JP2008539045A - 医療刺激デバイスにおけるフォーカス刺激 - Google Patents

Abstract

【課題】複雑なチャネル構成は、スピーチ理解度増加をもたらさなかった
【解決手段】それぞれの離散刺激領域は、埋め込み式電極アレイの電極チャネルに同時に印加される刺激信号と制限信号の建設的干渉および破壊的干渉の少なくとも一方によって規定される。刺激信号と制限信号は、拡散関数を表す、電極アレイの蝸牛内電極チャネルのトランスインピーダンス測定に基づいて決定される。刺激信号は、目標電極チャネル、すなわち、離散刺激領域に隣接する１以上の連続する電極を通して印加される。目標電極チャネルは、音プロセッサの出力に基づいて音を表すよう選択され、離散刺激領域内の神経活動を刺激し音を認識する。離散刺激領域のサイズは、目標電極チャネル以外の電極チャネルに印加される制限信号により規定され、制限信号は刺激信号に応答して電流拡散を打ち消す。
【選択図】図５Ａ

Description

本出願は、参照により本明細書に組み込まれる、２００５年４月２９日に出願された「Phased Array Stimulation」という名称の米国仮特許出願第６０／６７５，８６０号からの優先権を主張する。

本発明は、一般に、医療刺激デバイスに関し、より詳細には、医療刺激デバイスにおけるフォーカス刺激に関する。

活動を刺激するために、受容者（本明細書では、ユーザ、リスナ、患者などとも呼ばれ、本明細書では「受容者」）の神経、筋肉、または他の組織繊維を活性化させる電気信号を使用する、いくつかのタイプの医療デバイスが存在する。こうした医療デバイスは、一般に、本明細書では医療刺激デバイスと呼ばれる。通常、受容者の欠陥を補償するために、活動が誘発される。たとえば、難聴を補償するために、刺激用人工聴力デバイスが開発された。

いくつかのタイプの人工聴力デバイスは、聴力欠陥を患う受容者を補助するために電気刺激を提供する。たとえば、ｃｏｃｈｌｅａｒ（商標）インプラント（ｃｏｃｈｌｅａｒ（商標）デバイス、ｃｏｃｈｌｅａｒ（商標）人工デバイス、ｃｏｃｈｌｅａｒ（商標）インプラントなどとも呼ばれ、本明細書では、単に「蝸牛インプラント」）は、聴力を刺激するために、１つまたは複数の刺激信号を受容者の蝸牛に印加する。別の例は、聴力を刺激するために、電気刺激を受容者の聴性脳幹神経核に送出する聴性脳インプラントである。説明を容易にするために、本発明は、人工聴力デバイス、すなわち、蝸牛インプラントの文脈で提示される。しかし、特に述べなければ、本発明が、現在開発されているまたは後日開発される任意の医療刺激デバイスに適用可能であることが理解されるべきである。

蝸牛インプラントは、通常、到来する音を受信する音変換器、および、実施される音エンコーディング戦略に基づいて、到来する音の選択された部分を対応する刺激信号に変換する音プロセッサを含む。音プロセッサは、受容者の蝸牛内にまたは蝸牛に隣接して埋め込まれた電極アレイに沿って刺激信号を送信する。

蝸牛インプラントは、聴覚神経繊維の螺旋状アレイに沿う対応するロケーションで刺激を送出するために、特定の周波数帯域の音声エネルギーをマッピングすることによって蝸牛の空間的構成を利用する。これを達成するために、音プロセッサの処理チャネル、すなわち、関連する信号処理経路に関する特定の周波数帯域は、蝸牛の所望の神経繊維または神経領域を刺激するための１つまたは複数の電極のセットにマッピングされる。１つまたは複数の電極のこうしたセットは、本明細書で、「電極チャネル」、または、単に「チャネル」と呼ばれる。

従来の蝸牛インプラントは、受容者に望ましくない作用を生じる制限を有する。マルチチャネル蝸牛インプラントの空間分解能を制限する１つの基本的な問題は、「電流拡散(current spread)」と呼ばれ、図１に示される。１つのチャネルを通した刺激は、単一神経領域を興奮させることを意図する。実際には、神経興奮の実際の部位は、蝸牛の伝導性流体および組織にわたる電流の拡散のために、広くかつ複雑である可能性がある。

図１は、１つの電極における電流の印加に応答する、種々の電極で生じる電圧を示すグラフである。電圧プロファイル１０１は、電極番号１１に送出された電流に応答する、電極アレイ１０６の電極１０４に隣接する複数のロケーションにおける、蝸牛の異なる神経領域で生じる電圧（「組織電圧」）を示す。図１には、電圧プロファイル１０１をもたらす電極１１に隣接する神経領域から出る電流拡散１０２の図が重畳表示される。

電圧プロファイル１０１によって示すように、電極１１によって送出される電流は、近傍の神経領域のおそらくは広い空間範囲にわたって広がる可能性がある。この電流拡散は、たとえば、電極アレイ１０６の２２個の電極の遠くの電極１および２２に隣接する神経領域に及ぶ場合がある。結果として、刺激電圧１０１は、電極１１に隣接する神経領域においてだけでなく、組織内のより遠くの神経領域においても上昇する。図１に示すように、刺激電圧１０１は、電極１１の付近で最も強い、または、最も強力であり、徐々に低下し、この例では、電極アレイ１０６に隣接する蝸牛神経の全ての領域で無視できない大きさのままである。結果として、電極１１に隣接する神経繊維に加えて、蝸牛の他の神経繊維が、電極１１に印加される電流によって刺激される。これは、刺激方法によって意図された単一ピッチ認識ではなく、分布した場所−ピッチ認識を生じる可能性がある。

この問題は、複数の周波数成分を有する音を表すときに起こるように、電流が、２つ以上の電極から同時に流れるときに悪化する。２つ以上のチャネルが同時に活動化されると、神経興奮プロセスの非線形性のために、興奮の部位は、個々の部位の単純な結合にはならない。代わりに、個々の部位の外側になる神経（どのチャネルに対しても応答しないと思われる神経）が、加算された電流場によってそれでも興奮する場合がある。これは、「チャネル相互作用(channel interaction)」または「チャネル・オーバラップ(channel overlap)」というよく知られている現象をもたらす。チャネル相互作用は、予測不可能な音量変動、および、スペクトルの空間表現のスミアリングをもたらす可能性がある。

図２は、電流が、電極アレイ１０６の２つの電極９および１３から同時に流れるときの、電流拡散２０２_９および２０２_１３の結果を示す。電圧プロファイル２０８は、電極９を刺激することに応答して発生し、一方、電圧プロファイル２１０は、電極１３を刺激することに応答して発生する。電圧プロファイル２１２は、電圧プロファイル２０８と２１０の加算結果である。すなわち、電圧プロファイル２１２は、電極９と１３を同時に刺激することに応答して発生する。図２に示すように、合成電流は、各電極に隣接する神経領域において、意図されるより大きい刺激電圧、および、電極９と１３との間の神経領域において高い電圧２１４を生じる。

