

图8示出了设备300可如何基于电极阻抗测量值来设定有源电极刺激参数的多个示例性方面。如图8中所示，待由设备300调节的刺激参数可以是多个有源电极800，其在耳蜗植入系统100的正常操作期间借助于电极向患者施加刺激脉冲时是有效的。就脉冲宽度600和目标刺激电压700而言，多个有源电极800被示出为从左侧的没有电极到右侧的所有电极的潜在数量的有效电极的线性连续统。然而，与脉冲宽度600和目标刺激电压700不同，将会明白的是，有源电极800的数量可以被限制于整数(例如，在示例性的16电极实施方案中的0到16之间的整数)，而非数值轴上任意位置处的任意实数。

如所示，当前值802可表示可在由设备300进行任何调节之前使用的当前数量的有源电极。箭头804示出了，当在正方向上调节有源电极800的数量时(即，当通过将该值向右移动而激活更多有源电极以供使用时)，患者可至少相对于脉冲速率感知到降低的声音质量。将会明白的是，在某些方面，与较少数量的有源电极相比，较大数量的有源电极可提供更为完整且更为准确的声音再现，这是因为可使用更多数量的有源电极来刺激更多的频率范围。然而，对于给定的脉冲宽度，与较少数量的有源电极相比，较大数量的有源电极也将导致较小的脉冲速率。因此，例如，如果脉冲宽度600已增加到接近由于相对低的脉冲速率而损害声音质量的值，则增加有源电极800的数量实际上可能导致声音质量被以可感知到的方式降低。同时，箭头806示出了当在负方向上调节有源电极800的数量时(即，当该数量通过向左移动而减少时)，由患者感知到的响度等级可以提高，或者在通过例如进一步调节脉冲宽度600和/或目标刺激电压700，至少可使得能够进一步提高响度等级而并没有相同的负面后果。因此，如上所述，箭头804和806共同示出了另一权衡，其可在调节有源电极800的数量时予以考虑。

如上文关于脉冲宽度600和目标刺激电压700所描述的那样，可有效地考虑这种权衡的一种方式是通过使用调节约束。因此，示出了对应值808和810，其可分别类似于图6中的值608和610并且分别类似于图7中的值708和710。然而，由于对于该特定刺激参数而言，通过较少数量的有源电极来获得提高的响度等级，因此值808和810被示出为小于当前值802，而非如图6和图7中的类似值那样大于。这样，值808和810可以表示临时调节约束和绝对调节约束，其类似于上面关于脉冲宽度600和目标刺激电压700描述的那些调节约束和/或本文描述的其它类型的约束。然而，与脉冲宽度600和目标刺激电压700相关联的调节约束一样，代替与上限相关联，将会明白的是，由值808和810所示的调节约束与有效使用中的电极的下限相关联。

这样，值810可与由医疗专业人员确定和设定的调节约束相关联，并且可以是有源电极的最小数量。这样，设备300可通过自动地停用一个或多个电极，以降低到仍然高于(或等于)由值810表示的最小数量的有源电极的较少数量的有源电极，自动地调节有源电极800的数量。例如，在某些实施方案中，设备300可自动地执行低至值808的调节并且基于用户输入执行超过值808降低至值810的调节。这样，范围812、814和816同样可分别类似于图6中的范围612、614和616和/或分别类似于图7中的范围712、714和716。

关于图6、图7和图8描述的示例性调节约束已经全部被描述为与绝对值或临时值相关联，这些值限制设备300可以(例如，自动地或利用用户输入)将不同刺激参数调节到的程度。然而，如上所述，在某些实施方案中，也可以使用其它类型的调节约束。例如，调节约束可以与由患者、患者的看护人和/或便于就耳蜗植入系统对患者进行护理的医疗专业人员设定的预定调节时间表相关联。例如，预定调节时间表可以指定与刺激参数(例如，刺激参数600、700或800或另一适用的刺激参数中的任一个)相关联的多个自动步进调节，以便于将刺激参数从初始值逐步调节到目标值。预定调节时间表可以附加地或作为选择指定待在与该刺激参数相关联的多个自动步进调节中的自动步进调节之间插入的指定时间间隔。

为了说明，图9示出了用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性预定调节时间表。更具体地，图9示出了刺激参数900以及预定调节时间表902(“时间表902”)，该刺激参数900可以表示本文描述的任何刺激参数(例如，脉冲宽度600、目标刺激电压700、有源电极800的数量等)，该预定调节时间表902示出了当时间从初始开始时间“T＝0”向右移动时，如何以步进的方式逐步增大该刺激参数的值。如所示，在初始时，刺激参数900可以被设定为初始值904。基于所确定的电极阻抗并且根据一个或多个调节约束，设备300可以借助于多个中间值908(例如，中间值908-1到908-4)将刺激参数900从初始值904逐步增加到目标值906，其中，在时间表902上的多个时间910(例如，时间910-1到910-4)处以步进的方式将刺激参数900调节到这些中间值908。

中间值908和时间910可被以如可服务于特定实施方案的任何方式分布。例如，值908可被均匀地分布在初始值904和目标值906之间，或者可被以另一种方式(例如，渐进地等)或以多种方式的组合分布。例如，如所示，前几个中间值908可被均匀地间隔开，而后面的中间值908可具有不同的间隔。时间910可被同样以任何合适的方式沿时间表902分布。例如，时间910可被均匀地分布(例如，每小时一次、每天一次)、在特定时间不均匀地分布，或者可以与事件相关联而非与一天中的特定时间(例如，诸如在一天中首次为耳蜗植入系统通电之类的事件)相关联。

可采用调节约束来约束和指定从初始值904到目标值906的调节的任一方面。例如，调节约束可以限定待调节该刺激参数900的总调节范围912及关于用于对刺激参数900进行每个步进调节的各个步骤范围914的细节。虽然图9示出了可以用于增大刺激参数900进行的步进调节，但是将会明白的是，可以应用类似的原理来减小刺激参数900(例如，当检测到电极阻抗返回到初始值时，在刺激参数900被降低而非升高以考虑检测到的电极阻抗的情形等)。

如上所述，在一些示例中，设备300可生成与电极阻抗相关联的且适于向与耳蜗植入系统100相关联的用户(例如，患者、患者的看护人、与患者一起工作的临床医生等)呈现的警报。例如，代替自动地调节与耳蜗植入系统100相关联的刺激参数或者除此之外，设备300可以响应于确定电极的阻抗来生成警报。

与电极阻抗相关联的且由设备300生成的警报可以指示、表示如可服务于特定实施方案的任何数据、通知、状态等或与之相关联。例如，设备300可以基于刺激参数的自动调节生成与电极的阻抗相关联的警报。因此，与电极的阻抗相关联的警报可以指示关于已经进行的调节的细节。例如，警报可以包括已经将一个或多个特定刺激参数(例如，刺激参数600、700或800)从特定值调节到新值的通知。作为另一示例，在通过将声音处理器104从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作来执行自动调节的实施方案中，警报可指示一个或两个声音处理程序和表示声音处理器已经从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作。

附加地或作为选择，由设备300生成并且适于呈现给用户的警报可以指示与刺激参数调节和/或声音处理程序改变间接相关或不相关的数据、通知、状态等。例如，如上所述，设备300可以(例如，在刺激参数调节之后基于所确定的电极阻抗等)确定耳蜗植入系统100在标准兼容模式之外操作。因此，作为该确定的结果，与电极的阻抗相关联的警报可以指示耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作。以这种方式，可以使与耳蜗植入系统相关联的用户意识到，由于耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作，导致患者可能并未接收到处于适当等级的刺激，并且用户可以采取校正动作(例如，安排患者与临床医生会面以对该问题进行故障检测)。

