RU2491762C2 - Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов кохлеарного имплантата (варианты) и система кохлеарного имплантата - Google Patents
Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов кохлеарного имплантата (варианты) и система кохлеарного имплантата Download PDFInfo
- Publication number
- RU2491762C2 RU2491762C2 RU2010105130/28A RU2010105130A RU2491762C2 RU 2491762 C2 RU2491762 C2 RU 2491762C2 RU 2010105130/28 A RU2010105130/28 A RU 2010105130/28A RU 2010105130 A RU2010105130 A RU 2010105130A RU 2491762 C2 RU2491762 C2 RU 2491762C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- electrodes
- electrode
- group
- frequencies
- stimulation
- Prior art date
Links
- 238000000034 method Methods 0.000 title claims abstract description 32
- 239000007943 implant Substances 0.000 title claims abstract description 21
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 title claims abstract description 5
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 11
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims abstract description 4
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 claims description 65
- 210000003477 cochlea Anatomy 0.000 claims description 16
- 239000011159 matrix material Substances 0.000 claims description 10
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 10
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 claims description 8
- 238000007654 immersion Methods 0.000 claims description 6
- 210000000860 cochlear nerve Anatomy 0.000 claims description 4
- 210000001519 tissue Anatomy 0.000 claims description 2
- 230000013707 sensory perception of sound Effects 0.000 abstract description 7
- 230000005611 electricity Effects 0.000 abstract 1
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract 1
- 230000000875 corresponding effect Effects 0.000 description 7
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 7
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 7
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 6
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 5
- 230000001720 vestibular Effects 0.000 description 5
- 230000006835 compression Effects 0.000 description 4
- 238000007906 compression Methods 0.000 description 4
- 210000003027 ear inner Anatomy 0.000 description 4
- 210000000959 ear middle Anatomy 0.000 description 4
- 230000008447 perception Effects 0.000 description 4
- 230000008569 process Effects 0.000 description 4
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 4
- 230000008859 change Effects 0.000 description 3
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 3
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 108010076504 Protein Sorting Signals Proteins 0.000 description 2
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 2
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 2
- 210000004556 brain Anatomy 0.000 description 2
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 2
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 2
- 210000000883 ear external Anatomy 0.000 description 2
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 2
- 208000016354 hearing loss disease Diseases 0.000 description 2
- 230000003993 interaction Effects 0.000 description 2
- 230000007383 nerve stimulation Effects 0.000 description 2
- 210000000944 nerve tissue Anatomy 0.000 description 2
- 230000003287 optical effect Effects 0.000 description 2
- 230000008520 organization Effects 0.000 description 2
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 2
- 210000003454 tympanic membrane Anatomy 0.000 description 2
- 206010011878 Deafness Diseases 0.000 description 1
- BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-M Formate Chemical compound [O-]C=O BDAGIHXWWSANSR-UHFFFAOYSA-M 0.000 description 1
- 230000004913 activation Effects 0.000 description 1
- 230000002051 biphasic effect Effects 0.000 description 1
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 1
- 230000006735 deficit Effects 0.000 description 1
- 208000037265 diseases, disorders, signs and symptoms Diseases 0.000 description 1
- 230000005684 electric field Effects 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 230000010370 hearing loss Effects 0.000 description 1
- 231100000888 hearing loss Toxicity 0.000 description 1
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 1
- 239000000463 material Substances 0.000 description 1
- 230000001537 neural effect Effects 0.000 description 1
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000005855 radiation Effects 0.000 description 1
- 239000004065 semiconductor Substances 0.000 description 1
- 230000035807 sensation Effects 0.000 description 1
- 238000000926 separation method Methods 0.000 description 1
- 230000005236 sound signal Effects 0.000 description 1
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
- A61F11/00—Methods or devices for treatment of the ears or hearing sense; Non-electric hearing aids; Methods or devices for enabling ear patients to achieve auditory perception through physiological senses other than hearing sense; Protective devices for the ears, carried on the body or in the hand
- A61F11/04—Methods or devices for enabling ear patients to achieve auditory perception through physiological senses other than hearing sense, e.g. through the touch sense
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/02—Details
- A61N1/04—Electrodes
- A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
- A61N1/0526—Head electrodes
- A61N1/0541—Cochlear electrodes
-
- G—PHYSICS
- G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
- G10L—SPEECH ANALYSIS TECHNIQUES OR SPEECH SYNTHESIS; SPEECH RECOGNITION; SPEECH OR VOICE PROCESSING TECHNIQUES; SPEECH OR AUDIO CODING OR DECODING
- G10L25/00—Speech or voice analysis techniques not restricted to a single one of groups G10L15/00 - G10L21/00
- G10L25/03—Speech or voice analysis techniques not restricted to a single one of groups G10L15/00 - G10L21/00 characterised by the type of extracted parameters
- G10L25/18—Speech or voice analysis techniques not restricted to a single one of groups G10L15/00 - G10L21/00 characterised by the type of extracted parameters the extracted parameters being spectral information of each sub-band
-
- G—PHYSICS
- G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
- G10L—SPEECH ANALYSIS TECHNIQUES OR SPEECH SYNTHESIS; SPEECH RECOGNITION; SPEECH OR VOICE PROCESSING TECHNIQUES; SPEECH OR AUDIO CODING OR DECODING
- G10L21/00—Speech or voice signal processing techniques to produce another audible or non-audible signal, e.g. visual or tactile, in order to modify its quality or its intelligibility
- G10L21/06—Transformation of speech into a non-audible representation, e.g. speech visualisation or speech processing for tactile aids
- G10L2021/065—Aids for the handicapped in understanding
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Audiology, Speech & Language Pathology (AREA)
- Human Computer Interaction (AREA)
- Computational Linguistics (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Neurology (AREA)
- Physiology (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Psychology (AREA)
- Spectroscopy & Molecular Physics (AREA)
- Vascular Medicine (AREA)
- Cardiology (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
Abstract
Использование: в способе генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов кохлеарного имплантата и системе кохлеарного имплантата. Сущность: система и способ генерирования стимулирующих сигналов посредством электродов для имплантированной многоканальной матрицы электродов кохлеарного имплантата включает обработку акустического сигнала слуховой частоты группой фильтров. Каждый фильтр группы фильтров связан по крайней мере с одним каналом, имеющим электрод. Группа фильтров включает первый полосовой фильтр, который генерирует широкополосный сигнал b(t), диапазон частот которого в основном охватывает по крайней мере один из следующих диапазонов: диапазон основного тона голоса (100 Гц-400 Гц) и диапазон первой форманты гласных (400 Гц-1000 Гц). По крайней мере один электрод, связанный с первым полосовым фильтром, активируется подаваемыми на электроды стимулирующими сигналами, зависящими, по крайней мере частично, от широкополосного сигнала b(t) для представления временной информации тонкой структуры. Технический результат - обеспечение возможности избежания искажений, обусловленных взаимовлиянием одновременно работающих смежных каналов, содержащих временную информацию тонкой структуры. 3 н. и 27 з.п. ф-лы, 5 ил.