刺激電圧のこの加算は、特に、複数の周波数成分を有する複雑な音を表すために、多くの電極が同時に活動化されるときに、多くの望ましくない認識結果をもたらす。たとえば、こうした刺激は、予測できずかつ過剰な音量、および、スペクトル形状の喪失をもたらす場合がある。すなわち、周波数−場所プロファイルのピークが、場の加算によって歪む。

現在臨床使用中のほとんど全ての首尾よい刺激戦略は、順次パルス状刺激を使用することによって、チャネル相互作用を回避する。こうした戦略は、任意所与の瞬間にただ１つのチャネルを通して刺激を送出する。刺激は、受容者について融合認識を生じるのに十分高いレートで、チャネルにわたって時間多重化される。単極が、神経アレイの広い空間範囲を興奮させるが、おそらく、それらの範囲の重心の軌跡によって、空間／スペクトル情報は、それでも適切に伝達される。こうして、時間変動する音のマグニチュード・スペクトルの適度の表現は、受容者によって理解されることができ、したがって、フォルマント・ピークを認識することができる。

臨床使用のための順次単極刺激が広く採用される前に、よりフォーカスを絞った電場、したがって、より狭い刺激領域を生成するという目的に関して、いくつかのより複雑なチャネル構成が調査された。これらは、長手方向に向いた、半径方向に向いた、また、斜め方向に向いた２極、３極、または４極、共通アース、および、いわゆる「電流逆畳込み(current deconvolution)」によって導出された複雑な多極チャネルを有する２極刺激を含んだ。

これらのより複雑なチャネル構成は、スピーチ理解度増加をもたらさなかった。

本発明の一態様では、蝸牛インプラントが開示され、蝸牛インプラントは、特定の受容者の蝸牛の離散刺激領域についての刺激を提供するように構成され、離散刺激領域は、蝸牛に埋め込まれる電極アレイの電極チャネルに同時に印加される刺激信号と制限信号の干渉によって規定され、刺激信号および制限信号が、特定の受容者の特有の拡散関数を表すトランスインピーダンス測定に基づいて決定される。

本発明の別の態様では、特定の受容者の蝸牛の離散刺激領域についての刺激を提供する方法が開示される。方法は、刺激された電極とアイドル状態の電極との間のトランスインピーダンス値行列の形態で受容者特有の電流拡散関数を測定すること、測定されたトランスインピーダンス値を使用して計算されるトランスアドミタンス値の逆行列を計算すること、および、トランスアドミタンス値の行列を利用することであって、それにより、刺激電圧の所望のベクトルを生成する電極電流の必要とされるベクトルを決定する、利用することを含む。

本発明の実施形態は、添付図面に関連して述べられる。

本発明の実施形態は、受容者の蝸牛に動作可能に埋め込まれると、蝸牛内の聴覚神経繊維の螺旋状アレイの１つまたは複数の空間的に制限された隣接部分（複数可）（本明細書で、離散刺激領域と呼ばれる）についての刺激を提供する、蝸牛インプラントなどの医療刺激デバイスを対象とする。それぞれの離散刺激領域は、埋め込み式電極アレイの電極チャネルに同時に印加される刺激信号と制限信号の建設的干渉および／または破壊的干渉によって規定され、刺激信号と制限信号は、個々の受容者の特有の拡散関数を表す、埋め込み式電極アレイの蝸牛内電極チャネルのトランスインピーダンス測定に基づいて決定される。

いくつかの実施形態では、刺激信号は、目標電極チャネル、すなわち、離散刺激領域に隣接する１つまたは複数の連続する電極を通して印加される。目標電極チャネルは、音プロセッサの出力に基づいて音を表するように選択されて、離散刺激領域内の神経活動を刺激し、それにより、表された音の認識を生じる。離散刺激領域のサイズは、目標電極チャネル以外の電極チャネル（複数可）に印加される制限信号（複数可）によって規定され、制限信号（複数可）は、刺激信号に応答して普通なら起こることになる電流拡散を打ち消す。こうして、電極アレイの電極は、刺激信号を印加するか、信号を印加しないか、または、制限信号を印加することができる。

本出願を読むと、電流拡散の影響を打ち消し、また、時空間適用のために正確な刺激を提供するために、刺激信号と制限信号の種々の組合せを使用してもよいことを当業者は理解するであろう。

本発明の実施形態が、有利に実施されてもよい種々の刺激医療デバイスが存在する。図３は、本発明の実施形態が実施される、例示的な刺激用人工聴力インプラント、蝸牛インプラント３００の斜視図である。外耳３０１、中耳３０５、および内耳３０７の関連する構成要素は、次に以下で述べられ、その後、蝸牛インプラント３００の説明が続く。

音響圧力波または音波３０３は、外耳３０１（すなわち、耳介）によって収集され、耳管３０２内に、また、耳管３０２を通って送られる。耳管３０２の遠位端にわたって、音響波３０３に応答して振動する鼓膜３０４が配設される。この振動は、総称して小骨３１７と呼ばれ、つち骨３１３、きぬた骨３０９、およびあぶみ骨３１１からなる、中耳３０５の３つの骨を通して、卵円窓または前庭窓３１５に結合される。中耳３０５の骨３１３、３０９、および３１１は、音響波３０３をフィルタリングし、増幅するのに役立ち、卵円窓３１５の関節式の接合または振動を引き起こす。こうした振動は、蝸牛３３２内に流体運動波を作る。こうした流体運動は、次に、蝸牛３３２の内側に並ぶ小さな毛細胞（図示せず）を活性化する。毛細胞の活性化によって、適切な神経インパルスは、らせん神経節細胞（図示せず）および聴覚神経３３８を通って脳（図示せず）に伝達され、脳で、神経インパルスが、音として認識される。

蝸牛インプラント３００は、受容者の体に、直接的または間接的に取り付けられる外部部品アセンブリ３４２および受容者内に一時的または永続的に埋め込まれる内部部品アセンブリ３４４を備える。

外部アセンブリ３４２は、通常、音を検出し、電気音声信号、通常、アナログ音声信号を発生する音変換器３２０を備える。この例証的な実施形態では、音変換器３２０はマイクロフォンである。代替の実施形態では、音変換器３２０は、たとえば、２つ以上のマイクロフォン、１つまたは複数のテレコイル誘導音声受信コイル、または、音を検出し、その音を表す電気信号を発生することができる、現在開発されているかまたは後日開発される他のデバイスを備えてもよい。

外部アセンブリ３４２はまた、スピーチ処理ユニット３１６、電力源（図示せず）、および外部送信機ユニット３０６を備える。外部送信機ユニット３０６は、外部コイル３０８、および、好ましくは、外部コイル３０８に直接的または間接的に固定された磁石（図示せず）を備える。

