助听植入体的时间编码

摘要

提供了一种用于激活多通道电极阵列中的电极的系统和方法，该多通道电极阵列具有被空间地划分的电极。确定至少一个脉冲，以刺激电极阵列的单个电极。将每个脉冲都转换为多个脉冲，以刺激电极阵列中的多个电极。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求2012年10月31日提交的，标题为“助听植入体的时 间编码”(“Temporal Coding for Hearing Implants”)的美国临时专利申 请序列号61/720,600的优先权，其公开内容在此通过引用以其整体并 入于此。

技术领域

本发明涉及用于助听植入体的时间编码，并且更具体地涉及用于 耳蜗植入体的时间编码的评价和方法。

背景技术

如图1中所示，人类的耳朵通常将声音，诸如语音通过外耳101 传递至鼓膜(耳膜)102，鼓膜102移动中耳103的骨骼(锤骨，砧骨 和镫骨)，该骨骼振动耳蜗104的卵圆窗膜。耳蜗104是绕其轴螺旋地 缠绕约二又四分之三圈的狭长管。耳蜗104沿其长度包括三个腔：称 为前庭阶的上部腔；称为中阶的中间腔；和称为鼓阶的下部腔。耳蜗 104形成直立的螺旋圆锥体，其中心被称为耳蜗轴，听觉神经113的轴 突位于该耳蜗轴处。这些轴突在一个方向上突出至脑干中的耳蜗核， 并且它们在另一方向上突出至螺旋神经节细胞以及耳蜗中的细胞外围 的髓突(下文称为外围突起)。响应由中耳103传递的所接收的信号， 耳蜗104中的感觉毛细胞起换能器的作用，以将机械运动和能量转换 为听觉神经113中的放电。这些放电被传送至耳蜗核，并且然后将耳 蜗核中的感应神经活动的模式传送至大脑中的其它结构，以进一步听 觉处理和感知。

当沿耳蜗104的神经基质将外部声音转换为有意义的动作电位的 能力存在问题时，听力就受损。在一些情况下，能够通过听觉假体系 统，诸如耳蜗植入体解决听力受损，耳蜗植入体通过由沿植入体电极 分布的多个电极触点输送的小电流刺激听觉神经组织。图1示出典型 的耳蜗植入体系统的一些部件，其中外部麦克风向外部信号处理级111 提供音频信号输入，该外部处理级111具体实施各种已知信号处理方案 中的一种方案。经处理的信号被外部信号处理级111转换为数字数据格 式，诸如一序列数据帧，以传输至植入体外壳108中的接收器处理器 中。除了提取音频信息之外，植入体外壳108中的接收器处理器还可 执行另外的信号处理，并且产生刺激模式(基于所提取的音频信息)， 该刺激模式通过电极引线109发送至所植入的电极阵列112，电极阵列 112通过被称为耳蜗造口的手术开口刺入到耳蜗104中。通常，这种电 极阵列112包括处于其表面上的多个电极触点110，所述多个电极触点 110将刺激信号传输至耳蜗104的相邻神经组织，患者的大脑将该刺激 信号解释为声音。可使用各种刺激策略(例如包括在一个或更多触点 组中按顺序或同时刺激)激活单独电极触点110。

与正常功能的听觉器官相比，通过使用耳蜗植入体对听觉系统中 的时间信息的表现有缺陷。在健康的耳朵中，在信息被转移至大脑之 前，由毛细胞和它们对应的神经纤维记录时间信息。毛细胞能够跟随 与基底膜的对应振荡同相的外部产生的声学信息，直至特定频率。然 而，神经纤维具有特定的不应期，该不应期仅允许有限的时间编码。 在健康生理系统的情况下，存在足够的神经纤维，其在刺激后具有不 同的不应状态。因此，作为整体，这些神经纤维通常能够一起表现高 达5kHz的时间信息(例如，参见1937年Wever和Bray的“齐射理论” (“volley theory”))。

在耳蜗植入体的情况下，通过电极，例如通过直接在神经纤维中 引出动作电位的双相电脉冲提供时间信息。结果，同步引出耳蜗植入 体的电触点周围的所有神经纤维，并且齐射原理不再适用。因而可能 极大地损害时间信息的传递。