Description
Область техники, к которой относится изобретение
Данное изобретение относится к электростимуляции нервов и, более конкретно, к системе кохлеарного имплантата, включающей широкополосный низкочастотный фильтр, связанный с электродом стимуляции.
Уровень техники
Кохлеарные имплантаты и другие протезы внутреннего уха позволяют осуществить один из способов помощи пациентам, страдающим серьезным снижением или нарушением слуха. В отличие от обычных слуховых аппаратов, в которых используется лишь усиленный и преобразованный звуковой сигнал, кохлеарный имплантат осуществляет непосредственную электростимуляцию слухового (преддверно-улиткового) нерва. Обычно кохлеарный имплантат электрически стимулирует невральные структуры внутреннего уха таким способом, что восприятие звука в наибольшей мере сходно с восприятием звука при нормальном слухе.
Из уровня техники известна типичная система кохлеарного имплантата, размещенная в ухе и представленная на Фиг.1. Нормально звуки передаются через наружное ухо к барабанной перепонке, которая приводит в движение косточки среднего уха, которые в свою очередь возбуждают колебания в улитке. В улитке имеется верхний канал, называемый вестибулярной лестницей, или лестницей преддверия, и нижний канал, называемый барабанной лестницей; эти каналы соединены каналом улитки. При восприятии звука, передаваемого через среднее ухо, жидкость, заполняющая вестибулярную лестницу и барабанную лестницу и являющаяся преобразователем звука, передает акустические волны, возбуждающие электрические импульсы, которые передаются на нерв улитки и, наконец, идут к мозгу. Преобразование частот, как считается, изменяет характер при переходе от базальной области улитки, где преобразуются самые высокочастотные составляющее звука, к апикальным областям улитки, где анализируются самые низкочастотные составляющие.
У некоторых пациентов частично или полностью утрачено нормальное нейросенсорное слуховое восприятие. Системы кохлеарных имплантатов были разработаны для компенсации этих нарушений путем непосредственной стимуляции улитки. Типичный кохлеарный протез включает, в основном, две части - речевой процессор и имплантированный стимулятор. Речевой процессор обычно включает микрофон, блок питания (батареи) для всей системы и процессор, который служит для обработки акустических сигналов и получения параметров стимуляции. При данном уровне техники речевой процессор протеза помещается за ухом (заушный слуховой аппарат). Имплантированный стимулятор генерирует последовательности сигналов, применяемые при стимуляции, и передает их на нервную ткань через матрицу электродов, которая обычно устанавливается в барабанной лестнице внутреннего уха. Связь между речевым процессором и стимулятором обычно осуществляется в радиочастотном (РЧ) диапазоне. Отметим, что с помощью РЧ связи передаются как энергия, так и информация для стимуляции. Обычно используются протоколы передачи цифровых данных со скоростями передачи информации (в битах), составляющими несколько сотен кбит/с.
Один из примеров стандартной стратегии стимуляции для кохлеарных имплантатов называют стратегией обработки речи или стратегией высокочастотной непрерывной выборки, далее CIS. Она разработана Б. Уилсоном (см., например, публикацию Wilson B.S., Finley С.С., Lawson D.T., Wolford R.D., Eddington D.K., Rabinowitz W.M., "Улучшение распознавания речи при применении кохлеарных имплантатов", Nature, vol. 352, 236-238, July 1991, в полном объеме включаемую сюда по ссылке). Обработка сигналов при стратегии CIS в речевом процессоре обычно предусматривает следующие операции:
1. Разделение диапазона звуковых частот на спектральные полосы с помощью группы фильтров;
2. Детектирование огибающей, или прямое детектирование выходных сигналов каждого фильтра;
3. Немедленное (в реальном времени) нелинейное сжатие сигнала огибающей (закон отображения); и
4. Адаптация к порогу чувствительности и наиболее комфортным уровням громкости.
В соответствии с пространственной организацией улитки, обеспечивающей проведение тонов определенныхчастот, или тонотопической организацией улитки, каждый электрод стимуляции в барабанной лестнице связан с полосовым фильтром внешней группы фильтров. Для стимуляции применяются симметрические двухфазные импульсы тока. Амплитуды импульсов стимуляции получаются непосредственно по сжатому сигналу огибающей (операция 3, упомянутая выше). Выборка этих сигналов осуществляется последовательно и импульсы стимуляции подаются в виде строго неперекрывающихся последовательностей. Таким образом, характерной особенностью CIS является то, что в каждый момент времени активен только один канал стимуляции. Суммарная частота возбуждающих сигналов является сравнительно высокой. Например, суммарная частота возбуждающих сигналов равна 18 тысяч импульсов в секунду, и в системе применяется 12-канальная группа фильтров, частота возбуждающих сигналов на один канал равна 1,5 тысячи импульсов в секунду. Такая частота возбуждающих сигналов в канале обычно достаточна для адекватного отслеживания во времени (временного представления) сигнала огибающей.
Максимальная суммарная частота возбуждающих сигналов ограничена минимальной длительностью фазы на один импульс. Длительность фазы не может быть выбрана сколь угодно малой, так как чем короче импульс, тем выше должна быть амплитуда тока, чтобы активные потенциалы оказали действие на нейроны, но амплитуда тока ограничена в силу различных практических причин. Для 12-канальной системы с суммарной частотой возбуждающих импульсов, равной 18 тысяч импульсов в секунду, длительность фазы равна 27 мкс, что близко к нижнему пределу.
При стратегии CIS информация об огибающей, по сути, отображается в отдельных каналах. Изменяющиеся во времени сигналы, например вариация огибающей сигнала, имеющая частоту, характерную для основной частоты голоса, до некоторой степени представлены в сигналах отдельных каналов. Если применяется стратегия индивидуальной низкочастотной выборки для каждого канала последовательностей, далее CSSS (см., например, патент U.S. No. 6594525 "Электростимуляция нерва с применением индивидуальных для каналов последовательностей дискретизации", целиком включенный сюда по ссылке), то количество временной информация существенно увеличивается. Временные вариации выходных сигналов в полосе пропускания (иногда называемые временной информацией тонкой структуры) представлены в более низком диапазоне частот, обычно в диапазоне примерно до 1 кГц. Таким образом, типичное устройство стимуляции может представлять собой сочетание низкочастотных CSSS-каналов и высокочастотных CIS-каналов. Для каждого CSSS-канала определяется конкретная нормализованная последовательность сверхвысокочастотных импульсов стимуляции. При стимуляции детектируется прохождение через нуль выходного сигнала от соответствующего полосового фильтра для некоторой полосы пропускания, и каждое прохождение через нуль активирует такую заранее определенную последовательность, причем последовательность взвешивается коэффициентом, зависящим от мгновенного значения огибающей выходного сигнала для данной полосы пропускания. Таким образом, в CSSS-последовательности импульсов стимуляции представлены как огибающая, так и временная информация тонкой структуры.