为了说明，图10A示出了适于呈现给与耳蜗植入系统100相关联的用户的示例性警报。具体地，如图10A中所示，移动计算装置1002可以在移动计算装置1002的显示屏1004上呈现警报1006。与本文描述的其它移动计算装置一样，移动计算装置1002可以与耳蜗植入系统100通信地耦合，并且可以实现设备300的实施方案和/或与之通信地耦合。如所示，警报1006可在显示屏1004上被显示为弹出通知。附加地或作为选择，警报1006可被以不同的方式(例如，使用另一种适用类型的警报或通知)呈现在显示屏1004上，可涉及声音，可涉及触觉反馈，和/或可另外以可服务于特定实施方案的任何方式呈现。无论警报1006被如何呈现，警报1006可被配置为向用户指示该耳蜗植入系统100正在标准兼容模式之外操作。另外，如所示，警报1006可提供一个或多个可选择的选项(例如，故障检测选项等)，以帮助用户重新调节刺激参数以便不再致使系统在标准兼容模式之外操作(例如，通过加载不同的声音处理程序)，以帮助用户联系临床医生建立预约，或以其它方式提供用于修复兼容问题的故障检测指示或其它信息。

在某些示例中，适于向其呈现与阻抗相关联的警报的与耳蜗植入系统100相关联的用户可以是除了使用该耳蜗植入系统的患者以外的人。例如，接收警报的用户可以是患者的看护人(例如，父母、护士等)。对于这些人(即，不是患者且因此并不直接经历耳蜗植入系统的不兼容问题的人)而言，可能难以仅基于被包括在文本警报消息中的描述评估问题的严重程度(例如，患者的听力体验已变得如何退化)。结果，在某些实施方案中，与阻抗相关联的警报可以包括附加的用户界面选项(例如，按钮等)，从而允许用户选择收听模拟在耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作时通过该耳蜗植入系统向患者提供的听力体验的音频模拟。换句话说，可以向与患者相关联的人(例如父母或其它看护人)呈现音频报告，该音频报告模拟患者由于耳蜗植入系统在标准兼容模式之外的操作而正在经历的质量降低的量。以这种方式，该人可以更为容易地做出关于兼容性问题有多严重、需要多快解决等的重要的主观决定。

在其它示例中，如上面进一步描述的那样，设备300可以基于所确定的电极阻抗确定患者正在经历或即将经历听力改变发作，例如梅尼埃发作、中耳积液发作(即，耳部感染)、普通感冒发作等。因此，作为可以呈现给与耳蜗植入系统相关联的用户的警报的另一示例，警报可以包括与听力改变发作相关的指示或通知。虽然这类警报对于除患者之外的人来说可能是所获知的有用信息，但是这类警报对于患者他自己或她自己而言可能是与获知特别相关的，这是因为警报可以提供重要的安全信息等。

作为一个特定示例，与阻抗相关联的警报适于向其呈现的用户可以是使用耳蜗植入系统的患者，并且设备300可以(例如，基于所确定的电极阻抗)确定患者很可能会经历梅尼埃的发作。与电极的阻抗相关联的警报可指示患者可能经历梅尼埃的发作。这可能允许患者采取措施来减轻在梅尼埃的发作突然发生的情况下可能出现的任何危险或不良情况。例如，在患者正在驾驶汽车的情况下，患者可能在接收到他或她可能很快经历梅尼埃发作(例如，伴随有其眩晕、耳鸣等，这可能使驾驶变得危险)的警报时停车。在其它示例中，患者可以坐下、喝杯咖啡、吃咸味小吃或采取另一种措施来准备和/或帮助减轻梅尼埃发作的影响。在许多示例中，可以在梅尼埃的发作实际开始之前，或者在经历最严重的症状之前向患者提供警报，以允许患者采取这些或其它动作并避免另外可能发生的一些负面后果。

为了说明，图10B示出了适于呈现给与耳蜗植入系统100相关联的患者的另一示例性警报。具体地，如图10B中所示，移动计算装置1002可以以与上文针对警报1006相同的方式和/或以本文所述的或如可服务于特定实施方案的任何其它合适的方式在显示屏1004上呈现警报1008。不管警报1008被如何呈现，警报1008可被配置为向患者指示基于所确定的电极阻抗，患者可能在相对不久的将来经历梅尼埃的发作，并且可以建议患者相应地做好准备。设备300可还提供一个或多个可选择的选项以帮助用户获取关于如何做出关于即将发生的梅尼埃的发作的确定、建议患者在为梅尼埃的发作做准备时所做的事情的类型等的更多信息。

附加地或作为选择，可以同样基于检测到的电极阻抗作出与耳蜗植入系统100相关的其它确定，并且这些可以借助于与图10A和图10B中所示的警报相似的适当警报同样引起用户的注意。例如，如上所述，可以将被放置在导线(例如，分别为导线110或510)上的电极阵列(例如，耳蜗植入系统100的电极112、耳蜗植入系统500的电极512等)插入到患者的耳蜗中，以便在耳蜗内的多个刺激部位(例如上文关于图2所述)施加刺激。然而，在一些示例中，被插入到耳蜗中的导线(包括被放置在导线上的一个或多个电极)可以无意中从耳蜗内植入导线的适当位置移位。例如，多个因素可能致使导线从耳蜗中逐步后退(例如，退出)。最终，导线可以足够后退，使得基底电极中的一个或多个可能不再与耳蜗的神经组织接触，从而致使这一个或多个基底电极表现出电极阻抗的显著变化。

结果，在某些示例中，设备300可以(例如，基于已从耳蜗后退的基底电极的确定阻抗)确定该电极已经从患者体内的预定位置移位(例如，已经后退或退出该耳蜗)。这样，与电极的阻抗相关联的警报可以指示电极已经从患者体内的预定位置移位，从而允许用户(例如，患者、患者的看护人等)安排患者得到适当的医疗护理，以将导线重新插入并正确设定到耳蜗中。

无论发送什么类型的警报以及警报指示什么，向与耳蜗植入系统相关联的用户提供的警报可以适于根据预期用户是谁、用户知道的情况等向用户呈现。因此，直接为了患者的利益提供的警报可包括与为诸如患者的看护人或与患者一起工作的临床医生之类的用户提供的警报不同类型的细节。例如，适于向三岁儿科患者的父母呈现的警报可以适于小心地呈现与由儿科患者使用的耳蜗植入系统相关的通知，而并不使父母比情况应获得的情况更为担心。例如，在耳蜗植入系统不兼容的情况下，患者可能会在几天内对低等级听力有好处(即，可能并不是紧急情况)，因此对于可能容易担心的父母可以避免高优先级警报。同时，可能重要的是，这些问题在不久之前得到解决(例如，以避免对患者的长期发展产生负面影响)。因此，如果问题尚未得到纠正，则警报可能会在几天后变得越来越严重。同样，适于呈现给父母的警报可包括比适于呈现给儿童的警报更多的信息或与之不同的信息，正如适于呈现给临床医生的警报可以包括比适于呈现给父母或成年患者的警报更多的信息或与之不同的信息一样。

图11示出了用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的示例性方法1100。虽然图11示出了根据一个实施例的示例性操作，但是其它实施例可以省略、添加、重新排序和/或修改图11中所示的任何操作。图11中所示的操作中的一个或多个可由用于基于电极阻抗测量值设定耳蜗植入系统刺激参数的设备执行，该设备为例如设备300和/或其任何实施方案。

