具有改进的电极选择方案的耳蜗植入物系统的制作方法

本发明涉及具有改进的电极选择方案的耳蜗植入物系统。

背景技术：

在正常(声学)听力系统中，耳蜗的一个主要功能是对传入的声学信号进行频谱分解及将所得的频谱成分编码为听觉神经的神经兴奋。频谱分解和神经编码沿耳蜗长度按频率响应进行，及频谱分辨率可通过滤波器组建模。多通道/电极耳蜗植入物(ci)系统也执行频谱分解并将所得的频谱成分转换为电流脉冲即电极脉冲，其从插入到耳蜗内的、频率响应图对应的电极直接传到听觉神经。理想地，对于同样的声学输入信号，由给定电极传送的当前电极脉冲应有选择地刺激同一群神经纤维，如在正常声学听力系统中将恢复的一样。然而，在实践中，在目前的植入物中仅有相当小数量的电极可用(在12到22之间)，这些电极通常产生广电流场，其在实质上较广的神经纤维簇中引出神经反应。这导致较差的频谱分辨率及不同电极引出的兴奋的大量重叠。这样的兴奋重叠产生明显的跨电极干扰，藉此，一电极上的刺激扰乱另一电极引出的神经兴奋。

为减轻跨电极干扰的影响，多种ci编码策略采用“m中选n”型通道选择方法将给定时间窗口(即时间纪元)中的刺激电极数量限制为可用电极的总数(navail)的子集(n)。在这样的方案中，选择包含在给定时间窗口传递来自潜在声学输入信号的最“重要”信息的“事件”(即脉冲或者从其最终得到电极脉冲的任何谱-时信号特征)的n个电极，及其余电极被停用以确保在植入物输出时，呈现最重要的脉冲，具有来自未编码重要信息的电极上的刺激的最小干扰。最重要的事件被编码，具有来自未编码重要事件的电极上的刺激的最小干扰。这样的方法也可采用重要性阈值来在应用m中选n选择之前舍弃不满足基准重要性判据的事件。评估电极事件重要性的判据可基于(但不限于)能量、心理物理掩蔽、潜在声学信号中的周期性、跨通道和耳朵的信号相干性等。

“m中选n”型电极或通道选择通常被采用在随时间及跨电极以恒定速率产生电极脉冲或事件的声音编码策略中。在这样的系统中，在其内进行m中选n选择的时间窗口设定成使每一电极或通道上能出现相等数量的事件(即电极脉冲)。在该情形下，由于事件出现的速率，在任何给定时间没有电极或通道享有选择优势。然而，当声音编码策略基于以随时间和跨通道变化的速率出现的事件时，具有较高事件速率的通道由于在执行m中选n选择的时间窗口中包含更多事件而相较于低速率通道可迎受选择优势。目前描述的问题在分别针对固定和可变速率策略的图2a和2b中图示，尽管现代ci系统对于16-22的m值通常采用8-12的n值，图2a和2b描述了简化的情形，其中n＝2和m＝3。两种刺激策略均应用于同样的假设的声学信号，在潜在声学输入信号的每一时间窗口期间，通道的重要性在编码策略之间均相同，但响应于该输入信号产生事件不同。这些画面上的横坐标指时间窗口编号，即其中一个或多个通道正被评估和选择的时间窗口，纵坐标指通道编号，及每格中的值指假设的事件的重要性值。对于固定速率策略即图2a，事件在每一时间窗口中在每一通道上出现，及选择方法能够在任何给定时间窗口内测试每一通道或电极相较其它通道或电极的重要性。因此，在所有时间纪元内选择具有最重要事件的通道或电极。

关键地，由于选择方案仅受电极或通道的重要性值影响，包括不重要/有噪声信息的通道在任何给定时间窗口均不被选择。相比之下，在图2b中，对于可变速率策略，相较较高速率通道，事件在较低速率通道上在较少几个时间窗口中出现。这使得在一些时间窗口中的选择程序期间高速率通道根本不受到挑战。这样，标准的“m中选n”型只要较低速率通道上不存在事件则默认选择高速率通道。因而，整个编码策略将更频繁地编码高速率电极上的事件，即使那些事件反映可能被听者感知到且可能干扰更重要电极上的信息的不重要/有噪声信息。这个问题对于实践中比目前例子中更适宜的n和m值(如n＝8,m＝20)特别不利，及可应用于从与潜在声学内容重要性无关的声学特征得到脉冲的声音编码策略。

技术实现要素：

在本说明书中，“通道”和“电极”可互换地使用，及“事件”和“脉冲”可互换地使用。

本发明的一方面是提供目标在于克服上面描述的已知解决方案的缺点的耳蜗植入物系统。

本发明的一方面是提供一种耳蜗植入物系统，其包括防止可能不重要/有噪声的信息通过较高事件速率而被不当利用的电极选择方案。

本发明的一方面是提供一种耳蜗植入物系统，其包括使跨电极干扰量、来自音频信号的通过植入物上的电极传送的脉冲编码的频谱成分的分辨率最小化的电极选择方案。

本发明的所述方面由一种耳蜗植入物系统实现，其包括：配置成接收声学信号并基于该声学信号传输音频信号的传声器单元、配置成接收音频信号并将音频信号处理为多个电极脉冲的处理器单元、包括配置成基于多个电极脉冲刺激耳蜗植入物系统的用户的听觉神经的多个电极的电极阵列。

本发明的所述方面由一种耳蜗植入物系统实现，其包括：配置成接收声学信号并基于该声学信号传输音频信号的传声器单元、配置成接收音频信号并将音频信号处理为多个通道的处理器单元，所述多个通道用于产生多个电极脉冲，所述耳蜗植入物系统还包括电极阵列，其包括配置成基于多个电极脉冲刺激耳蜗植入物系统的用户的听觉神经的多个电极。

处理器单元可配置成将重要性值分配给多个通道的一个或多个通道或者多个电极的一个或多个电极，其中每一重要性值可基于分配给相应通道/电极的电极脉冲的状态确定。

电极脉冲的状态可以是电极脉冲的参数/特征的度量，其可包括在电极脉冲的频率范围的频率子集内估计的脉冲能量水平。

电极脉冲的参数/特征可包括在电极脉冲的频率范围的频率子集内所采样音频信号的估计的信噪比。

电极脉冲的参数/特征可包括在电极脉冲的频率范围的频率子集内音频信号中的周期性、跨多个电极中的电极的音频相干性和/或跨另一耳蜗植入物系统的第二电极阵列的音频相干性。

处理器单元还可配置成在一时间窗口即一纪元分析帧期间选择多个电极中的电极主组，其中电极主组中的每一所选电极的重要性值大于或等于重要性阈值。重要性阈值例如可以是第n个最高电极重要性值或者绝对最小重要性值中的最大值。重要性阈值例如可以是：

-最小可允许掩蔽加权的能量/电荷/水平值(导致较少几个电极被启用来刺激听觉神经)；

-从其得到电极脉冲的声学信号中的最小信噪比；

-电极脉冲的最小估计的脉冲能量水平；

-潜在声学信号的自相关幅值的最小值；或

-在两只耳朵处接收到的潜在声学信号的最小耳间相干性值。

电极主组在多个时间窗口的第一时间窗口中进行选择，其中电极主组或多个电极的子组可在多个时间窗口的一个或多个其它时间窗口期间进行选择。第一时间窗口为多个时间窗口的其它时间窗口的前驱站。