スピーチ処理ユニット３１６は、示す実施形態では、受容者の外耳３０１のそばに位置するマイクロフォン３２０の出力を処理する。スピーチ処理ユニット３１６は、ケーブル（図示せず）を介して外部送信機ユニット３０６に提供される、本明細書では、刺激データ信号と呼ばれる、コード化された信号を発生する。スピーチ処理ユニット３１６は、この図では、外耳３０１の背後にピッタリ合うように構築され、配置される。代替のバージョンは、体に装着されてもよく、あるいは、スピーチ・プロセッサおよび／またはマイクロフォンを、内部部品アセンブリ３４４内に組み込む完全に埋め込み可能なシステムを提供することが可能であってもよい。

内部部品３４４は、内部受信機ユニット３１２、刺激器ユニット３２６、および電極アセンブリ３１８を備える。内部受信機ユニット３１２は、内部経皮的伝達コイル（図示せず）、および、好ましくは、内部コイルに対して固定された磁石（同様に、図示せず）を備える。内部受信機ユニット３１２および刺激器ユニット３２６は、生体適合ハウジング内に密閉される。内部コイルは、先に述べたように、外部コイル３０８から電力およびデータを受信する。電極アセンブリ３１８のケーブルまたはリード線(lead)は、刺激器ユニット３２６から蝸牛３３２に延び、電極３３６のアレイ３３４で終了する。刺激器ユニット３２６によって発生した信号は、電極３３６によって蝸牛３３２に印加され、それにより、聴覚神経３３８を刺激する。

一実施形態では、外部コイル３０８は、無線周波数（ＲＦ）リンクを介して外部コイルに電気信号を送信する。内部コイルは、通常、少なくとも１回巻き、好ましくは、複数回巻きの電気絶縁性単一ストランドまたは複数ストランドのプラチナ・ワイヤまたは金ワイヤからなるワイヤ・アンテナ・コイルである。内部コイルの電気絶縁は、柔軟シリコーン成形品（図示せず）によって提供される。使用時、内部受信機ユニット３１２は、受容者の外耳３０１に隣接する側頭骨の凹所内に位置してもよい。

本明細書の他のところで述べたように、本発明の実施形態は、蝸牛インプラント３００以外の刺激用人工聴力インプラントで実施されてもよいことが理解されるべきである。たとえば、蝸牛インプラント３００は、外部部品を有するものとして述べられるが、代替の実施形態では、蝸牛インプラント３００は、完全に埋め込み可能な人工装具であってよい。１つの例示的な実施態様では、たとえば、マイクロフォン３２０、音プロセッサ、および／または、電源を含む音処理ユニット３１６は、１つまたは複数の埋め込み可能部品として実施されてもよい。

図３に示すように、蝸牛インプラント３００は、さらに、受容者によるインプラントの構成および制御を容易にするための無線ユーザ・インタフェース３４６、ならびに、聴力インプラント適合システムを実施する、パーソナル・コンピュータ、ワークステーションなどのような外部プロセッサ３４２と相互運用性があるように構成される。

当業者が理解するように、本発明は、限定はしないが、連続インターリーブド・サンプリング（ＣＩＳ）、スペクトルＰＥＡＫ抽出（ＳＰＥＡＫ）、および高度組合せエンコーダ（ＡＣＥ（商標））を含む、現在開発されているまたは後日開発される任意のスピーチ戦略と組合せて使用されてもよい。こうしたスピーチ戦略の例は、その全体の内容および開示が参照により本明細書に組み込まれる米国特許第５，２７１，３９７号に記載される。本発明はまた、現在開発されているまたは後日開発される他のスピーチ・コーディング戦略と共に使用されてもよい。とりわけ、これらの戦略は、信号経路内で選択された周波数チャネルの数を変えることによって、コード化された音声信号の時間分解能とスペクトル分解能との間に兼ね合いを提供する。

述べたように、チャネル相互作用は、蝸牛インプラントの効能を制限する場合がある。特に、チャネル相互作用のために、複数の電極を同時に刺激するスピーチ戦略は、制限された臨床的成功を持つに過ぎない。結果として得られるチャネル相互作用を最小にするために、電流拡散の問題に対処するための種々の方法が長年にわたり考案された。

最も有効な手法は、任意所与の瞬間に、１つだけの電極が電流を生成する、いわゆる、「順次」刺激戦略の採用であった。２つの電極が刺激電圧を同時に発生しないため、図２の加算は起こる可能性がない。選択された電極の中で刺激電流を高速にシーケンシングすることによって、「見かけ上」同時である認識が発生する場合がある。

順次刺激は、音量加算の問題を回避するが、１つだけのピッチ領域、すなわち、１つだけの神経領域を刺激することを意図された刺激が、多くのピッチ領域を広い範囲で刺激する可能性があるという基本的な問題を回避しない。そのため、順次刺激は、所望の領域（複数可）だけでの興奮を生成しない場合がある。順次刺激はまた、音に含まれる、ある時間的構造の伝達を妨げる厳しいタイミング制約を課す。音の２つの成分が、時間的に同じ瞬間に２つの電極の刺激を要求することになる場合、順次戦略はこれを禁じる。ハーモニック関係および他の時間的にエンコードされたキューも、著しく劣化する場合がある。順次パルス状戦略は、チャネル相互作用の最も悪い影響の一部を回避するために採用されたが、こうした戦略は、電流拡散自体と共に、蝸牛インプラント内に人工的に生成することができる神経活動の時間および空間パターンに著しい制約を課す。

これらの制限を克服するための過去の刺激方法は、成功しなかった。これらの方法は、米国特許第４，６４８，４０３号;Van Compernolle, Dirk著、「Speech Processing Strategies for a Multichannel Cochlear Prosthesis」、Ph.D. Dissertation、Stanford University (1985)；Van Compernolle, Dirk著、「A computational model of the cochlea used with cochlear prosthesis patients」、Acoustic, Speech, and Signal Processing, IEEE International Conference on ICASSP '85、Volume 10、pp.427〜429 (1985)；White, RLおよびVan Compernolle, D著、「Current spreading and speech-processing strategies for cochlear prosthesis」、Ann. Otol. Rhino. Laryng. 96 (Suppl. 128)、22〜24 (1987)；Townshend B等著、「Pitch perception by cochlear implant subjects」、J. Acoust. Soc. Am.、82 (1)：106〜115 (1987);Townshend BおよびWhite、RL著、「Reduction of Electrical Interaction in Auditory Prosthesis」、IEE Tran. Biomed. Eng. BME-34：891〜897 (1987)に記載され、その全体の内容および開示が参照により本明細書に組み込まれる。これらの従来の刺激方法は、面倒でかつ時間がかかる、電流拡散の精神物理学的測定法によって制限され、膨大な電流を必要とする計算解を生ずる可能性がある。さらなる大きな欠点は、電流拡散の精神物理学的測定法は、対象とする物理的パラメータの不正確な尺度を提供するに過ぎないことである。

１つの電極から近くの別の電極へ電流が流れる２極刺激は、チャネル相互作用を部分的に減少させるが、電流要件が著しく大きくなるという犠牲を払う。結果得られる空間先鋭化の改善は、一般に、控えめである。