在操作1102中，与由患者使用的耳蜗植入系统相关联的设备可指示耳蜗植入物生成处于预定电流电平下的电刺激电流。耳蜗植入物可被包括在耳蜗植入系统内并且可被植入在患者体内。除在操作1102中生成该电刺激电流之外，该设备可以指示耳蜗植入物借助于与耳蜗植入物耦合的电极向患者施加电刺激电流。可以以本文描述的任何方式执行操作1102。

在操作1104中，该设备可以指示耳蜗植入物在借助于电极向患者施加电刺激电流时，测量与该电极相关联的电压电平。可以以本文描述的任何方式执行操作1104。

在操作1106中，设备可以确定电极的阻抗。例如，该设备可以基于在操作1102中施加的预定电流电平和在操作1104中测量到的电压电平来确定电极的阻抗。可以以本文描述的任何方式执行操作1106。

在操作1108中，该设备可以识别调节约束。可以以本文描述的任何方式执行操作1108。

在操作1110中，该设备可以自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。例如，该设备可以基于在操作1106中确定的电极的阻抗并且根据在操作1108中识别出的调节约束来自动地调节该刺激参数。可以以本文描述的任何方式执行操作1110。

上面示出的许多附图和上述示例具体涉及用于基于电极阻抗测量值来设定耳蜗植入系统刺激参数的设备和方法。然而，如前所述，将会明白的是，除了设定耳蜗植入系统刺激参数之外，本文描述的设备和方法可用于以多种方式获取和使用耳蜗植入物电极阻抗测量值。

例如，图12示出了用于以多种方式(例如，包括通过设定如上文关于设备300具体描述的耳蜗植入系统刺激参数以及通过执行如下所述的其它操作)获取和使用耳蜗植入物电极阻抗测量值的示例性设备1200。

与设备300类似，设备1200可以以多种方式与诸如耳蜗植入系统100之类的耳蜗植入系统相关联，并且可以由作为耳蜗植入系统的一部分或者与耳蜗植入系统分离但通信地耦合的多种部件来实现。因此，例如，设备1200可以通过耳蜗植入系统100内的声音处理器104(例如，或通过耳蜗植入系统500内的声音处理器506或其它实施方案中的其它适用的声音处理器)、通过耳蜗植入系统100内的耳蜗植入物108(例如，或通过耳蜗植入系统500内的集成耳蜗植入物504或其它实施方案中的另一适用的耳蜗植入物)、通过通信地耦合到耳蜗植入系统100的移动计算装置402和/或通过与如可服务于特定实施方案的耳蜗植入系统100相关联的任何其它适用的设备来实现。

如所示，设备1200可包括但不限于阻抗确定设施1202、阻抗响应设施1204和存储设施1206，其被选择性地且通信地彼此耦合。将认识到的是，尽管在图12中将设施1202至1206示出为是单独的设施，但是设施1202至1206可被组合成较少的设施，例如组合到单个设施中，或者被划分成如可服务于特定实施方案的更多设施。现在将更为详细地描述设施1202至1206中的每一个。

与上述阻抗确定设施302类似，阻抗确定设施1202可包括与耳蜗植入系统100相关联的一个或多个物理计算部件。使用这一个或多个物理计算部件，阻抗确定设施1202可执行用以确定被包括在耳蜗植入系统100中的至少一个电极112的电极阻抗的多种操作中的任一种。例如，阻抗确定设施1202可指示被植入在患者体内的耳蜗植入物108生成处于预定电流电平的电刺激电流，并借助于与耳蜗植入物108耦合的电极112向患者施加电刺激电流。阻抗确定设施1202可以进一步指示耳蜗植入物108在借助于电极112向患者施加电刺激电流时，测量与电极112相关联的电压电平。然后，基于预定电流电平和测量到的电压电平，阻抗确定设施1202可以使用本文描述的技术确定电极112的阻抗。

一旦已经通过阻抗确定设施1202确定了电极112的阻抗，设备1200就可以基于所确定的电极阻抗和/或响应于该电极阻抗的确定来执行、指示或便于进行一个或多个附加操作。这些操作在本文中可被称为“响应操作”或“阻抗响应操作”，这是因为它们被作为对电极阻抗的确定的响应而执行。

为此，与参数调节设施304类似，阻抗响应设施1204可包括一个或多个物理计算部件，其在通过阻抗确定设施1202确定电极阻抗之后执行、指示、便于进行或以其它方式提供阻抗响应操作。阻抗响应设施1204可执行本文描述的或者如可服务于特定实施方案的任何阻抗响应操作。现在将提及阻抗响应操作的某些示例并在下面对其进行更为详细的描述。

例如，作为阻抗响应操作的一个示例，阻抗响应设施1204可以以本文描述的任何方式(例如，通过根据调节约束自动地调节刺激参数、通过自动地指示被包括在耳蜗植入系统内的声音处理器将根据第一声音处理程序操作切换到根据第二声音处理程序操作等)设定耳蜗植入系统刺激参数。换句话说，阻抗响应设施1204可实现参数调节设施304，从而将设备1200转换成设备300的实施方案。

作为阻抗响应操作的另一示例，阻抗响应设施1204可(例如，基于由阻抗确定设施1202确定的电极的阻抗)指示耳蜗植入系统测量与患者和耳蜗植入系统中的至少一个相关联的附加参数。

作为阻抗响应操作的又一示例，阻抗响应设施1204可(例如，基于由阻抗确定设施1202确定电极的阻抗)确定电极的阻抗已经相对于电极的基线阻抗所改变的量。如果电极的阻抗已经改变的量大于预定阈值(例如，并且仅当该量大于该预定阈值时)，则阻抗响应设施1204可生成并存储表示电极的阻抗的记录。

以类似的方式，作为阻抗响应操作的又一示例，阻抗响应设施1204可(例如，基于由阻抗确定设施1202确定电极的阻抗)生成并存储表示电极的阻抗的记录。基于表示电极的阻抗的记录并且进一步基于表示该电极或其它电极的其它阻抗的多个其它存储记录，阻抗响应设施1204可确定电极的阻抗相对于其它阻抗的相对状态。响应于确定该相对状态，阻抗响应设施1204可生成表示相对状态并且适于向与耳蜗植入系统相关联的用户呈现的数据。

可以通过设备1200的任何实施方案来执行这些或其它阻抗响应操作中的任一种。这些阻抗响应操作和与它们相关的其它阻抗响应操作将被在下面更为详细地描述。

存储设施1206可维护在特定实施方案中由设施1202或1204接收、生成、管理、维护、使用和/或发送的任何合适的数据。例如，如所示，存储设施1206可包括阻抗数据1208，其可包括与确定电极阻抗相关联的数据，例如刺激等级(例如，患者特定刺激等级)、待向患者施加的预定电流电平(例如，阻抗测试电流电平)、电极电压电平、电极阻抗等级和/或如可有助于设施1202和1204执行本文所述的操作的任何其它数据。同样，存储设施1206可包括响应数据1210，其可包括与执行本文描述的一个或多个响应操作相关联的数据。存储设施1206可维护如可服务于特定实施方案的附加或替代数据。

本文描述的设备和方法的焦点可主要涉及由上述设施1202、1204和1206执行的多种类型的操作。然而，将会明白的是，在多种实施方案中，设备1200可包括附加设施以执行本文并未明确描述的或者处于本公开的范围之外的附加操作。例如，如果设备1200被实现为移动计算装置(例如，智能电话)，则可以使用多种设施来执行诸如执行其它应用、与提供商网络通信以向患者提供语音、文本和其它通信的操作等。作为另一示例，如果设备1200被实现为耳蜗植入系统内的声音处理器或集成耳蜗植入物，则可以使用多种附加设施来就向耳蜗植入患者呈现的音频信号(例如，由麦克风检测到的音频信号)执行刺激管理操作。例如，设备1200可接收向患者呈现的音频信号，并且执行一个或多个预处理操作、频谱分析操作、降噪操作、映射操作和/或关于如可服务于特定应用的接收到的音频信号的任何其它类型的信号处理操作。