处理器单元还可配置成基于多个电极脉冲中的电极脉冲启用电极主组的电极刺激听觉神经，及在“保留”时间段期间及将电极主组的这些电极保持为“保留”模式。

处理器单元配置成通过将多个电极脉冲中的一电极脉冲传给相应电极而启用电极。

处理器单元可包括电极选择方案，其包括步骤：向一个或多个电极分配重要性值、将一个或多个电极选择到电极主组、及在保留时间段期间保持电极主组的那些电极为保留模式。

在所提出的电极选择方案中，每一电极在该电极上的电极脉冲已被选择之后可进入保留模式一持续时间即保留时间段。在处于保留模式的同时，该电极将影响随后(未来)纪元期间的电极选择，不管电极脉冲在那些时间窗口中是否出现在该电极上。

保留模式的持续时间可恒定不变或者跨时间和电极变化，并可静态或自适应分配。例如，给定电极上的保留时间段可静态分配为电极的通道中心频率的倒数，或者自适应分配为声学信号中的关键频谱特征的频率的短期估计量的倒数。在新电极脉冲到达已经处于保留模式的电极上期间，该电极的保留模式可被停用，及该电极将竞争被m中选n方案再次选中。作为备选，如果电极脉冲即事件到达已经处于保留模式的电极，如果其不得不竞争由m中选n方案选中，可检查该电极是否会被选中。如果其会被选中，该电极脉冲则会被选中，及该电极将再次进入其保留模式。如果否，电极脉冲可被忽略，该电极可保持其当前保留模式直到该模式期满为止，即保留时间段到期。作为备选，电极可保持保留模式直到在该电极上下次出现电极脉冲为止。在每一时间窗口中，具有最高重要性值的nk个电极和电极脉冲被选择，其中所选电极的数量nk可根据处于保留模式的非刺激电极的数量及nk≤n而跨时间窗口变化，其中n为可用电极总数的电极子组。

在该时间窗口期间和/或在即将到来的时间窗口期间，对于电极主组的每一电极，保留时间段可以不同或相同。

保留时间段可等于或长于时间窗口。

对每一电极确定的保留时间段可基于每一电极或电极脉冲的频率含量。例如，具有较高频率含量的电极将比低频率电极更经常地产生脉冲。相比于具有较低频率含量的电极，这将给予具有较高频率含量的电极不当的优势。这通过基于频率含量确定每一电极的保留时间段而得以避免。

如果被选择的电极被保留且具有分配的电极脉冲，该电极的保留时间段被延长。

在两个以上活动电极脉冲具有相同的重要性度规值但仅那些电极的子组可被选择的情形下，“打破平局”(tie-breaker)重要性值可用于选择该子组。打破平局重要性值必须不同于先前定义的重要性值，并可包括：通道中心频率、脉冲能量、信噪比、耳间相干性、周期性等。

在一时间窗口内，电极可被分配一重要性值和一打破平局重要性值。

在一时间窗口内，电极可被分配打破平局重要性值，其中该打破平局重要性值必须不同于在先前时间窗口中分配给该电极的重要性值。

处理器单元可配置成将打破平局重要性值分配给多个电极中的电极，其中该打破平局重要性值不同于分配的重要性值。处理器单元可配置成选择作为打破平局者的一部分的一个或多个电极，其中每一所选电极的打破平局重要性值大于或等于相应电极的重要性阈值。打破平局重要性值可包括：通道中心频率、脉冲能量、信噪比、耳间相干性、周期性和/或跨电极干扰。

所提出的电极选择方案可应用于单侧或双侧声音编码策略，其中后者中的电极可通过比较用户两只耳朵处提供的刺激信号进行评价和选择。

耳蜗植入物系统可包括存储器单元，其配置成存储一个或多个电极对于当前时间窗口及可能对于一个或多个(或没有)先前时间窗口的重要性值。处理器单元配置成基于分配给相应电极的电极脉冲的状态的变化更新重要性值。

存储器单元连接到处理器单元并配置成接收和传输一个或多个电极的重要性值。

处理器单元可配置成在保留时间段期间选择电极主组的电极子组，及多个电极中没有其它电极被允许被选择，其中电极子组中的每一电极具有大于或等于重要性阈值的重要性值，及其中处理器单元配置成基于多个电极脉冲中的电极脉冲启用电极子组的电极以刺激听觉神经。

处理器单元可配置成从多个电极选择电极子组，其中电极子组的每一所选电极被分配以电极脉冲及大于或等于重要性阈值的重要性值，及其中电极子组包括通过n(一时间窗口即纪元内的最大可允许活动电极)减去当前没有活动脉冲但处于保留模式的电极数量确定的最大数量nk的电极。换言之，电极阵列或多个电极总共包括m个电极，m中的nk个被允许在时间窗口k期间活动，其中nk可跨时间窗口而不同。如果采用“软”保留模式，如果计算的事件重要性值未超过分配给保留模式的重要性值，处于保留模式的电极将仅阻止传送电极脉冲的电极。

这优选可用于防止高重要性事件被先前以较低重要性值进入保留模式的保留电极阻止。处于保留模式的电极的重要性值可被分配并保持恒定为通道/电极被保留时刻的重要性值，或者可随时间变化(例如随着时间的过去而衰变)。作为备选，保留电极在任何给定时间的重要性值可独立于在电极变成保留电极时计算的重要性值进行计算。

不是在电极进入“软”保留状态时保持该电极的重要性值恒定不变，该电极的重要性值而是可在该电极被保留的同时在每一时间窗口中持续更新。在电极脉冲出现在该电极上且电极脉冲具有大于或等于重要性阈值的重要性值时的时间窗口期间，该电极会被选择进入保留模式。通过在随后的时间窗口中更新保留电极的重要性值，该电极防止其它携载活动电极脉冲的电极被选择的能力将取决于在当前时间窗口内该电极的通道的(声学)内容的重要性值，而不是在电极进入保留模式的时间窗口期间的重要性值。

处理器单元可配置成在保留时间段期间从多个电极(即包括不是电极主组的一部分的电极)和/或电极主组选择电极子组，其中电极子组的每一电极具有大于或等于重要性阈值的重要性值，及其中处理器单元配置成基于多个电极脉冲中的电极脉冲启用电极子组的电极刺激听觉神经。

重要性阈值确定如下：确定最小重要性阈值，确定电极子组和/或电极主组的最小重要性值，如果最小重要性值大于或等于最小重要性阈值，将重要性阈值确定为等于最小重要性值，如果最小重要性值小于最小重要性阈值，将重要性阈值确定为等于最小重要性阈值。

例如，重要性值可基于噪声电平，及耳蜗植入物系统可定义可接受的为40dbspl的噪声电平。具有高于该可接受的电平加噪声误差裕度(+3db)的噪声电平的每一电极不被选择。类似地，系统还可具有20dbspl的噪底。具有低于该噪底的信号电平的每一电极将不被选择。

