DE60019621T2

DE60019621T2 - Cochlea-implantat

Info

Publication number: DE60019621T2
Application number: DE60019621T
Authority: DE
Inventors: Stefaan Peeters
Original assignee: Advanced Bionics NV
Current assignee: Advanced Bionics NV
Priority date: 1999-09-16
Filing date: 2000-09-18
Publication date: 2006-03-02
Anticipated expiration: 2020-09-19
Also published as: CA2381725C; EP1216014A1; EP1216014B1; US6778858B1; DE60019621D1; CA2381725A1; WO2001019304A1; AU7262600A; ATE293418T1

Description

Die Erfindung bezieht sich auf ein Cochlea-Implantat, umfassend M (M>1) Elektrodenkontakte und einen Signalprozessor mit einer Eingabe zum Empfang von Schallsignalen, wobei der genannte Signalprozessor einen Satz von N-Schallkanaleinheiten aufweist, die zum Anlegen einer Umsetzung der genannten Schallsignale nach einer Frequenz bezogenen tonotopischen Aufteilung bereitgestellt werden und wobei jede Schallkanaleinheit ferner zur Bildung von Schallsignalwerten durch das Anlegen einer Frequenz bezogenen Filterung der genannten umgesetzten Schallsignale bereitgestellt wird, wobei der Signalprozessor ferner eine Bemusterungseinheit umfasst, die zum Erzeugen einer Schallsignaleinheit abhängigen Bemusterungsfrequenz (af) für jede Schallkanaleinheit bereitgestellt wird, wobei jede Schallsignaleinheit einen Ausgang aufwweist, der an der Dateneingabe eines Speicherpuffers angeschlossen ist, welcher zum Empfang der genannten Schallsignalwerte, die an der genannten Schallkanaleinheit abhängig von der Bemusterungsfrequenz bemustert ist, und zum vorübergehenden Speichern der genannten bemusterten Schallsignalwerte bereitgestellt ist.
Ein Cochlea-Implantat ist weit bekannt und wird zum Wiederherstellen der auditiven Wahrnehmung, zumindest teilweise, für Taube oder Schwerhörige verwendet. Cochlea-Implantate ermöglichen eine auditive Empfindung, um elektrische Feldsteigungen im Bereich der peripheren Nervenstrukturen des Hörnervenbündels zu erzeugen. Dieses Bündel enthält ungefähr 30.000 einzelne afferente Nervenfasern, die im Allgemeinen mit ungefähr 4.500 internen Haarzellen verknüpft sind. Die Schallsignale werden durch ein Mikrofon aufgenommen und in digitale Signale umgewandelt, worauf sie durch den Signalprozessor zum Aktivieren unterschiedlicher Stimulationskanäle, die die verschiedenen Nervenfasergruppen der Gehörnerven stimulieren, verarbeitet werden. Der Bereich, in dem die Initialisierung der Aktionspotentiale stattfindet, wird hier als Reizbereich bezeichnet. Die Initialisierungsstelle der Aktionspotentiale kann entweder in den Dendriten, an der Stelle des Zellenkörpers, oder auf Höhe der Axone oder an jeder beliebigen Verknüpfung angeordnet sein. Um sicherzugehen, dass jeder Stimulationskanal aufgrund der verschiedenen Zeitpunkte des Schreibens durch den Signalprozessor und des Ablesens durch den Wellenformgenerator keine wesentliche Information verliert, wird ein Puffer zum vorübergehenden Speichern eines Maximalwerts vorgesehen.
Ein Nachteil der bekannten Cochlea-Implantate ist, dass keine klare Unterscheidung zwischen Schallprozessoreinheit und Stimulationskanälen getroffen wird. Um eine bestmögliche Umwandlung der gespeicherten bemusterten Signalwerte in Strom- oder Spannungs-Stimulationswellenformen für die verschiedenen N-Schallkanaleinheiten durchführen zu können, ist das Bestimmen einer geeigneten Stimulationsstrategie notwendig. Die Stimulationsstrategie, d.h. die Weise nach der verschiedene Stimulationskanäle gemäß dem Stand der Technik aktiviert werden bezieht die patientenabhängigen Daten nicht genügend mit ein. Patentschrift WO-A-98-49775 offenbart eine teilweise implantierte Hörhilfe, wobei Schall in zwölf festgelegte tonotopische Kanäle mit jeweils einer Elektrode aufgeteilt wird.
Es ist eine Aufgabe der Erfindung, ein Cochlea-Implantat zu schaffen, welches eine Strategie ermöglicht, die die patientenabhängigen Daten, Vorgeschichte (wie zeitliche Feldwechselwirkung) und die elektrische Feldwechselwirkung bei gleichzeitiger Stimulation verschiedener Stimulationskanäle in Betracht zieht.
Zu diesem Zweck ist ein Cochlea-Implantat dadurch gekennzeichnet, dass der genannte Signalprozessor eine Stimulationskanal-Konfigurationseinheit umfasst, die an dem genannten Speicherpuffer angeschlossen ist und zur Konfiguration von Stimulationskanälen bereitgestellt wird, um elektromagnetische Felder entlang der Gehör- und Nervenstrukturen zu generieren, wobei die genannte Stimulationskanal-Konfigurationseinheit an den genannten Elektrodenkontakten angeschlossen ist und ferner bereitgestellt ist, um jedem Stimulationskanal wenigstens zwei der genannten Elektrodenkontakte zuzuordnen, wobei jedem Stimulationskanal dort ein Datenspeicherelement beigeordnet ist, das zum Speichern eines Wellenformmusters und einer Wellendauer bereitgestellt wird, gemäß welchem und während welcher ein Intensitätswert, der auf der Basis der gespeicherten, bemusterten Schallsignalwerte festgestellt wird, die den in Betracht kommenden Stimulationskanälen zugeordnet wird, auf die Elektrodenkontakte angelegt wird, die dem in Betracht kommenden Stimulationskanal zugeteilt sind, wobei das genannte Speicherelement ferner zum Speichern eines Maximalwertes für den genannten Intensitätswert bereitgestellt wird, der eine maximale Feldstärke des in Betracht kommenden Stimulationskanals und einen ersten und zweiten Feldidentifikator zur Identifizierung eines Felds bezeichnet, das in basaler und apikaler Richtung relativ zu einer Position der Elektrodenkontakte des in Betracht kommenden Stimulationskanal ausgebreitet ist.
Um eine bestmögliche Umwandlung der gespeicherten bemusterten Signalwerte in Wellenformen für die elektrische oder Spannungsstimulation für die verschiedenen N-Schallkanaleinheiten durchführen zu können, ist das Bestimmen einer geeigneten Stimulationsstrategie notwendig. Diese Strategie sollte patientenabhängige Daten, Vorgeschichte (wie zeitliche Feldwechselwirkung) und die elektrische Feldwechselwirkung bei gleichzeitiger Stimulation verschiedener Stimulationskanäle in Betracht ziehen.
Die Stimulationskanal-Konfigurationseinheit ermöglicht die Erstellung spezifischer Stimulationskanal-Konfigurationen und spezifischer Stimulations-Intensitätswerte sowie Intensitätswellenformen für jeden Patienten sowie ihre Speicherung.
Eine erste bevorzugte Ausführungsform eines Cochleaimplantats gemäß der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass es einen Stimulationssequenzidentifikator umfasst, der zur Identifizierung eines Satzes von Gruppen von Stimulationskanälen umfasst, die gleichzeitig stimuliert werden können, wobei die Stimulationskanäle ausgewählt aus derselben Gruppe sind, um eine Nervenstimulation an Nervenreizstellen zu ermöglichen, die den Nervenreizstellen entsprechen, welche erhalten werden, wenn die einzelnen Stimulationskanäle der Gruppe zeitfolgerichtig stimuliert worden wären, wobei der genannte Stimulationssequenzidentifikator ferner zur periodischen Stimulation der genannten Gruppen von Stimulationskanälen bereitgestellt ist. So wird eine gleichzeitige Stimulation von mehreren auditiven Nervenstrukturen verfügbar. Auf diese Weise kann eine wirkungsvollere Stimulationsstrategie erhalten werden, die zu einem verbesserten akustischem Ergebnis für den Patienten führt.
Eine zweite bevorzugte Ausführungsform eines Cochlea-Implantats gemäß der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass es eine Befehlseinheit umfasst, die zum Befehlen der Gruppen innerhalb des Satzes gemäß der Sequenzdefinierung des Befehls, gemäß welcher die verschiedenen Gruppen folgerichtig stimuliert sind, bereitgestellt ist. Durch Anordnung der Gruppen wird eine wirkungsvollere Verwendung der Stimulationskanäle erhalten.
Vorzugsweise wird jeder Gruppe des genannten Satzes ein Zeitrahmen beigeordnet, wobei der Zeitrahmen der beigeordneten Gruppe wenigstens gleich der Wellendauer des Stimulationskanals innerhalb der in Betracht kommenden Gruppe mit der größten Wellendauer ist. So wird eine wirkungsvolle Zeitteilung erhalten.
Um eine Stimulationsstrategie zu ermöglichen, die unabhängig vom Signal ausgewählt wird, welches den Speicherpuffer des Cochlea-Implantats gemäß der Erfindung verarbeitet, ist ein derartiges Cochlea-Implantat dadurch gekennzeichnet, dass der genannte Lesesignalgenerator zum Generieren von Lesesignalen asynchron vom genannten Speichern in dem genannten Speicherpuffer bereitgestellt ist.
Vorzugsweise wird der genannte Speicherpuffer zum Festlegen eines gespeicherten bemusterten Signalwerts zu einem voreingestellten Wert unter Überwachung eines Lesesignals nach Ablesen des gespeicherten Schallsignalwerts bereitgestellt, wobei jede Schallkanaleinheit und der genannte Speicherpuffer mit einem Komparator verbunden sind, wobei der Komparator zum Vergleichen eines bemusterten Schallsignalwertes, der von der Schallsignaleinheit geliefert wird, mit einem gespeicherten bemusterten Signalwert für diese Schallsignaleinheit und zum Generieren eines Schreibsignals bereitgestellt wird, falls der gelieferte bemusterte Schallsignalwert einen höheren Maximalwert aufweist als der genannte gespeicherte bemusterte Maximalschallsignalwert, wobei der genannte Pufferspeicher zum Speichern der genannten gelieferten bemusterten Signalwerte bei Überwachung des genannten Schreibsignals bereitgestellt wird.
Die Erfindung wird nun in Bezug auf die Zeichnungen im Detail beschrieben, welche bevorzugte Ausführungsformen eines Cochlea-Implantats gemäß der Erfindung zeigen. Es zeigen
1 eine schematische Darstellung eines Cochlea-Implantats;
2 die von der Frequenz abhängige tonotopische Anordnung der Cochlea an der Position frequenzspezifischer Zonen;
3 eine schematische Darstellung einer Verarbeitung des Schallsignalprozessors sowie des Multikanal-Wellenformgenerators;
4 ein Beispiel einer Signalverarbeitung eines Schallsignals;
5 ein Beispiel der Frequenzverteilung bei N=31 Schallkanäle;
6 Beispiele von Elektrodenkontakt-Konfigurationen, die durch die Stimulations-Konfigurationseinheit festgelegt werden;
7 Beispiele für verschiedene Wellenformen, die zur Stimulation verwendet werden;
8 Beispiele für I/O-Funktionen im CAP für unterschiedliche Stimulationskanäle;
9 ein Beispiel zur Vorzeichenumkehrung, um Imin zu erhalten;
10 einen Querschnitt, der ein Beispiel der Position einer Multikanalelektrode in der Paukentreppe darstellt;
11 eine erste Befehlsannäherung der Strombahnen von Kontakten zu einer längs verlaufenden Bezugselektrode;
12 eine Spannungsverteilung auf der Elektrode, die durch einen Stimulationskontakt hervorgerufen wurde;
13 verschiedene Spannungsabweichungsverhalten entlang der Kanäle in apikaler oder basaler Richtung;
14 die Auswirkung bei gleichzeitiger Stimulation in der Feldverteilung bei Kanälen mit hoher Stromstreuung;
15 die Auswirkung bei gleichzeitiger Stimulation bei Kanälen mit niedriger Stromstreuung;
16 eine schematische Darstellung der Stimulationszonen ausgehend von verschiedenen Stimulationsintensitäten n. V_n stellt den Fasersatz der Aktivierungszone eines Stimulationskanals n dar,
17 eine Darstellung der Nerven-Instandsetzungsfunktion;
18 eine Abbildung der gleichzeitigen und nicht gleichzeitigen Stimulation;
19 ein Beispiel für die Umwandlung des Amplitudenwertes aus dem Datenpuffer in die Stimulationsintensität für einen Stimulationskanal;
20 ein Beispiel eines Stimulationskreislaufs.
Das Cochlea-Implantat aus 1 umfasst einen Signalprozessor 2 mit einer Eingabe, die an eine Mikrofoneingabe oder Hilfseingang 1 zum Empfangen eines zweiten Signals angeschlossen ist. Der Signalprozessor wandelt mittels eines A-D-Wandlers das analoge Schallsignal, das vom Mikrofon aufgenommen wurde, in ein erstes digitales Signal um, welches daraufhin in elektrische N-Sequenzsignale gemäß einer frequenzbezogenen tonotopischen Aufteilung umgewandelt wird. Der Signalprozessor wird an einen Wellenformgenerator 3 angeschlossen, der ebenfalls an eine Reihe M (M>1) Elektrodenkontakte 5 innerhalb eines Trägers 4 aus flexiblem biokompatiblen Material wie Silikon angeschlossen ist. Dieser Träger oder Elektrodenarray wird in der Nähe des Hörnervs implantiert. Einige Kontakte (zum Beispiel Flächen am Implantat-Baustein, usw.) werden weiter entfernt von den Nervenfasern angeordnet.
Die elektrischen Strömungen, die an den Elektrodenflächen angewendet werden, erzeugen elektrische Felder entlang der Nervenfasern des Hörnervs oder Nervenstrukturen. Aufgrund der räumlichen Anordnung der einzelnen Hörnervfasern in der Cochlea, führen elektrische Felder unterschiedlicher Stimulationskanäle zur Aktivierung mehrerer Gruppen von Nervenfasern. Die aktivierten Nervenfasern lösen Aktionspotentiale aus und übermitteln diese an höhere Hörzentren. Die höheren Hörzentren verarbeiten die parallele Information, die das Bewusstseinszentrum daraufhin als auditive Information mit unterschiedlichen Tonhöhenwahrnehmungen, Lautstärkewahrnehmungen, usw. wahrnimmt.
Das Nervenaktionspotential ist ein „Alles-oder-Nichts" Signal und enthält als solches dementsprechend keine Information. Die darunter liegenden erzeugten Zeitmuster und die Initialisierungsstellen bestimmen die Wahrnehmung.