现在将描述与多种阻抗响应操作有关的其它细节(例如，除了与如上面已详细描述的设定耳蜗植入系统刺激参数有关的那些阻抗响应操作之外的阻抗响应操作)。

作为可以在设备1200确定电极的电极阻抗之后执行的阻抗响应操作的一个示例，设备1200可指示耳蜗植入系统测量与患者和耳蜗植入系统中的至少一个相关联的附加参数。例如，设备1200可指示耳蜗植入系统基于所确定的电极阻抗来测量附加参数。如上所述，设备1200可通过耳蜗植入系统内的耳蜗植入物(例如，如图12中所示的耳蜗植入系统100或诸如其它实施方案中的耳蜗植入系统500之类的其它耳蜗植入系统)、通过耳蜗植入系统内的声音处理器、通过由与耳蜗植入物相关联的用户使用的且与声音处理器和耳蜗植入物(例如，移动计算装置402)分离开(但通信地耦合)的移动计算装置、或者通过如可服务于特定应用的另一适用的设备来实现。

设备1200指示耳蜗植入系统测量的与患者和耳蜗植入系统中的至少一个相关联的附加参数可以是如可服务于特定实施方案的任何适用的参数。这样，附加参数的测量值可被用于实现任何数据记录、系统检查、安全措施或可服务于特定实施方案的其它功能。

例如，设备1200可以指示耳蜗植入系统通过指示耳蜗植入系统向患者施加测试刺激(例如，预定量的刺激电流、声音或其它声学刺激等)以及通过测量响应于测试刺激的施加而出现的诱发响应来测量该附加参数。例如，如果测试刺激包括声学刺激(例如，对于具有至少一些残余听力的患者而言)，则由耳蜗植入系统测量到的附加参数(即，响应于向患者施加的声学刺激的施加而出现的诱发响应)可包括耳蜗电流描记的(“ECoG”)诱发电位、声学脑干响应、复合动作电位等。附加地或作为选择，如果测试刺激包括(例如，借助于被植入在患者的耳蜗内的一个或多个电极递送的)电刺激，则由耳蜗植入系统测量到的附加参数可包括电诱发的复合动作电位或者另一种适用的电诱发电位。

在相同或其它示例中，由耳蜗植入系统测量到的附加参数可包括电极阻抗、诱发响应或关于另一电极执行的其它此类测量值(例如，通过其测量到初始电极阻抗的不同电极)。例如，该附加参数可以是由耳蜗植入系统内的对侧耳蜗植入物使用的电极的电极阻抗(例如，与同测量到初始电极阻抗的耳蜗植入物相对的耳朵相关联的耳蜗植入物相关联的电极)。具体地，设备1200可指示该耳蜗植入系统通过指示对侧耳蜗植入物生成处于附加预定电流电平的附加电刺激电流并借助于与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极向患者施加附加电刺激电流来测量该附加参数。随后，设备1200可指示对侧耳蜗植入物，在借助于附加电极向患者施加附加电刺激电流时，测量与附加电极相关联的附加电压电平，并且可以基于附加预定电流电平和测量到的附加电压电平确定该附加电极的阻抗。这样，由耳蜗植入系统测量到的附加参数可以是与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极的阻抗。

基于附加参数的测量值(例如，响应于施加测试刺激而出现的诱发响应、对侧电极阻抗或诱发响应测量值等)，设备1200可以进行任何附加确定或执行如可服务于特定实施方案的任何附加操作。例如，作为第一示例，在某些情况下，保留一些残余听觉能力的患者的电极阻抗的变化可指示患者的状况(例如，疾病、感染等)与患者的附加听力损失的风险相关联。这样，设备1200可基于诱发响应的测量值来确定患者的残余听觉能力受到患者的当前状况的威胁，并且响应于确定患者的残余听觉能力受到患者的当前状况的威胁，可以产生表示对残余听觉能力的威胁并且适于呈现给与耳蜗植入系统相关联的用户的警报。以这种方式，用户(例如，患者、患者的看护人、与患者相关的临床医生等)可以采取适当的措施以确保患者适时接收必要的医疗护理，从而避免进一步丧失他或她的残余听觉能力。例如，用户可适时地请求、获得和/或使用药物(例如，类固醇等)以减轻已经检测到的风险。

作为另一示例，电极阻抗的局部变化(即，并未被对侧地反映到被植入在患者的两个耳蜗内的电极的变化)可能与一个或多个特定风险相关联(例如，可能由其引起)，该风险例如为梅尼埃可能即将发作。这样，设备1200可(例如，基于初始电极的阻抗和与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极的阻抗测量值)确定初始电极的电极阻抗受到局部阻抗变化的影响。换句话说，设备1200可确定与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极并未表现出与针对与耳蜗植入物耦合的初始电极检测到的电极阻抗变化类似的电极阻抗变化。因此，基于确定电极的阻抗受到局部阻抗变化的影响，设备1200可确定患者可能经历梅尼埃的发作，并响应于确定患者可能经历梅尼埃的发作，可生成表示患者经历梅尼埃的发作的可能性的警报(例如，与图10B中所示的警报类似的警报)。与本文描述的其它警报一样，该警报可适于呈现给与如可服务于特定实施方案的耳蜗植入系统相关联的任何用户(例如，患者他或她自己、患者的看护人、临床医生或与患者相关的其它医务人员等)。

在其它示例中，作为确定患者可能经历梅尼埃的发作的补充或替代，设备1200可(例如，基于确定电极的阻抗受到局部阻抗变化的影响)确定患者可能会经历中耳积液发作。这样，设备1200可(例如，响应于确定患者可能经历中耳积液发作)生成表示患者体验该中耳积液发作的可能性的警报(例如，与图10A中所示的警报类似的警报)。同样，该警报可适于以任何适用的方式呈现给与耳蜗植入系统相关联的任何合适的用户。

作为又一示例，电极阻抗的全身变化(即，对侧地反映到被植入在患者的两个耳蜗内的电极的非局部变化)可以与诸如患者可能即将出现普通感冒或其它疾病之类的一个或多个特定风险相关联(例如，可能由其引起)。这样，设备1200可(例如，基于初始电极的阻抗和与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极的阻抗两者的测量值)确定电极的阻抗受到全身阻抗变化的影响。换句话说，设备1200可确定与对侧耳蜗植入物耦合的附加电极表现出与耳蜗植入物耦合的初始电极检测到的电极阻抗变化类似的电极阻抗变化。因此，基于确定电极的阻抗受到全身阻抗变化的影响，设备1200可确定患者可能经历普通感冒发作，并且响应于确定患者可能经历普通感冒发作，可以生成表示患者经历普通感冒发作的可能性的警报。与本文所述的其它警报一样，警报可以适于呈现给与耳蜗植入系统相关联的用户。

作为可在设备1200(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定电极的电极阻抗之后执行的阻抗响应操作的另一示例，设备1200可确定与电极的基线阻抗相比，电极的阻抗已经改变的量，并且仅当电极的阻抗已经改变的量大于预定阈值时，可以生成并存储表示电极的阻抗的记录。例如，设备1200可确定电极的阻抗已经改变的量，并且基于所确定的电极的阻抗来生成和存储该记录。如上所述，设备1200可通过耳蜗植入系统内的耳蜗植入物、通过耳蜗植入系统内的声音处理器、通过由与耳蜗植入物相关联的用户使用的并与声音处理器和耳蜗植入物(例如，移动计算装置402)分离开(但与其通信地耦合)的移动计算装置、或者由如可服务于特定应用的其它合适的设备来实现。