因此，关于耳蜗植入体，至神经元系统的联接有缺陷。此外，诸 如耳蜗植入体电极触点的实际阻抗这样的条件可能每个患者都不同。 结果，标准脉冲序列可能对于患者是次优的。为了有助于解决该问题， 已经执行了心理声学检验，其中患者提供他是否能够区别各种脉冲速 率下的所展示的声音的音调的主观反馈(参见已录用的Bahmer和 Baumann，2012年Cochlear Implants International)。然而，这种主观反 馈可能取决于环境而变化，并且可能难以对特定患者例如幼童实现。

发明内容

根据本发明的实施例，提供了一种用于激活多通道电极阵列中的 电极的方法，该多通道电极阵列具有被空间地划分的电极。该方法包 括确定至少一个脉冲，以刺激电极阵列的单个电极。每个脉冲都被转 换为用于刺激电极阵列中的多个电极的多个脉冲。

根据本发明的相关实施例，转换可包括在与不同电极关联的至少 两个脉冲之间添加时间间隔。用于刺激多个电极的脉冲可为超阈值脉 冲或亚阈值脉冲。所述多个脉冲的能量可基本等于用于刺激第一电极 的脉冲的能量。所述多个脉冲的时间和/或空间质心可基本等于所确定 的脉冲的时间和/或空间质心。所述多个脉冲的振幅、脉冲长度和/或时 间间隔可变。该变化可基于高斯分布、泊松分布和/或均匀分布。用于 刺激电极阵列的单个电极的所述至少一个脉冲可为形成一顺序脉冲序 列的多个脉冲，诸如连续交替采样(CIS)语音信号处理策略。

根据本发明的又进一步相关实施例，该方法还包括至少部分地基 于所转换的脉冲刺激所述多个电极。电极阵列可为植入患者体内的听 觉假体的一部分，该方法还包括在刺激电极时执行至少一种神经生理 学测量，并且评价该神经生理学测量，以便确定用于所改进的音调辨 差的时间编码的质量。所述至少一种神经生理学测量可包括电诱发听 觉稳态反应(EASSR)、电诱发脑干反应听测法(EBERA)、近场测量， 和/或电诱发复合动作电位(ECAP)。评价神经生理学测量可包括统计 学检验和/或使用遗传算法。可基于该评价调节脉冲速率。多通道电极 可关联植入体。多通道电极阵列可关联耳蜗植入体、脑干植入体或深 部脑刺激。

根据本发明的另一实施例，听觉假体系统包括适合可植入的刺激 器，该刺激器包括形成多通道电极阵列的多个电极。处理器被构造成 确定用于刺激电极阵列的单个电极的至少一个脉冲。该处理器还被构 造成将每个脉冲都转换为多个脉冲，以刺激电极阵列中的多个电极。

根据本发明的相关实施例，处理器可被构造成在关联不同电极的 至少两个所转换的脉冲之间添加时间间隔。用于刺激所述多个电极的 脉冲可为超阈值脉冲或亚阈值脉冲。所述多个脉冲的能量可基本等于 用于刺激第一电极的所确定的脉冲的能量。所述多个脉冲的时间和/或 空间质心可基本等于所述确定的脉冲的时间和/或空间质心。所述多个 脉冲的振幅、脉冲长度和/或时间间隔可变。该变化可基于高斯分布、 泊松分布和/或均匀分布。用于刺激电极阵列的单个电极的所述至少一 个脉冲可为形成一顺序脉冲序列的多个脉冲。所述一顺序脉冲序列可 基于连续交替采样(CIS)语音信号处理策略。刺激器可被构造成至少 部分地基于所转换的脉冲刺激所述多个电极。

根据本发明的又进一步实施例，检验模块可被构造成对假体用户 执行对电极刺激的至少一种神经生理学测量。该检验模块还可被构造 成评价神经生理学测量，以便确定用于所改进的音调辨差的时间编码 的质量。评价神经生理学测量可包括统计学检验和/或使用遗传算法。 该神经生理学测量可包括电诱发听觉稳态反应(EASSR)、电诱发脑干 反应听测法(EBERA)、近场测量，和/或电诱发复合动作电位(ECAP)。

根据本发明的另一实施例，提供一种评价关联听觉假体的用于所 改进的音调辨差的时间编码的方法。该听觉假体包括在多通道电极阵 列中的多个电极。该方法包括以脉冲速率刺激电极。对假体用户执行 对电极刺激的至少一种神经生理学测量。评价该神经生理学测量，以 便确定用于所改进的音调辨差的时间编码的质量。基于该评价调节脉 冲模式和/或速率。

