耳蝸植入物的快速適配的制作方法
【專利說明】耳蝸植入物的快速適配
[0001 ]本申請要求于2013年6月28日所提交的美國臨時專利申請61/840,523的優先權權 益，其全部內容通過引用并入本文。 發明領域
[0002] 本發明涉及聽力植入物，并且尤其是涉及耳蝸植入物應用的適配定制化。
【背景技術】
[0003] 正常耳朵如圖1中所示出的那樣通過外耳101向鼓膜(耳膜）102傳送聲音，所述鼓 膜102移動中耳103的骨頭(錘骨、砧骨、以及鐙骨)使耳蝸104的卵圓窗和圓窗開口振動。耳 蝸104是繞蝸軸螺旋地纏繞約兩周半的窄長管。其包括被稱為前庭階的上通道和被稱為鼓 階的下通道，所述上通道和下通道通過耳蝸管連接。耳蝸104形成立式螺旋錐，其中心被稱 為蝸軸，聽覺神經113的螺旋神經節細胞駐留于蝸軸中。響應于接收到的由中耳103傳送的 聲音，充滿流體的耳蝸104作為轉換器以生成被傳送到耳蝸神經113并且最終傳送到大腦的 電脈沖。
[0004] 在沿著耳蝸104的神經基板將外部聲音轉換成有意義的動作電位的能力方面存在 問題時，聽力受損。為了改進受損聽力，已開發了聽覺假體。例如，當損傷與中耳103的工作 有關時，傳統的助聽器可以被用來以放大聲音的形式提供到聽覺系統的聲學機械刺激。或 者，當損傷與耳蝸104相關聯時，具有植入刺激電極的耳蝸植入物能夠利用由沿著電極分布 的多個電極接觸所遞送的小電流來電刺激聽覺神經組織。
[0005] 圖1還示出了典型的耳蝸植入物系統的一些組件，所述耳蝸植入物系統包括外部 麥克風，外部麥克風將音頻信號輸入提供給在其中能夠實現各種信號處理方案的外部信號 處理器111。經處理的信號然后被轉換成數字數據格式，諸如數據幀的序列，以用于傳送到 植入物處理器108中。除接收經處理的音頻信息之外，植入物處理器108還執行諸如糾錯、脈 沖形成等的附加的信號處理，并且產生通過電極引線109發送到植入電極陣列110的刺激模 式(基于所提取的音頻信息）。通常，這個電極陣列110包括其表面上的提供耳蝸104的選擇 性刺激的多個電極接觸112。
[0006] 耳蝸植入系統采用在多信道電極陣列中對電極接觸提供高速率脈沖式刺激的刺 激策略。一個特定的例子是"連續交替取樣（CIS)"策略，如Wi Ison等的Bet ter Speech Recognition With Cochlear Implants(利用耳蝸植入物更好地識別語言），Nature，第 352:236-238(1991)卷所描述，其通過引用并入本文。對于CIS，使用對稱的雙相電流脈沖， 該雙相電流脈沖在時間上嚴格地不重疊。每信道速率典型地高于800脈沖/秒。其他刺激策 略可以基于電極電流的并行激活。這些方法已被證明在提供高水平的語言識別方面是成功 的。
[0007] 為了使諸如耳蝸植入物的聽覺假體正確地工作，在適配調整過程中需要確定一些 特定于患者的操作參數，其中操作參數的類型和數目是依賴于設備和依賴于刺激策略的。 用于耳蝸植入物的可能的特定于患者的操作參數包括：
[0008] ?電極接觸1的THRl (刺激幅度的更低檢測閾值）
[0009] ?電極接觸1的MCLl (最適響度）
[0010] ?電極接觸1的相位持續時間
[0011] ?電極接觸1的幅度
[0012] ?電極接觸1的脈沖率
[0013] ?電極接觸2的THR2
[0014] ?電極接觸2的MCL2
[0015] ?電極接觸2的相位持續時間
[0016] ?電極接觸2的幅度
[0017] ?電極接觸2的脈沖率
[0018] ·…·
[0019] ?精細結構通道的數目
[0020] ?壓縮
[0021 ] ?頻率的參數，例如電極接觸映射
[0022] ?描述電場分布的參數，例如空間傳播