通过确定电极阻抗已经相对于基线阻抗改变的量并且仅当该量大于预定阈值时生成并存储表示电极的阻抗的记录，设备1200可提供多种益处。例如，通过以这种方式选择性地记录电极阻抗测量值(即，而非记录包括那些并不代表基线阻抗的显著变化的电极阻抗测量值在内的所有电极阻抗测量值)，设备1200可帮助节省资源(例如，存储资源、处理资源)，使用户(例如，临床医生、希望监测其电极阻抗的患者等)更容易监测和检测关于耳蜗植入系统的重要变化，并且另外改进用户的记录和系统监测操作。

在设备1200被配置为在耳蜗植入系统的正常使用期间经常(例如，每小时、每分钟等)测量该耳蜗植入系统的电极阻抗的实施方案中，这可能是特别有用的。如果设备1200记录(即，生成并存储)用于在这些类型的场景中进行的每个测量的记录，则注销的数据量可能变得是相对麻烦的和/或难以存储、使用和分析。例如，按照惯例，当患者就诊时，电极阻抗可能仅每年测量一次或两次，从而产生用于系统和人员存储、分析和使用的比设备1200可能在本文描述的示例中生成的电极阻抗测量值明显少很多的电极阻抗测量数据。这样，通过选择性地仅记录那些可能被确定为重要的记录和/或围绕它们的记录(例如，在选择用于记录的测量之前或之后不久进行的测量)，设备1200可有助于所载入的记录进行存储、分析、人类理解和/或使用。

可以任何合适的方式确定电极阻抗与之进行比较的电极的基线阻抗(即，确定电极阻抗已经改变的量)。例如，设备1200可通过将先前电极阻抗测量值(例如，所获得的最后一个电极阻抗测量值)指定为基线阻抗来确定该基线阻抗。在其它示例中，设备1200可通过使该基线阻抗(例如，将该基线阻抗指定为)以在耳蜗植入系统装配到患者的装配期期间测量到的电极的装配阻抗为基础来确定该基线阻抗。例如，装配阻抗可以是由临床医生在使用诊所处的装置的装配期期间测量到的前一电极阻抗。

在其它示例中，设备1200可以通过使基线阻抗以(例如，将基线阻抗指定为)电极的“兼容阻抗”为基础来确定该基线阻抗。例如，兼容阻抗可以与电极的最大或最小阻抗相关联，在该电极处，耳蜗植入系统将在标准兼容模式下操作(例如，如果耳蜗植入系统借助于电极分别以最大或最小阻抗向患者施加刺激)。因此，例如，如果确定特定电极阻抗(如果达到)将致使该耳蜗植入系统在标准兼容模式之外操作，则基线阻抗可被指定为特定电极阻抗并且预定阈值可以被设定得足够靠近该特定电极阻抗，以指示该耳蜗植入系统可能在标准兼容模式之外操作(例如，从而允许将警报发送给与耳蜗植入系统相关联的用户或允许执行其它合适的操作)。

同样，在其它示例中，设备1200可通过使基线阻抗以(例如，指定基线阻抗为)电极的“刺激速率阻抗”为基础来确定该基线阻抗。例如，刺激速率阻抗可与电极的最大或最小阻抗相关联，在该电极处，耳蜗植入系统将以不低于预定最小允许刺激速率向患者施加刺激(例如，如果耳蜗植入系统借助于电极分别以最大或最小阻抗向患者施加刺激)。因此，例如，如果确定特定电极阻抗(如果达到)将致使耳蜗植入系统以过低的刺激速率向患者施加刺激(例如，由于在每个阶段向电极施加刺激持续过长的时间段而使声音质量降低以便适当地为其它电极充电)，则基线阻抗可被指定为特定电极阻抗，且预定阈值可被设定为足够接近特定电极阻抗，以指示该耳蜗植入系统可能以低于预定最小允许刺激速率操作(例如，从而允许将警报发送给与耳蜗植入系统相关联的用户或允许执行另一合适的操作)。

以类似的方式，在其它示例中，设备1200可以通过使基线阻抗以(例如，将基线阻抗指定为)电极的“电池寿命阻抗”为基础来确定该基线阻抗。例如，电池寿命阻抗可以与电极的最大或最小阻抗相关联，在该电极处，耳蜗植入系统将向患者施加刺激，以便消耗不超过耳蜗植入系统的电池寿命满足预定最小电池寿命极限所需的最大电池电量的电量(例如，如果耳蜗植入系统借助于电极分别以最大或最小阻抗向患者施加刺激)。因此，例如，如果确定特定电极阻抗(如果达到)将致使耳蜗植入系统过快地消耗电池寿命(例如，足够快以不满足为耳蜗植入系统所指定的预定最小电池寿命极限)，则基线阻抗可被指定为特定电极阻抗，并且预定阈值可被设定得足够接近特定电极阻抗，以指示耳蜗植入系统可能消耗超过电池寿命满足预定最小电池寿命极限所需的最大电池电量的电量(例如，从而允许将警报发送给与耳蜗植入系统相关联的用户或允许执行其它合适的操作)。

在其它示例中，设备1200可通过在一段时间内使基线阻抗以(例如，指定基线阻抗为)电极的“历史平均阻抗”为基础来确定该基线阻抗。例如，历史平均阻抗可以基于电极阻抗的确定以及基于代表电极或其它电极的先前阻抗的一个或多个附加存储记录。因此，例如，历史平均阻抗可以表示当前正在测量的电极的平均阻抗、与特定耳蜗植入物或特定患者相关联的所有电极的平均阻抗或者与特定的临床医生、诊所等相关联的所有电极的平均阻抗。设备1200可以(例如，通过将基线阻抗指定为历史平均值、相对于该历史平均值偏移设定余量等)在该时间段内使基线阻抗与电极的历史平均阻抗为基础。

作为电极阻抗日志，最为有用的是，设备1200可以存储代表电极阻抗的记录以及如可服务于特定实施方案的任何其它合适的数据。例如，设备1200可以通过检测测量电压电平的时间来生成并存储表示电极阻抗的记录，并且(例如，在表示电极阻抗的所生成和存储的记录内)包括表示检测时间的数据，在该检测时间下，测量电压电平以指示所确定的电极阻抗与其相关联的时间戳。

为了进一步提高通过本文所述的电极阻抗的选择性记录生成的电极阻抗日志的有用性，设备1200可以通过(例如，基于一个或多个预定标准)识别所确定的电极阻抗是特别重要的来生成并存储表示电极阻抗的记录，并且(例如，在表示电极阻抗的所生成和存储的记录内)包括表示标志的数据，该标志指示在该记录内表示的电极的确定阻抗被识别出所具有的特定重要性。例如，可以相对允许地设定预定阈值，以广泛地允许存储大量电极阻抗记录(例如，只要它们至少表示略微显著的电极阻抗变化即可)。然而，如果特定测量是特别重要的(例如，如果该测量值超过第二较窄的预定阈值等)，则设备1200可以这种方式标记该测量值，以确保该测量值引起临床医生、患者和/或可能正在查看和/或分析数据日志的其它用户的注意。