Die normalen inneren Cochlea-Strukturen, wie die Basilarmembran (BM) und das Corti'sche Organ, spielen eine entscheidende Rolle bei der Umwandlung der durch Schall hervorgerufenen mechanischen Bewegung in Aktionspotentiale. Die Basilarmembran führt eine (nicht lineare) Filterung durch, woraufhin eine Niederfrequenz-Information hauptsächlich die Nervenfasern stimuliert, die im Apikalbereich (am Ende) der Cochlea angeordnet sind, während Hochfrequenzsignale die basal angeordneten Nervenfasern aktivieren. Auf diese Weise tragen die Hörnervenfasern aufgrund der tonotopischen Gestaltung frequenzabhängige Information, wie in 2 dargestellt wird. Im Fall einer Fehlleistung der mechanischen oder elektrischen Umwandlung der Cochlea kann diese frequenzabhängige Tonotopie durch elektrische Aktivierung von Elektrodenflächen an mehreren Stellen entlang der Nervenfasern imitiert werden. Das nicht lineare (NL) Verhalten der BM führt zu einer Verdichtung, bei einem Verdichtungsfaktor von 2 bis 3 im Bereich der maximalen Vibration.
3 zeigt mittels eines Flussdiagramms ein schematisches Beispiel, wie der Signalprozessor 2 das aufgenommene Signal aus den Eingabevorrichtungen verarbeitet. Daneben zeigt die Figur eine schematische Darstellung eines Multikanal-Wellenformgenerators 3 mit seinen R (R≥1) Stimulationskanälen, der die Stimulationsstrategie festlegt. Nach der Analog-Digital-Umwandlung (10) wird das Signalgeräuschverhältnis (S/N) des Signals verbessert und die Information wird beispielsweise nach Einbeziehen der normalen Maskierungskurven des Gehörsystems (11) vermindert.
Das elektrische Analog des akustischen Signals wird in N-Schallkanäle aufgeteilt. Nicht lineare Filter, die die tonotopische Position der Nervenfasern in Betracht ziehen, trennen (12) das Signal in eine elektrische Signalsequenz. Die Schallkanäle verarbeiten ferner die Ausgangssignale der mehreren Frequenzbänder (13) durch Anwenden einer möglichen Verdichtungskorrektur, Filterung, usw., um einen Signalwert pro Schallkanal zu erhalten. Jeder Schallkanal hat einen Ausgang, der mit einer ersten Bemusterungseinheit assoziiert wird, die zum Bemustern bei einer mit dem Schallkanal assoziierten Bemusterungsgeschwindigkeit den Signalausgang durch den Kanal bereitstellt. Bemusterungswerte der Ausgangssignale der Schallkanäle werden direkt mit dem Stimulationsgrad in einem oder mehreren entsprechenden Stimulationskanälen verknüpft. Die Bemusterungssignalwerte, die durch das spezifische Ausgangssignal pro Schallkanal erzeugt werden, werden vorübergehend in dem Datenspeicherungspuffer (14) gesichert. Die Art, auf die diese durch die Schallkanäle angewandte Information durch den Wellenformgenerator verarbeitet wird und ihre Stimulationskanäle durchläuft, um mehrere Gruppen von Nervenfasern zu stimulieren, wird hier als Stimulationsstrategie bezeichnet.
Der Wellenformgenerator umfasst sowohl patientenabhängige (15) als auch patientenunabhängige (16) Daten zur Aktivierungsverarbeitung und Aktivierungsüberwachung der verschiedenen Stimulationskanäle.
4 zeigt ein Beispiel, wie das Schallsignal durch den Signalprozessor in N (N≥1) Schallkanäle aufgeteilt und verarbeitet wird. Nach Verminderung des Signals, das auf Hörmaskierung (20) basiert, wird das Schallsignal von N nicht linearen (Übertragungslinien) Filtern 21 aufgeteilt in N-Schallkanäle. Die Merkmale der nicht linearen Filter spiegeln die Fähigkeiten der Basilarmembran und der aktiven Feedback-Mechanismen wieder, wie beispielsweise die Verdichtung an der kennzeichnenden Stelle. 5 zeigt ein Beispiel, wie die Frequenzverteilung für N=31 Schallkanäle sein könnte. Jeder Schallkanal wird mit einer Gleichrichter-/Verdichtungseinheit 22 bereitgestellt, die an einen höheren Niedrigdurchlauffilter 23, z.B. 2ter bis 6ter Ordnung, angeschlossen ist. Die Verdichtungseinheit simuliert die von den inneren oder äußeren Haarzellen usw. ausgeführte Funktion, während die Niedrigdurchlauffilter in jedem Kanal die interne Haarzellenfilterung und andere physiologische Auswirkungen simuliert. Jeder Filter 23 wird an den Datenspeicherpuffer 24 angeschlossen, in dem die bemusterten Signalwerte, die von den Schallkanälen erzeugt werden, gespeichert werden. Die Ausgänge der Schallkanäle werden dem Datenpuffer bei schallkanalabhängiger Bemusterungsfrequenz (fsi) vorgelegt und durch die erste Bemusterungseinheit 27, die an der Signalprozessoreinheit angeschlossen ist, überwacht. Die neu hervorgebrachten Werte werden in dem Speicherpuffer gespeichert unter der Bedingung, dass der absolute Wert des gespeicherten Wertes niedriger ist als der absolute Wert der neuen bemusterten erhaltenen Daten des entsprechenden Schallkanals. Zu diesem Zweck wird ein vorgegebener Wert, zum Beispiel ein Nullwert oder Minimalwert, im Speicherpuffer unter Überwachung eines gelesenen Signals, das, jedes Mal nachdem ein bemusterter Signalwert vom Speicherpuffer 24 gelesen und durch eine Wellenform erzeugt wird, gespeichert. Sobald ein neuer Wert von einem der Schallkanalfilter 23 dem Speicherpuffer geliefert wird, wird dieser neue Wert mittels eines Komparators, der Teil des Signalprozessors ist, mit dem bemusterten Signalwert, der in dem Speicherpuffer für den in Betracht kommenden Schallkanal gespeichert ist, verglichen. Wenn der gelieferte neue Wert einen höheren absoluten Signalwert aufweist als der gespeicherte Signalwert, erzeugt der Komparator ein Schreibsignal. Dieses neue Signal wird dann im Speicherpuffer unter Überwachung des Schreibsignals gespeichert. Wenn das neue Signal niedriger ist als das gespeicherte, wird kein Schreibsignal erzeugt und der neue Wert wird ignoriert. Der Speicherpuffer 24 wird (mittels einer Kanal-Abbild-Funktion) mit einem Stimulationskanal des Wellenformgenerators 26 verknüpft, der die Stimulationskanäle enthält, an die Elektrodenkontakte durch die Stimulationskanal-Konfigurationseinheit beigefügt sind. Die Kanalabbildungsfunktion verbindet jeden Schallkanal mit einem oder mehreren Stimulationskanälen.
Schließlich unterzieht sich das analoge Eingabesignal verschiedenen Verfahren, die vom Signalprozessor durchgeführt werden, um für jeden der zu aktivierenden Stimulationskanäle Signalwerte zu erzeugen. Da dies schwankende Werte einbezieht, zeigen diese Schallkanalausgänge eine Wellenform mit Maximalamplituden und Minimalamplituden. Um zu verhindern, dass wichtige Amplitudeninformationen in Bezug auf das Ausgangssignal eines Schallkanals zwischen den Zeiträumen der fortlaufenden Stimulationen von assoziierten Stimulationskanälen verloren gehen, wird der Pufferspeicher wie folgt umgesetzt. Bevor der Signalprozessor die bemusterten Daten eines Schallkanals in den Pufferspeicher schreibt, vollzieht der Komparator, der mit dem Signalgenerator und dem Datenpuffer verbunden ist, einen Vergleich zwischen dem absoluten Wert der erhältlichen Bemusterung und dem gespeicherten absoluten Wert, der diesem Schallkanal entspricht.
Der absolute Wert, der im Datenpuffer für den fraglichen i-ten Schallkanal (1 ≤ i ≤ N) gespeichert ist, wird mit dem bemusterten absoluten Signalwert, der vom Schallkanal -i geliefert wird, verglichen. Wenn der i-te absolute Wert, der im Datenpuffer gespeichert ist, höher oder gleich der bemusterte absolute Wert, der vom i-ten Schallkanal geliefert wird, ist, dann wird letzterer Wert nicht in den Datenpuffer geschrieben und der gespeicherte Wert bleibt erhalten. Wenn andererseits der Wert, der von dem Schallkanal geliefert wird, höher ist als der i-te gespeicherte absolute Wert, dann wird der bemusterte Wert des i-ten Schallkanal in den Puffer geschrieben. Dieser Vergleich wird für jeden der N Kanäle durchgeführt, wenn die erste Bemusterungseinheit des Signalgenerators einen neuen bemusterten Wert an einem der Schallkanalausgänge ausgibt. Der Wellenformgenerator liest die gespeicherten Werte auf Anfrage der Stimulationskanäle. Wenn ein gespeicherter Wert aus dem Speicherpuffer gelesen wird, wird der entsprechende gespeicherte Wert auf einen vorbestimmten Wert festgelegt, der Null sein könnte. Auf diese Weise behält der Speicherpuffer die maximal erhältlichen Bemusterungsdaten einer Schallkanalausgabe zwischen fortlaufenden Nachfragen eines Stimulationskanals. Wenn die Anfragesignalgeschwindigkeit höher oder gleich der Bemusterungsgeschwindigkeit ist, folgen die abgelesenen Daten den bemusterten Daten. Wenn die Anfragegeschwindigkeit geringer ist als die Bemusterungsgeschwindigkeit, entsprechen die abgelesenen Daten den Maximalbemusterungsdaten, die dem Speicherpuffer zwischen fortlaufenden Ablesungen vorgelegt werden.
Die Signalwerte, die im Speicherpuffer gespeichert sind, werden von der Wellenformgeneratoreinheit 26 bei Überwachung ihrer eigenen Bemusterungseinheit 28 gelesen, wobei Bemusterungssignale (fw) erzeugt werden, wobei diese vollständig unabhängig und asynchron von der Bemusterungseinheit des Signalprozessors arbeiten. Durch Verwendung des Speicherpuffers, der vorübergehend Werte speichert, kann das Ablesen und Schreiben von Signalwerten vollständig unabhängig und asynchron zwischen Schallkanälen und Stimulationskanälen durchgeführt werden, so dass die Verarbeitung von Schallsignalen nicht länger mit der Stimulationsstrategie verknüpft ist. Das asynchrone Lesen und Schreiben sowie der Speicherpuffer ermöglichen das Loslösen der Sprachverarbeitung vom Wellenformgenerator und seiner Stimulationsstrategie und erlauben das leichte Kombinieren von verschiedenen Signalverarbeitungssystemen mit verschiedenen Stimulationsstrategien.
Der Wellenformgenerator überwacht die Übersetzung von im Speicherpuffer 24 gespeicherten Werten in Stimulationsmuster auf Höhe der Multiflächen-Kontaktelektrode. Zu diesem Zweck bildet die Wellenformgeneratoreinheit 26 eine Reihe von R Stimulationskanälen, wobei die patientenabhängigen Daten, die Vorgeschichte des Patienten, Stimulationsvorgeschichte und die vorübergehende und simultane Wechselwirkung des elektrischen Felds bei der Stimulation usw. in Betracht gezogen wird.
Elektrische Stimulation erfordert ein Minimum von zwei der M Elektrodenkontakte zum Bilden einer vollständigen Strombahn. 6 stellt eine Anzahl von Konfigurationen dar, in denen Flächenkontakte mit einem Stimulationskanal kombiniert und assoziiert sind.
Zum Beispiel im Fall einer monopolaren (6a) Ausführung, wird einer der Elektrodenkontakte üblicherweise an einer Position mit einem relativ großen Abstand (relativ zum Abstand zwischen einem der Kontakte im Elektrodenarray und den Nervenfasern) von dem zweiten Elektrodenkontakt angeordnet.
Bei einer bipolaren (6b) Ausführung werden die Elektrodenkontakte näher zusammen entlang des Multiflächen-Elektrodenarrays angeordnet. Andere Ausführungen sind möglich, so wie radiale (6c) oder transversale (6d) Stimulationsausführungen usw. Mehr als 2 Kontakte können einbezogen sein, beispielsweise kann bei der Verwendung von drei oder mehr Kontakten eine Vierfachpol-Ausführung (6e) erhalten werden.
Ein Stimulationskanal kann jede Kombination von Elektrokontakten verwenden, die, wenn zusammen stimuliert, ein elektrisches Reizfeld entlang der Gehörnervenfasern mittels beigefügter Strömungen (elektrische Spannungen) bilden. Elektrodenkontakte, die mit einem Kanal assoziiert sind, werden mit einer Spannungs- oder Stromquelle verbunden oder an einem Bezugspunkt geerdet. Die einzelnen Werte der Spannungen und des Stroms, die mit den Kontakten eines Stimulationskanals assoziiert sind, können jeder Bruchteil und jedes Vorzeichen bezüglich des Überwachungswertes dieses Stimulationskanals bei der Stimulation aufweisen. Zum Beispiel zeigt 6c eine Kontaktausführung, bei der zwei Kontakte Seite an Seite mit Stromquellen mit einem Wert von jeweils +1/2 des Überwachungswertes I verbunden sind, während die Längselektrode mit einer Stromquelle verbunden ist, die einen Wert eines Bruchteils von –1 (Vorzeichenumkehrung) des Überwachungswertes aufweist. Die Maximalintensität des elektrischen Reizfeldes, das mit diesem Stimulationskanal assoziiert ist, sollte eingegrenzt werden, um eine gesteuerte Überlappung zwischen den Maximalreizfeldern, die mit den nahe gelegenen Stimulationskanälen assoziiert sind, zu gestatten, während unter dieser Bedingung die Anzahl der Nervenaktivierungen die gleiche Stärke aufweisen sollte (offensichtlich abhängig vom Überleben der Nervenzellen, usw.).
Ein Stimulationskanal wird von nur einem einzigen Überwachungswert (Stimulationsamplitude) angesprochen, der vom Schallkanal abgeleitet wird, der zum Bestimmen der Intensität und Dauer des beigefügten Stroms an verschiedenen Kontakten, die an diesem Stimulationskanal beteiligt sind, verwendet wird.
Jeder Stimulationskanal besitzt sein Stimulationswellenformmuster und Wellendauer oder Wellenzeitraum. Diese Wellenform steuert die unmittelbaren Werte der Stromquellen und/oder Spannungsquellen, die mit den Kontakten assoziiert sind, die zu einem Stimulationskanal gehören. Um beispielsweise die unmittelbaren Quellenwerte für die einzelnen Kontakte eines Stimulationskanals zu erhalten, wird der Überwachungswert dieses Stimulationskanals mit dem unmittelbaren Wert der normalisierten Wellenform (max. Wert ist 1) multipliziert.
Während der Stimulation sollte der durchschnittlich beigefügte Strom durch jede Kontaktfläche der Elektrode zeitweise in Richtung Null gehen. Ein Weg, um dies zu erreichen, ist das Auswählen von ladungsausgeglichenen Wellenformen. Im Fall von nicht ladungsausgeglichenen Wellenformen, wie monophasische Monoimpulse, sollte das Ausgabesignal aus dem Schallkanal ein reines Wechselstromsignal sein. Falls in diesem Fall die Schallkanalausgabe eine Gleichstromkomponente enthält, sollte ein Kompensierungsablauf eingeführt werden, um die Netzspannung zeitweise bei Null auszugleichen.