处理器单元可配置成用新电极替换电极主组的电极，其中被替换的电极的重要性值低于重要性阈值，及其中新电极的重要性值等于或大于重要性阈值。从而，相较曾处于保留模式的不太重要的电极脉冲，可选择更重要的电极脉冲。耳蜗植入物系统对音频信号中的突然变化变得更灵活，例如在有噪声情形下，每一电极的重要性值的突然变化可能在保留时间段期间出现。

处理器单元可配置成通过将多个电极的新电极添加到电极主组而更新电极主组，其中新电极的重要性值大于或等于第一重要性阈值。

电极主组或电极子组的电极数量不可超出可用电极的总数(navail)。

处理器单元可配置成通过在产生新脉冲的事件在其重要性值大于或等于重要性阈值的电极上发生时延长电极主组的电极的保留时间段而更新电极主组。

处理器单元可配置成通过在电极的保留时间段已期满时且保留时间段被延长之前从电极主组去除该电极而更新电极主组。

处理器单元可配置成在频率范围内采样音频信号，及其中多个电极脉冲中的电极脉冲的状态包括在频率范围的频率子集内估计的脉冲能量水平、在频率范围的频率子集内采样的音频信号的估计的信噪比、在频率范围的频率子集内音频信号中的周期性、跨多个电极中的电极的音频相干性、和/或跨另一耳蜗植入物系统的第二电极阵列的音频相干性。

电极脉冲的状态可以是多个电极的测得的参数，其可在验配期间和/或在耳蜗植入物系统运行期间进行。每一电极的脉冲能量水平由处理器单元独自确定或者基于传感器或电极阵列进行的测量确定。测量传感器连接到处理器单元并配置成测量由电极提供的刺激。测得的刺激可包括脉冲能量水平和/或噪声估计量。测量信号被传给处理器单元。测量信号例如包括脉冲能量水平和/或噪底电平。处理器单元可配置成基于测量信号确定电极的信噪比。每一电极的噪底电平在没有电极脉冲施加到相应电极时通过测量传感器测量。音频信号中的周期性和音频相干性由处理器单元确定。

电极子组的电极的重要性值大于未被选择的电极的重要性值。

重要性阈值可确定成使得电极主组和/或电极子组包括在2到5个电极、2到10个电极、2到15个电极、2到25个电极之间或高于25个电极的活动电极数量。

在给定时间帧内的理想的最大刺激电极数量n可跨患者和跨刺激变化。

例如，相较于具有高跨电极干扰量的患者，对于具有低跨电极干扰量的患者，即兴奋扩展和空间掩蔽，可能刺激较大数量的电极而不引入明显的电极交互作用。相反，遭受高兴奋扩展量的患者可能正在太多电极上进行刺激因而经历明显的电极交互作用，减少活动电极的数量也可降低那些患者的耳蜗植入物系统的功耗。此外，如果(在患者内)跨电极干扰有可观的变化性，活动电极的最佳数量可实际上根据电极的具体选择而变化。因此，通过下述方式确定最佳的n是有利的：

-针对个体患者/用户验配和调整活动电极的数量；和/或

-根据选择的电极短期调整活动电极的数量。

对于耳蜗植入物系统的给定患者，兴奋扩展可在每一电极上进行估计。这例如可通过使用电诱发复合动作电位(ecap)测量实现。使用标准的ecap测量技术，兴奋扩展函数例如可针对给定电极进行估计，其通过在该电极即刺激电极上刺激并测量每一电极即试探测量电极上的ecap响应进行。从而，兴奋扩展函数可确定成包括测得的ecap响应作为给定刺激电极的电极数量的函数。测得的ecap响应可表达为测得的ecap响应的归一化ecap量值，其反映每一测量电极响应于刺激电极提供的刺激而经受的空间掩蔽贡献量，即越高的ecap量值表明空间掩蔽贡献量越高。描述刺激电极的空间掩蔽贡献的扩展宽度的度规则可定义成例如包括该函数的3db带宽或者该函数的标准偏差的多倍等。兴奋扩展函数及扩展宽度度规之后可针对每一电极进行计算，活动电极的最佳数量则可基于每一电极的兴奋扩展函数和扩展宽度度规进行计算以产生允许的空间掩蔽贡献即电极干扰量。计算活动电极的数量的一种可能的方法由下式给出：

其中narray为电极阵列上的电极数量，分母中的表达式为所有电极的平均扩展宽度，及round()描述将等式的结果舍入为整数值的过程(上舍入、下舍入或最靠近舍入)。

确定最佳活动电极数量的方法可由植入物验配软件自动进行，藉此，对于刺激电极与测量电极的每一组合，测得一个或多个ecap，产生每一电极的兴奋扩展函数。

每一电极的兴奋扩展函数和/或扩展宽度度规可存储在耳蜗植入物系统的存储器单元中。

处理器单元可配置成基于每一电极的兴奋扩展函数和扩展宽度度规针对给定音频信号计算最佳活动电极数量，产生允许的空间掩蔽贡献即电极干扰量。

最佳活动电极数量可根据电极阵列的被选择的具体电极而变化。具有较宽扩展宽度的电极在给定时间窗口即纪元中被选择，最佳活动电极数量可低于具有较窄扩展宽度的电极被选择时的数量。电极在给定时间窗口内可被反复选择直到那些选择的电极的扩展宽度的和超过预定的最大允许的扩展宽度和为止。其它参数例如电极的脉冲能量也可在计算扩展宽度和时考虑，通过那些参数对每一电极的扩展宽度加权。此外，对电极阵列的特定组的相邻电极(即电极阵列的特定区域)建立预定的最大扩展宽度和，并反复选择该组相邻电极中的电极直到超过该组允许的扩展宽度和为止。在该情形下，活动电极的最佳值跨电极阵列及在电极阵列的不同相邻电极组中局部变化。这可具有进一步减少在电极阵列的刺激电极之间出现的电极交互作用量的好处。

验配软件可采用当前的扩展模型，其预测每一电极上的兴奋扩展函数，并可通过收集电极阵列的不同刺激电极的少数几个ecap测量而针对耳蜗植入物系统的患者进行验配。例如，如果每一电极的兴奋扩展假定通过特定函数如高斯函数进行建模，验配软件配置成测量试探电极组合的子集的ecap，然后使用标准曲线拟合方法拟合假定的函数。也可采用更复杂的模型。这些模型的使用可减少收集ecap数据所需的总时间，因而减少在临床验配期间确定最佳活动电极量所需的时间。

兴奋扩展函数可包括空间掩蔽贡献和/或时间掩蔽贡献。

电极主组和/或电极子组中的电极数量可通过确定活动电极的最佳数量的方法确定。

验配软件可以是验配系统的一部分。

重要性值基于分配给给定电极的电极脉冲的状态确定。多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可通过估计该电极脉冲的脉冲能量水平确定，如果该电极脉冲的频率在频率范围的频率子集内。如果脉冲能量水平递增，则重要性值也将增加。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可通过估计该电极脉冲的脉冲能量水平并应用取决于从其得出电极脉冲的声学信号中的频率范围的重要性值进行确定。