従来の３極または４極電極構成は、電極の刺激エリアを狭くする手段として述べられた。こうした構成のいくつかの実施形態は、Jolly CN、Spelman FA、Clopton BM著、「Quadrupolar stimulation for Cochlear prosthesis：modeling and experimental data」、IEEE Trans. Biomed. Eng. 43 (8)：857〜865 (1996)；CloptonおよびSpelman著、「Electrode configuration and spread of neural excitation：compartmental models of spiral ganglion cells」、Ann. Otol. Rhinol. Laryngol. 166：115〜118 (Suppl. 1996)；Miyoshi等著、「Proposal of a new auditory nerve stimulation method for cochlear prosthesis」、Artif. Organs. 20：941〜946 (1996)；Kral等著、「Spatial resolution of cochlear implants：the electrical field and excitation of auditory afferents」、Hear Res. 121：11〜28 (1998)；Townshend等著、「Pitch perception by cochlear implant subjects」、J. Acoustic. Soc. Am. 82 (1)：106〜115 (1987)に記載され、その全体の内容および開示が参照により本明細書に組み込まれる。上記の、また、他の従来技術の３極／４極手法は、数学的モデルまたは生理的測定に基づく一定の重みを利用し、個々の受容者の考慮事項を考えない。さらに、従来の３極／４極手法は、一般に、遠くの他の電極からの寄与を無視し、それにより、場を先鋭化する能力が制限される。

本発明の実施形態は、それぞれ、上記のまた他の制約の１つまたは複数を克服し、電極アレイの空間分解能内で興奮の任意の時空間パターンを可能にすることができる。本発明の実施形態は、電極アレイの複数の電極チャネルを介して印加される、同じ極性または反対極性であってよい、刺激信号および干渉制限信号の建設的干渉および破壊的干渉によって離散神経領域を刺激する。この干渉は、蝸牛内の離散刺激領域において刺激電圧を発生する。刺激信号および制限信号は、蝸牛内の電極からのトランスインピーダンス測定に基づいて決定される。

この刺激方法の１つの利点は、実施される戦略が、彼／彼女の聴力反応を改善させるために受容者に対してカスタマイズされることである。同様に、本発明の実施形態は、音表現の実質的な改善、よりよいスピーチ理解、メロディおよびハーモニック関係などの音楽情報の改善された認識を提供する。

本発明の一実施形態では、電極アレイの全ての電極は、刺激信号または制限信号を印加してもよい。一部の電極を使用して、制限信号によって電流の拡散を最小にする電流平衡が選択されるであろう。全ての電極において電圧を使用することによって、各電極において適切なソースとシンクを使用して、離散神経領域が正確にかつ同時に制御されてもよい。そのため、受容者は、聴力を改善するために、必要な電流重みを決定するためのカスタマイズされた解を受け取ってもよい。

いくつかの実施形態では、刺激は、全ての電極から全ての電圧に対する寄与を含む。さらなる実施形態は、電極のサブセットに同様な概念を適用してもよい。いくつかの適用およびインプラントの場合、ほんの少数しか電流源および／または数学的演算を必要としない可能性があるため、こうしたさらなる実施形態が有利である場合がある。たとえば、３極刺激は、以前には、電流拡散を軽減する可能性のある手段として提案された。３極構成では、中心電極から流れる電流の一部は、２つの近傍電極のそれぞれに戻り、一部は、遠い電極、すなわち、蝸牛の外の電極に戻る場合がある。参考文献に記載される３極構成は、各近傍電極に対して電流の３０％、および、遠い電極に対して４０％などの、一定の重みを含む。しかし、解剖学的変動および位置決めの変動のために、３極に関して電流拡散を最小にするための最適重みは、一般に、３つの電極のグループごとに異なることになる。対照的に、位相配列アレイ刺激を有する本発明の実施形態は、こうした制限を受けず、電極の３極グループごとに個々の重みをカスタマイズするのに使用されてもよい。他の実施形態は、２つ以上の電極を通して適切なマグニチュードの正と負の電流を組合せて、Ｎ個の電極部位にわたって刺激電圧の所望のプロファイルを作成する。

図４は、本発明の一実施形態に従って実施される動作のフローチャートである。動作は、さらなる図５Ａおよび図５Ｂを参照して次に以下で述べられる。ブロック４０２にて、受容者特有の電流拡散関数が、刺激された電極とアイドル状態の電極との間のトランスインピーダンス値行列の形態で測定される。

各蝸牛内電極について、本発明の一実施形態において、単極２相パルスが送出される。単極電流が、蝸牛内電極５０４を通過するとき、対応する電圧が、任意の他の蝸牛内電極５０４において測定されることができる。２つの電極間のトランスインピーダンスは、測定された電圧と送出された電流の比として定義される。蝸牛適用の対象となる周波数について、蝸牛流体および組織は、本質的に抵抗性であり、その結果、電圧は、厳密な近似によって電流にほぼ瞬間的に比例する。そのため、トランスインピーダンスのリアクタンス性成分は、無視されてもよい。それでも、トランスインピーダンスという用語は、リアクタンス性成分が無視できない適用において、本明細書で提示される解析が、複素算術を用いて実行されてもよいことを思い出させるものとして、本出願全体を通して、トランスレジスタンスに優先して使用される。

各蝸牛内電極５０４について、単極２相パルスが、最大快適電流レベルで送出される。戻り電流は、たとえば、１つまたは複数の蝸牛外電極において測定され、蝸牛外電極の配置構成は、当技術分野でよく知られている。残りの電極５０４のそれぞれにおける電圧パルスが測定される。一実施形態では、位相幅は、電圧パルス波形が、平坦になるのに十分に長いが、快適なままでありながら、比較的大きな電流を可能にするのに十分に短くなるように選択され、そのため、電圧測定の信号対雑音比が最大になる。印加電流と測定電圧に基づいて、電極の各組合せについてのトランスインピーダンスが、以下で述べるように決定される。

図５Ａを参照すると、２２個の異なる電極５０４のそれぞれを通して同時に流れる各電流Ｉ_１〜Ｉ_２２は、それぞれ、電流拡散５１０_１〜５１０_２２を生じる。各電極５０４に隣接する瞬時電圧５１２Ｖ_１…Ｖ_２２は、２２個の別個の成分５１４_１〜５１４_２２の和である。各成分５１４は、対応する測定されたトランスインピーダンス値ｚ_１…ｚ_２２（Ｖ／ｍＡ（ｋΩ）の単位）に、電極５０４のうちの１つの電極からの電流Ｉ_１…Ｉ_２２（ｍＡの単位）を乗じた値である。こうして、電極１１のサイト(site)における刺激電圧５１２Ｖ_１１は、図５Ａおよび以下の式（１）、すなわち、
Ｖ_１１＝Ｚ_１Ｉ_１＋Ｚ_２Ｉ_２＋…＋Ｚ_２２Ｉ_２２ （１）
に示すように、全ての刺激電極を通る重み付けされた電流の和として表現されてもよい。