Alle Wellenformen sind möglich. Jede Wellenform wird durch ihre Form und ihr Zeitmuster gekennzeichnet. 7 zeigt verschiedene Formen wie: einen symmetrischen biphasischen Impuls (a), einen asymmetrischen biphasischen Impuls (b), einen symmetrischen biphasischen Impuls mit einem Zeitintervall (c) und einen asymmetrischen biphasischen Impuls mit einem Zeitintervall (d), usw. Aus mannigfaltigen Gründen kann jeder Stimulationskanal eine unterschiedliche Wellenform und Wellenformzeitpunkt aufweisen. Beispielsweise kann ein asymmetrischer Impuls zum Verbessern der Auswahl bei bipolarer Stimulation in einem Stimulationskanal verwendet werden, wenn eine geladene ausgeglichene Wellenform mit einer Zeitlücke verwendet werden kann, um das Blockieren der Aktionspotentiale in einem anderen Kanal zu verhindern, usw.
Sobald ein Stimulationskanal stimuliert, werden Aktionspotentiale in einer Gruppe von Nervenfasern ausgelöst. Die Initialisierungsstelle solcher Aktionspotentiale wird als Reizbereich bezeichnet. Die Zunahme des Stimulationsgrades führt in den meisten Fällen zu einer Zunahme dieses Reizbereichs. Diese Intensität könnte so stark sein, dass das Reizfeld beinahe alle zugänglichen Hörnervenfasern abdeckt. In diesem Fall ist die Zugabe von zusätzlichen Stimulationskanälen kaum nützlich. Die Ausweitung des Reizfeldes sollte demnach eingeschränkt werden. Das Reizfeld, das erhalten wird durch Stimulation dieses Kanals mit seinem Maximalwert, wird als Aktivierungszone des Stimulationskanals bezeichnet. Die Aktivierungszone weist nicht unbedingt eine monotone Raumaufteilung auf. Ein Stimulationskanal sollte lediglich für eine Gruppe von Nervenfasern verfügbar sein, die nicht oder nur teilweise mit den Aktivierungszonen der benachbarten (oder anderen) Kanäle überlappt.
Die maximale Überwachungsintensität, die mit einem Stimulationskanal assoziiert ist, kann aus der zugelassenen Überlappungsmenge (zum Beispiel 30 %) zwischen den Aktivierungszonen dieses Kanals und benachbarten Kanälen abgeleitet werden, während alle eine ungefähr gleich große Anzahl von Fasern (falls verfügbar) stimulieren.
Das Kriterium zum Erreichen des als angenehmsten empfundenen Grads (AEG) (= subjektive Empfindung und Auslegung), das durch Erhöhen des Stimulationswertes eines Stimulationskanals bis zum AEG erhalten wird, kann als solcher nicht verwendet werden, um den Stimulationsmaximalwert für einen Stimulationskanal zu bestimmen.
Da immer mehr Kanäle bei Cochlea-Implantaten einbezogen werden, hängt der AEG für ein Tonsignal von der kombinierten Stimulation von mehreren Stimulationskanälen ab, die von mehreren Schallkanälen mit zugänglichen und steuerbaren nicht linearen sich überlappenden Filtern aktiviert werden. Die Beziehung zwischen den Stimulationsmaximalwerten für den Stimulationskanal, der von der Einzelkanalstimulation zum Erreichen des AEGs abgezogen wird, und Maximalwerte, die durch die Anpassung der AEG-Empfindung während der Stimulation abgeleitet werden, wenn Tonsignale bei 60dBSPL (AEG) durch den Signalprozessor laufen, werden immer undeutlicher. Die Weise, auf die der Signalprozessor und der Wellenformgenerator das ankommende Signal bearbeiten bestimmt in erster Linie den AEG für Tonsignale, die den Signalprozessor durchlaufen.
Der hierin beschriebene Betriebsmodus, der unterschiedliche Nervenfasergruppen (mit nahezu gleichem Gewicht) mit unterschiedlichen Stimulationskanälen mit vorbestimmter Überlappung zwischen den Aktivierungsbereichen assoziiert, ermöglicht das Bestimmen der maximal zu erlaubenden Stimulationsintensität pro Kanal.
Die Anzahl der Nervenfasern, die ein Aktionspotential auslösen, hängt von der elektrischen Feldverteilung, den Feldstärkenschwankungen und den Nervenbedingungen hinsichtlich ihres Membrangeräusches, Zwischenschwellenwertschwankungen und der Stimulationsvorgeschichte ab.
Wenn eine Faser ein Aktionspotential ausgelöst hat, tritt sie in ein Stadium, in dem sie für eine Zeit nicht stimulierfähig ist, nämlich für eine absolute Refraktärzeit zwischen 300 und 500 is (hiernach Refraktärzeit genannt). Nach dieser Zeit verändert sich der Stimulationsschwellenwert für einen Zeitraum von 1 bis 3 ms, aus einem erhöhten Wert zurück in einen ursprünglichen Schwellenwert. Dies wird als relative Refraktärzeit bezeichnet. Diese relative Refraktärzeit ist Ergebnis, unter anderem, der vollständigen Öffnung der K⁺ Kanäle und der restlichen Inaktivierung der Na⁺ Kanäle.
Es ist sehr schwierig und fast unmöglich, die Zahl der Fasern von sich synchron auslösenden Aktionspotentialen als Reaktion auf einen einzelnen Stimulationsimpuls zu enrmitteln. Es ist möglich, indirekt einen relativen Wert in Bezug auf die Anzahl der aktivierten Nervenfasern im Hörnervenfaserbündel zu messen.
Die Spannungsschwankung, die in der Nähe des Hörnervs gemessen wird, und durch die fast gleichzeitige Auslösung von Aktionspotentialen als Reaktion auf die Stimulation hervorgerufen wird, ist ein räumlicher Schnitt dieses Aktionspotentials, das auch als Zusammengesetztes Aktionspotential (CAP) bezeichnet wird. Folglich hängen Form und Amplitude dieses CAPs stark von der 3D-Raumbeziehung zwischen den Reizstellen und Aufnahmepunkten sowie von den einzelnen Initialisierungsstellen der Aktionspotentiale ab. Aus diesem Grund kann die Amplitude (oder Fläche unterhalb der Kurve) kein absoluter Indikator für die Anzahl der Fasern sein, die ein Aktionspotential auslösen.
Die Amplitude des CAPs (oder Fläche unterhalb der Kurve) ist ein relativer Wert eines ersten Befehls für die Anzahl der Fasern, die stimuliert werden. Die Anzahl der ausgelösten Fasern steht in Zusammenhang mit der Stimulationsintensität, Stimulationsvorgeschichte und den einzelnen Schwellenpunkten der Fasern zu diesem Zeitpunkt. Die Funktion, die die Stärke der CAP-Reaktion (Amplitude oder integrierte Fläche) als Funktion der Stimulationsintensität eines Stimulationskanals in Beziehung bringt, wird als Entwicklungsfunktion oder I/O-Funktion bezeichnet. Die Entwicklungsfunktion gibt Hinweise darüber, wie die Zahl der einbezogenen Fasern mit der Stimulationsintensität zunimmt.
Regelmäßig kann eine Unterbrechung in der Steigung der I/O-Funktionen beobachtet werden. Dies kann nicht aufgrund der Zufallsverteilung des Schwellenwertes der Nervenfasern innerhalb des Reizfeldes erklärt werden, steht aber möglicherweise mit einer Unterbrechung bei der Lokalisierung der Initialisierung der Aktionspotentiale im Zusammenhang, die durch die Position der verschiedenen Nervenfaserstrukturen hervorgerufen wird.
Niedrige Feldstärken aktivieren hauptsächlich die peripheren Enden der Nerven (zum Beispiel: die Dendriten, Ganglienzellen (Zellkörper) oder Axone) und führen zu einem linearen Anstieg der CAP-Amplitude. Höhere Feldstärken lösen die Axone der Hörnervfasern aus, die in der Modiolus-Mitte angeordnet sind. In diesem Bündel liegen die Nervenfasern mit höheren Cochlea-Windungen oder benachbarten Zonen sehr nah beieinander (insbesondere in den oberen Windungen), so dass eine geringe Zunahme in der Feldverteilung zu einer außerordentlichen Zunahme des Auslösens von Aktionspotentialen führen kann. Dies könnte die Unterbrechung der I/O-Funktion erklären. Die Stimulation von Nervenfasern, die in den höheren Windungen (die als Niedrigfrequenz-Tonhöhenempfindungen übersetzt werden) beim Stimulieren von Kanälen in unteren Windungen entstehen, werden als Kreuzstimulation oder Kreuzgeräusch bezeichnet.
Solche Kreuzstimulationen müssen allzeit vermieden werden. In Niedrigfrequenzkanälen besteht eine große Gefahr von Kreuzgeräuschen durch gegenüberliegende Bereiche in der gleichen Windung, weil die Nervenstrukturen bei höheren Windungen sehr nah beieinander liegen.
Die Tatsache, dass eine stimulierte Faser während der absoluten Refraktärzeit nicht erneut aktiviert werden kann, ermöglicht die Bestimmung der Stimulationsauswahl von Elektroden (siehe Liang D. H. Kovacs Storment and R.L. White 1991 IEEE Trans Biom. Eng. Vol. 38; S.443–449 ff). Dieses Merkmal kann im Gebiet der Cochlea-Implantate verwendet werden, um eine relative Überlappung von Aktivierungszonen mittels Abstimmungskurven, die mit den Stimulationskanälen assoziiert sind, zu bestimmen (siehe Europäische TIDE Anmeldung Nr. 1230 1/8/1995, Projektleiter Stefaan Peeters und Beschreibungsverfahren und Ergebnisse der Abstimmungskurven zur elektrischen Stimulation von Cochlea-Implantaten siehe Tide DEL231 vom 8/6/97 Houben Schuylenbergh, S. Peeters).
Der maximale zugelassene Strom in einem Stimulationskanal wird auf solche Weise festgelegt, dass die Aktivierungszone von diesem Stimulationskanal nur teilweise mit den Aktivierungszonen (mit gleichem Gewicht) überlappt und von den benachbarten Kanälen erzeugt wird. Wenn ein Stimulationskanal für die Kreuzstimulation verantwortlich ist, sollte dieser Kanal neu konfiguriert werden.
Als Beispiel wird ein Verfahren zum Ableiten einer maximalen Stimulationsintensität eines Stimulationskanals beschrieben. Das beschriebene Verfahren ist ein objektives Verfahren und kann für die computerisierte Bestimmung eines Maximalstimulationsgrads, der mit einem Stimulationskanal assoziiert wird, verwendet werden. Es gibt ebenfalls subjektive Verfahren, die die aktive Teilnahme des Patienten erfordern. Das Problem bei diesen Verfahren ist, dass sie nicht bei Kleinkindern angewandt werden können und zudem sehr zeitaufwendig sind.
Das vorgeschlagene Verfahren stützt sich auf folgende Gedankengänge: Wenn Kanal n mit einer minimalen Intensität, die ausreicht, um jegliche CAP-Reaktion, die durch einen Impuls ausgelöst wird (von jeder beliebigen Wellenform), dann bedeutet die Erkennung des CAPs, dass diese Stimulationsintensität das Einbeziehen einiger weniger Nervenfasern erlaubt. Die Anzahl der einbezogenen Nervenfasern unter dieser Bedingung hängt von der Empfindlichkeit und S/N (Signal-Geräusch-Verhältnis) des Messkreises ab. Diese Fasern sind die ersten Fasern, die mittels Kanal n aktiviert werden. Im Fall des Überlebens nur sehr weniger Nerven ist es gut möglich, dass dieselbe Gruppe gereizter Fasern ebenfalls die Fasern sind, die zunächst von einem anderen Kanal initialisiert werden.
Der Stimulationsimpuls geringer Intensität, der ein minimal erkennbares CAP bildet, wird als Probeimpuls (I_p ⁿ) bezeichnet. Wenn jene Fasern eine kurze Zeit (innerhalb der Refraktärzeit jener Nerven) vor der Lieferung des Probeimpulses aktiviert worden wären, zeigten jene Nerven keine CAP-Reaktion, die vom Probeimpuls ausgelöst würde, weil die meisten von ihnen sich in ihrer Refraktärzeit befänden. Basierend auf diesem Merkmal kann die Streuung der Erregung von anderen Stimulationskanälen abgeleitet werden. Wenn andere Kanäle mit einem hohen Intensitätsimpuls vor Lieferung des Probeimpulses stimuliert werden, könnte die Streuung des Reizes so groß sein, dass sogar Fasern, die normalerweise durch den Probeimpuls aktiviert werden, gereizt würden. Die Reaktion auf den Probeimpuls wird durch den Impuls in dem anderen Kanal unterdrückt bzw. maskiert. Dieser Impuls wird als Maskierimpuls bezeichnet. Das vorgeschlagene Verfahren gemäß der Erfindung zum Bestimmen eines maximalen Stimulationsgrades für jeden Stimulationskanal basiert auf diesem Merkmal.
Angenommen, ein Probeimpuls wird in einem Stimulationskanal n+1 angeordnet. Kanal n wird mit einem Maskierimpuls 300 bis 500 isek vor dem Probeimpuls stimuliert. Die Intensität (In) des Stimulationskanals n wird erhöht, so dass die CAP-Reaktion auf das Probesignal, das durch den Stimulationskanal n+1 geliefert wird, vermindert wird. Zu diesem Zeitpunkt ist die Streuung des Reizfeldes des Stimulationskanals n in (apikaler) Richtung von Kanal n+1 so groß, dass es die Nerven, die normalerweise auf das Probesignal in Stimulationskanal n+1 reagieren, überlappt. Der Wert I_n ⁿ⁺¹ ist der Intensitätsgrad in Kanal n und gerade genug, um die Reaktion in Kanal n+1 teilweise zu maskieren. Zum Ableiten der Streuung des Kanals n in basaler Richtung kann ein Probesignal in Kanal n–1 angeordnet werden und wiederum ein Maskierimpuls in Kanal n. Dies ergibt einen Wert I_n ^n–1, der der Intensitätsgrad im Stimulationskanal n ist, und gerade genug, um die Reaktion des Stimulationskanals n–1 teilweise zu maskieren.
Für einen maximalen Stimulationswert, der mit dem Stimulationskanal n assoziiert ist, wird bevorzugt das Minimum von (I_n ⁿ⁺¹, I_n ^n–1) genommen.
Die Vorgehensweise, wie sie oben beschrieben worden ist, wird für jeden der N Stimulationskanäle wiederholt. Im Fall des ersten und letzten Kanals existieren I_n ⁿ⁺¹ oder I_n ^n–1 nicht.
Zur Überprüfen der Kreuzstimulation wird Iⁿ _max für alle Kanäle bestimmt und danach überprüft, ob eine Kreuzstimulation mit anderen Stimulationskanälen stattfindet, sobald mit den Maximalwerten stimuliert und das gleiche Verfahren verwendet wird. Wenn Kreuzstimulationen stattfinden, müssen die verantwortlichen Stimulationskanäle neu konfiguriert werden.
Wenn das Verhältnis I_max ⁿ/I_p ⁿ des Stimulationskanals sehr gering in Bezug auf die Werte der benachbarten Kanäle ist, kann dies ebenfalls ein Grund zur Neukonfiguration dieses Kanals sein.
Ein Stimulationskanal n wird demnach grundlegend durch drei Parameter bestimmt:

1) Flächenkontakt-Konfiguration. Dies ist die Kombination von verschiedenen geerdeten Kontakten oder Kontakten, die mit Strom- oder Spannungsquellen verbunden werden, die durch Amplitudenwerte gesteuert werden, die aus dem Eingabewert eines Stimulationskanals (A_in ⁿ) abgeleitet und durch die Wellenform moduliert werden. Kontakte mit ungewöhnlichen Widerstandswerten (zum Beispiel Kabelbruch) sind keine Kandidaten für die Kanalkonfigurationen;
2) Wellenformmuster und Wellendauer.
3) Maximal zugelassene Überwachungsintensität, die die Streuung der assoziierten Aktivierungsfelder entlang der Nervenfasergruppen eingrenzt. Diese Begrenzung wird bestimmt durch die zugelassene Überlappung zwischen (± gleichem Gewicht) Aktivierungsfeldern von benachbarten Aktivierungsfeldern. Dieser Wert weist auf eine maximale Feldstärke für den in Betracht kommenden Stimulationskanal hin.

Diese Parameter sind patientenbezogen und hängen ab von: der Position der Elektrode in Bezug auf die Nervenfaserstrukturen (Dendriten, Zellkörper und Axone), die Lokalisierung von überlebenden reizbaren Nervenfasern, der Gewebereaktion um die Elektrode (die die elektrische Feldverteilung beeinflussen könnte), die Einführtiefe der Elektrode, usw.
Weil diese Parameter patientenabhängig sind und sich von Stimulationskanal zu Stimulationskanal ändern können, werden sie für jeden Patienten und Kanal einzeln bestimmt.
Sobald der Stimulationskanal definiert worden ist, können andere Parameter gemessen und dem Stimulationskanal zugeordnet werden:

a) Die Minimalintensität (Strom oder Spannung), die benötigt wird, um einige wenige Nervenfasern zu stimulieren oder gerade nicht einige wenige Nervenfasern zu stimulieren (I_offset);
b) Die Parameter, die die Spannungsverteilung entlang aller Kontakte des Elektrodenarrays während der Stimulation dieses Kanals mit seinem entsprechenden Maximalwert beschreiben. Die Parameter brauchen nicht symmetrisch für Kontakte, die apikal oder basal von den Stimulationskontakten angeordnet sind, sein und hängen von der Stimulationskonfiguration ab. Zum Beispiel kann eine monopolare Stimulation mehr Asymmetrie zwischen den Parametern zeigen als Transversalstimulation. Die Parameter beinhalten die extrapolarisierten Spannungen unter Stimulationskontakten, die für die Spannungsverteilung entlang des Elektrodenarrays verantwortlich sind. Jene Parameter werden als ein erster und zweiter Identifikator gespeichert, der eine Feldstreuung in basale und apikale Richtung in Bezug auf eine Position der Elektrodenkontakte des in Betracht kommenden Stimulationskanals identifiziert.