作为可以在设备1200(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定电极的电极阻抗之后执行的阻抗响应操作的又一示例，设备1200可分析并呈现出来自电极阻抗日志的电极阻抗数据。换句话说，例如，设备1200可(例如，基于电极阻抗的确定)生成并存储表示电极阻抗的记录，(例如，基于表示电极阻抗的记录)确定电极阻抗的相对状态，并且(例如，响应于确定电极的阻抗的相对状态)生成表示该相对状态的数据。例如，在一些示例中，该相对状态可基于表示其它电极阻抗(例如，电极的先前电极阻抗、其它电极的电极阻抗等)的多个其它存储记录，并且因此，电极阻抗的相对状态可以是电极阻抗相对于其它电极阻抗的相对状态。此外，在相同或其它示例中，表示该相对状态的数据可适于呈现给与耳蜗植入系统相关联的用户，例如患者、看护人、临床医生或本文描述的其它用户。

通过记录(例如，生成和存储)表示电极阻抗的记录，确定电极阻抗相对于其它电极阻抗的相对状态，并生成表示该相对状态的数据，设备1200可提供多种益处。例如，与这类记录数据相关联的数据分析可揭示有帮助的、有用的或有趣的统计数据的分类，这些数据包括可便于患者改善其听力的见解(例如，他们对于耳蜗植入系统的使用)，便于临床医生改进他们的实践，便于组织(例如，听力诊所等)提高其效率或盈利能力等。具体地，设备1200可通过不仅确定和分析与特定电极、耳蜗植入系统或患者的当前性能相关的那些测量值，而且通过(例如，基于其它测量值)确定如何将当前性能与过去的性能或与其它电极、耳蜗植入系统或患者的性能相比较来揭示这些有帮助的统计和见解。

为此，该相对状态可以涉及电极阻抗相对于其它阻抗的任何合适的状态、特性、性能、地位等。例如，设备1200可以通过(例如，基于表示其它阻抗的多个其它存储记录中的至少一些)确定在一段时间内电极和/或其它电极的平均阻抗，确定与该平均阻抗相关的方差，并(例如，基于平均阻抗和与该平均阻抗相关联的方差)确定电极阻抗的相对状态来确定该电极阻抗相对于其它阻抗的相对状态。更具体地，设备1200可基于电极阻抗就与平均阻抗相关联的方差而言偏离该平均阻抗的程度来确定该相对状态。

在某些示例中，可以针对该电极的所有电极阻抗测量值或针对若干电极(例如，与特定耳蜗植入物相关联的所有电极、与特定耳蜗植入系统或患者相关联的所有电极、与特定临床医生或特定诊所的患者相关联的所有电极等)的电极阻抗测量值确定平均(例如，中间、中值等)电极阻抗。随后，可以确定(例如，与电极阻抗测量值的标准偏差相关的)平均电极阻抗测量值的变化，以给出电极阻抗测量值相对于该平均值的变化程度的指示。基于平均电极阻抗和与平均阻抗相关联的方差，设备1200可确定电极的阻抗就与平均阻抗偏差相关联的方差而言偏离平均阻抗至少预定偏差。换句话说，设备1200可客观地确定(例如，与特定电极、耳蜗植入系统和患者等相关联的)特定电极阻抗测量值落在标准之外或者至少有些与众不同的。

结果(例如，响应于确定电极的阻抗偏离平均阻抗至少预定偏差)，设备1200可生成一警报，该警报指示电极就与平均阻抗偏差相关联的方差而言偏离平均阻抗至少预定偏差。例如，该警报可适于由与耳蜗植入系统相关联的用户使用，该用户例如为可以处理该电极、耳蜗植入系统的临床医生和/或基于该测量值是至少有些与众不同的认知以不同的方式与该测量值相关联的患者。相反，如果没有生成警报，则用户(例如，临床医生)可以根据适用于电极、耳蜗植入系统、患者等的并非与众不同的标准或既定程序，自信地处理电极、耳蜗植入系统、患者等。

平均阻抗和方差所基于的其它记录可包括来自与任何合适的电极、耳蜗植入系统、患者等相关联的如可以服务于特定实施方案的任何合适的测量值的记录。例如，平均阻抗所基于的多个其它存储记录中的至少一些可以包括存储记录，该存储记录表示在该时间段期间针对患者测量到的电极的先前阻抗。例如，在一个实施方案中，该平均阻抗可以基于过去一年中对电极进行的所有测量，使得平均阻抗可指示电极处于通常情况的高端或低端、是特殊的(例如，它在去年中的最高或最低)、接近去年期间通常情况的平均值等。

作为平均阻抗和方差可以基于的其它存储记录的另一示例，多个其它存储记录中的至少一些可包括表示与其它所有患者相关联的其它电极的阻抗的存储记录，这些其它患者在该时间段期间全部与特定诊所相关联、在该时间段期间全部与特定医疗专业人员(例如，特定临床医生、植入耳蜗植入物的特定外科医生等)相关联、在该时间段期间全部与特定地理区域相关联等。例如，电极阻抗测量值本身或与之前的测量值相比可能看起来是特别高或低的，直到将该测量值与具有相似情况(例如，生活在相同的气候中、去看相同的临床医生等)的患者的其它测量值进行比较为止。具体而言，例如，访问位于阿拉斯加的诊所的患者作为一组与访问佛罗里达州的诊所的患者相比，(例如，由于显著的气候差异等)可能倾向于具有显著不同的电极阻抗和/或显著更宽或更窄的方差。

指示特定测量、电极、耳蜗植入系统、患者等是否接近标准或者是例外的相对状态可被使用适于呈现给与耳蜗植入系统相关联的任何合适的用户的任何适用类型的数据或警报来呈现。例如，设备1200可通过将适于呈现给用户的相对状态的至少一个定量指示符生成为文本消息和图形图像中的至少一种来生成表示该相对状态的数据。更具体地，例如，数据可包括在图表上示出或在文本消息中描述的一个或多个数字(例如，测量数字、平均数字、与方差相关的数字、百分数等)。

另外或作为选择，设备1200可通过将适于呈现给用户的相对状态的至少一个定性指示符生成为表示从多个主观等级中选择的一个主观等级的图形图像来生成表示该相对状态的数据。更具体地，例如，该相对状态可以由绿色、黄色或红色指示符指示(即，绿色用于定性地指示“良好”，黄色用于定性地指示“合理”，红色用于定性地表示“需要改善”等)。同样，该相对状态可以由若干等级或级别中的一个(例如，从'A'级到'F'级、从等级'1'到等级'5'等)或如可能服务于特定实施方案的任何其它定性指示符指示。

此外，如上所述，在某些示例中，可以使用音频模拟来呈现数据以帮助除患者之外的用户理解患者在声音质量方面所经历的情况。例如，如果电极阻抗测量值是相对不同寻常的(例如，根据阻抗平均值的方差，相对于阻抗平均值相对远地移位)，则除患者之外的与耳蜗植入系统相关联的用户(例如，患者的看护人等)在电极具有相对状态的同时(例如，在电极阻抗处于当前等级时)，可以选择听到对于患者正在经历的情况的音频模拟。作为响应，设备1200可通过将适于向人呈现的相对状态的至少一个可听到的指示符生成为一种音频模拟来生成表示该相对状态的数据，该音频模拟在被用户(例如，看护人)收听到时，模拟由耳蜗植入系统在该电极具有该相对状态时向患者提供的听觉体验。例如，该音频模拟可以包括信道削波、信道压缩、刺激速率降低和/或用以帮助父母、临床医生和其它人更好地理解患者所经历的声音质量(或其不足)的其它因素。