电极脉冲具有高脉冲能量水平可表明该电极脉冲包括可导致用户的感知能力增强的重要信息。

因而，通过选择其重要性值大于或等于重要性阈值的那些电极，及其中每一重要性值基于脉冲能量水平确定，则用户的感知能力得以提高。提高的感知能力因耳蜗植入物系统能够选择传递重要信息的那些电极脉冲并忽略那些假定不包括有关信息如噪声的电极脉冲而提供。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可基于在频率范围的频率子集内采样的音频信号的信噪比确定，其中如果采样的音频信号的信噪比增加，则重要性值也增加。当选择那些具有最高信噪比的电极脉冲时，用户的感知能力进一步提高。

因而，通过在确定重要性值时组合脉冲能量水平和信噪比，用户的感知能力将更进一步提高。通过组合脉冲能量水平和信噪比，耳蜗植入物系统选择那些具有重要信息的电极脉冲的能力进一步提高。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可基于在频率范围的频率子集内音频信号中的周期性确定。耳蜗植入物系统则配置成选择那些包括具有将导致用户的音高感知提高的某一周期性的音频信息的电极脉冲。音高感知与周期性之间的关系在“periodicityandpitchperception”中阐述(pierce,johnr.,centerforcomputerresearchinmusicandacoustics,departmentofmusic,stanforduniversity,stanford,california94505,pacsnumber43.66.mk,43.66.hg[way])，其通过引用组合于此。

电极脉冲的状态可通过在与该电极相关联的频率范围内、在两个以上传声器接收的音频信号之间的相干性(互相关的最大幅值)确定。这些传声器可位于同一耳朵处的同一声音处理器上，或者跨两只耳朵处的声音处理器分布(即耳间相干性)。越高的相干性值代表脉冲传递的信息越可能从来自空间中的单一声源方向(即单一声源)的声音得出，而不是多个声源方向。越高的耳间相干性值还代表脉冲传递的双耳线索更多反映一个声源方向而不是多个方向。因此，基于相干性分配重要性增强用户在复杂环境中聚焦于单一声音的能力，及在双耳相干性情形下，增强定位空间中的声音的能力。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可基于由多个电极脉冲中的其它电极脉冲强加在该电极脉冲上的跨电极干扰即掩蔽确定。例如，如果一电极脉冲从其它电极脉冲接收大量掩蔽，则包括该电极脉冲的电极的重要性值将低，或者，如果一电极脉冲从其它电极脉冲接收小量掩蔽，则包括该电极脉冲的电极的重要性值将高。多个电极脉冲中的电极脉冲的状态则可基于该电极脉冲接收的掩蔽量确定。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可基于由多个电极脉冲中的其它电极脉冲强加在该电极脉冲上的跨电极干扰即掩蔽确定。例如，如果一电极脉冲向其它电极脉冲强加大量掩蔽，则包括该电极脉冲的电极的重要性值将低，或者，如果一电极脉冲向其它电极脉冲强加小量掩蔽，则包括该电极脉冲的电极的重要性值将高。多个电极脉冲中的电极脉冲的状态则可基于该电极脉冲强加的掩蔽量确定。

多个电极脉冲中的电极脉冲的状态可基于由多个电极脉冲中的其它电极脉冲强加在该电极脉冲上的跨电极干扰的掩蔽模型确定。

理想地，对于同样的声学输入信号，由给定电极传送的电极脉冲应有选择地刺激与正常声学听力系统情形一样的神经纤维群。然而，在实践中，用耳蜗植入物刺激产生的广电流场在实质上更广的神经纤维簇群中引发神经反应，导致频谱分辨率较差及不同电极引发的兴奋大量重叠。这种兴奋重叠产生明显的跨电极干扰即掩蔽，藉此，一电极上的刺激耗用相邻电极位点处的一些神经资源，因而扰乱由刺激引发的神经兴奋。因而，通过将掩蔽模型方案应用于重要性值的确定，将导致耳蜗植入物系统配置成选择那些导致跨电极干扰减少的电极脉冲。这样做的优点在于可提高转换自音频信号的电极脉冲的频谱分辨率。

多个电极中的一电极的电极脉冲的状态可包括基于掩蔽模型方案确定的、由多个电极中的其它电极的一个或多个电极脉冲在该电极的电极脉冲上引起的跨电极干扰量，其中掩蔽模型方案包括基于该电极与每一其它电极之间的空间分隔确定其它电极的一个或多个电极脉冲中的每一个在该电极的电极脉冲上引起的空间掩蔽贡献。空间分隔对掩蔽的影响受刺激水平影响，例如，较高的刺激水平相较低刺激水平导致更扩展，及可在患者之间及患者内的具体电极之间变化。多个电极可按从电极1开始到电极n的顺序进行布置，电极之间的距离基于电极的相应刺激水平确定。例如，具有高刺激水平的电极脉冲相较于低刺激水平将具有更短的到相邻电极的距离。

多个电极中的一电极的电极脉冲的状态包括基于掩蔽模型方案确定的、由多个电极中的其它电极的一个或多个电极脉冲在该电极的电极脉冲上引起的跨电极干扰量，其中掩蔽模型方案包括基于该电极的电极脉冲的第一时间与其它电极的一个或多个电极脉冲中的每一个的第二时间之间的脉冲时间差确定其它电极的一个或多个电极脉冲中的每一个在该电极的电极脉冲上引起的时间掩蔽贡献，其中第二时间在第一时间前面。第一时间和第二时间定义成处于时间窗口内，或者第一时间可定义成在第一时间窗口内，及第二时间可定义成在第一时间窗口内或在先前的时间窗口内。掩蔽量随脉冲时间差增加而衰变。

掩蔽模型方案可包括空间掩蔽贡献的确定和时间掩蔽贡献的确定。将掩蔽模型方案应用于重要性值的确定的优点在于，通过仅包括强加较少跨电极干扰且将贡献于大多数感知效果并降低功耗的电极脉冲，传到听觉神经上的信息最大化。

同时应用空间掩蔽贡献和时间掩蔽贡献的优点在于，空间自身将不考虑脉冲到达的顺序及将不考虑它们之间的时间差，时间作用自身将考虑脉冲顺序和计时但不考虑电极位置差异，而在掩蔽模型方案中具有二者将使能更适当地预测哪些脉冲将被掩蔽。

对于ci用户，包括时间作用很重要，因为脉冲在离散的时间出现。较早到达的脉冲将掩蔽那些较迟到达的脉冲，反过来则不行。

从其它电极上的每一电极脉冲确定的空间掩蔽贡献可乘以时间掩蔽衰变函数，其包括该电极的脉冲与其它电极上的每一脉冲之间的脉冲时间差。例如，该电极脉冲可具有第一时间，及第一其它电极脉冲可具有第二时间，脉冲时间差可以在第一时间与第二时间之间，及第二其它电极脉冲可具有第二时间，及其中脉冲时间差可以在第一时间与第一其它电极脉冲的第二时间之间和/或在第一时间与第二其它电极脉冲的第二时间之间。时间掩蔽函数可跨所有电极固定，可跨电极变化，或者可跨多对电极变化。

脉冲时间差可通过调节该电极脉冲的第一时间和/或其它电极脉冲的第二时间而改变。第一时间和/或第二时间的调节可基于确定的、强加在该电极脉冲上的跨电极干扰和/或基于确定的、由其它电极脉冲引起的跨电极干扰。