Чтобы обеспечить при стратегии CSSS возможность достичь достаточно высокой разрешающей способности по времени, могут применяться некоторые вспомогательные стратегии, такие как стратегия внутриканального глубокого погружения, далее - CIC, применяемая при одновременной стимуляции несколькими электродами (см., например, патент U.S. No 6594525, озаглавленный "Электростимуляция нерва на основе CSSS, полностью включенный сюда по ссылке), или алгоритм "Выбранной группы" (см., например, заявку на патент U.S. No. 20050203589, озаглавленную "Электростимуляция слухового нерва на основе алгоритма выбранных групп", полностью включенную сюда по ссылке). Однако пространственное взаимовлияние каналов может привести к такому распределению электрических потенциалов, которое может вызывать случайные эффекты восприятия звука. Предположим, например, что два смежных электрода стимуляции (1 и 2) генерируют последовательности импульсов с CSSS-частотами следования импульсов, равными 100 Гц и 200 Гц соответственно. Из-за пространственного взаимовлияния каналов последовательность, имеющая частоту 200 Гц, исказит последовательность, имеющую частоту 100 Гц, вблизи электрода 1, что может, например, вызвать слуховое ощущение, соответствующее частоте 200 Гц (искажение на октаву). Наоборот, последовательность, имеющая частоту 100 Гц, может исказить последовательность, имеющую частоту 200 Гц, вблизи электрода 2, что может создать дополнительный тон с частотой 100 Гц, который может быть слышен. Количественная мера взаимных помех зависит отточного соотношения между фазами обеих последовательностей и от взаимовлияния каналов.
Раскрытие изобретения
В соответствии с одним вариантом изобретения предлагается способ генерации подаваемых на электроды сигналов стимуляции для имплантированной многоканальной матрицы электродов кохлеарного имплантата. Способ предусматривает обработку акустического сигнала слуховой частоты группой фильтров. Каждый фильтр группы фильтров связан по крайней мере с одним каналом, имеющим электрод. Группа фильтров включает первой полосовой фильтр, который генерирует широкополосный сигнал b(t) с диапазоном частот, который в основном охватывает по крайней мере один из следующих диапазонов: диапазона частот основного тона голоса (от 100 Гц до 400 Гц) и диапазон первой форманты гласных звуков (400 Гц-1000 Гц). По крайней мере один электрод, связанный с первым полосовым фильтром, активируют подаваемыми на электроды сигналами стимуляции, зависящими, по крайней мере частично, от широкополосного сигнала b(t).
В соответствии с вариантами осуществления изобретения по крайней мере один электрод может быть установлен в апикальной области улитки. Только один электрод связан с первым полосовым фильтром. Альтернативно, по крайней мере два электрода могут быть связаны с первым полосовым фильтром. Упомянутые по крайней мере два электрода могут быть активированы одновременно с использованием, например, импульсов, коррелированных со знаком. Указанные по крайней мере два электрода могут быть активированы одновременно с использованием одного и того же подаваемого на электроды сигнала стимуляции. Активирование указанных по крайней мере двух электродов может включать стимуляцию всей апикальной области улитки.
В соответствии с другими вариантами осуществления изобретения способ может, кроме того, включать активирование по крайней мере одного электрода, связанного с одним или более фильтрами, другими в сравнении с первым полосовым фильтром; указанные один или более фильтров генерируют на выходе сигналы, верхние частоты которых выше частот широкополосного сигнала b(t). Один или более фильтров могут генерировать сигналы, в которых присутствуют только частоты, более высокие, чем частоты широкополосного сигнала b(t). Активирование по крайней мере одного электрода, связанного с одним или более фильтрами, другими в сравнении с первым полосовым фильтром, может предусматривать использование стратегии обработки речи (CIS) и/или стратегии внутриканального глубокого погружения (CIC).
В соответствии с еще одним вариантом осуществления изобретения способ может, кроме того, предусматривать использование алгоритма выбранной группы. По крайней мере один электрод многоканальной матрицы электродов, связанный с первым полосовым фильтром, может быть помещен на заранее определенном расстоянии от других электродов, чтобы в значительной мере избежать взаимовлияния между каналами. Широкополосный сигнал b(t) может быть ограничен частотами, существенно меньшими 400 Гц. Широкополосный сигнал b(t) может быть ограничен частотами, существенно меньшими 1000 Гц.
В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения предлагается способ генерации на электродах сигналов стимуляции для матрицы имплантированных электродов. Способ предусматривает наличие группы фильтров. Каждый фильтр связан по крайней мере с одним каналом, имеющим электрод. Кроме того, каждый фильтр соответствует некоторой полосе звуковых частот, генерируя группу сигналов, находящихся в полосе пропускания. Акустический сигнал на звуковых частотах обрабатывается группой фильтров. Для электрода каждого канала информация для стимуляции извлекается из связанного с электродом и каналом сигналом в полосе пропускания, чтобы генерировать на выходе группу сигналов, соответствующих актам стимуляции, что определяет подаваемые на электроды сигналы стимуляции. Сигналы стимуляции для электродов преобразуются в группы выходных импульсов, подаваемых на электроды матрицы имплантированных электродов выходных импульсов. Обеспечение группы фильтров предусматривает определение фильтров и связанных с ними полосовых сигналов таким образом, что устраняется взаимовлияние каналов, обусловленное взаимодействием электродов.
В соответствии с вариантами осуществления изобретения диапазон частот основного тона голоса (100 Гц-400 Гц) может охватываться одним полосовым фильтром группы фильтров. Диапазон первой форманты гласных (400 Гц-1000 Гц) может охватываться одним полосовым фильтром группы фильтров. Один полосовой фильтр группы фильтров может охватывать диапазон частот основного тона голоса от 100 Гц до 1000 Гц.
В соответствии с другим вариантом изобретения система кохлеарного имплантата включает многоканальную матрицу электродов, содержащую группу электродов стимуляции, служащих для стимуляции ткани слухового нерва подаваемыми на электроды сигналами стимуляции. Компилятор обрабатывает акустический сигнал слуховой частоты; процессор включает группу фильтров. Каждый фильтр группы фильтров связан по крайней мере с одним каналом, имеющим электрод. Группа фильтров включает первый полосный фильтр, который дает на выходе широкополосный сигнал b(t) с диапазоном частот, который в основном охватывает по крайней мере один из двух диапазонов частот - диапазон основного тона голоса 100 Гц-400 Гц или диапазон первой форманты гласных 400 Гц-1000 Гц. Модуль стимуляции активирует по крайней мере один электрод, связанный с первым полосовым фильтром, с помощью подаваемых на электроды сигналов, которые зависят, по крайней мере частично, от широкополосного сигнала b(t).