根据本发明的相关实施例，神经生理学测量可包括电诱发听觉稳 态反应(EASSR)、电诱发脑干反应听测法(EBERA)、近场测量，和/ 或电诱发复合动作电位(ECAP)。评价神经生理学测量可包括统计学 检验和/或使用遗传算法。可不借助用户的主观反馈完成执行所述至少 一种神经生理学测量。

根据本发明的另一实施例，听觉假体系统包括在多通道电极阵列 中的多个电极。刺激器被构造成以脉冲速率刺激电极。该系统还包括： 用于对假体的用户执行对电极刺激的至少一种神经生理学测量的装 置；用于评价该神经生理学测量以便确定用于所改进的音调辨差的时 间编码的质量的装置；和基于评价调节脉冲模式和/或速率的装置。

根据本发明的相关实施例，神经生理学测量可包括电诱发听觉稳 态反应(EASSR)、电诱发脑干反应听测法(EBERA)、近场测量，和/ 或电诱发复合动作电位(ECAP)。用于评价神经生理学测量的装置可 包括统计学检验和/或使用遗传算法。可不借助用户的主观反馈实现执 行所述至少一种神经生理学测量的装置。

附图说明

通过参考由参考附图所作的下文详细说明，将更易于理解实施例 的前述特征，其中：

图1示出在具有耳蜗植入体系统的人类耳朵中的解剖结构和系统 部件。

图2示出例示根据本发明实施例的激活在多通道电极阵列中的电 极的方法的流程图；

图3例示性地示出根据本发明实施例的电极通道上的单个脉冲， 该单个脉冲已经被转换为三个电极通道上的三个脉冲的复合；

图4示出例示根据本发明实施例的评价用于与听觉假体关联的用 于所改进的音调辨差的时间编码的质量的方法的流程图；和

图5示出根据本发明实施例的通过统计学检验评价的EASSR。

具体实施方式

在本发明的例示性实施例中，确定了将时间信息精确地表现给助 听植入体用户的改进的脉冲刺激序列。该所改进的脉冲序列可为患者 定制的，以便它们对于每个患者都不同。在本发明的进一步实施例中， 使用用于助听植入体的神经生理学测量作为用于评价改进的音调辨差 的时间编码的质量的基础。可不考虑或结合来自植入体用户的主观反 馈使用神经生理学测量。下面讨论细节。

图2示出例示根据本发明实施例的激活多通道电极阵列中的电极 的方法的流程图。多通道电极阵列可关联植入体。植入体可为包括脉 冲刺激的本领域已知的任何植入体。例如，多通道电极阵列可关联助 听植入体，诸如耳蜗植入体，其中该电极的多个电极被设置成使得它 们在耳蜗内被空间地划分。耳蜗植入体可被部分地植入，并且包括但 不限于外部语音处理器、麦克风和/或线圈，带有植入的刺激器和/或电 极阵列。在其它实施例中，耳蜗植入体可为完全植入的耳蜗植入体。 在进一步实施例中，多通道电极可关联深部脑刺激(DBS)或脑干植入 体，诸如听觉脑干植入体。

在步骤201中，确定用于刺激电极阵列的单个电极的至少一个脉 冲。在各种实施例中，植入体采用在多通道电极阵列中提供脉动刺激 的刺激策略。所述至少一个脉冲可为但不限于对于给定电极形成一顺 序脉冲序列的多个脉冲。刺激策略的一个特定实例为“连续交替采样 (CIS)”策略，如Wilson等人在“Better Speech Recognition With Cochlear  Implants”Nature,vol.352:236-238(1991)中所述，在此通过引用以其整 体并入于此。对于CIS，使用横跨多个电极随时间严格不重叠的对称双 相电流脉冲。每通道的速率通常高于800脉冲/秒。应理解，本发明不 限于CIS策略，并且适用于本领域已知的其它刺激策略，诸如但不限 于电极电流的同时激活/重叠。例如但不限于在美国专利No.6,594,525 (Zierhofer)中所述的一种这样的同时刺激，在此通过引用以其整体并 入于此。

在步骤203中，将每个脉冲都转换为用于刺激电极阵列中的多个 电极的多个脉冲。例如，代替在单个电极通道(主通道)上呈现包括n 个单独脉冲的脉冲序列，可将关联脉冲序列的所述n个单独脉冲中的 每个脉冲都转换为脉冲复合。那些脉冲复合中的每个复合都可包括在 几个电极通道(主通道和相邻通道；空间间隔)上分布的脉冲，并且 另外，可在该复合的每个脉冲之间引入时间跳动(时间间隔)。脉冲复 合中的脉冲可为超阈值和/或亚阈值脉冲。作为整体，脉冲复合有利地 允许改进对时间信息的表现/解释。在采用几个通道代替仅一个通道的 情况下，使用复合脉冲导致时间信息传播至较大量并且更多分布数的 神经纤维，因而减轻同步引出对应的神经纤维的问题。