Alle diese Parameter werden in einem Speicherelement einer Stimulationskanal-Konfigurationseinheit 29 mit dem Speicherpuffer 24 und dem Wellenmustergenerator verbunden. Die Stimulationskanal-Konfigurationseinheit wird zum Definieren des Stimulationskanals, d.h. zum Speichern der bestimmten Kanäle wie hierin vorher beschrieben, bereitgestellt. In der Stimulationskanal-Konfigurationseinheit werden jedem Stimulationskanal mindestens zwei Elektrodenkontakte zugewiesen. Das Wellenformmuster und Wellendauer für jeden Kanal werden im Wellenformgenerator 25, der mit der Einheit 29 verbunden ist, gespeichert.
Die Wahl von nützlichen Kanalkonfigurationen basierend auf der Kontaktkonfiguration, Wellenform und Wellendauer wird von dem Minimalstrom (I_offset) und der erreichten relativen dynamischen Reichweite ((Imax–Imin)/Imin) beeinflusst. Imax begrenzt diese dynamische Reichweite, die wiederum in Zusammenhang mit der eingegrenzten Überlappung zwischen den Stimulationskanälen steht. Folglich gilt je mehr Kanäle desto geringer der Imax. Mit anderen Worten ist die bevorzugte dynamische Reichweite auch eine Funktion der Anzahl der betroffenen Stimulationskanäle. Vorzug wird zunächst den niedrigen Schwellenwerten und danach hohen relativen dynamischen Reichweiten gegeben.
Der Minimalstrom I_offset ist notwendig, um nur einige wenige Nervenfasern mit einem Stimulationskanal zu stimulieren, kann wie folgt abgeleitet werden:
Bei schwachen Stimulationsintensitäten, kann die Zunahme des CAPs als linear angesehen werden. 8 zeigt ein Beispiel einer Beziehung zwischen der Stimulationsintensität und der CAP-Amplitudenreaktion auf unterschiedliche Kanäle.
Die Minimalintensität kann mittels Vorzeichenumkehrung wie in 9 dargestellt, abgeleitet werden.
Zum Beispiel ergibt eine lineare Interpolation: Ioffset n = (Cmax n Ip n – Cp n Imax n)/(Cmax n – Cp n),wobei C_max ⁿ bzw. C_p ⁿ die CAP-Amplitude darstellen. Bei Einführen einer Überwachungs-CAP-Messung für eine Intensität entsprechend (Iⁿ _max+Iⁿ _p)/2 gestattet die genauere Bestimmung von I_offset.
Die dynamische Reichweite in einem Stimulationskanal wird einerseits bestimmt durch die Minimalamplitude (I_offset), die Aktionspotentiale in einer kleinen Untergruppe der Aktivierungszone aktiviert hat oder nicht aktiviert hat, und andererseits durch die Maximalstimulationsamplitude (I_max) in dem Stimulationskanal.
Die dynamische Reichweite kann wie folgt ausgedrückt werden: Dyn = (I_max – I_offset)/I_offset. Die dynamische Reichweite hängt von Imax ab, der wiederum von der Anzahl an Stimulationskanälen abhängt.
Oder Dynlog = 20 log Dyn, variierend zwischen 1 bis 26dB.
Während der gleichzeitigen Stimulation von Kanälen, interagieren die elektrischen Felder der unterschiedlichen Stimulationskanäle auf der Höhe der Cochlea aufgrund der leitfähigen Merkmale des Mediums, wie zum Beispiel der elektrolytischen flüssigkeitsgefüllten Räume. Die gesamte elektrische Feldverteilung während der gleichzeitigen Stimulation ist unterschiedlich zu der Summe der einzelnen Feldmuster derselben Stimulationskanäle, die während der nicht gleichzeitigen Stimulation erhalten werden. Dies führt dazu, dass eine Untergruppe von Fasern, die mit dem Stimulationskanal assoziiert sind, modifiziert wird, je nachdem ob es sich um eine gleichzeitige oder nicht gleichzeitige Stimulation handelt.
Es wird nun ein Verfahren beschrieben, wie die Stimulationsstrategie dieses Problem löst, so dass die Gruppe der herbeigeführten aktivierten Nervenfasern bei der gleichzeitigen Stimulation so weit wie möglich angepasst wird, um die Gruppen aktivierter Nervenfasern zu summieren, wenn alle betroffenen Kanäle nicht gleichzeitig stimuliert werden.
10 zeigt eine Position eines Querschnitts einer Multikanalelektrode in der Paukentreppe. In diesem Beispiel besteht die Elektrode aus einem Silikonsubstrat mit hohem elektrischem Widerstand und einzelnen Kontakten 5^n–1 , 5ⁿ , 5ⁿ⁺¹ und einer gemeinsamen längs verlaufenden Elektrode 5L. Wenn ein Strom von Kontakt 5ⁿ zu der Längselektrode 5L geschickt wird, strömt er von der knöchernen Struktur durch die Nervenfasern und entlang der knöchernen Struktur 8 zurück zu der längs verlaufenden Elektrode. Die Strombahn weist ebenfalls eine längs verlaufende Komponente auf. Das drei-dimensionale, nicht homogene leitfähige Medium wird schematisch in 11 dargestellt als eine erste Befehlannäherung basierend auf einem vereinfachten Widerstandsmodell. Dieses Modell reicht aus, um den Gedankengang und die Terminologie zu klären.
11 zeigt eine Leitungsbahn der längs verlaufenden Komponente, die durch den Widerstand R_L wiedergeben wird, und die Leitungsbahn durch und entlang der Nervenfasern, die durch R_S wiedergegeben wird. Ro ist die Darstellung einer Bahn mit niedrigem Widerstand zu außen angeordneten Kontakten. Alle R_S-Widerstände werden mit der längs verlaufenden Elektrode verbunden und bilden dort eine Äquipotentialkurve. R_S beinhaltet den Schnittstellenwiderstand der längs verlaufenden Elektrode.
Wenn ein Strom I zwischen den Kontakten 5n und 5_L versendet wird, muss der Strom so lange wie möglich entlang der Fasern in der Nähe von Kontakt 5n strömen und dementsprechend hohe Spannungsgradienten entlang der Fasern hervorrufen. Die längs verlaufende Stromstreuung entlang der Elektrode ist vorzugsweise so gering wie möglich. Aus diesem Grund sollte der Widerstand der längs verlaufenden Strombahn in Bezug auf den Strombandwiderstand in Richtung der längs verlaufenden Elektrode hoch sein.
Wenn R_L viel größer ist als R_S, wird der meiste Strom durch R_S strömen und die Stimulation wird sehr ausgewählt sein. Wenn R_L viel kleiner ist als R_S, wird ein starker Strom in Längsrichtung strömen und höhere Spannungen entlang der Elektrode bilden. Für eine andere Stimulationskonfiguration kann ein insgesamt anderes Verhalten erwartet werden.
Diese Spannungen können mit dem Implantat dank eingebauter hoher Eingabewiderstand-Verstärker erfasst werden, die mit den Kontakten, 5n+1, 5n+2, usw. verbunden werden können.
Die Spannungen direkt unter den Stimulationskontakten eines Stimulationskanals sind schwer direkt zu messen, weil der exakte Wert des Schnittstellenwiderstands schwer zu wissen ist. Solche Spannungen sind die Antriebsspannungen für die erhaltene Feldverteilung und wir benannten sie Vⁿ _s (Antriebsspannung Kontakt n).
Bei Betrachtung eines vereinfachten Modells, ist die Spannungsverteilung entlang der Kontakte 5₁ ...5_n bestimmt durch das R_L-R_S-Verhältnis wie in 12 dargestellt wird.
Diese Figur zeigt fünf Kurven (für verschiedene R_L-R_S-Verhältnisse) als Abstandsfunktion in Bezug auf den Stimulationskontakt. Die dargestellten Kontakte sind die, die in apikaler Richtung der Stimulationskontakte 5n angeordnet sind. 0 ist die Stelle des Stimulationskontakts, 1 ist Kontakt 5n+1, usw.
Im Fall einer transversalen Stimulation gibt das Modell, in einer ersten Annäherung, ein symmetrisches Ergebnis. Falls in Richtung eines Außenkontakts stimuliert wird, könnte die Kurve aufgrund der unterschiedlichen Strombahnen in apikaler und basaler Richtung hochgradig asymmetrisch sein.
Die Kurven werden normalisiert, so dass die Spannung Vⁿ _s unterhalb des Stimulationskontakts 5n+0 gleich 1 Volt ist.
Es kann beobachtet werden, dass bei hohem R_L/R_S, die Stromstreuung gering ist und die Wechselwirkung bei gleichzeitiger Stimulation gering sein wird. Wenn R_L/R_S gering ist, dann ist die Stromstreuung hoch.
Für das Modell, wird das Verhältnis zwischen den Spannungen benachbarter Kontakte bestimmt durch: bei K = R_L/R_S
wobei p die Stelle eines Kontaktpunktes und p–1 ein benachbarter Kontakt ist.
Der Spannungsverfall entlang der Elektrode folgt einer Exponentialfunktion der folgenden Form:
wobei Vs mit I_max durch V_S = R_int × I_max, R_int, wobei diese ein Proportionalitätsfaktor ist.
d = Verfallsparameter und x ist die Anzahl von Kontaktstellen in Bezug auf die Stimulationsstelle.
Der Verfallparameter kann aus den internen Messungen abgeleitet werden.
Durch Messen der Spannungsdifferenzen zwischen den Elektrodenkontakten während der Stimulation und erneutes Senden dieser Information, ist es möglich, die Spannung V_S und den Verfallwert d mittels einer Kurvenangleichung zu ermitteln. Es wird bevorzugt, unterschiedlich zu erfassen, um S/N zu verbessern, weil die inneren Spannungen im Wesentlichen gering sind.
In dem vorherigen Modell wurde ein Beispiel für ein transversales Stimulationsverfahren gegeben, bei dem die Kanäle einen gemeinsamen Kontakt verwenden, die längs verlaufende Elektrode. Dies kann generell für alte Stimulations-Konfigurationen gelten.
Im vorhergehenden Modell wurde angenommen, dass Längswiderstandsbahnen und Radialwiderstandsbahnen identisch sind. In Wirklichkeit ist dies nicht der Fall. Es kann sich einen großen Unterschied zwischen dem basalen Bereich und dem apikalen Bereich geben. Aus diesem Grund ist es immer notwendig, eine getrennte Kurvenangleichung für sowohl basal gemessene Datenpunkte als auch apikal gemessene Datenpunkte in Bezug auf die Stimulationskontakte durchzuführen. Dies ergibt einen Verfall, der in basaler Richtung konstant ist und einen Verfall in apikaler Richtung. Auf diese Weise wird der erste und zweite Identifikator, der die Feldstreuung in basaler und apikaler Richtung identifiziert, bestimmt.
Der Zweck dieser automatischen Aufzeichnung der Verfallkonstanten d und der interpolaren internen Regelspannungen bei maximaler Stimulationsintensität des Stimulationskanals ist das Berichtigen einer Stimulationsintensität bei gleichzeitiger Stimulation zu ermöglichen und die Stimulationskanäle auszuwählen, die für die gleichzeitige Stimulation in Gruppen zusammengefasst werden können.
13 zeigt einen schematischen Verlauf von Spannungsvariationen entlang der Elektrode, wenn beispielsweise Stimulationskanal P mit einem Strom I aktiviert wird und eine Antriebsspannung V_S erzeugt. Dieses Beispiel weist zwei verschiedene Verfallkontakte auf.
Während zwei Kanäle gleichzeitig stimuliert werden, stehen die entsprechenden Felder in Wechselwirkung. Dies kann zwischen Addition und Subtraktion je nach Phasenbeziehungen zwischen den Stimulationsimpulsen variieren. Folglich werden Feldsteigungen nahe der Nervenfasern verändert. 14 zeigt das Spannungsverteilungsergebnis aus dem Modell mit einem großen Verfallparameter 3, wenn zwei Kanäle gleichzeitig oder nicht stimuliert werden. In diesem Beispiel werden Kanal zehn und vierzehn in Phasen stimuliert.
Die niedrigste Kurve stellt die Hüllenkurve der beiden Verteilungen bei zeitfolgerichtiger Sequenzstimulation dar, die sich als solche nicht beeinträchtigen.