В соответствии с вариантами осуществления изобретения только один электрод может быть связан с первым полосовым фильтром. Альтернативно, по крайней мере два электрода могут быть связаны с первым полосовым фильтром. Модуль стимуляции может активировать по крайней мере два электрода, используя один и тот же подаваемый на электроды сигнал стимуляции.
В соответствии другими вариантами осуществления изобретения группа фильтров может включать по крайней мере один электрод, связанный с одним или более фильтрами, другими в сравнении с первым полосовым фильтром, с одним или более фильтрами, дающими на выходе сигналы с верхними частотами, которые являются более высокими, чем частоты широкополосного сигнала b(t). Один или более фильтров могут давать на выходе сигналы, имеющие только такие частоты, которые являются более высокими, чем частоты широкополосного сигнала b(t).
В соответствии с дополнительными вариантами осуществления изобретения в модуле стимуляции может использоваться стратегия обработки речи (CIS) или стратегия внутриканального глубокого погружения (CIC), чтобы активировать по крайней мере один электрод, связанный с одним или более фильтрами, другими в сравнении с первым полосовым фильтром.
В соответствии с другими вариантами осуществления изобретения может применяться алгоритм выбранной группы. По крайней мере один электрод, связанный с первым полосовым фильтром, может быть установлен на некотором расстоянии от других электродов многоканальной матрицы электродов, чтобы в значительной мере избежать взаимовлияния между каналами. Широкополосный сигнал b(t) может быть в основном ограничен частотами, меньшими 400 Гц. Широкополосный сигнал b(t) может быть в основном ограничен частотами, меньшими 1000 Гц.
Краткое описание чертежей
Указанные выше признаки изобретения станут более ясными благодаря следующему далее подробному описанию в сочетании со ссылками на следующие сопровождающие чертежи:
На Фиг.1 представлено в разрезе ухо, в котором находится типичная система кохлеарного имплантата;
На Фиг.2 показана система 201 кохлеарного имплантата, соответствующая одному варианту осуществления изобретения;
На Фиг.3 показан широкополосный сигнал, отфильтрованный в некотором диапазоне (100 Гц-400 Гц), в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения;
На Фиг.4 показана модификация широкополосного сигнала Фиг.3, выпрямленного в виде полуволн, в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения; и
На Фиг.5 показана модификация широкополосного сигнала, выпрямленного в виде полуволн и дискретизируемого по времени с частотой примерно 5 кГц, в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения.
Осуществление изобретения
В приведенных для иллюстрации вариантах осуществления изобретения система и способ кохлеарной имплантации обеспечивают один (широкополосный) сигнал или минимальное число таких сигналов, содержащих временную информацию тонкой структуры; способ позволяет избежать искажений, обусловленных взаимовлиянием одновременно работающих смежных каналов, содержащих временную информацию тонкой структуры. Детали обсуждаются ниже.
На Фиг.1 показано в разрезе ухо, в котором размещена типичная система кохлеарного имплантата. Нормально звуки передаются через наружное ухо 101 к барабанной перепонке 102, которая приводит в движение косточки среднего уха 103, которые в свою очередь возбуждают колебания в улитке 104. В улитке 104 имеется верхний канал, называемый вестибулярной лестницей, или лестницей преддверия 105, и нижний канал, называемый барабанной лестницей 106; эти каналы соединены каналом 107 улитки. При восприятии звука, передаваемого через среднее ухо 103, жидкость, заполняющая вестибулярную лестницу 105 и барабанную лестницу 106 и функционирующая как преобразователь звука, передает акустические волны, возбуждающие электрические импульсы, которые передаются на нерв 113 улитки и, наконец, идут к мозгу. Преобразование частот, как считается, изменяет характер при переходе от базальной области улитки, где преобразуются самые высокочастотные составляющее звука, к апикальным областям улитки, где анализируются самые низкочастотные составляющие.
Типичный кохлеарный протез включает, в основном, две части - речевой процессор и имплантированный стимулятор 108. Речевой процессор (не показан на Фиг.1) обычно включает микрофон, блок питания (батареи) для всей системы и процессор, который служит для обработки акустических сигналов и получения параметров стимуляции. При данном уровне техники речевой процессор протеза помещается за ухом (заушный слуховой аппарат). Имплантированный стимулятор генерирует последовательности сигналов, применяемые при стимуляции, и передает их на нервную ткань через матрицу электродов 110, которая обычно устанавливается в барабанной лестнице внутреннего уха. Связь между речевым процессором и стимулятором обычно осуществляется в радиочастотном (РЧ) диапазоне. Отметим, что с помощью РЧ связи передаются как энергия, так и информация для стимуляции. Обычно используются протоколы передачи цифровых данных со скоростями передачи информации (в битах), составляющими несколько сотен кбит/с.
На Фиг.2 показана система 201 кохлеарного имплантата, соответствующая одному варианту осуществления изобретения. Как описано выше, система 201 кохлеарного имплантата может включать две части: внешний речевой процессор и имплантируемый стимулятор 105 (см. Фиг.1). Система 201 может быть реализована, по крайней мере частично, контроллером, интегрированным в речевой процессор и/или стимулятор 105. Контроллер может содержать, не ограничиваясь этим схему и/или процессор, которые могут быть заранее запрограммированы или же выполнены так, чтобы в них могла быть загружена соответствующая программа.
Система кохлеарного имплантата 201 включает группу фильтров 203, которая может быть реализована (не ограничиваясь этим) в речевом процессоре. Каждый фильтр 203 соответствует некоторой полосе звуковых частот и служит для генерации групп сигналов, находящихся в полосе пропускания, и каждый сигнал в полосе пропускания соответствует полосе частот, соответствующей одному из фильтров.
Каждый фильтр связан по крайней мере с одним каналом 205, имеющим электрод 207. Каждый канал 205 может, далее, включать (не ограничиваясь этим) однополупериодный выпрямитель 209, модуль 211 дискретизации во времени, детектор огибающей и/или модуль сжатия. Дадим иллюстрацию, которая не накладывает ограничений. Акустический сигнал 202 слуховой частоты, проходя через каждый канал, может при этом фильтроваться так, чтоб на выходе получается сигнал, находящийся в полосе пропускания, который выпрямляется и дискретизируется по времени для того, чтобы по крайней мере влиять на генерацию подаваемого на электроды сигнала стимуляции, который далее подается на электрод 210, связанный с каналом. Обычно (ограничения здесь не налагаются) основной формой волны для сигналов стимуляции является симметричный двухфазный импульс. Электроды могут быть упорядочены в виде однополярной конфигурации, в которой используется электрод отдаленного заземления, или же в виде биполярной конфигурации, в которой для каждого активного электрода имеется соответствующий электрод сравнения.