如上所述，并且如例如在图5中所示，设备1200可以由耳蜗植入系统的内部或外部的多种装置中的任何装置来实现。可以实现已经提到的设备1200的一种特定类型的设备是被包括在耳蜗植入系统内的耳蜗植入物。例如，如图5中所示，这种耳蜗植入物可以是包括声音处理器(例如，声音处理器506)的集成耳蜗植入物(例如，集成耳蜗植入物504)。在其它示例(例如图1中所示的示例)中，这种耳蜗植入物可以是与外部声音处理器(例如，声音处理器104)通信的耳蜗植入物(例如，耳蜗植入物108)。

在任何情况下，被包括在由患者使用的耳蜗植入系统内的耳蜗植入物可包括被用于执行本文所述的多种操作(例如，由设备1200执行的操作)的多种部件。例如，耳蜗植入物可包括电流生成电路，其生成处于预定电流电平的电刺激电流并借助于与耳蜗植入物耦合的电极向患者施加电刺激电流。该耳蜗植入物还可包括电压检测器，其在借助于电极向患者施加电刺激电流时测量与电极相关联的电压电平。另外，耳蜗植入物可包括至少一个物理计算部件(例如，处理器、存储可执行指令、数字逻辑的存储器等)，其指示电流生成电路生成和施加处于预定电流电平的电刺激电流，在向患者施加电刺激电流的同时，指示电压检测器测量电压电平，(例如，基于预定电流电平和测量到的电压电平)确定电极的阻抗，并生成表示所确定的电极阻抗的记录。

该耳蜗植入物可以执行本文中(例如，关于设备1200和/或本文所述的其它系统和方法)所述的任何操作(例如，阻抗响应操作)。例如，耳蜗植入物可以指示被包括在耳蜗植入系统内的声音处理器来存储表示所确定的电极阻抗的生成记录。基于来自耳蜗植入物的方向，声音处理器可以将表示所确定的电极阻抗的生成记录存储在与声音处理器相关联的备用装置内。例如，该备份装置可包括(例如，由其实现)被包括在声音处理器内的机载本地存储设施或被包括在与声音处理器通信地耦合的装置内的远程存储设施(例如，包括存储空间并为声音处理器供电的智能电池、与声音处理器通信地耦合的移动计算装置(例如图4和图5中的移动计算装置402等)。这样，另外或作为选择，耳蜗植入物可还指示移动计算装置与耳蜗植入物分离开并且与该耳蜗植入物通信地耦合，以存储表示所确定的电极阻抗的生成记录。

此外，在某些实施方案中，耳蜗植入物可以(例如，基于所确定的电极阻抗)确定耳蜗植入系统针在标准兼容模式之外操作。响应于确定耳蜗植入系统正在标准兼容模式之外操作，该耳蜗植入物可生成与电极的阻抗相关联并且适于向与耳蜗植入系统相关联的用户呈现的警报。例如，如上所述，该警报可表明该耳蜗植入系统正在标准兼容模式之外操作并且可适于向任何合适类型的用户(例如，患者、看护人、临床医生等)呈现。

另外，耳蜗植入物可以(例如，基于所确定的电极阻抗)指示被包括在耳蜗植入系统内的声音处理器，自动地调节与耳蜗植入系统相关联的刺激参数。此外，如上文中关于设备300所述，耳蜗植入物还可识别调节约束，并且该声音处理器可根据该调节约束自动地调节该刺激参数。例如，正被根据调节约束自动地调节的刺激参数可以是与在耳蜗植入系统的正常操作期间借助于电极向患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度。

在某些示例中，如上文关于设备300进一步描述的那样，耳蜗植入物可(例如，基于所确定的电极的阻抗)指示被包括在耳蜗植入系统内的声音处理器，从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作。同样，与上述设备300一样，耳蜗植入物可(例如，响应于确定电极的阻抗)生成与电极的阻抗相关联并且适于向与耳蜗植入系统相关联的用户呈现的警报。

在一些示例中，基于所确定的电极阻抗，耳蜗植入物可以暂时禁用该电极，使得该电极在耳蜗植入系统的正常操作期间在一段时间内避免向患者施加刺激脉冲。

另外或作为选择，在某些实施方案中，耳蜗植入物可(例如，基于电极阻抗的确定)确定电极的阻抗与电极的基线阻抗相比已改变的量，并确定电极阻抗已改变的量大于预定阈值。这样，耳蜗植入物可响应于确定电极阻抗已改变的量大于预定阈值，生成表示所确定的电极阻抗的记录。

如上文关于设备1200所述，电极的阻抗与之相比较以确定电极阻抗已改变的量的电极的基线阻抗可以基于在耳蜗植入系统装配于患者的装配期期间测量到的电极的装配阻抗。另外或作为选择，电极的阻抗与之相比较的电极的基线阻抗可以基于兼容阻抗、刺激速率阻抗、电池寿命阻抗或与电极相关联的如上所述的其它合适的阻抗。

耳蜗植入物可以以如可服务于特定实施方案的任何方式(并且包括任何补充数据)生成表示所确定的电极阻抗的记录。例如，耳蜗植入物可通过检测测量该电压电平的时间来生成记录，并且(例如，在表示所确定的电极阻抗的生成记录内)包括表示检测时间的数据，在该检测时间下，测量电压电平以指示所确定的电极阻抗与之相关联的时间戳。

在前面的描述中，已经参考附图描述了多个示例性实施例。然而，显而易见的是，可以对其作出多种修改和改变，并且可以实现附加的实施例，而并不背离如在所附权利要求中阐述的本发明的范围。例如，本文描述的一个实施例的某些特征可以与本文描述的另一实施例的特征相结合或被其所替代。因此，描述和附图被视为是说明性的而非限制性的。

Claims (19)

1.一种与由患者使用的耳蜗植入系统相关联的设备，所述设备包括：

至少一个物理计算部件，所述至少一个物理计算部件

指示被包括在所述耳蜗植入系统内并被植入在所述患者的体内的耳蜗植入物生成处于预定电流电平的电刺激电流并借助于与所述耳蜗植入物耦合的电极向所述患者施加所述电刺激电流；

在借助于所述电极向所述患者施加所述电刺激电流的同时，指示所述耳蜗植入物测量与所述电极相关联的电压电平；

基于预定的所述电流电平和测量到的所述电压电平确定所述电极的阻抗；

识别用于与所述耳蜗植入系统相关联的刺激参数的临时刺激参数调节约束和绝对刺激参数调节约束；

基于所述电极的所述阻抗并根据所述临时刺激参数调节约束，将所述刺激参数自动地调节到处于介于当前值与第一值之间的范围内，所述第一值由所述临时刺激参数调节约束限定；以及

基于由所述患者向所述耳蜗植入系统提供的用户输入并且根据所述绝对刺激参数调节约束，将所述刺激参数进一步调节到处于介于所述第一值与第二值之间的范围内，所述第二值由所述绝对刺激参数调节约束限定并超过所述第一值。

2.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束由便于就所述耳蜗植入系统对所述患者进行护理的医疗专业人员予以确定并设定在被包括在所述设备内的存储部件内；和

所述至少一个物理计算部件通过从所述存储部件获取所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束来识别所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束。

3.根据权利要求2所述的设备，其中：

所述刺激参数是与在所述耳蜗植入系统的正常操作期间借助于所述电极向所述患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定临时最大脉冲宽度；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定绝对最大脉冲宽度；

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述脉冲宽度自动地增加到比当前脉冲宽度长且低于所述临时最大脉冲宽度的脉冲宽度来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述脉冲宽度增大到比所述临时最大脉冲宽度长且低于所述绝对最大脉冲宽度的脉冲宽度来进一步调节所述刺激参数。