In 14 stellt die höchste Kurve die Spannungsverteilung im Modell entlang der Kontakte bei gleichzeitiger Stimulation dar. Wie ersichtlich ist, werden Höchstwerte, die sich auf die Stellen von Kanal zehn und vierzehn beziehen, aufgrund der Wechselwirkung erhöht. Dies sollte verhindert werden, weil es die Stimulation und folglich das akustische Ergebnis stört. Auch wird die Spannungsverteilung zwischen den Höchstwerten erhöht, was (je nach Veränderungen in der Feldsteigung) zum Stimulieren von Nervenfasern führt, die dem Zwischenraum der Kanäle zugewiesen sind. Bei gleichzeitiger Stimulation kann der Anstieg der Feldstärke um die Höchstwerte von Kanal zehn und vierzehn aufgehalten werden, indem der Eingabestimulationsgrad von Kanal zehn und vierzehn unter Einbezug der Verfallparameter vermindert wird. Das Ergebnis wird in 14 durch die gestrichelte Linie dargestellt. Der Höchstwert passt nun in die Hüllenkurve der nicht gleichzeitig Felder. Der Bereich zwischen den Höchstwerten zeigt im Vergleich zu der nicht gleichzeitigen Hüllenkurve immer noch höhere Spannungen. Dies bedeutet, dass die Wechselwirkung nicht vollständig kompensiert wird und dass aufgrund der Wechselwirkung die Feldstärke zwischen den Kanälen den Auslöseschwellenwert der Zwischenfasern überschreiten könnte. Dies ist insbesondere der Fall, wenn der Verfallparameter hoch ist. Zum Abschwächen dieser Auswirkung müssen die gleichzeitig stimulierten Kanäle weiter voneinander entfernt sein. Bei einem niedrigen Verfallparameter (d=1), wie in 15 dargestellt, kann die Wechselwir kung durch Anpassen der Eingabeintensität (bei Bedarf) der Stimulationskanäle vollständig kompensiert werden. Wenn der Verfallparameter hoch ist (große Spannungsstreuung und Wechselwirkung) ist es nicht immer möglich, die Wechselwirkung zu kompensieren. Wenn der Verfall gering ist, kann die Wechselwirkung durch Anpassen der Stimulationsintensitäten kompensiert werden. Im Falle von sehr geringen Werten für d findet keine bedeutsame Wechselwirkung an den Initialisierungsstellen der Aktionspotentiale statt.
Die Verfallparameter (unterschiedlich in apikaler oder basaler Richtung), die von den internen Spannungsmessungen abgeleitet werden, können zum Kompensieren unerwünschter Wechselwirkungen eingesetzt werden.
Tabelle 1 zeigt eine erste Befehlsbeziehung zwischen dem intern gemessenen Verfallwert und dem minimalen Kontaktabstand entlang der Elektroden für die Kanäle, die gleichzeitig aktiviert werden können (mit oder ohne Eingabekompensierung).
Die erste und zweite Spalte zeigt die Grenzen für d (d ist Durchschnitt (d-) d des ersten Kanals und d des anderen Kanals in die andere Richtung). Die dritte Spalte zeigt den Abstand zwischen den gleichzeitig stimulierenden Stimulationskanälen in Form von Anzahl der Kontakte (#) zwischen den nächsten assoziierten Kontakten beider Kanäle.
Tabelle 1:
Wenn beispielsweise der durchschnittliche Verfallswert zwischen 2,5 und 4 liegt, müssen die beiden Kanäle 6 oder für die gleichzeitige Stimulation mehr Kontakte voneinander entfernt sein. Zur gleichzeitigen Stimulation zweier Kanäle mit zwei Kontakten Entfernung, muss der Verfallfaktor <,3 sein.
Folglich begrenzt die Tabelle die Wahl der Kanäle, die gleichzeitig stimuliert werden können. Der Verfallwert hängt sehr stark von der Anordnung der Elektrode ab. Ein erhöhter RL wird durch Vermindern des Volumens der gering leitfähigen Elektrolytenflüssigkeit zwischen den Kontakten erhalten. Das Anordnen von Kontakten so nahe wie möglich in Richtung der Basilarmembran oder Innenwand können dies bewirken.
Eine weitere Folge der Spannungsstreuung wird beobachtet, wenn ein Kanal q mit einer Intensität stimuliert werden muss, die eine Antriebsspannung von V_S ^q hervorruft, wobei der Antriebsspannungswert niedriger ist als die lokale Spannung, die durch Stimulation von Kanal p mit I_p hervorgerufen wird. In diesem Fall muss die Stimulation des Kanals q übersprungen werden. Wenn die Lokalspannung ginger ist, findet eine Stimulation bei Bedarf mit einem berichtigten Wert statt, so dass die zuletzt zusammengesetzte Spannungsverteilung entlang der Elektrode so weit wie möglich in die Hüllenkurve der einzelnen Spannungsverteilungen passt. Dies kann erreicht werden, indem p Gleichungen mit p Unbekannten gelöst werden, wenn p Kanäle gleichzeitig stimuliert werden.
Die Stimulationsstrategie kann eine so genannte „Nerveninstandsetzungs-" Funktion einschließen, die die absolute und relative Refraktärzeit der Nervenfasern in Betracht zieht.
In 16 weist Kanal n eine Aktivierungszone auf, die durch den festgelegten Vⁿ dargestellt ist, gemäß der Intensität Iⁿ _max. Zum Zeitpunkt T1 wird der Kanal n mit der Amplitude I1 stimuliert. Der entsprechende Einzugsbereich wird durch Z1 dargestellt. Aufgrund der stochastischen Schwellenwertvariationen (aufgrund von Membranengeräuschen) der Nervenfasern, werden nicht alle Fasern im Bereich Z1 ein Aktionspotential auslösen. Solche Fasern, die in der Mitte der Reizzone angeordnet sind, werden üblicherweise aktiviert, weil die Spannungsfelder an der Stelle die Schwellenwerte weit überschreiten. Die Fasern, die am Rand der Reizzone angeordnet sind, wo die Feldstärken geringer sind, sollten prozentmäßig weniger stark aktiviert werden, weil die Schwellenwertschwankungen dort einen relativ stärkeren Einfluss aufweisen.
Wenn die nächste Stimulationsamplitude im Kanal n zum Zeitpunkt T2 größer ist als zum vorherigen, werden Nervenfasern einer größeren Reizzone Z einbezogen. In diesem Fall wird der Stimulationskanal aktiviert.
Wenn die Amplitude geringer ist als der vorhergehende Impuls zu T1, ist der Einzugsbereich kleiner (siehe Z2) und innerhalb des Einzugbereichs Z1 angeordnet. Die Fasern in diesem Bereich wurden weitgehend durch den vorhergehenden Impuls aktiviert. Mit anderen Worten befinden sie sich in ihrer absoluten oder relativen Refraktärzeit, je nach Zeitunterschied zwischen T1 und T2. Wenn das Stimulusintervall T2-T1 geringer ist als die absolute Refraktärzeit T_AR, ist die Anzahl der auf den Stimulus reagierenden Fasern relativ gering. In diesem Fall stimuliert der Impuls nicht.
Um dieses Merkmal in Betracht zu ziehen, wird während der Stimulation eine Nerven-Instandsetzungsfunktion H (Δt)eingeführt, wie in 17 dargestellt, wobei Δt die Zeit zwischen zwei Reizen ist. Der Wert der Funktion für ein Stimulationsintervall kleiner T_AR ist gleich 1. Folglich fällt die Funktion in einem Zeitraum von 0,5 bis 3 ms. Die dargestellte Funktion ist eine Exponentialverfallskurve für eine Reizintervallzeit Δt größer gleich > T_AR. Zum Beispiel: exp^{–(Δt–TAR)/τ}.
Der Parameter τ ist eine kanalprogrammierbare Zeitkonstante mit einem Wert zwischen 0,5 und einigen wenigen (z.B. 3) ms. Wenn die ankommende Amplitude für einen Stimulationskanal höher ist als die vorhergehende, wird sie für die Stimulation angenommen. Wenn die ankommende Amplitude höher ist als der vorhergehende Wert multipliziert mit der Nerven-Instandsetzungsfunktion H(Δt), dann wird der neue Wert für die Stimulation verwendet.
Eine wahre Darstellung von Schall für die Nerven erfordert eine elektrische Stimulation, die präzise den spektrotemporären Eigenschaften des Schalls folgt. Zum Übertragen der temporären Eigenschaften, wie die „Phaseninformation" für die Nervenfasern, ist es notwendig, die Stimulationskanäle schnell genug zu aktivieren.
Die Stimulationsstrategie kann zum Senden der Information an die Nervenfasern zwei Extremsituationen auswählen. Alle Stimulationskanäle werden nacheinander aktiviert und dies wird periodisch wiederholt. Dieser Vorgang ist bekannt als durchgehende Überlappungsstrategie (CIS). Oder alle Kanäle werden gleichzeitig stimuliert und dies wird wiederholt, ein Beispiel ist SAS.
Wenn eine Kanalwechselwirkung bei der gleichzeitigen Stimulation stattfindet und eine Kompensierung erforderlich ist, ist es wichtig, die gleiche bemusterte Wellenform und den gleichen Wellenformzeitpunkt für alle gleichzeitig stimulierten Kanäle, die Wechselwirkung zeigen, zu verwenden, sonst ist es nicht möglich Feldwechselwirkungs-Berichtigungen für diese durchzuführen.
18a stellt eine Situation bei nicht gleichzeitiger Stimulation und 18b bei gleichzeitiger Stimulation dar. Der Nachteil von CIS ist, dass die Stimulationsgeschwindigkeit pro Kanal bei Zunahme der Kanalzahl abnimmt. Wenn zum Beispiel die Stimulationsdauer pro Impuls 100 is und die Anzahl der Kanäle 50 ist, dann ist die maximale Stimulationsfrequenz pro Kanal 200 Hz. Dies ist nicht mit dem Wunsch vereinbar, eine höchst mögliche Stimulationsgeschwindigkeit pro Kanal zu erreichen, um eine temporäre Information auf eine genügend präzise Weise auszutragen.
Im Fall der gleichzeitigen Stimulation, ist es wert darauf hinzuweisen, dass Konfliktsituationen entstehen können, z.B. können ein oder mehrere vorgegebene Kanäle den gleichen Kontakt verwenden, auch wenn die Wellenformen und Wellenzeitpunkte der Kanäle unterschiedlich sind. Ein zusätzlicher Nachteil ist die Gefahr von hohen Energieverbrauchhöchstwerten, wenn alle Kanäle gleichzeitig aktiviert werden.
Ein Kompromiss zwischen CIS und absoluter gleichzeitiger Stimulation ist das Zusammenschließen der Kanäle in mehrere Gruppen. Die Stimulationskanäle aus einer Gruppe werden gleichzeitig stimuliert. Alle Kanäle werden einfach oder mehrfach über verschiedene Gruppen verteilt. Die Gruppen werden zeitfolgerichtig nacheinander stimuliert. Zu diesem Zweck umfasst das Cochlea-Implantat gemäß der vorliegenden Erfindung eine Befehlseinheit, die zum Befehlen der Gruppen der Stimulationskanäle gemäß der Sequenzdefinierung des Befehls, gemäß welcher die verschiedenen Gruppen folgerichtig stimuliert sind, bereitstellt. Die Befehlseinheit umfasst eine Gruppenstimulations-Sequenztabelle, die darstellt, welche Stimulationskanäle gleichzeitig stimuliert werden und in welcher Reihenfolge die Gruppen stimuliert werden. Tabelle 2 zeigt ein Beispiel.
Tabelle 2:
Der Inhalt einer solchen Stimulationssequenz-Tabelle wird in der Wellenformgeneratoreinheit gespeichert. Während des ersten Zeitintervalls ΔT1 wird Gruppe 1 stimuliert, die aus Stimulationskanälen 1 und 4 besteht (die Wellenformzeitpunkte von Kanal 1 und 4 sind nicht unbedingt gleich der Zeitdauer von Gruppe 1). Während des nächsten Zeitintervalls ΔT2 werden Kanäle aus Gruppe 2 stimuliert, usw. Gruppe 1, Gruppe 2, usw. bis Gruppe_q werden zeitfolgerichtig stimuliert.
Im Folgenden werden Kriterien bereitgestellt, wie eine Gruppe zusammengesetzt wird:
Eine Gruppe enthält alle möglichen Stimulationskanäle mit folgenden Einschränkungen:

1) Kanäle der gleichen Gruppe können keine gemeinsamen aktiven Kontakte aufweisen, wenn dies nachteilig für die elektrische Feldverteilung der Kanäle bei gleichzeitiger Stimulation ist. Erlaubt sind beispielsweise Kanäle mit einem gemeinsamen geerdeten Kontakt.
2) Kanäle, die der gleichen Gruppe angehören und die Kandidaten für die Eingabekompensierung oder für die Berichtigung der Feldwechselwirkung sind, müssen die gleiche Wellenformstruktur und Wellenformzeitpunkt aufweisen, um eine Eingabekompensierung zu gestatten. Nicht in Wechselwirkung stehende Kanäle können ihre eigenen unabhängigen Wellenformen und Wellenformenzeitpunkte aufweisen.
3) Kanäle, die der gleichen Gruppe angehören, haben keine bedeutsame Feldwechselwirkung oder, falls doch, sollte die Wechselwirkung kompensierbar sein.
4) Kanäle, die der gleichen Gruppe angehören, sollten vergleichbare I_offset und dynamische Reichweiten aufweisen (Unterschied kleiner als Faktor 3). Falls nicht, sollten sie vorzugsweise in unterschiedlichen Gruppen angeordnet werden.
5) Kanäle, die eine nicht kompensierbare Feldwechselwirkung aufweisen, können nicht in der gleichen Gruppe angeordnet werden.

Es sollte darauf hingewiesen werden, dass ein Stimulationskanal zu beiden Gruppen „a" und „b" gehören könnte, solange dies keinen Konflikt mit den anderen Kanälen in der Gruppe hervorruft.
Wenn eine Gruppe zu groß wird (aufgrund der physischen Einschränkungen des Implantats, wie übermäßige Energiehöchstwerte, usw.), kann diese in 2 oder mehrere Untergruppen aufgeteilt werden, die zeitfolgerichtig hintereinander angeordnet werden.
Jede Gruppe besitzt ihre eigene programmierbare Dauer, die mindestens so lang ist wie das Maximum jeder Wellenform von Stimulationskanälen, die dieser Gruppe angehören. Der Satz von Gruppen bildet einen Kreislauf, der Stimulationssequenz genannt wird und der Kreislauf wird immer wieder wiederholt.
Die Reihenfolge der Anordnung der verschiedenen Gruppen im Kreislauf ist so, dass die durchschnittliche Zeitdifferenz (über die gesamte Sequenz gerechnet) zwischen der Stimulation von benachbarten Kanälen maximal ist, um zeitweilige Nervenauswirkungen zu vermindern, die aus der Überlappung der Reizfelder von benachbarten Kanälen hervorgerufen werden kann.
Ein Beispiel eines Verfahrens zur Gruppenbildung wird nun gegeben.
Das folgende Verfahren kann zum Bilden von Stimulationsgruppen verwendet werden:

– Anordnen aller Stimulationskanäle beginnend von Kanal 1, die keinen wechselseitigen Konflikt gemäß der vorhergehenden Kriterien in einer Gruppe aufweisen;
– Anordnen der Kanäle in der zweiten Gruppe, die nicht zu der ersten Gruppe gehören und die keinen wechselseitigen Konflikt gemäß dem Kriterium aufweisen. Hinzunehmen zu dieser Gruppe die Kanäle aus Gruppe 1, die keinen Konflikt mit Kanälen der Gruppe 2 aufweisen;
– In der dritten Gruppe, Anordnen der Kanäle, die weder zu Gruppe 1 noch zu Gruppe 2 gehören und die keinen wechselseitigen Konflikt aufweisen. Hinzunehmen zu dieser Gruppe die Kanäle aus Gruppe 1 und Gruppe 2, die keinen Konflikt mit Gruppe 3 aufweisen;
– Auf diese Weise fortfahren, bis zum Beispiel nur 5% der Kanäle in keiner Gruppe angeordnet wurden. Überprüfen ob andere Konfigurationen von Stimulationskanälen, die gleiche Nervenbereiche stimulieren, in die vorhergehenden Gruppen eingepasst werden können. Falls dies nicht möglich ist, Entfernen der übrig bleibenden Kanäle und erneutes Festlegen von I_max für die benachbarten Kanäle.
– Wenn eine Gruppe zu viele Kanäle (Begrenzungen des Implantats) aufweist, die gleichzeitig stimuliert werden können, kann die Gruppe in Untergruppen aufgeteilt werden, die zeitfolgerichtig hintereinander angeordnet werden.
– Die Auswahl und Unterteilung der Gruppen kann durch Computersoftware vorgenommen werden. Dies ist Teil der automatischen Angleichung.