В иллюстративных вариантах изобретения группа фильтров 203 включает фильтр 212 полосы пропускания, который дает на выходе широкополосный сигнал b(t), диапазон частот которого охватывает заранее заданный низкочастотный диапазон. В различных вариантах широкополосный сигнал b(t) является единственным сигналом, поступающим к группе фильтров, которые несет информацию о тонкой временной структуре (обычно ассоциируемую с частотами меньше 1000 Гц), обладает минимальным временем релаксации по сравнению с другими фильтрами группы, обычно приемлемыми в различных вариантах. Широкий диапазон частот может охватывать (здесь не накладываются ограничения) диапазон частот основного тона голоса (обычно 100-400 Гц). В другом варианте широкий диапазон частот может охватывать диапазон первой форманты (обычно от 400 Гц до 1000 Гц). В еще одном варианте широкий диапазон частот охватывает диапазон основного тона голоса плюс диапазон первой форманты (обычно от 100 Гц до 1000 Гц).
Полуволновая модификация сигнала b(t) дискретизируется по времени с частотой, находящейся обычно между 5 и 10 кГц. Аналогично тому, что происходит при стратегии CIS, каждое замеренное в дискретные моменты времени значение (отсчет) используется, по крайней мере частично, для определения амплитуды импульсов стимуляции. Обычно каждая величина отсчета может быть сжата (нелинейное мгновенное сжатие, закон отображения) и затем адаптирована к порогу чувствительности и наиболее комфортному для пациента уровню громкости. Представление только одного широкополосного сигнала, который включает временную информацию тонкой структуры, позволяет избежать искажений, обусловленных одновременно работающими смежными каналами, содержащими временную информацию тонкой структуры.
Широкополосный сигнал b(t) может использоваться (что не налагает ограничений) в сочетании с другими каналами CIS. Чтобы обеспечить высокую разрешающую способность во времени, достаточную для представления широкополосного сигнала b(t) в сочетании, например, с каналами CIS, могут применяться вспомогательные стратегии, такие как стратегия внутриканального глубокого погружения (CIC) или алгоритм выбранной группы. При применении CIC вычисляются амплитуды подаваемых на электроды импульсов стимуляции (которые могут представлять собой, без ограничения общности, одновременно активируемые, коррелированные знаком импульсы) с учетом параметров пространственного взаимовлияния каналов; эти параметры отражают геометрию перекрытия электрических полей электродов. Обычно при использовании алгоритма выбранной группы для создания "выбранной группы" выбирают электроды с сильным пространственным взаимным влиянием каналов. В "выбранной группе" импульсы стимуляции, маскируемые пространственным взаимным влиянием каналов, детектируются на основе простого критерия максимальной амплитуды, и указанные импульсы не применяются. Поэтому при каждом цикле стимуляции перед стимуляцией детектируется группа электродов, имеющих в "выбранной группе" самые высокие амплитуды (их число является программируемым параметром). В каждом конкретном цикле стимуляции выполняется стимуляция только этих электродов, и такая стимуляция может быть последовательной или одновременной (параллельной). Каналы выбранной группы должны достаточно сильно влиять друг на друга, чтобы области улитки получали достаточную стимуляцию. Алгоритмы, используемые для подачи на электроды сигналов стимуляции, могут быть реализованы с использованием электронной схемы и/или процессора, которые могут быть заранее запрограммированы или же выполнены так, что в них можно загрузить соответствующую программу.
Иллюстрирующий пример обработки сигнала, относящийся к широкополосным сигналам, представлен на Фиг.3-5, в соответствии с одним вариантом осуществления изобретения. На Фиг.3 показан широкополосный сигнал, отфильтрованный в диапазоне 100 Гц-400 Гц. На Фиг.4 показана модификация широкополосного сигнала, выпрямленного в виде полуволн. На Фиг.5 показана модификация широкополосного сигнала, выпрямленного в виде полуволн и дискретизируемого по времени (отсчитываемого) с частотой примерно 5 кГц; каждая вертикальная линия представляет один импульс стимуляции. Заметим, что здесь для целей иллюстрации не отражены мгновенное сжатие и адаптация к порогам чувствительности и наиболее комфортному уровню громкости.
В соответствии с одним вариантом осуществления изобретения результирующая широкополосная последовательность может подаваться на один апикальный низкочастотный канал и связанный с ним электрод. Полная конфигурация для стимуляции состоит в таком случае из данного низкочастотного широкополосного канала и каналов CIS для более высоких диапазонов частот. Каналы CIS могут, в основном, предназначаться для обработки только частот, более высоких, чем частоты, соответствующие широкополосной последовательности.
В соответствии с другим вариантом осуществления изобретения результирующая широкополосная последовательность может подаваться на один апикальный низкочастотный канал и связанный с ним электрод, а конкретное расстояние до первого из смежных каналов CIS поддерживается таким, чтобы существенно уменьшить эффекты взаимного влияния между широкополосным каналом и каналами CIS. Например, один или более электродов могут быть переключены в неактивное состояние.
В соответствии с еще одним вариантом осуществления изобретения широкополосная последовательность может подаваться на группу апикальных низкочастотных каналов и связанные с ними электроды одновременно таким образом, что вся апикальная область улитки будет стимулироваться только одной последовательностью.
В соответствии с еще одним вариантом осуществления изобретения широкополосная последовательность может подаваться на несколько апикальных низкочастотных каналов одновременно, и соблюдается некоторая конкретная дистанция до первого из смежных каналов CIS. Например, один или более электродов могут быть переключены в неактивное состояние.
Варианты изобретения могут быть реализованы на любом из обычных языков программировании. Например, предпочтительные варианты могут быть реализованы на процедурном языке программирования (например, "С") или объектно-ориентированном языке программирования (например, "C++", Питон). Альтернативные варианты изобретения могут быть реализованы как программируемые аппаратные элементы, как другие аналогичные компоненты или как сочетания аппаратных и программных элементов.