脉冲时间差可通过调节第一时间窗口与第二时间窗口之间的定时或者通过改变第一时间窗口和/或第二时间窗口的时间长度而改变。

脉冲时间差的改变可通过处理器单元进行。

调节电极脉冲的定时提供一种减少跨电极干扰的方法，无需改变电极脉冲之间的空间分隔(这可能导致声学非自然信号)。从而，相较为减少跨电极干扰目的仅改变空间分隔的应用，用户将体验到增强的感知。

时间掩蔽衰变函数可包括时间常数，其可固定或者跨多个电极中的电极变化(这将产生电极特有衰变函数)。衰变函数可通过心理物理和/或客观的神经生理度量如电诱发复合动作电位(ecap)进行确定。强加在给定电极脉冲上的掩蔽量可使用落在同一时间窗口即分析纪元内的所有在前脉冲进行计算，或者可另外考虑来自先前时间窗口的脉冲。如果先前的时间窗口足够短于发生掩蔽衰变的时标，后者有用。在该情形下，来自先前时间窗口内的先前脉冲的掩蔽可被包括，如果时间掩蔽因子尚未衰变到低于某一衰变阈值，或者掩蔽量(即空间掩蔽乘以时间衰变因子)仍超过掩蔽阈值。

对于给定患者，空间掩蔽贡献可基于可通过获取客观测量结果(如ecap)或行为心理物理度量直接得出的空间掩蔽函数进行确定。当同时使用两种方法时，通过收集较小数量的客观或行为测量结果，通过使用适合患者的空间掩蔽模型，该过程可被加速。使用ecap，由一电极emasker即来自其它电极的一个电极上的刺激强加在一电极emasked上的掩蔽可通过在电极emasker上刺激及使用电极emasked测量ecap反应进行确定。通过反复改变电极emasked，同时保持刺激电极固定在emasked上，由emasker上的刺激导致的空间掩蔽函数ms(emasked,emasker)则可被得出。这可对于多个刺激电极重复以得出与每一电极上的刺激相关联的掩蔽函数。作为备选，当使用“掩蔽者-试探”ecap方法时，通过将试探刺激呈现给电极emasked及将掩蔽刺激呈现给emasker及通过电极emasked上或相邻电极上的ecap反应，可确定ms(emasked,emasker)。通过对“试探”和“掩蔽”电极的不同组合重复该过程，可确定完整的一组空间掩蔽函数。多个行为心理物理测试也可用于确定空间函数。这样的测试的一个例子可包括以固定水平在电极emasker上刺激，并通过以不同水平在电极emasked上刺激(使用标准心理物理方法)确定在存在emasker上的刺激时检测emasked上的刺激所需的最小水平。再次说明，通过反复改变emasked的电极，同时保持emasker固定，可得出与emasker上的刺激相关联的空间掩蔽函数。

一个或多个其它电极中的每一个的时间掩蔽贡献可由时间掩蔽函数表达。时间掩蔽函数也可通过获取在前和滞后脉冲之间的一系列时间差的客观或行为度量而直接得出。该过程可通过使用较少数量的测量结果拟合时间掩蔽衰变函数的模型而加速。掩蔽随脉冲时间差递增而衰变可用ecap确定，其通过改变刺激电极脉冲的偏离时间与测得ecap反应的时间之间的差实现。当使用“试探-掩蔽者”方法时，其也可通过用掩蔽和试探之间的不同间隔时间测量ecap进行测量。类似地，可进行行为时间掩蔽测试，其中对于给定在前脉冲水平，对于不同时间差，测量滞后脉冲的检测阈值水平。在两种情形下，在前和滞后脉冲的电极之间的时间和空间间隔的影响也可被测量。对于ecap，电极和进行测量的时间可改变。类似地，对于行为测试，电极和滞后脉冲的定时可改变。

处理器单元可配置成通过改变该电极的电极脉冲的第一时间和/或其它电极的一个或多个电极脉冲中的每一个的在前时间而控制多个电极的电极脉冲之间的跨电极干扰。例如，如果跨电极干扰假定对用户强加较大认知负荷，耳蜗植入物系统可包括配置成测量用户的认知负荷的传感器，从而基于包括测得的认知负荷的测量信号，处理器单元配置成控制跨电极干扰。传感器可以是电极阵列、植入物部分或连接到耳蜗植入物系统的外部部分的一部分。传感器可包括由iro2制成的一个或多个电极焊盘。

处理器单元可配置成通过应用第一时间窗口与第二时间窗口之间的时间延迟而控制多个电极的电极脉冲之间的跨电极干扰，其中在两时间窗口中，处理器单元配置成从多个电极选择电极子组和/或从多个电极的电极主组选择电极。

第一时间、在前时间和时间延迟可由处理器单元持续确定。

第一时间、在前时间和时间延迟可在验配耳蜗植入物系统期间和/或在耳蜗植入物系统运行期间由处理器单元基于多个电极中的电极提供的掩蔽度量持续确定。

处理器单元可配置成基于主观度量控制跨电极干扰，例如调查表，经图形用户接口介绍给用户。用户可接收与用户对所产生的、提供给其听觉神经的刺激的可感知性有关的一个或多个问题。图形用户接口包括用于接收用户对问题的回答的输入接口。处理器单元可接收命令信号，其确定跨电极干扰的控制。命令信号可通过连接到图形用户接口的外部服务器或者计算机基于调查表及来自用户的回答进行确定。命令信号例如可包括脉冲时间差的变化量和/或时间窗口的变化和/或时间窗口如第一时间窗口与第二时间窗口之间的延迟。图形用户接口可以是智能电话、平板电脑或任何计算设备的一部分。输入接口可与图形用户接口分开。

处理器单元可配置成确定电极脉冲的状态，其通过电极脉冲的估计的脉冲能量/电荷/水平减去从其它电极的一个或多个电极脉冲在该电极脉冲引起的跨电极干扰量而确定掩蔽调节的能量/电荷/水平。

处理器单元可配置成通过确定掩蔽加权的能量/电荷/水平而确定一电极脉冲的状态，其包括该电极脉冲的估计的脉冲能量/电荷/水平乘以跨电极干扰换算因子(即在0到1之间)，换算因子包括该电极脉冲在考虑从其它电极的一个或多个电极脉冲引入到该电极脉冲的跨电极干扰量之后的有效能量/电荷/水平，藉此，有效能量/电荷/水平提供将在听觉神经中产生与不存在跨电极干扰时感兴趣脉冲所产生活动量同样的活动量的、能量/电荷/水平估计量。

这些掩蔽调节的能量/电荷/水平将实质上反映每一电极脉冲将能够传到听觉神经上的信息传递量，因而反映其将引发的感知效果的卓越/强度，给定每一电极上的脉冲的水平和相对定时。由于感兴趣的参数/特征不与掩蔽加权的能量/电荷直接有关，具有高参数/特征值的通道/电极由于掩蔽而可能不必然使它们的信息可靠地传到听觉神经上。