[0023] 一種用于MCL和THL的客觀測量的方法是基于e CAP s (電誘發復合動作電位）的測 量，如Gantz等的Intraoperative Measures of Electrically Evoked Auditory Nerve Compound Action Potentials(電誘發的聽神經復合動作電位的術中測量），American Journal of Otology 15(2) :137-144(1994)所描述的，其通過引用并入本文。在這種方法 中，使用了在內耳的鼓階中的記錄電極。在非常接近神經興奮的位置由給定的電極接觸來 測量聽神經對電刺激的總響應。這種神經響應是由在軸突膜外部處的單神經響應的迭加引 起的。在測量位置處的EAP幅度在I OyV和1800μν之間。諸如電誘發鐙骨肌反射閾值(e SRT)的 其他客觀測量方法也是公知的。
[0024] -種用于適配調整的常用方法是從行為上找到每個分立的電極接觸的閾值(THR) 和最適響度(MCL)值。對于此，所選定的電極通道上的刺激電荷通常從零開始逐步增加，直 至在主觀過程(例如調整方法)或客觀過程(例如eCAP或eSRT)中達到THR或MCL水平為止。這 種增加可以是刺激突發持續時間或刺激突發幅度或者二者的結合。典型地，對于該過程使 用具有10-1000毫秒持續時間的穩定幅度刺激突發。參見示例，Ratz，Fitting Guide for First Fitting with MAESTRO 2.0(利用MAESTR02.0進行首次適配的適配指導），MED-EL，F ? rstenweg 77a，6020因斯布魯克，1.0版，2007年。AW 5420 Rev.l.0(English_EU);其通過 引用并入本文。其它的替選/延伸有時與縮減的操作參數組一起使用；例如，如 Smoorenburg，Cochlear Implant Ear Marks(耳蝸植入物耳標），University Medical Centre Utrecht，2006;美國專利申請20060235332所建議的；其通過引用并入本文。通常， 每個電極通道被單獨適配，而不使用來自已經適配的電極通道的信息。在給定電極接觸上 的刺激電荷通常從零開始逐步增加，直至達到MCL(最適響度）。
[0025]目前已經使用幾種方法來加快適配過程。一種方法使用平坦映射(flat map)，即 所有電極通道上使用相同的MCL或THR值以使得僅需要適配一個電極通道。但是該方法對所 適配的電極通道的感知狀態(敏感性高或低)不能得出結論并且因此結果映射對于一些電 極通道聲音而言可能太強或太弱。另一種方法是在在N個相鄰電極接觸上適配期間同時從 零開始增加刺激電荷，并且由此說來同時適配N個相鄰電極接觸。這些以及類似的方法的確 節省時間，可是，它們具有忽視特定于電極的細節的缺點，例如某個電極通道具有明顯不同 于另一個電極通道的MCL值。第三種所使用的適配方法例如是在適配電極通道時不從零開 始，而是從某個固定值開始。然而這個方法具有該固定初始值對于一個電極通道上的MCL來 說可能過高，而對另一電極通道上的MCL來說可能過低的缺點。換句話說，存在過度刺激患 者的風險，同時還具有節約更多時間的潛力。

【發明內容】

[0026] 本發明的實施例涉及將具有電極陣列接觸的植入式耳蝸植入物適配于植入患者。 對于多個不同的適配方法，每個適配方法被指派一個或多個電極接觸，使得每個所指派的 電極接觸只被指派一個適配方法。對每個適配方法，所指派的電極接觸根據該適配方法進 行適配并且插值未指派的電極接觸的適配值。然后基于對所述多種不同適配方法的適配的 加權平均來對所述電極陣列中的每個電極接觸