同様な式が、図５Ｂに示すように、他の電極５０４のそれぞれに隣接する電圧について書かれてもよい。こうして、２２電極システムにおいて、２２個の同時式を書くことができ、同時式は、各電極に隣接する神経領域に印加される電圧を、２２個の電流Ｉ_１〜Ｉ_２２の同じセットの重み付き和として記述する。図５Ｂの２２個の同時式のセットにおいて、各重み、トランスインピーダンスＺは、ここでは、２つの下付き数字を有し、１つの数字は関連する電流を指示し、１つの数字は、その電圧が加算される電極サイトを指示する。図５Ｂの同時式のセットは、式（２）、すなわち、
ｖ＝ＺＩ_ｅ （２）
に示すベクトル／行列表記で表されてもよい。ここで、Ｉ_ｅは、電極を通って流れる２２個の電流Ｉ_１〜Ｉ_２２の列ベクトルを表し、Ｚは、重みｚ_１，１…ｚ_{２２、２２}の正方行列を表し、Ｖは、対応する電極に隣接する離散刺激領域における２２個の刺激電圧 Ｖ_１…Ｖ_２２の列ベクトルを表す。

述べたように、電流と電圧は共に、時間の関数として表され、行列式が、瞬時計算を表すことを示す。しかし、先に述べたように、好ましい実施形態は単純なスカラー値を使用することが理解されるべきである。これは、電圧が電流に瞬時に比例するという仮定を反映する（組織インピーダンスが、純粋に抵抗性であり、リアクタンス性成分を持たないという仮定に等しい）。そのため、電流が変化する場合、全ての得られる電圧は、瞬時にかつ比例して変化する。これは、比較的正確な近似であるが、厳密にいうと正しくない。計算負荷が著しく増加するという犠牲を払って、本発明の実施形態は、電流と電圧との間の関係のリアクタンス性（非抵抗性）部分を認識して、行列において複素値を使用して実施されてもよい。そして、時間の関数である代わりに、式１および式２の変数は、ラプラス変換の変数ｓの関数となるであろう。

刺激電極ｊおよび測定電極ｉについて、トランスインピーダンスｚ_ｉｊは、Ｖ／ｍＡ（ｋΩ）の単位を有し、式（３）、すなわち、
ｚ_ｉｊ＝ｖ_ｉ／ｉ_ｊ （３）
によって与えられる。ここで、ｖ_ｉは、測定電極ｉにおける測定ピーク電圧であり、ｉ_ｊは、電極ｊに印加される電流パルスの振幅である。こうして、トランスインピーダンス値の２２×２２行列Ｚ_ｍが、式（４）、すなわち、

に示すように、各受容者について決定されてもよい。

行列の各列ｐは、電極ｐを通る刺激についての拡散関数を表し、ピークが対角値ｚ_ｐｐにある。Ｚ_ｍの対角線上の値は、通常、分極作用のために、明示的に測定することができない。電流を搬送する電極は、金属／電解質境界にわたって生じる電気化学的勾配によって分極する。これは、電流を送出すると共に、蝸牛流体内の電位を測定するのに、同じ電極を使用することをできなくする。代わりに、拡散関数の先鋭度を過小評価することを避けるために、好ましくは、同じ行と列内の隣接対の中の最も大きい傾斜を使用して、対角線上の値が外挿されてもよい。それは、外挿が、フォーカス刺激において不必要に高いピーク電流をもたらすことになるからである。外挿された値の間の誤差の作用は、以下で考えられる。

当業者が理解することになるように、行列Ｚ_ｍは、ほとんど対角対称である。たとえば、単一ノードが、戻り電流経路と電圧測定基準の両方の役をする３ポート網の場合、対角対称が得られる、すなわち、全てのｉおよびｊについて、ｚ_ｉｊ＝ｚ_ｊｉであるという相反定理が成り立つ。

実際には、述べた分極現象のために、蝸牛外電極は、戻り電流経路と電圧基準の両方の役をしない可能性がある。代わりに、受容者の表面電極が、基準の役をする場合がある。しかし、観測される対角対称からの偏移は小さく、測定時の雑音に匹敵した。これは、戻り電極に隣接する組織が、本質的に中性であるか、または、外部電極と等電位であること、ならびに、結果の電圧勾配が、蝸牛内および蝸牛の周りで起こることを意味する。したがって、対角対称からの偏移が、測定時の雑音によって支配されていると仮定してもよい。この雑音を低減するために、対角的に対向する要素を平均して、式（５）、すなわち、

に示すように、新しいトランスインピーダンス行列を計算してもよい。ここで、Ｚ_ｍ ^Ｔは、Ｚ_ｍの転置を示す（行列Ｚ_ｍは、定義により対角対称である）。

いくつかの実施形態は、相反定理を利用して、全体の前進行列［ｚ］を測定することを回避し、行列［ｚ］の主対角線の上のセルの測定を省略する。次いで、未測定の値は、主対角線の下からの値を転置することによって埋められる。あるいは、実施形態は、主対角線の下のセルの測定を省略し、上からの値を転置することによって、これらの測定値を満たしてもよい。いずれの場合も、こうした実施形態は、行列［ｚ］を決定するのに必要とされる測定回数を半分だけ減らす場合がある。

図６Ａは、電極アレイ６０６からの、ある時間における１つの電極６０４の刺激から生じる電圧プロファイル曲線６０２_１…６０２_２２のセットを示すグラフである。各曲線６０２に関する点の垂直方向の値（Ｖ／ｍＡ）は、図５Ｂに示すトランスインピーダンス行列［ｚ］の１つの列を表す。曲線６０２_１は図５Ｂの第１列を表し、曲線６０２_２は第２列を表し、曲線６０２_３は第３列を表す、などである。各電圧プロファイル曲線６０２は、各電極６０４を通して１ｍＡを流す(pass)ことによって生成される。曲線６０２は、使用される電極アレイのタイプ、電極アレイが埋め込まれる様式、および受容者を含む種々の因子に応じて、いろいろなピーク値および幅を有してもよい。

前方行列［ｚ］は、次の通りに決定されてもよい。一定振幅の電流波形が、遠い電極を基準にして単一電極（番号ｊ）に印加される。対応する電圧波形が、組織内の中性サイトの電流を搬送しない基準電極を基準にして、他の刺激されない電極のそれぞれにおいて測定されてもよい。雑音の無い測定値を得るために、必要に応じて信号平均化が使用されてもよい。電圧と電流の比を計算するために、刺激波形の一部の特徴が選択される。たとえば、刺激電流が、矩形２相パルスである場合、第１位相のピークは、基準特徴部の役をすることができる。ｚ_ｉｊについての値は、電極ｉ上のピーク電圧と電極ｊを通るピーク電流の比に等しいことになる。先に述べた理由により、この尺度のセットを使用して、エントリｚ_ｊｊ、刺激される電極についての重みを除いて、［ｚ］の１つの列が定義される。抜けているｚ_ｊｊの値は、電極ｊの上の、かつ／または、下のいくつかの値を通して当てはめられた曲線（複数可）から外挿することによって推定されてもよい。上記全体のプロセスは、全体の前方行列［ｚ］を満たすために、各刺激電極について繰り返されてもよい。