Варианты могут быть реализованы как программные продукты, предназначенные для применения совместно с компьютерной системой. Такая реализация может включать последовательность компьютерных команд, сохраняемую на материальном носителе, например в компьютере, на считываемом носителе (например, дискете, CD-ROM, ROM или жестком диске) или загружаемую в компьютерную систему через модем или другое интерфейсное устройство, например связной адаптер, подключенный к компьютерной сети через промежуточные средства передачи данных. Промежуточными средствами передачи данных могут быть как материальные среды (например, оптоволоконные или аналоговые линии), так и беспроводные каналы (например, использующие электромагнитные волны длиной от дециметров до миллиметров, инфракрасное излучение и другие средства передачи информации). Последовательность компьютерных команд реализует все или часть функциональных возможностей, описанных выше применительно к системе. Специалисты в данной области смогут оценить, что такие компьютерные команды могут быть написаны на многих языках программирования и использоваться совместно со многими вычислительными системами и операционными системами, имеющими различные архитектуры. Кроме того, указанные команды могут храниться в памяти любого типа, например в полупроводниковых, магнитных, оптических и других запоминающих устройствах, и могут передаваться с использованием любой технологии связи, например по оптическим, инфракрасным, микроволновым, и другим линиям связи. Ожидается, что такой программный продукт может распространяться на съемных носителях вместе с печатной или электронной документацией (например, как программные пакеты без раскрытия внутренней структуры), как предварительно установленное на компьютерной системе программное обеспечение (например, на системном устройстве ROM или жестком диске) или как распространяемый через серверы или электронные табло по сетям (таким как Internet или www). Разумеется, некоторые варианты изобретения могут быть реализованы как сочетания программного обеспечения (например, программных продуктов) и аппаратных средств. Другие варианты изобретения могут быть реализованы как полностью аппаратные или полностью программные (например, как программный продукт).
Описанные варианты осуществления изобретения использовались лишь как примеры, и специалистам в данной области будут очевидны многочисленные вариации и модификации. Имеется в виду, что все такие вариации и модификации находятся в области, охватываемой данным изобретением, как оно определено прилагаемой формулой изобретения.
Claims (30)
1. Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой многоканальной матрицы электродов кохлеарного имплантата, включающий обработку акустического сигнала слуховой частоты группой фильтров, каждый из которых связывают с по крайней мере одним каналом, имеющим электрод, содержащей первый полосовой фильтр, посредством которого генерируют широкополосный сигнал b(t) с частотами, выбранными из группы, включающей частоты основного тона голоса в диапазоне 100 Гц-400 Гц или частоты первой форманты гласных в диапазоне 400 Гц-1000 Гц, и активирование по крайней мере одного электрода, связанного с первым полосовым фильтром, посредством сигналов стимуляции, которые подают на электроды и формируют по крайней мере, частично, из широкополосного сигнала b(t) для представления временной информации тонкой структуры.
2. Способ по п.1, в котором только один электрод связан с первым полосовым фильтром.
3. Способ по п.1, в котором активируют по крайней мере два электрода.
4. Способ по п.3, в котором при активировании по крайней мере двух электродов стимулируют всю апикальную область улитки.
5. Способ по п.3, в котором при активировании по крайней мере двух электродов одновременно используют одинаковые сигналы стимуляции, которые подают на электроды.
6. Способ по п.1, в котором по крайней мере один электрод устанавливают в апикальной области улитки.
7. Способ по п.1, который дополнительно включает активирование по крайней мере одного электрода, связанного с по меньшей мере одним фильтром, другим в сравнении с первым полосовым фильтром, посредством которого генерируют сигналы более высоких частот, чем частоты широкополосного сигнала b(t).
8. Способ по п.7, в котором посредством указанного по меньшей мере одного фильтра генерируют сигналы только более высоких частот, чем частоты широкополосного сигнала b(t).
9. Способ по п.7, в котором при активировании по крайней мере одного электрода используют стратегию обработки речи CIS.
10. Способ по п.7, который в котором дополнительно используют стратегию внутриканального глубокого погружения CIC.
11. Способ по п.1, в котором дополнительно используют стратегию алгоритма выбранной группы.
12. Способ по п.1, в котором располагают по крайней мере один электрод, который связывают с первым полосовым фильтром на заранее определенном расстоянии от других электродов многоканальной матрицы электродов для избежания, в основном, взаимовлияния каналов.
13. Способ по п.1, в котором широкополосный сигнал b(t) в основном ограничивают частотами, меньшими 400 Гц.
14. Способ по п.1, в котором широкополосный сигнал b(t) в основном ограничивают частотами, меньшими 1000 Гц.
15. Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов, включающий использование группы фильтров, каждый из которых связывают с по крайней мере одним каналом, имеющим электрод, и с полосой пропускания слуховых частот, в которой генерируют группу полосовых сигналов, обработку акустического сигнала слуховой частоты группой фильтров, по каждому электроду извлечение информации из полосового сигнала с генерацией группы сигналов, определение в ней сигналов стимуляции, подаваемых на электроды, и преобразование сигналов стимуляции, подаваемых на электрод в группу выходных импульсов электрода имплантируемой матрицы электродов, при этом устанавливают фильтры и связанные с ними полосовые сигналы с возможностью избежания взаимовлияния электродов каналов на низких частотах.
16. Способ по п.15, в котором в группе фильтров используют один полосовой фильтр, охватывающий диапазон частот основного тона голоса 100 Гц-400 Гц.
17. Способ по п.15, в котором в группе фильтров используют один полосовой фильтр, охватывающий диапазон частот первой форманты гласных 400 Гц-1000 Гц.
18. Способ по п.15, в котором в группе фильтров используют один полосовой фильтр, охватывающий диапазон частот 100 Гц-1000 Гц.
19. Система кохлеарного имплантата, включающая многоканальную матрицу электродов, содержащую набор электродов стимуляции и установленную с возможностью стимуляции ткани слухового нерва сигналами стимуляции, подаваемыми на электроды, препроцессор обработки акустического сигнала слуховой частоты, содержащий группу фильтров, каждый из которых связан с по крайней мере одним каналом, имеющим электрод, снабженную первым полосовым фильтром, генерирующим широкополосный сигнал b(t) с диапазоном частот, выбранным из группы, включающей частоты основного тона голоса в диапазоне 100 Гц-400 Гц и частоты первой форманты гласных в диапазоне 400 Гц-1000 Гц, и модуль стимуляции, установленный с возможностью активирования по крайней мере одного электрода, связанного с первым полосовым фильтром и сигналами стимуляции, подающимися на электроды и сформированными по крайней мере, частично, из широкополосного сигнала b(t) для представления временной информации тонкой структуры.
20. Система по п.19, в которой только один электрод связан с первым полосовым фильтром.
21. Система по п.19, в которой по крайней мере два электрода связаны с первым полосовым фильтром.
22. Система по п.21, в которой модуль стимуляции установлен с возможностью активирования одновременно по крайней мере двух электродов с одинаковым сигналом стимуляции, подаваемым на электроды.
23. Система по п.19, в которой группа фильтров дополнительно содержит по крайней мере один электрод, связанный с по меньшей мере одним фильтром, другим в сравнении с первым полосовым фильтром и выполненным с возможностью генерирования сигналов более высоких частот, чем частоты широкополосного сигнала b(t).
24. Система по п.23, в которой по меньшей мере один фильтр выполнен с возможностью генерирования сигналов только более высоких частот, чем частоты широкополосного сигнала b(t).