参数/特征例如可以是周期性/时间相干性、包络调制深度和形状、耳间相干性和音频信号的跨传声器的相干性。

电极脉冲的状态可基于参数/特征的值确定。例如，在第一阶段，一组电极可首先通过计算已分配电极脉冲的每一电极上的参数/特征值并选择最高值的电极即具有最高参数/特征值的电极而识别。这些选择的电极之后将构成为耳蜗植入物系统的用户最佳地传送感兴趣的感知特征的电极，如果不存在掩蔽影响。在第二阶段，则可针对所有可能的电极或者仅针对最高值电极子组，计算掩蔽调节的能量/电荷/水平。这些掩蔽调节的能量/电荷/水平将实质上反映每一通道/电极脉冲将能够传到听觉神经上的信息传递量，因而反映其将引发的感知效果的卓越/强度，给定每一电极上的电极脉冲的水平和相对定时。由于感兴趣的参数/特征不与掩蔽调节的能量/电荷直接有关，基于感兴趣的参数/特征具有高重要性值的电极由于掩蔽而可能不必然使它们的信息可靠地传到听觉神经上。因此可引入另外的处理，藉此最高重要性值的电极的能量/电荷增加，以增大它们的掩蔽加权的能量/电荷值因而增加那些电极将信息传到听觉神经上的能力。可能的能量/电荷调节的范围应限于防止脉冲能量/电荷的过大(及不安全的)变化。应用于给定电极的、掩蔽调节的能量/电荷/水平的量也可通过该电极的参数/特征值调整，使得具有最高参数值的电极被调节以比具有较低参数/特征值的电极具有更高的掩蔽调节的能量/电荷/水平。在这些能量/电荷调节之后，使用所有电极或者仅最高值的电极子组，可应用掩蔽调节的能量/电荷/水平的确定。结果是具有最高掩蔽调节的能量/电荷/水平的电极将被选择进行刺激，藉此一些电极上的部分能量/电荷/水平可能已被提升以补偿掩蔽影响。

处理器单元则可配置成放大电极脉冲的脉冲能量/电荷/水平，从而提升能量水平并补偿掩蔽影响即跨电极干扰。

处理器单元可配置成通过增大重要性阈值而将耳蜗植入物系统设定为节能模式。通过增大该阈值，更多电极脉冲将不被处理器单元选择。换言之，处理器单元配置成去除假定不提供感知好处的电极脉冲，因而节能并传输较少脉冲。

定义

在本说明书中，耳蜗刺激系统或者包括耳蜗刺激系统的助听器指适于改善和/或增强用户的听觉能力的装置，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的电音频信号、可能修改该电音频信号、及将可能已修改的电音频信号经由电极阵列提供的刺激作为可听见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。

更一般地，助听器包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式(即有线或无线)接收输入音频信号的接收器、用于处理输入音频信号的(通常可配置的)信号处理电路(如信号处理器，例如包括可配置(可编程)的处理器，例如数字信号处理器)、及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出单元。信号处理器可适于在时域或者在多个频带处理输入信号。在一些助听器中，放大器和/或压缩器可构成信号处理电路。信号处理电路通常包括一个或多个(集成或单独的)存储元件，用于执行程序和/或用于保存在处理中使用(或可能使用)的参数和/或用于保存适合助听器功能的信息和/或用于保存例如结合到用户的接口和/或到编程装置的接口使用的信息(如处理后的信息，例如由信号处理电路提供)。在一些助听器中，输出单元可包括变换器，例如用于提供结构或液体传播的声信号的振动器。在一些助听器中，输出单元可包括一个或多个用于提供电信号的输出电极(例如用于电刺激耳蜗神经的多电极阵列)。

在一些助听器中，振动器可适于经皮或由皮将结构传播的声信号传给颅骨。在一些助听器中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些助听器中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些助听器中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供到耳蜗液体。在一些助听器中，输出电极可植入在耳蜗中或植入在颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、听觉脑干、听觉中脑、听觉皮层和/或大脑皮层的其它部分。

“助听器系统”指包括一个或两个助听器例如一个bte单元和一耳蜗植入物的系统。“双耳助听器系统”指包括两个助听器并适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。助听器系统或双耳助听器系统还可包括一个或多个“辅助装置”，其与助听器通信并影响和/或受益于助听器的功能。辅助装置例如可以是遥控器、音频网关设备、移动电话(如智能电话)或音乐播放器。助听器、助听器系统或双耳助听器系统例如可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失和/或增强正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。助听器或助听器系统例如可形成广播系统、主动耳朵保护系统、免提电话系统、汽车音频系统、娱乐(如卡拉ok)系统、远程会议系统、教室放大系统等的一部分或者与其交互。

“单元”为具有技术和功能特征的设备。“单元”在本发明内视为设备。

附图说明

本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所必要的细节，而省略其他细节。在整个说明书中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：

图1a-1c示出了耳蜗植入物系统的例子；

图2a和2b示出了声音编码策略中经常采用的已知“m中选n”型电极选择；

图3a-3c示出了选择和保留多个(m个)电极中的n个电极的处理器单元的例子；

图4示出了确定重要性阈值的例子；

图5示出了布置在耳蜗植入物系统的用户耳蜗内的电极阵列的例子；

图6a和6b示出了包括空间掩蔽贡献的掩蔽模型方案的例子；

图7a-7e示出了包括时间掩蔽贡献的掩蔽模型方案的例子；

图8示出了掩蔽模型方案包括空间掩蔽贡献的确定和时间掩蔽贡献的确定的例子；

图9a-9d示出了耳蜗植入物系统的不同例子。

具体实施方式

下面结合附图给出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、功能单元、模块、元件、电路、步骤、处理、算法等(统称为“元素”)进行描述。根据特定应用、设计限制或其他原因，这些元素可使用电子硬件、计算机程序或其任何组合实施。

当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的装置的结构特征可与用于确定时间精细结构参数的方法的步骤结合。

除非明确指出，在此所用的单数形式“一”、“该”的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或其组合。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合”到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入元件。如在此所用的术语“和/或”包括一个或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非明确指出，在此公开的任何方法的步骤不必须精确按所公开的顺序执行。

应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。

权利要求不限于在此所示的各个方面，而是包含与权利要求语言一致的全部范围，其中除非明确指出，以单数形式提及的元件不意指“一个及只有一个”，而是指“一个或多个”。除非明确指出，术语“一些”指一个或多个。

因而，本发明的范围应依据权利要求进行判断。

图1a-1c示出了耳蜗植入物系统1的例子，其包括配置成接收声学信号并传输基于该声学信号的音频信号的传声器单元2。耳蜗植入物系统1包括处理器单元3和包含多个电极5的电极阵列4，处理器单元3配置成接收音频信号并将该音频信号处理为多个电极脉冲，电极阵列4配置成基于多个电极脉冲刺激耳蜗植入物系统的用户的听觉神经。

在图1a-1c中，电极阵列4布置在耳蜗植入物系统1的用户的耳蜗10内。

在图1a-1c中，处理器单元3配置成向多个电极5中的一个或多个电极分配重要性值，其中每一重要性值基于分配给相应电极的电极脉冲的状态确定。处理器单元3还配置成在时间窗口tw期间选择多个电极m中的一组主要电极ms，其中该组主要电极ms中的每一所选电极的重要性值大于或等于重要性阈值。处理器单元3配置成启用该组主要电极中的电极以基于多个电极脉冲中的电极脉冲刺激听觉神经，并在保留时间段期间将该组主要电极ms的电极保持为保留模式。