4.根据权利要求2所述的设备，其中：

所述刺激参数是与在所述耳蜗植入系统的正常操作期间借助于所述电极向所述患者施加的刺激脉冲相关联的目标刺激电压；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定临时最大目标刺激电压；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定绝对最大目标刺激电压；

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述目标刺激电压自动地增加到大于当前目标刺激电压且低于所述临时最大目标刺激电压的目标刺激电压来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述目标刺激电压增大到大于所述临时最大目标刺激电压且低于所述绝对最大目标刺激电压的目标刺激电压来进一步调节所述刺激参数。

5.根据权利要求2所述的设备，其中：

所述刺激参数是在所述耳蜗植入系统的正常操作期间向所述患者施加刺激脉冲的有源电极的数量；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定有源电极的临时最小数量；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定有源电极的绝对最小数量；

所述至少一个物理计算部件通过将向所述患者施加所述刺激脉冲的所述有源电极的数量自动地减少到小于有源电极的当前数量且高于有源电极的所述临时最小数量的有源电极的数量来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将向所述患者施加所述刺激脉冲的有源电极的数量减小到小于有源电极的所述临时最小数量且高于有源电极的所述绝对最小数量的有源电极的数量来进一步调节所述刺激参数。

6.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述至少一个物理计算部件还：

提供与将所述刺激参数调节到超过由所述临时刺激参数调节约束限定的所述第一值相关联的警报，

响应于所述警报，接收所述用户输入。

7.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述临时刺激参数调节约束与由所述患者、所述患者的看护人和便于就所述耳蜗植入系统对所述患者进行护理的医疗专业人员中的至少一个设定的预定调节时间表相关联；和

所述预定调节时间表指定

与所述刺激参数相关联的多个自动步进调节，以便于将所述刺激参数从初始值逐步调节到目标值，以及

待插入在与所述刺激参数相关联的所述多个自动步进调节中的自动步进调节之间的指定时间间隔。

8.根据权利要求1所述的设备，其中，根据所述临时刺激参数调节约束，所述至少一个物理计算部件仅在所述耳蜗植入系统的加电序列期间自动地调节所述刺激参数。

9.根据权利要求1所述的设备，其中，所述至少一个物理计算部件通过自动地指示被包括在所述耳蜗植入系统内的声音处理器从根据第一声音处理程序进行操作切换到根据第二声音处理程序进行操作来自动地调节所述刺激参数。

10.根据权利要求1所述的设备，其中，所述至少一个物理计算部件还包括：

基于所确定的电极阻抗，确定所述耳蜗植入系统正在标准兼容模式之外操作；和

响应于确定所述耳蜗植入系统正在所述标准兼容模式之外操作，生成表示所述耳蜗植入系统正在所述标准兼容模式之外操作的警报，所述警报适于向与所述耳蜗植入系统相关联的用户呈现。

11.根据权利要求1所述的设备，其中，所述至少一个物理计算部件还包括：

基于所确定的电极阻抗确定所述患者可能经历梅尼埃的发作；和

响应于确定所述患者可能经历梅尼埃的发作而生成警报，所述警报表明所述患者可能经历梅尼埃的发作，所述警报适于向所述患者呈现。

12.根据权利要求1所述的设备，其中，与所述耳蜗植入系统相关联并且包括所述至少一个物理计算部件的所述设备由被包括在所述耳蜗植入系统内的声音处理器来实现。

13.根据权利要求1所述的设备，其中，与所述耳蜗植入系统相关联的并且包括所述至少一个物理计算部件的所述设备由移动计算装置来实现，所述移动计算装置与所述耳蜗植入系统分离开且被与所述耳蜗植入系统通信地耦合。

14.一种被植入在患者的体内并被包括在耳蜗植入系统内的耳蜗植入物，所述耳蜗植入物包括：

刺激电流发生器，所述刺激电流发生器被配置为生成待被借助于被耦合到所述耳蜗植入物的电极导线上的电极向所述患者施加的电刺激电流；

电压检测器，所述电压检测器被配置为测量与所述电极相关联的电压电平；和

至少一个物理计算部件，所述至少一个物理计算部件

指示所述刺激电流发生器生成处于预定电流电平的电刺激电流并借助于所述电极向所述患者施加所述电刺激电流；

在借助于所述电极向所述患者施加所述电刺激电流的同时，指示所述电压检测器测量与所述电极相关联的所述电压电平；

基于预定的所述电流电平和测量到的所述电压电平确定所述电极的阻抗；

识别用于与所述耳蜗植入系统相关联的刺激参数的临时刺激参数调节约束和绝对刺激参数调节约束；

基于所述电极的阻抗并根据所述临时刺激参数调节约束，将所述刺激参数自动地调节到处于介于当前值与第一值之间的范围内，所述第一值由所述临时刺激参数调节约束限定；以及

基于由所述患者向所述耳蜗植入系统提供的用户输入并且根据所述绝对刺激参数调节约束，将所述刺激参数进一步调节到处于介于所述第一值与第二值之间的范围内，所述第二值由所述绝对刺激参数调节约束限定并超过所述第一值。

15.根据权利要求14所述的耳蜗植入物，其中：

所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束由便于就所述耳蜗植入系统对所述患者进行护理的医疗专业人员予以确定并设定在被包括在所述耳蜗植入系统内的存储部件内；和

所述至少一个物理计算部件通过从所述存储部件获取所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束来识别所述临时刺激参数调节约束和所述绝对刺激参数调节约束。

16.根据权利要求15所述的耳蜗植入物，其中：

所述刺激参数是与在所述耳蜗植入系统的正常操作期间借助于所述电极向所述患者施加的刺激脉冲相关联的脉冲宽度；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定临时最大脉冲宽度；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定绝对最大脉冲宽度；

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述脉冲宽度自动地增加到比当前脉冲宽度长且低于所述临时最大脉冲宽度的脉冲宽度来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述脉冲宽度增大到比所述临时最大脉冲宽度长且低于所述绝对最大脉冲宽度的脉冲宽度来进一步调节所述刺激参数。

17.根据权利要求15所述的耳蜗植入物，其中：

所述刺激参数是与在所述耳蜗植入系统的正常操作期间借助于所述电极向所述患者施加的刺激脉冲相关联的目标刺激电压；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定临时最大目标刺激电压；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定绝对最大目标刺激电压；

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述目标刺激电压自动地增加到大于当前目标刺激电压且低于所述临时最大目标刺激电压的目标刺激电压来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将与所述刺激脉冲相关联的所述目标刺激电压增大到比所述临时最大目标刺激电压大且低于所述绝对最大目标刺激电压的目标刺激电压来进一步调节所述刺激参数。

18.根据权利要求15所述的耳蜗植入物，其中：

所述刺激参数是在所述耳蜗植入系统的正常操作期间向所述患者施加刺激脉冲的有源电极的数量；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述临时刺激参数调节约束限定有源电极的临时最小数量；

由所述医疗专业人员确定和设定的所述绝对刺激参数调节约束限定有源电极的绝对最小数量；

所述至少一个物理计算部件通过将向所述患者施加所述刺激脉冲的有源电极的数量自动地减少到小于有源电极的当前数量且高于有源电极的所述临时最小数量的有源电极的数量来自动地调节所述刺激参数；以及

所述至少一个物理计算部件通过将向所述患者施加所述刺激脉冲的有源电极的数量减小到小于有源电极的所述临时最小数量且高于有源电极的所述绝对最小数量的有源电极的数量来进一步调节所述刺激参数。

19.根据权利要求14所述的耳蜗植入物，其中：

所述至少一个物理计算部件还：

提供与将所述刺激参数调节到超过由所述临时刺激参数调节约束限定的所述第一值相关联的警报，

响应于所述警报，接收所述用户输入。