25. Система по п.23, в которой модуль стимуляции является модулем стимуляции со стратегией обработки речи CIS при активировании по крайней мере одного электрода, связанного с по меньшей мере одним фильтром, другим в сравнении с первым полосовым фильтром,
26. Система по п.19, в которой модуль стимуляции является модулем со стратегией внутриканального погружения CIC.
27. Система по п.19, в которой дополнительно используется стратегия алгоритма выбранной группы.
28. Система по п.19, в которой по крайней мере один электрод, связанный с первым полосовым фильтром, установлен на расстоянии от других электродов многоканальной матрицы электродов для избежания, в основном, эффектов взаимовлияния каналов.
29. Система по п.19, в которой широкополосный сигнал b(t), в основном, ограничен частотами, меньшими 400 Гц.
30. Система по п.19, в которой широкополосный сигнал b(t), в основном, ограничен частотами, меньшими 1000 Гц.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| US94964907P | 2007-07-13 | 2007-07-13 | |
| US60/949,649 | 2007-07-13 | ||
| PCT/US2008/069799 WO2009012151A1 (en) | 2007-07-13 | 2008-07-11 | Electrical nerve stimulation with broad band low frequency filter |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2010105130A RU2010105130A (ru) | 2011-08-20 |
| RU2491762C2 true RU2491762C2 (ru) | 2013-08-27 |
Family
ID=39811717
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2010105130/28A RU2491762C2 (ru) | 2007-07-13 | 2008-07-11 | Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов кохлеарного имплантата (варианты) и система кохлеарного имплантата |
Country Status (10)
| Country | Link |
|---|---|
| US (2) | US8639359B2 (ru) |
| EP (2) | EP3006080B1 (ru) |
| JP (2) | JP5524834B2 (ru) |
| KR (1) | KR101543811B1 (ru) |
| CN (2) | CN104107505B (ru) |
| AU (1) | AU2008276262B2 (ru) |
| CA (1) | CA2693409C (ru) |
| PL (1) | PL3006080T3 (ru) |
| RU (1) | RU2491762C2 (ru) |
| WO (1) | WO2009012151A1 (ru) |
Families Citing this family (21)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8577473B2 (en) * | 2004-03-08 | 2013-11-05 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant stimulation with low frequency channel privilege |
| CA2693409C (en) | 2007-07-13 | 2016-06-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical nerve stimulation with broad band low frequency filter |
| US8747447B2 (en) * | 2011-07-22 | 2014-06-10 | Lockheed Martin Corporation | Cochlear implant and method enabling enhanced music perception |
| CN102037742A (zh) * | 2008-04-08 | 2011-04-27 | Med-El电气医疗器械有限公司 | 利用相干精细结构对听神经的电刺激 |
| AU2009101374A4 (en) * | 2008-09-18 | 2013-06-27 | Advanced Bionics, Llc | Methods and systems of conveying fine structure information to a cochlear implant patient |
| AU2010206911B2 (en) * | 2009-01-20 | 2013-08-01 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | High accuracy tonotopic and periodic coding with enhanced harmonic resolution |
| AU2010206770B2 (en) * | 2009-01-23 | 2013-05-02 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Stimulation channel conditioning |
| AU2010230035A1 (en) * | 2009-03-24 | 2011-11-10 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Musical fitting of cochlear implants |
| AU2012218042B2 (en) | 2011-02-14 | 2015-05-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Enhancing fine time structure transmission for hearing implant system |
| WO2012162349A1 (en) * | 2011-05-24 | 2012-11-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Progressive parameter scan for cochlear implants |
| CA2863049C (en) | 2012-01-26 | 2017-08-29 | Willard Wilson | Neural monitoring methods and systems for treating pharyngeal disorders |
| AU2013309151B2 (en) * | 2012-08-27 | 2016-01-28 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Reduction of transient sounds in hearing implants |
| WO2015054090A1 (en) * | 2013-10-07 | 2015-04-16 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Method for extracting temporal features from spike-like signals |
| WO2016057446A1 (en) * | 2014-10-08 | 2016-04-14 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Neural coding with short inter pulse intervals |
| AU2016317088B2 (en) * | 2015-09-01 | 2019-07-18 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Rate and place of stimulation matched to instantaneous frequency |
| US10342975B2 (en) | 2015-09-14 | 2019-07-09 | Cochlear Limited | Micro-charge stimulation |
| AU2016341213B2 (en) | 2015-10-23 | 2019-02-28 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Robust instantaneous frequency estimation for hearing prosthesis sound coding |
| CN105662706B (zh) * | 2016-01-07 | 2018-06-05 | 深圳大学 | 增强时域表达的人工耳蜗信号处理方法及系统 |
| AU2020204389A1 (en) | 2019-07-05 | 2021-01-21 | Cochlear Limited | A Cochlear Implant System with Improved Across-Electrode Interference Model |
| RU2722852C1 (ru) * | 2019-12-02 | 2020-06-04 | Общество с ограниченной ответственностью (ООО) "Производственная компания "АЛЬТОНИКА" (ООО "ПК "Альтоника") | Устройство кохлеарной имплантации |
| RU2766045C1 (ru) * | 2021-06-09 | 2022-02-07 | Федеральное государственное бюджетное учреждение "Российский научно-клинический центр аудиологии и слухопротезирования Федерального медико-биологического агентства" (ФГБУ РНКЦ АиС ФМБА России) | Способ оценки эффективности проведенной кохлеарной имплантации |
Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5271397A (en) * | 1989-09-08 | 1993-12-21 | Cochlear Pty. Ltd. | Multi-peak speech processor |
| US5749912A (en) * | 1994-10-24 | 1998-05-12 | House Ear Institute | Low-cost, four-channel cochlear implant |
| RU2134092C1 (ru) * | 1997-11-20 | 1999-08-10 | Ульянов Юрий Петрович | Способ стимулирования функции улитки |
| RU2136254C1 (ru) * | 1997-11-20 | 1999-09-10 | Ульянов Юрий Петрович | Способ восстановления функции улитки |
| EP0959943A1 (en) * | 1996-06-20 | 1999-12-01 | Advanced Bionics Corporation | Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same |