必要とされる電圧測定は、音プロセッサ３１６内、コンピュータ３４２内などの蝸牛インプラント１００の内部または外部の任意のロケーションで実行されてもよく、トランスインピーダンス値またはその表現は、必要に応じて、音プロセッサ３１６および刺激器ユニット３２６を介して／に対して送信されてもよい。

図４に戻ると、ブロック４０４にて、トランスインピーダンス値の逆行列が、計算されたトランスインピーダンス値を使用して計算される。トランスインピーダンス値の行列を利用して、刺激電圧の所望のベクトルを生成する電極電流の必要とされるベクトルが決定される。以下で述べるように、トランスインピーダンス行列の各列は、単一離散刺激領域における非ゼロの階内電圧を生成するのに必要とされる、各電極からの電流の寄与を定義する数値重み（トランスアドミタンス値）のセットを含む。したがって、重みのそれぞれのこうしたベクトルは、電極チャネルを定義する。

Ｚが正方形であるため、また、Ｚが正則(non-singular)であるという条件で、Ｚの逆Ｙ＝Ｚ^−１を計算することができる。その後、ｉ_ｅについて式（３）を解くことによって、式（６）、すなわち、
ｉ_ｅ＝Ｚ^−１ｖ_ｄ＝Ｙｖ_ｄ （６）
が生じる。Ｙの要素は、ｍＡ／Ｖ（ミリモー(millimho)）の単位を有するトランスアドミタンス値である。

式６は、逆問題に対する解を与え、この式から、所望の刺激電圧［Ｖ］の任意の瞬時セットについて、刺激電圧を発生するのに必要な瞬時電流［Ｉ］が計算されてもよい。本発明の実施形態は、逆行列［ｚ］を一回計算し、その後、任意所望の電流［Ｉ］の系列を計算するために、その逆行列［ｚ］が連続して使用されてもよい。

実際の電極のセットについて実際の重み付け定数を用いて、非正則行列が生じないため、Ｚが正則であるという制約は、数学的に問題とならない。実際問題として、対応する問題は、Ｚの行によって定義されるプロファイルが、非常に広くかつほとんど水平である場合、その条件数が大きく、その結果、必要とされる電流もまた、非常に大きい可能性がある。

図６Ｂに示すグラフは、式６からの逆行列Yの一部を示す。各曲線６１０は、行列Yの１つの列を表す。垂直方向の値は、ｍＡ／Ｖの単位を有する。図６Ｂは、単一電極サイトにおいて１．０Ｖの、また、全ての他の電極サイトにおいて０Ｖの刺激電圧を発生させるために、電極アレイ６０６上の各電極６０４から要求される電流を示す。明確にするために、図６Ｂは、可能な２２の曲線のうちの５つの曲線を示す。たとえば、曲線６１０_７は、電極７に隣接して１．０Ｖの刺激電圧（また、全ての他のサイトにおいて０Ｖ）を発生するために、各電極に対して要求される電流を示す。同様に、曲線６１０_１１は、電極１１だけに隣接して１．０Ｖの刺激電圧を発生するために要求される電流を示す。

蝸牛に沿って、単一離散刺激領域ｐにおいて特定の電圧

を、全ての他の領域において正確にゼロ・ボルトを生成することは、最適にフォーカスが合った単一場所刺激を意味する。必要とされる電流のベクトルは、スカラー

とＹの列ｐの積である。

列ｐのトランスアドミタンス要素

は、場所ｐだけにおいて刺激電圧を生成するのに必要とされる電流比を規定する２２個の符号付き重みのセットを構成する。そのため、Ｙの各列は、多極電極チャネル、すなわち、蝸牛内の単一の空間的に制限された離散刺激領域において神経繊維を興奮させるために、電流が、特定の比で流される電極のセットを規定する。

本発明の実施形態は、各電圧を発生するのに必要な電流を個々に計算し、次いで、各電極に関して、必要とされる電流を加算することによって、２２電極アレイにわたる電圧のセットを生成してもよい。これは、式６において電流ベクトル［Ｉ］を計算することに等しい。

図７は、電極９と１３において１．０ボルトを、残りの電極７０４に関してゼロ・ボルトを生成するための、電極アレイ７０６上の各電極７０４についての、電圧プロファイル曲線７０２および電流レベル７０８を示す２つのグラフである。電極９に関して、刺激信号に相当する正の電流レベル７０８_９が存在する。隣接する電極８および１０に関して、制限信号に相当する負の電流７０８_８および７０８_１０が存在する。電極２０に関して、干渉を与える制限信号を有するわずかに正の電流７０８_２０が存在する。

正味の電圧曲線７３０は、電圧プロファイル曲線７０２の全ての和である。正味の電圧曲線７３０は、電流レベル７０８の組合せから生じることになる刺激電圧プロファイル７０２を示す。電流レベルの種々の組合せが、本発明の実施形態によって生成されて、チャネル干渉を生じることなく、離散神経領域を刺激するための所望の正味の電圧が生成されてもよい。こうした実施形態によって、同時刺激が達成されてもよい。

図７はまた、図２と比較したときの、チャネル干渉を防止する点における本発明の利点を示す。両者において、戦略は、２つの領域だけを刺激しようとした。図２の単純な場合、電圧プロファイルは、意図された刺激と全く異なった。電流拡散のため、刺激電圧は、電極アレイの全長にわたって生じた。しかし、図７に示す、本発明の位相配列アレイ電流を印加することによって、刺激電圧のプロファイルが、正確に達成される可能性がある。

図７に示すように、位相配列アレイ刺激において必要とされるピーク電流は、単極刺激について使用されるピーク電流に比べて実質的に高い可能性がある。実際に、図６Ａに示す単一電極プロファイルが広ければ広いほど、必要とされる電流が大きくなるであろう。単一電極プロファイルが広がるため、行列［ｚ］の条件数が増加し、より高いピーク電流要件がもたらされる。より高い電流はまた、埋め込み式パッケージ内での電力消費が高いことを意味する。同様に、曲線が非常に平坦であり、かつ、行列［ｚ］の条件数が大きい場合、方法は、算術演算および電流源に高い精度を要求し、［ｚ］および［Ｙ］の係数の小さなドリフトに敏感になる。これらの理由の全てのため、位相配列アレイ刺激を使用する本発明の実施形態は、適度に先鋭な単一電極プロファイルを有する、Ｎｕｃｌｅｕｓ Ｃｏｎｔｏｕｒ（商標）または類似のインプラント・デバイス内で実施されてもよい。同様に、電極が、蝸牛の側方壁に沿って位置決めされると、大きな電流、大きな電力、および高い精度要件が、必要とされる場合がある。

前方行列［ｚ］内の係数値は、電極の周りでの瘢痕組織の形成、骨の成長、電解質の移動などのために、経時的にゆっくり変動する可能性がある。その場合、臨床医または医師を訪問するときなどに、行列を時々再測定し、更新することが必要である場合がある。たとえば、インプラント・システムが、ターン・オンされるたびに、［ｚ］を再測定することが可能である。