在图1a和1b中，耳蜗植入物系统1包括布置在耳蜗植入物系统1的用户的头上的外部部分20及布置在用户的皮肤50下面的植入物部分30。外部部分20包括第一感应接口21，及植入物部分30包括第二感应接口31，其中外部部分20配置成经第一感应接口21与植入物部分30的第二感应接口31通信。植入物部分30连接到电极阵列10。

在图1a中，处理器单元3设置在外部部分20内，及外部部分20包括存储器单元22。在另一例子中，存储器单元22可设置在植入物部分30内。存储器单元配置成存储一个或多个电极的重要性值，及处理器单元可配置成基于分配给相应电极的电极脉冲的状态的变化持续更新重要性值。

在图1b中，处理器单元3设置在植入物部分30内。

在图1c中，耳蜗植入物系统1包括植入物部分30，其中该植入物部分30包括传声器2、处理器单元3和存储器单元22。非必须地，植入物部分可包括通信接口，配置成与外部设备如远程处理器单元、智能电话或任何可计算设备感应地或经电磁链路如rf链路通信。

图2a和2b示出了在以随时间和跨电极固定或可变的刺激速率产生电极脉冲的声音编码策略中经常采用的已知“m中选n”型电极选择。在具有固定刺激速率的耳蜗植入物系统中，在其内进行m中选n选择的时间窗口(tw1-tw10)设定成使得可能在每一电极上出现同等数量的事件(即脉冲)，及由于事件发生的刺激速率，没有电极在任何给定时间享有选择优势。然而，当声音编码策略基于以随时间和跨电极变化的刺激速率发生的事件时，由于在执行m中选n选择的时间窗口中包含更多事件，具有较高事件速率的电极相较低速率电极可享有选择优势。

在图2a中，多个电极的总电极设定为3(m)，及多个电极的子组设定为2(n)。在该例子中，电极的选择应用于固定速率声音编码策略。刺激速率使得每一时间窗口(tw1-tw10)包括每一电极5上的一事件即电极脉冲。横坐标指时间窗口，纵坐标对应于电极编号。在每一电极格中显示的值标示所包含的活动事件的重要性值。每一时间窗口中被选择的电极用圆圈标记。例如，在第一时间窗口tw1中，两个电极被选择，分别具有重要性值4和5。这两个电极之所以被选择，是因为它们在三个电极中具有最高重要性值。两个电极的选择在时间窗口tw1到tw4均保留，及在时间窗口tw5，第三电极优先于两个先前选择的电极之一被选择。再次说明，两个选择的电极的重要性值是三个电极中最高的。所选电极在时间窗口tw6中保留。

在图2b中，多个电极的总电极设定为3，及多个电极的子组设定为2。在该例子中，电极的选择应用于可变速率声音编码策略，其中刺激速率随电极编号增加。横坐标指时间纪元，纵坐标对应于电极编号，及其中“-”指明不存在事件即电极脉冲。在每一电极-纪元格中显示的值标示所包含事件的重要性值。该图示的情形例如可表示在存在较高频率噪声时有具有高能低频含量的语音的情况。在每一纪元即时间窗口中选择的电极用圆圈标记。在该例子中，有高速率通道上的低重要性值被选择时的时间窗口，因为在其它通道上没有事件。这些低重要性值可能干扰用虚线框标示的其它电极上的更重要的事件。

图3a-3c示出了用可变速率声音编码策略选择和保留多个(m个)电极中的n个电极的处理器单元的例子，其中刺激速率随电极编号增加。此外，图3a-3c示出了本发明怎样解决图2a和2b中所示的已知“m中选n”型电极选择方案的问题。

在图3a中，横坐标指时间纪元，纵坐标对应于电极编号，“-”指不存在事件。在每一电极-纪元格中显示的值标示电极脉冲的重要性值。每一时间窗口中选择的电极用圆圈标记，及那些处于保留模式的电极用带框的“-”标示，及那些被阻止由处于保留模式的另一电极选择的电极用十字标示。

在第一时间窗口tw1中，处理器单元3已选择两个电极，其具有或等于或大于重要性阈值的重要性值。所选电极为多个电极(4,5)的一组主要电极(ms,41)的一部分。在该例子中，重要性阈值为3。在时间窗口tw2和tw3中，保留的电极不活动，这意味着没有电极脉冲被分配给这些电极。在这些时间窗口即tw2和tw3期间，处理器单元3不被允许选择活动电极，因为该电极/电极脉冲的重要性值低于重要性阈值。然而，如果未被保留的电极的重要性值等于或高于重要性阈值，例如参见时间窗口tw5和tw6，则处理器单元3将不允许选择该电极。这种电极保留记为“硬”保留。

在时间窗口tw4中，处理器单元3配置成在电极主组41中选择电极子组42，因为所选电极的重要性值大于或等于重要性阈值。

在时间窗口tw1期间，处理器单元3启用电极阵列4中的两个电极5刺激用户耳蜗的听觉神经。在时间窗口tw4，仅一个电极被选择来刺激听觉神经，对于其它时间窗口依此类推。

在图3b中，在电极进入保留模式的时间窗口期间记录的重要性值跨保留时间段的持续时间保持。横坐标指时间纪元，纵坐标对应于通道/电极编号，“-”指不存在事件。在每一通道/电极-纪元格中显示的值标示所包含事件的“重要性”值。每一时间窗口中选择的电极用圆圈标记，及那些处于保留模式的电极用带框的“-”标示，及那些被阻止由处于保留模式的另一电极选择的电极用十字标示。较大字体的数字标示事件通道的重要性值，小字体数字标示处于保留模式的电极的重要性。在每一时间窗口中选择的电极用圆圈标记，那些处于保留模式的电极由小字体数值标示，那些被阻止由处于保留模式的另一电极选择的电极用“x”标示。在该例子中，处理器单元3配置成在保留时间段期间选择多个电极(40,5)和/或电极主组41的电极子组42，例如参见时间窗口tw4到tw7和tw10，其中电极子组中的每一电极具有大于或等于重要性阈值的重要性值。例如在时间窗口tw6中，处理器单元3已选择两个电极，一个选自主组41，一个选自包括不是电极主组的一部分的电极的多个电极40。在tw5，处理器单元3已选择一个电极，其是多个电极40的一部分。

处理器单元3配置成启用电极子组42中的电极5基于多个电极脉冲中的电极脉冲刺激听觉神经。

在图3c中，保留电极的重要性值在保留时间段持续期间在每一时间窗口(tw1-tw10)进行更新。横坐标指时间窗口，纵坐标对应于电极编号。在每一电极-时间窗口格中显示的值指明所包含的电极脉冲即事件的重要性值，较大字体数值标示电极脉冲的重要性值，小号字体数值标示处于保留模式的电极脉冲的重要性。为说明该实施方式与图3b中所示的实施方式之间的差异，在该实施方式中，已被另外选择或拒绝的电极分别用圆圈或十字标记。

图3c的时间窗口tw9，在三个具有同样的重要性度规值的、携带活动电极脉冲的电极之间看到打破平局的例子。仅这些电极的子组可被选择。在该情形下，“打破平局”重要性值可由处理器单元3分配给作为打破平局者的一部分的电极。打破平局重要性值必须不同于前述重要性值或者先前定义的重要性值，例如在时间窗口tw8中的重要性值，并可包括：通道中心频率、脉冲能量、信噪比、耳间相干性、周期性等。