Die Amplitudenwerte im Speicherpuffer müssen in Stimulationsintensitäten innerhalb einer dynamischen Reichweite des Stimulationskanals umgewandelt werden.
Aus diesem Grund weist jeder Stimulationskanal seine eigene Umwandlungstabelle oder monoton sich steigernde Umwandlungsfunktion auf, wie in 19 dargestellt.
A ist der Amplitudenwert aus dem Speicherpuffer. A_min ist ein programmierbarer Amplitudenwert, der von der Verdichtung des Schallkanals abhängt. A_max ist der maximale Amplitudenwert. I_offset und I_max sind die minimalen und maximalen Stromstärken für diesen Stimulationskanal.
Der Maximalwert in diesem Schallkanal (abhängig vom Signalprozessor) wird mit I_max des Stimulationskanals verknüpft. Die Funktion zwischen A und I kann eine lineare Beziehung haben oder durch eine Verdichtungs- oder Expansionskurve verknüpft sein.
Ein Überblick der Stimulationsstrategie wird im Folgenden beschrieben.
20 zeigt ein Beispiel eines Flussdiagramms für die Stimulation, die folgerichtig hintereinander wiederholt wird.
Wenn Gruppe N stimuliert, werden Vorbereitungen zur Stimulation von der nächsten Gruppe N+1 getroffen.
1. Schritt
Die Amplitudenwerte entsprechend der Stimulationskanäle der Gruppe N+1 werden durch den Speicherpuffer erneuert. Die Bemusterungseinheit vom Wellenformgenerator überwacht für jeden Kanal die Verfügbarkeit im Datenspeicherpuffer. Kanäle, die zu diesem Zeitpunkt nicht verfügbar sind, weisen einen Nullwert auf. Verfügbare Kanäle lesen den Wert aus dem Höchstwerthaltepuffer und stellen den Wert im Datenpuffer auf einen festgelegten Wert.
2. Schritt: Nerven-Instandsetzungsfunktion
Für jeden Stimulationskanal, wird die Zeit der vorhergehenden Stimulation in Betracht gezogen. Die Nerven-Instandsetzungsfunktion wird umgesetzt und ist für jeden Kanal programmierbar. Wenn die neue Amplitude geringer ist als die vorhergehende Stimulationsamplitude multipliziert mit der instandsetzungsfunktion, wird dieser Kanal nicht stimuliert und die Amplitude wird auf Null gestellt. Wenn alle Amplituden des Stimulationskanals Null sind, springt die Sequenz zu der nächsten Gruppe N+2. zurück zu Schritt 1.
3. Schritt: Umwandlung von Schallkanalausgängen in Stimulationsintensitäten.
4. Schritt: Unterdrückung durch Feldverteilung
5. Schritt: Berichtung für Feldwechselwirkung
6. Schritt: Warten bis vorherige Gruppe n Stimulation stoppt.
7. Schritt: Stimulieren der Gruppe n+1 gemäß der entsprechenden Zeitmuster.
8. Schritt: Vorbereiten der nächsten Gruppe.

Claims

Cochlea-Implantat, umfassend M (M>1) Elektrodenkontakte und einen Signalprozessor mit einer Eingabe zum Empfang von Schallsignalen, wobei der genannte Signalprozessor einen Satz von N-Schallkanaleinheiten (21) aufweist, die zum Anlegen einer Umsetzung der genannten Schallsignale nach einer Frequenz bezogenen tonotopischen Aufteilung bereitgestellt werden und wobei jede Schallkanaleinheit ferner zur Bildung von Schallsignalwerten durch das Anlegen einer Frequenz bezogenen Filterung der genannten umgesetzten Schallsignale bereitgestellt wird, wobei der Signalprozessor ferner eine Bemusterungseinheit (27) umfasst, die zum Erzeugen einer Schallsignaleinheit abhängigen Bemusterungsfrequenz (bf) für jede Schallkanaleinheit bereitgestellt wird, wobei jede Schallsignaleinheit einen Ausgang aufweist, der an der Dateneingabe eines Speicherpuffers (24) angeschlossen ist, welcher zum Empfang der genannten Schallsignalwerte, die an der genannten Schallkanaleinheit abhängig von der Bemusterungsfrequenz bemustert ist, und zum vorübergehenden Speichern der genannten bemusterten Schallsignalwerte bereitgestellt ist, wobei der genannte Signalprozessor eine Stimulationskanal-Konfigurationseinheit (29) umfasst, die an dem genannten Speicherpuffer angeschlossen ist und zur Konfiguration von Stimulationskanälen bereitgestellt wird, um elektromagnetische Felder entlang der Gehör- und Nervenstrukturen zu generieren, wobei die genannte Stimulationskanal-Konfigurationseinheit an den genannten Elektrodenkontakten angeschlossen ist und ferner bereitgestellt ist, um jedem Stimulationskanal wenigstens zwei der genannten Elektrodenkontakte zuzuordnen, wobei jedem Stimulationskanal dort ein Datenspeicherelement beigeordnet ist, das zum Speichern eines Wellenformmusters und einer Wellendauer bereitgestellt wird, gemäß welchem und während welcher ein Intensitätswert, der auf der Basis der gespeicherten, bemusterten Schallsignalwerte festgestellt wird, die den in Betracht kommenden Stimulationskanälen zugeordnet wird, auf die Elektrodenkontakte angelegt wird, die dem in Betracht kommenden Stimulationskanal zugeteilt sind, wobei das genannte Speicherelement ferner zum Speichern eines Maximalwertes für den genannten Intensitätswert bereitgestellt wird, der eine maximale Feldstärke des in Betracht kommenden Stimulationskanals und einen ersten und zweiten Feldidentifikator zur Identifizierung eines Felds bezeichnet, das in basaler und apikaler Richtung relativ zu einer Position der Elektrodenkontakte des in Betracht kommenden Stimulationskanal ausgebreitet ist.
Cochlea-Implantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass es einen Stimulationssequenzidentifikator umfasst, der zur Identifizierung eines Satzes von Gruppen von Stimulationskanälen umfasst, die gleichzeitig stimuliert werden können, wobei die Stimulationskanäle ausgewählt aus derselben Gruppe sind, um eine Nervenstimulierung an Nervenreizstellen zu ermöglichen, die den Nervenreizstellen entsprechen, welche erhalten würden, wenn die einzelnen Stimulationskanäle der Gruppe zeitfolgerichtig stimuliert worden wären, wobei der genannte Stimulationssequenzidentifikator ferner zur periodischen Stimulierung der genannten Gruppen von Stimulierungskanälen bereitgestellt ist.
Cochlea-Implantat nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, dass ein Satz von Gruppen sämtliche Stimulationskanäle umfasst, wobei jede Gruppe des genannten Satzes sämtliche Stimulationskanäle umfasst, die die genannte Entsprechung erfüllen.
Cochlea-Implantat nach Anspruch 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, dass es eine Befehlseinheit umfasst, die zum Befehlen der Gruppen innerhalb des Satzes gemäß der Sequenzdefinierung des Befehls, gemäß welcher die verschiedenen Gruppen folgerichtig stimuliert sind, bereitgestellt ist.
Cochlea-Implantat nach einem der Ansprüche 2 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Gruppe des genannten Satzes in solcher Weise ein Zeitrahmen beigeordnet wird, dass der Zeitrahmen der beigeordneten Gruppe wenigstens gleich der Wellenformdauer des Stimulationskanals innerhalb der in Betracht kommenden Gruppe mit der größten Wellenformdauer ist.
Cochlea-Implantat nach einem der Ansprüche 2 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass das genannte Speicherelement ferner zum Speichern einer Nerven-Instandsetzungsfunktion H(t), wobei H(t) = 1 für t < T_AR steht, wobei T_AR die Gesamtrefraktärphase und H(t) = e –
darstellt, wobei Δt der Stimulusintervall und τ eine Stimulationskanal-Zeitkonstante ist.
Cochlea-Implantat nach einem der Ansprüche 1 bis 6 und wobei der genannte Speicherpuffer an einem Wellenformgenerator angeschlossen ist, der zum Bilden wenigstens eines Stimulationskanals bereitgestellt ist, wobei der genannte Wellenformgenerator und der genannte Speicherpuffer an einem Signallesegenerator angeschlossen ist, der zum Generieren der Lesesignale bereitgestellt ist, um das Lesen der gespeicherten, bemusterten Tonsignalwerte von dem genannten Speicherpuffer zu ermöglichen und wobei der genannte Wellenformgenerator zum Abrufen unter der Steuerung der genannten Lesesignale der genannten, bemusterten Signalwerte jeder Schallkanaleinheit von dem genannten Speicherpuffer zum Generieren, basierend auf den genannten, bemusterten Schallsignalwerten bereitgestellt ist, wobei die Wellenformen eine Zeitdauer und ein Wellenmuster aufweisen, wobei der genannte Wellenformgenerator an den Elektrodenkontakten des genannten Cochlea-Implantats angeschlossen ist und zur Stimulierung durch die genannten Wellenformen der genannten Stimulationskanäle bereitgestellt ist, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte Lesesignalgenerator zum Generieren von Lesesignalen asynchron vom genannten Speichern in den genannten Speicherpuffer bereitgestellt ist.
Cochlea-Implantat nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der genannte Speicherpuffer bereitgestellt ist, um einen gespeicherten, bemusterten Signalwert auf den derzeitigen Wert unter der Steuerung eines Lesesignals nach dem Lesen des gespeicherten Schallsignalwertes einzustellen, wobei jede Schallkanaleinheit und der genannte Speicherpuffer an einem Komparator angeschlossen sind, wobei der genannte Komparator zum Vergleichen eines bemusterten Schallsignalwertes, der an eine Schallkanaleinheit übertragen wird, mit dem gespeicherten, bemusterten Signalwert dieser Schallkanaleinheit und zum Generieren eines Schreibsignals, falls der genannte übertragene, bemusterte Tonsignalwert einen höheren, absoluten Signalwert aufweist, als der genannte gespeicherte, bemusterte, absolute Tonsignalwert, bereitgestellt ist, wobei der genannte Speicherpuffer zum Speichern der genannten übertragenen, bemusterten Signalwerte unter der Steuerung des genannten Schreibsignals bereitgestellt ist.