既存のインプラント設計に関し、電流源が、飽和し、意図した電流を送出することができない場合、電流源が、意図したよりも小さい音量の音を生成する点で、結果は良好である。本発明の実施形態では、位相配列アレイ刺激は、電流源が飽和すると、音量が大きく、かつ、おそらく不愉快な音を生成する場合がある。これは、飽和した電流源が、別の飽和していない電流源からの電流を部分的に相殺することに失敗するときに起こる場合がある。こうした実施形態は、こうしたことが起こらないようにするインプラントを設計するか、または、いずれかの電極が飽和に近づくと、全ての電流源をスケール・ダウンさせることによって予防策をとってもよい。

本発明の実施形態の位相配列アレイ刺激の実施態様は、蝸牛および組織内の流体が、対象となる周波数範囲内で、すなわち、刺激電流波形の意味のある最も高いスペクトル成分まで、電気的に線形であり、かつ、ほぼ抵抗性であるという仮定による場合がある。動物および人間の最新の予備データは、この仮定を支持する。当業者が理解することになるように、本発明の代替の実施形態は、蝸牛内の流体の変化に対する組織の非線形応答を補償するように修正されてもよい。

先の実施形態では、刺激が全ての電圧に対する全ての電極からの寄与を含んだ。本発明の位相配列アレイ刺激は、アレイ内の全部でＮ個の電極からＭ個の電極のどのサブセットに適用されてもよい。たとえば、２２電極アレイを用いて、１６の異なる７電極グループが、アレイに沿って１電極間隔で形成されることができる。どのサブセットの電極も、隣接してまたは均等に配置される必要はない。電極のサブセットの種々の組合せが、本発明によって想定される。

本発明の実施態様は、刺激信号および制限信号を発生するときに、不完全または準最適な解を使用してもよい。「不完全解」または「準最適解」は、電流を一定レベルまたは制約内に設定する位相配列アレイ刺激を指してもよい。こうした解は、一定の受容者および適用について完全に満足できる場合があり、また、実施態様においてある程度の実際的な経済性を提供する場合がある。不完全解が望まれる２つの状況が存在する。第１に、行列［ｚ］の一部の要素が、十分に小さいか、または、無視できる場合、得られる電圧プロファイルに実質的に影響を及ぼすことなく、これらの要素は、任意にゼロに設定されてもよい。こうした実施形態は、必要とされる計算負荷または電流源の数を減らす場合がある。第２に、完全解が、インプラントの能力または安全限界を上回ったピーク電流を必要とするため、完全解が実際的でない例が存在する場合がある。こうした場合、一部の制約のセット内で、準最適解が生成されてもよい。たとえば、最大電流は２ｍＡ以下であり、列内の非ゼロ重みの最大数は１０未満であってよい。準最適解行列［ｚ］は、指定された制約を満たしながら、あるメリットのメトリック、たとえば、目標電圧プロファイルからの２乗平均偏差を最適にすることによって設計されることができる。

本発明は、電極より多くの数のチャネルが存在するインプラント・デバイスで実施されてもよい。先の説明は、Ｎ個の電極を使用してＮ個の刺激電圧についての完全解または不完全解を計算する方法を述べている。本発明の実施形態はまた、元の前進尺度［ｚ］から、Ｎ個の電流をＬ個の刺激サイトにマッピングすることになる、ＬがＮより大きいＮ×Ｌ擬似逆行列を生成してもよい。この擬似逆行列は、［ｚ］の元のトランスインピーダンス尺度で始まる、最小２乗当てはめ、または、他の補間プロセスによって生成されてもよい。擬似逆行列は、Van Compernolle, Dirk著、「A Computational Model of the Cochlear used With Cochlear Prosthesis Patients」、Acoustics, Speech, and Signal Processing, IEEE International Conference on ICASSP'85, Volume 10、pp.427〜429 (1985)によって記載され、その全体の内容および開示が参照により本明細書に組み込まれる。さらに、参照により本明細書に組み込まれる、RodenhiserおよびSpelman著、「A Method for Determining the Driving Currents for Focused Stimulation in the Cochlear」、IEEE Trans. Biomed. Eng. 42 (4)(April 1995)pg.337〜342は、Van Compernolleの擬似逆行列と同様の擬似逆行列を作成する方法を述べる。しかし、RodenhiserおよびSpelmanは、行列を決定するための、刺激されない電極からの電圧測定値の使用を教示していない。代わりに、RodenhiserおよびSpelmanは、一般的な蝸牛内での場の数学的モデルの使用を提案した。こうしたモデル手法は、インプラント受容者にわたって、電極位置間および蝸牛の解剖学的構造間に個々の差があるため、実際には有用でないことになる。

行列Ｙは、２２個の蝸牛内電極についてチャネル重みを規定するが、各チャネルは、蝸牛外電流も採用する。組織内に流れる全電流は、流出する全電流に等しくなければならない。したがって、蝸牛外電流は、蝸牛内電流の代数和に等しくかつ正反対でなければならない。チャネルｐについての重み

は、式（８）、すなわち、

によって与えられる。

２つの場所ｋおよびｐにおける刺激を比較するとき、｜ｖ_ｋ｜＞｜ｖ_ｐ｜であることは、ｋにおける刺激が、ｐにおける刺激より機能的に強いことを意味しない。それは、生物学的反応のマグニチュードは、他の因子（たとえば、神経細胞に対する接触の近接性、局所的な神経密度）にも依存するためである。実際には、各場所についての刺激強度は、検出閾値などの、何らかの場所特有の挙動基準レベルに関して独立に指定される。したがって、無次元の重みのセット

を生成するために、各チャネルについて、重みを以下の通りに正規化する。

蝸牛外電流重みは、同様に、

として正規化される。

予想されるように、各チャネルｐについて、対角要素ｙ_ｐｐは、常に、元のチャネル重みの最大であった。そのため、最大の正規化重みｗ_ｐｐは、１．０に等しかった。重みの正規化は、信号チャネルｐを通る刺激に使用される電流の比を保持し、それにより、全ての他の場所（ｋ≠ｐ）で正確に０Ｖを生成する。

正規化されたチャネル重みは、実験シミュレーションについて電流ベクトルを計算するのに使用された新しい行列Ｗの列を形成する。入力は、もはや所望の電圧のベクトルではなかった。代わりに、電流は、式（１０）、すなわち、
ｉ_ｅ＝Ｗｉ_ｃ （１０）
から計算された。ここで、入力ｉ_ｃは、「オンセンター(on-center)」電流（ｍＡ）として表現される刺激強度のベクトルであった。あるチャネルについてのオンセンター電流は、その刺激場所に位置する電極によって搬送される電流に寄与し、一方、他の「オフセンター(off-center)」電極と同じ極性か、または、反対極性のより小さな電流に寄与する。こうしてチャネルの刺激強度をｍＡで指定することは、オンセンター電流だけを送出する単極チャネルとの直感的な比較を可能にするという利点を有する。