图3例示性地示出根据本发明实施例的电极通道E2上的单个脉 冲，该单个脉冲已经被转换为通道E1、E2和E3上的三个脉冲的复合。 已经在通道E1、E2和E3上的脉冲之间引入时间跳动。在其上引入脉 冲复合的电极通道数不限于3；可采用任何数目的通道。脉冲复合可不 同程度地采用按顺序刺激和/或同时刺激。

每个脉冲复合的能量都可基本等于来自脉冲序列的对应的单独脉 冲的能量。此外，可提出复合脉冲的质心(空间的和/或时间的)，其中 将已经提出单独脉冲以便保留音调拓扑(tonotopic)顺序。

可变的复合脉冲参数包括但不限于脉冲复合内的脉冲的振幅分 布、用于脉冲复合的电极通道的数目以及脉冲复合内脉冲的脉冲长度。 可变的另一参数为在脉冲复合内的脉冲之间的时间分布。复合脉冲之 间的跳动/时间差可为任何持续时间。例如，时间差可为但不限于量级 为μs或ms。上述分布可为但不限于根据高斯分布、泊松分布和/或均 匀分布。所有上述参数也可在随后的脉冲复合的对应脉冲之间变化。

在本发明的各种实施例中，复合脉冲之间的跳动/时间差可基于一 种或更多种规则。作为例示，在复合脉冲之间可存在预定的最小时间 差。可通过原始脉冲(即来自脉冲序列的对应单独脉冲)的强度确定 复合脉冲之间的最小时间差。最小跳动/时间差可变，以便但不限于， 取决于复合脉冲之间的水平，从而避免掩蔽效应。例如，如果原始脉 冲被分为三个脉冲，其中第二脉冲具有高强度，如果在相邻通道处存 在第三脉冲就可能掩蔽第三脉冲，除非这两个脉冲之间存在充足的时 间。

根据本发明的甚至更复杂实施例，还可通过包括亚阈值和/或超阈 值脉冲，优选地仅亚阈值脉冲的脉冲子复合表现来自脉冲复合的单个 脉冲(假设该单个脉冲为超阈值的)的表现。上文解释的刺激参数的 所有变体也都可应用于这种子复合。

被转换为脉冲复合的脉冲序列的n个单独脉冲的速率可为频率/速 率分析的基础，该频率/速率分析用于评价所改进的音调辨差的时间编 码的质量。在各种实施例中，仅使用复合脉冲的跳动以更好地表现这 种速率。

图4示出例示根据本发明实施例的评价用于与听觉假体关联的用 于所改进的音调辨差的时间编码的质量的方法的流程图。该听觉假体 可包括多通道电极阵列中的多个电极，并且采用但不限于上述脉冲复 合刺激策略；然而，其它刺激策略(例如，包括CIS和/或同时刺激策 略)也在本发明的范围内。

在步骤401中，以脉冲速率刺激假体的电极。然后在步骤403中， 对假体的用户执行对电极刺激的神经生理学测量。在各种实施例中， 神经生理学测量可不需要任何主观的用户反馈。

神经生理学检验可包括电诱发听觉稳态反应(EASSR)(也参见： “Recording and online analysis of auditory steady state responses(ASSR) in Matlab”,Andreas Bahmer,Uwe Baumann；Journal of Neuroscience  Methods 187(2010),105-113，在此通过引用以其整体并入；和“Temporal  information transfer with cochlear implants:Improvements and  Measurements”,Habilitationsschrift,Andreas Bahmer,Frankfurt am Main, 2012，在此通过引用以其整体并入于此)。EASSR对低速脉冲串的响应 能够被易于通过被放置在耳蜗植入体用户的头皮上的电极来记录，并 且与电刺激产生的假象分离。

在进一步实施例中，神经生理学检验可包括电诱发脑干反应听测 法(EBERA)或近场测量方法，如电诱发复合动作电位(ECAP)。各 种测量方法可允许监视复合脉冲对在不同的信号处理水平下的时间信 息传输的影响。