电极的打破平局重要性值未在图3c中示出。

处理器单元3可配置成通过将多个电极4中的新电极5添加到电极主组41而更新电极主组41，其中新电极的重要性值大于或等于第一重要性阈值(thimp_1)。

处理器单元3可配置成在产生事件的新电极脉冲出现在其重要性值大于或等于重要性阈值(thimp)的电极5上时延长电极主组41的电极5的保留时间段。

处理器单元3可配置成在电极5的保留时间段已期满时且该保留时间段被延长之前从电极主组41移除电极5。

图4示出了确定重要性阈值的例子。最小重要性阈值(thimp_min)通过对(耳蜗植入物系统1的)电极阵列4的噪底nf及1-3db的安全裕度δs求和进行确定。噪声估计nf可平均为20dbspl，及所选的安全裕度δs为3db，则所得的最小重要性阈值(thimp_min)设定为23dbspl。

最小重要性阈值(thimp_min)可以是电极脉冲的任何可测量的参数，如中心频率、信噪比、噪底和电极脉冲能量。

之后，电极子组42和/或电极主组41的最小重要性值(imp_min)可分别基于电极子组42和/或电极主组41的所分配的重要性值进行确定。在该例子中，为主组41的一部分的电极编号为e6、e5和e2，每一电极的重要性值分别为5、5和4。为子组42的一部分的电极编号为e3、e1和e0，每一电极的重要性值分别为4、5和4。

如果最小重要性值(imp_min)大于或等于最小重要性阈值(thimp_min)，则重要性阈值(thimp)可等于最小重要性值(imp_min)。

如果最小重要性值(imp_min)小于最小重要性阈值(thimp_min)，则重要性阈值(thimp)可等于最小重要性阈值(thimp_min)。

图5示出了布置在耳蜗植入物系统1的用户的耳蜗10内的电极阵列4的例子。耳蜗包括多个听觉神经11，其将由电极阵列4的电极(5a,5b)刺激。在该例子中，电极(5a,5b)产生兴奋重叠61，其产生明显的跨电极干扰即掩蔽，藉此，两个电极(5a,5b)之一上的刺激耗用相邻电极(5a,5b)位点处的听觉神经的一些神经资源，因而扰乱刺激引出的神经兴奋。

图6a和6b示出了包括空间掩蔽贡献的掩蔽模型方案的例子。在图6a中，处理器单元3在第一时间窗口(tw)内已选择和启用两个电极(5a,5b)，及在图6b中，处理器单元3在第二时间窗口(tw)内已选择和启用两个电极(5a,5b)。在第一时间窗口内启用的两个电极之间的空间分隔小于在第二时间窗口内启用的两个电极之间的空间分隔。空间分隔基于两个电极的相应刺激水平确定，及在第二时间窗口中，处理器单元3已降低两个电极中的至少一个的刺激水平从而降低空间掩蔽贡献。作为备选，空间分隔可通过选择物理上布置成彼此远离的电极(5a,5c)而增加。在图6a中，两个电极(5a,5b)的启用产生导致跨电极干扰的兴奋重叠61。在图6b中，空间分隔已增大，这导致兴奋重叠61的消除。空间分隔的变化通过掩蔽模型方案提供，其确定两个电极(5a,5b)的两个电极脉冲中的每一电极脉冲的空间掩蔽贡献。

图7a-7e示出了包括时间掩蔽贡献的掩蔽模型方案的例子，更具体地，电极(5a,5b)之间的跨电极干扰通过两个电极(5a,5b)的两个电极脉冲中的每一个的时间掩蔽贡献确定。在图7b和7c中，将要启用的电极相同及在图7a中看到。在图7a中，对于脉冲时间差为δt1及第一时间窗口tw1与第二时间窗口tw2之间的时间延迟δtw为零的情形，可看到兴奋重叠61。在两时间窗口中，处理器单元3配置成选择多个电极中的电极主组41，其中所选电极主组41或电极子组40中的每一电极的重要性值大于或等于重要性阈值。

在图7b中，脉冲时间差δt1和δt2分别在分配给两个电极(5a,5b)的电极脉冲的第一时间与第二时间之间。处理器单元3将脉冲时间差从δt1增大到δt2，这导致跨电极干扰的减少。脉冲时间差δt的增大基于确定两个电极(5a,5b)的两个电极脉冲中的每一个的时间掩蔽贡献的掩蔽模型方案进行。

图7c示出了第一时间窗口tw1与第二时间窗口tw2之间的时间延迟δtw1设定为零的例子。在该例子中，跨电极干扰高。则处理器单元3基于掩蔽模型方案增大两个时间窗口(tw1,tw2)之间的时间延迟，这导致启用的电极(5a,5b)之间的跨电极干扰减少。

图7d示出了一时间窗口内的电极脉冲序列的电刺激频谱图的例子，及图7e示出了时间掩蔽衰变函数md(t3-t4)的例子，其为在前电极脉冲如电极脉冲t3与被掩蔽的(滞后的)脉冲如电极脉冲t4之间的时间差的函数。时间掩蔽衰变函数md(t3-t4)与通道/电极4上的脉冲对通道/电极3上的脉冲的掩蔽相关联。

图8示出了掩蔽模型方案包括空间掩蔽贡献的确定和时间掩蔽贡献的确定的例子。在另一例子中，处理器单元3配置成基于空间掩蔽贡献和时间掩蔽贡献中的任一个或二者确定重要性值。处理器单元3可在使用两贡献或仅使用贡献之一之间切换，及其中切换基于电极主组的所选电极的数量进行。例如，如果处理器单元3选择包括时间掩蔽贡献，且没有电极具有高于重要性阈值的重要性值，则处理器单元3可切换为使用时间和空间掩蔽贡献或者仅使用空间掩蔽贡献。

图9a-9d示出了耳蜗植入物系统1的不同例子，其包括用于测量将在确定电极脉冲的状态时使用的参数的传感器(50a-50d)。测量可在验配期间和/或在耳蜗植入物系统1运行期间进行。在图9a中，电极阵列4被布置在用户的耳蜗10内。电极阵列4包括配置成刺激耳蜗10的听觉神经11的电极5及包括传感器(50a-50d)。在图9b中，电极阵列4为柔性印刷电路板51或柔性衬底51，其包括第一层52、第二层53和第三层54。第一层52包括多个电极5，第二层53为绝缘体层，第三层53包括传感器(50a-50d)。每一电极的脉冲能量水平由处理器单元3独自或者基于传感器(50a-50d)或电极5进行的测量确定。传感器(50a-50d)连接到处理器单元3并配置成测量电极提供的刺激。测得的刺激可包括测得的参数如脉冲能量水平和/或噪底水平，及测得的参数被传给处理器单元3。处理器单元3可配置成基于测得的参数确定电极5的信噪比。

非必须地，第二层可去除，从而减小电极阵列4的厚度。

传感器(50a-50d)和/或电极5可用于进行ecap测量。

在图9c和9d中，传感器50被布置在植入物部分30或外部部分20上。在该例子中，传感器配置成测量用户的认知负荷，及处理器单元配置成基于测得的认知负荷控制跨电极干扰。传感器可以是电极阵列4、植入物部分30或外部部分20的一部分。传感器可包括由iro2制成的一个或多个电极焊盘。

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