式（９）は、逆問題に対する瞬時解を提供する。実際には、刺激強度

はそれぞれ、時間の関数である。たとえば、それらの関数は、強度およびパルス幅が変動する２相パルス列のセット、または、周波数および振幅が変動する正弦波であるであろう。その結果、電極電流

もまた、時間の関数である。新しい電流ベクトルｉ_ｅは、信号

が値を変えるたびに計算されなければならない。一般に、サンプリングされる信号の場合、全てのサンプル間隔について、新しい行列乗算が必要とされる。そのため、式（１０）の反復解から導出される電極電流波形ｉ_ｅ（ｔ）を適用することによって、２２個の完全に独立した刺激波形を、２２個の蝸牛内の場所のそれぞれに送出することが可能である。

述べたように、行列Ｚの対角要素は、周囲の値から外挿することによって必ず推定された。推定誤差が、得られる刺激電圧を劣化させる程度を理解することが重要である。

Ｚが真のトランスインピーダンス行列である場合、不完全行列Ｚ’が、
Ｚ’＝Ｚ＋Δ （１１）
として定義される。ここで、Δは、推定誤差

の対角行列である。不完全トランスインピーダンス行列Ｚ’を使用し、また、刺激電圧の所望のベクトルｖ_ｄが与えられると、式（５）の解は、刺激電流の不完全ベクトル

を生じる。

当面の問題は、「ベクトル

の不完全電流が、電極を通して流されるときに、実際の電圧ｖ'が、所望の電圧ｖ_ｄとどれほど異なることになるか」ということである。式（２）から、実際に電圧は、

によって与えられる。

これは、トランスインピーダンスが実際にＺ’によって与えられた場合に生じることになる正しい電圧ｖ_ｄと比較されてもよい。式（１２）から、

になる。

式（１３）から式（１４）を減算することは、誤差電圧のベクトルε、すなわち、

を生じる。

式（１５）からの２つの観測結果が注目に値する。第１に、Δが対角行列であるため、場所ｐにおける誤差電圧ε_ｐは、対応する推定誤差δ_ｐｐと電極ｐを通る電流によって完全に決定される。

第２に、式（１６）の負の乗数は、トランスインピーダンスｚ_ｐｐを過大評価することは、意図するより弱い電圧をもたらす、また、その逆であることを示す。

本発明の実施形態により多くの利点が存在する。たとえば、チャネル内での刺激の微細時間パターンを保持しようとする戦略についての要求によって部分的に動機付けされた、刺激フォーカスにおける新たな関心が、近年生まれてきた。これらの戦略は、処理チャネルの音声フィルタ出力の特徴部（たとえば、ピークまたはゼロ交差）から決定された時間上の瞬間に刺激を送出する。一般に、こうした時間上の瞬間は、チャネルにわたって非同期であるため、順次刺激の非同時性制約を満たすことができない。結果として、刺激パルスは、必然的にオーバラップし、時間パターンを損なうオーバラップする刺激領域をもたらす。すなわち、オーバラップする刺激領域のために、任意所与の神経細胞は、一般に、複数のチャネルからのパルスによって駆動されることになり、１つの時間パターンではなく複数の時間パターンの複合物を受け取る。刺激領域を狭くすることは、これが起こることを最小にするか、または、防止する。

本発明の別の利点は、埋め込み用の蝸牛インプラントによって、周期性（音楽）ピッチの表現が改善されることである。音楽についての重要性の他に、ピッチ認識は、１つの声を複数の競争相手から分離すること、および、音調言語における意味論情報の伝達にとって重要である。おそらく、皮肉にも、周期性ピッチは、反復レートの電気刺激によって、また、そのため、（コードと対照的に）分離された単一周波数についてだけ、そして、制限された周波数範囲にわたって弱く伝達されるだけである。中枢神経系による周期性ピッチの認識が、ハーモニック・コンプレックスの微細空間パターニングを検出することに依存する場合があるという証拠が増えている。大幅に改善された刺激のフォーカスは、埋め込み用の蝸牛インプラントが、これらの詳細な空間パターンを作り直すことを可能にする。

本発明は、添付図面を参照して、本発明のいくつかの実施形態に関連して完全に述べられたが、種々の変更および修正が、当業者にとって明らかであることが理解される。たとえば、一実施形態では、制限信号は、刺激信号の極性と反対の極性を有する電流を有する。他の実施形態では、所望の全体の正味の刺激が、離散領域で起こるように、制限信号は、同じ極性の電流を有してもよい。別の例として、本発明の実施形態では、電極は、等間隔に配置される。しかし、代替の実施形態では、電極は、不等間隔を有する。こうした変更および修正は、添付特許請求の範囲から逸脱しなければ、添付特許請求の範囲によって定義される本発明の範囲内に含まれるものと理解される。

本出願で引用される、文書、特許、定期刊行論文、および他の資料は全て、参照により組み込まれる。

１つの組織領域に対する電流の印加に応答する、組織内の種々の領域で生じる電圧を示すグラフである。 ２つの電極が刺激されるときの「電流拡散」グラフと対応する電極アレイを示す図である。 本発明の実施形態を、有利に実施することができる、例示的な蝸牛インプラントの部品の図である。 本発明の一実施形態に従って実施される動作のフローチャートである。 本発明の実施形態による刺激信号の成分のグラフである。 本発明の実施形態による刺激信号と制限信号を構築するのに使用される式を示す図である。 電極アレイの各電極に対して同じ電流を印加することによって発生する電圧プロファイルを示すグラフである。 １つの電極に刺激信号を印加しながら、電極アレイの残りの電極に制限信号を印加するのに必要とされる電流レベルを示すグラフである。 本発明の実施形態による位相配列アレイ刺激の電圧プロファイルと電流レベルを示すグラフである。

Claims (3)

1. 特定の受容者の蝸牛の離散刺激領域についての刺激を提供するように構成された蝸牛インプラントにおいて、前記離散刺激領域が、前記蝸牛に埋め込まれた電極アレイの電極チャネルに同時に印加される刺激信号と制限信号の干渉によって画定される蝸牛インプラントであって、前記刺激信号および前記制限信号が、前記特定の受容者の特有の拡散関数を表すトランスインピーダンス測定に基づいて決定される蝸牛インプラント。
2. 前記離散刺激領域のサイズが、目標電極チャネル以外の電極チャネル（複数可）に印加される前記制限信号（複数可）によって画定され、前記制限信号（複数可）が、前記刺激信号に応答して普通なら起こることになる電流拡散を打ち消す(negate)請求項１に記載の蝸牛インプラント。
3. 特定の受容者の蝸牛の離散刺激領域についての刺激を提供する方法であって、
   刺激された電極とアイドル状態の電極との間のトランスインピーダンス値行列の形態で受容者特有の電流拡散関数を測定すること、
   測定されたトランスインピーダンス値を使用して計算されるトランスアドミタンス値の逆行列を計算すること、および、
   前記トランスアドミタンス値の行列を利用することであって、それにより、刺激電圧の所望のベクトルを生成する電極電流の必要とされるベクトルを決定する、利用することを含む方法。

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