再次参考图4，在步骤405中，评价神经生理学测量，以便确定用 于所改进的音调辨差的时间编码的质量。然后在步骤407中，可以基 于该评价而调节脉冲模式和/或速率，以便向用户提供最佳的音调辨差。 可重复步骤405和407，直到实现特定最优(例如，遗传算法收敛)。

可通过统计学检验评价神经生理学测量的结果。作为例示而非限 制地，可使用下列两种统计学测量范例评价神经生理学测量(特别是 EASSR)的结果。两者都允许对给定显著性阈值进行信号检测。第一 检验分析且比较在信号调制的频率下的几个随后测量的傅立叶分量 (例如，参见“A new statistic for steady-state evoked potentials”,Victor  and Mast,Electroencephalography and Clinical Neurophysiology,1991, 78:378-388,1991，在此通过引用以其整体并入)。第二检验评价与调制 频率相邻的傅立叶分量；使用这些相邻分量估计噪声水平(例如，参 见：“Human auditory steady-state responses to amplitude-modulated  tones:phase and latency measurements”John and Picton,Hearing  Research 141:57-79,2000；和“MASTER:a Windows program for  recording multiple”,John and Picton,Computer Methods and Programs in  Biomedicine 61125–150,2000，在此通过引用以其整体并入)。另外， 可分析平均数据。两种检验方法都应用F检验，以估计源自相同概率 分布的两个子集的概率。

在进一步实施例中，可通过Jewett峰(高度和宽度)的构象评价 神经生理学测量(特别是EABR)的结果。可通过P1-N1峰(高度和 宽度)构象评价神经生理学测量(特别是ECAP)的结果。

遗传算法可使用评价结果以评价用于基于先前的参数集产生新参 数集的时间信息传递(所谓的“成本函数”)的质量(例如，参见 “Parameters for a model of an oscillating neuronal network in the  cochlear nucleus defined by genetic algorithms”,Andreas Bahmer,Gerald  Langner；Bio.Cybernetics(2010),102:81-93，在此通过引用以其整体并 入)。

作为例示，图5示出根据本发明实施例的通过统计学检验评价的 EASSR(例如，参见figure 1F-test example for ASSR from Bahmer and  Baumann,2010)。更具体地，图5示出当对正常听力对象进行测量ASSR 时的F检验概率(x轴：时间[s]，y轴：检验概率；耳机表现：正弦调 幅的正弦波，载波1kHz，调制97.656Hz，90dB SPL)。F检验在约75s 后达到显著性(直线指示alpha＝0.05)。

可整体地或部分地以任何传统的计算机编程语言具体实施本发明 的实施例。例如，可通过过程式编程语言(例如“C”)或面向对象的 编程语言(例如，“C++”、Python)具体实施优选实施例。可作为预编 程硬件元件、其它相关部件，或者作为硬件部件和软件部件的组合， 具体实施本发明的可替换实施例。

可整体地或部分地作为与计算机系统一起使用的计算机程序产品 具体实施这些实施例。这些具体实施例可包括一系列计算机指令，所 述一系列计算机指令被固定在有形媒体，诸如计算机可读媒体(例如， 磁碟、CD-ROM、ROM或硬盘)上，或者可通过调制解调器或其它接 口装置，诸如被连接至在媒体上的网络的通信适配器，而传输至计算 机系统。媒体可为有形媒体(例如，光通信线路或模拟通信线路)或 通过无线技术(例如，微波、红外或其它传输技术)具体实施的媒体。 所述一系列计算机指令具体化上文关于系统所述的功能的所有或一部 分。本领域技术人员应明白，可以许多编程语言写出这些计算机指令， 从而与许多计算机架构或操作系统一起使用。此外，可将这些指令存 储在任何存储装置诸如半导体、磁性、光学或其它存储装置中，并且 可使用任何通信技术诸如光学、红外、微波或其它传输技术传输这些 指令。预期这种计算机程序产品可作为具有附带的印刷或电子文件的 可移除媒体(例如，压缩包软件)分配，预装有计算机系统(例如， 在系统ROM上或硬盘上)，或者在网络(例如，因特网或万维网)上 从服务器或电子公告板分配。当然，本发明的一些实施例可具体实施 为软件(例如，计算机程序产品)和硬件两者的组合。完全作为硬件 或者完全作为软件(例如，计算机程序产品)具体实施本发明的其它 实施例。

虽然已经公开了本发明的各种例证性实施例，但是本领域技术人 员应明白，不偏离本发明的真正范围，能够作出将实现本发明的一些 优点的各种变化和变型。