Family Cites Families (17)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4536844A (en) | 1983-04-26 | 1985-08-20 | Fairchild Camera And Instrument Corporation | Method and apparatus for simulating aural response information |
| JPH04502876A (ja) * | 1989-09-08 | 1992-05-28 | コックリヤ、プロプライエタリ、リミテッド | 多ピーク音声プロセッサー |
| US7917224B2 (en) * | 1999-07-21 | 2011-03-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Simultaneous stimulation for low power consumption |
| DE60036875T2 (de) * | 1999-08-26 | 2008-07-31 | Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH | Transkutane elektrische nervenstimulation auf der basis von kanalspezifischen abtastsequenzen |
| DE60125716T2 (de) * | 2000-01-31 | 2007-11-08 | Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH | Cochlear-implantatsystem mit im aussenohr einsetzbarem teil |
| US6728578B1 (en) | 2000-06-01 | 2004-04-27 | Advanced Bionics Corporation | Envelope-based amplitude mapping for cochlear implant stimulus |
| US7489790B2 (en) | 2000-12-05 | 2009-02-10 | Ami Semiconductor, Inc. | Digital automatic gain control |
| EP1421720A4 (en) | 2001-08-27 | 2005-11-16 | Univ California | COCHLEAR IMPLANTS AND APPARATUSES / METHODS FOR IMPROVING AUDIO SIGNALS BY IMPLEMENTING FREQUENCY MODULATION AND AMPLITUDE (FAME) CODING STRATEGIES |
| WO2004021363A1 (en) | 2002-09-02 | 2004-03-11 | Cochlear Limited | Method and apparatus for envelope detection and enhancement of pitch cue of audio signals |
| US7317945B2 (en) | 2002-11-13 | 2008-01-08 | Advanced Bionics Corporation | Method and system to convey the within-channel fine structure with a cochlear implant |
| AU2003901025A0 (en) | 2003-02-28 | 2003-03-20 | The University Of Melbourne | Cochlear implant found processing method and system |
| US8023673B2 (en) | 2004-09-28 | 2011-09-20 | Hearworks Pty. Limited | Pitch perception in an auditory prosthesis |
| CA2555561C (en) | 2004-03-08 | 2010-11-02 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical stimulation of the acoustic nerve based on selected groups |
| US7421298B2 (en) * | 2004-09-07 | 2008-09-02 | Cochlear Limited | Multiple channel-electrode mapping |
| CA2693409C (en) | 2007-07-13 | 2016-06-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical nerve stimulation with broad band low frequency filter |
| CN102037742A (zh) | 2008-04-08 | 2011-04-27 | Med-El电气医疗器械有限公司 | 利用相干精细结构对听神经的电刺激 |
| AU2009101374A4 (en) | 2008-09-18 | 2013-06-27 | Advanced Bionics, Llc | Methods and systems of conveying fine structure information to a cochlear implant patient |
-
2008
- 2008-07-11 CA CA2693409A patent/CA2693409C/en active Active
- 2008-07-11 CN CN201410265642.4A patent/CN104107505B/zh active Active
- 2008-07-11 RU RU2010105130/28A patent/RU2491762C2/ru active
- 2008-07-11 KR KR1020107000800A patent/KR101543811B1/ko active IP Right Grant
- 2008-07-11 CN CN200880024584.9A patent/CN101743036B/zh active Active
- 2008-07-11 JP JP2010516271A patent/JP5524834B2/ja active Active
- 2008-07-11 PL PL15192653T patent/PL3006080T3/pl unknown
- 2008-07-11 US US12/171,857 patent/US8639359B2/en active Active
- 2008-07-11 WO PCT/US2008/069799 patent/WO2009012151A1/en active Application Filing
- 2008-07-11 EP EP15192653.2A patent/EP3006080B1/en active Active
- 2008-07-11 EP EP08781698.9A patent/EP2188008B1/en active Active
- 2008-07-11 AU AU2008276262A patent/AU2008276262B2/en active Active
-
2013
- 2013-12-17 US US14/108,796 patent/US8880194B2/en active Active
-
2014
- 2014-01-14 JP JP2014003930A patent/JP5816307B2/ja active Active
Patent Citations (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5271397A (en) * | 1989-09-08 | 1993-12-21 | Cochlear Pty. Ltd. | Multi-peak speech processor |
| US5749912A (en) * | 1994-10-24 | 1998-05-12 | House Ear Institute | Low-cost, four-channel cochlear implant |
| EP0959943A1 (en) * | 1996-06-20 | 1999-12-01 | Advanced Bionics Corporation | Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same |
| RU2134092C1 (ru) * | 1997-11-20 | 1999-08-10 | Ульянов Юрий Петрович | Способ стимулирования функции улитки |
| RU2136254C1 (ru) * | 1997-11-20 | 1999-09-10 | Ульянов Юрий Петрович | Способ восстановления функции улитки |
Non-Patent Citations (1)
| Title |
|---|
| J.T. RUBINSTEIN, С. TURNER. A Novel Acoustic Simulation of Cochlear Implant Hearing: Effects of Temporal Fine Structure. Procedings of the 1st International IEEE EMBS. Conference on Neural Engineering. Capri Island, Italy. 20-22 March, 2003. p.142-145. * |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU2008276262A1 (en) | 2009-01-22 |
| CA2693409A1 (en) | 2009-01-22 |
| AU2008276262B2 (en) | 2012-08-09 |
| KR20100049009A (ko) | 2010-05-11 |
| EP2188008A1 (en) | 2010-05-26 |
| CN104107505A (zh) | 2014-10-22 |
| KR101543811B1 (ko) | 2015-08-11 |
| CN101743036A (zh) | 2010-06-16 |
| JP5816307B2 (ja) | 2015-11-18 |
| RU2010105130A (ru) | 2011-08-20 |
| US20090018614A1 (en) | 2009-01-15 |
| EP2188008B1 (en) | 2015-11-04 |
| EP3006080A1 (en) | 2016-04-13 |
| JP2014087694A (ja) | 2014-05-15 |
| PL3006080T3 (pl) | 2018-08-31 |
| US8880194B2 (en) | 2014-11-04 |
| CN104107505B (zh) | 2016-06-08 |
| CA2693409C (en) | 2016-06-07 |
| US8639359B2 (en) | 2014-01-28 |
| US20140107730A1 (en) | 2014-04-17 |
| JP5524834B2 (ja) | 2014-06-18 |
| EP3006080B1 (en) | 2018-03-14 |
| WO2009012151A1 (en) | 2009-01-22 |
| CN101743036B (zh) | 2014-07-23 |
| JP2010533512A (ja) | 2010-10-28 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| RU2491762C2 (ru) | Способ генерации сигналов стимуляции для имплантируемой матрицы электродов кохлеарного имплантата (варианты) и система кохлеарного имплантата | |
| US8948877B2 (en) | Cochlear implant stimulation with low frequency channel privilege | |
| EP2571567B1 (en) | Envelope specific stimulus timing | |
| CN102596309B (zh) | 低脉冲频率耳蜗植入物刺激协同基频的单独表示和浊音/清音区别 | |
| US9511225B2 (en) | Hearing system comprising an auditory prosthesis device and a hearing aid | |
| AU2016317088B2 (en) | Rate and place of stimulation matched to instantaneous frequency | |
| US9775997B2 (en) | Neural coding with short inter pulse intervals | |
| US20100010570A1 (en) | Auditory prosthesis |