DE69024479T2 - Mehrfach-Peak Sprachprozessor - Google Patents

Description

Technisches Gebiet
• Diese Erfindung bezieht sich auf Multikanal-Cochlea-Implantationssysteme des Pulsationstyps für vollständig oder weitgehend Taube.
Hintergrund der Erfindung
• Multikanal-Cochlea-Implantationssysteme des Pulsationstyps umfassen im allgemeinen ein Cochlea-Implantat, einen externen Sprachprozessor und eine externe Kopfeinheit. Das Cochlea-Implantat liefert elektrische Stimulationspulse zu einer Elektrodenanordnung (z. B. 22 Elektroden), die in der Cochlea angeordnet ist. Der Sprachprozessor und die Kopfeinheit übertragen Informationen und Energie an das Cochlea-Implantat.
• Der Sprachprozessor arbeitet durch Empfang eines einkommenden akustischen Signals von einem Mikrophon in der Kopfeinheit oder einer anderen Quelle und Extrahieren von bestimmten akustischen Parametern aus diesem Signal. Diese akustischen Parameter werden verwendet, um die elektrischen Stimulationsparameter zu bestimmen, welche kodiert und zu dem Oochlea-Implantat über eine Übertragungsspule in der Kopfeinheit und eine Empfangsspule, welche Teil des Implantats ist, übertragen werden.
• Bei vielen Leuten, die weitgehend schwerhörig sind, ist der Grund für die Taubheit eine Abwesenheit oder eine Beschädigung der Haarzellen in der Cochlea, welche die akustischen Signale in Nervenimpulse übersetzen. Diese Leute sind daher unfähig, irgendeinen Vorteil aus den konventionellen Hörhilfsystemen zu ziehen, unabhängig davon, wie laut die akustische Stimulation ist, weil es nicht möglich ist, daß Nervenimpulse in normaler Weise aus dem Schall erzeugt werden.
• Cochlea-Implantationssysteme versuchen diese Haarzellen durch Aufgeben einer elektrischen Stimulation direkt auf die Hörnervfasern zu umgehen, was zur Wahrnehmung von Schall in dem Gehirn führt. Es wurden in der Vergangenheit viele Wege beschrieben, um diese Aufgabe zu lösen, beginnend von der Implantation von Elektroden in der Cochlea, die mit der Welt außerhalb über ein Kabel und einen Verbinder, welcher an dem Schädel des Patienten befestigt ist, verbunden sind, bis hin zu ausgefeilten Multikanalvorrichtungen, welche mit einem externen Computer über eine Radiofrequenz und Datenverbindungen kommunizieren.
• Die hier beschriebene Erfindung ist besonders geeignet zur Verwendung in einer Prothese, welche eine Multikanalelektrode umfaßt, die in der Cochlea implantiert ist und mit einer implantierten Multikanalstimulatoreinheit verbunden ist, welche Energie und Daten von einem extern versorgten tragbaren Sprachprozessor empfängt, wobei die Sprachverarbeitungsstrategie auf einem bekannten psychophysikalischen Phänomen beruht und an jeden einzelnen Patienten unter Verwendung einer Diagnose und Programmiereinheit angepaßt ist. Ein Beispiel für eine solche Prothese ist in dem US Patent Nr. 4,532,930 (= EP-A-0 124 930) von Crosby et al. mit dem Titel "Cochlear Implant System for an Auditory Prosthesis" gezeigt und beschrieben.
• Um die Erfindung am besten zu verstehen ist es notwendig, sich etwas mit der Physiologie und Anatomie des menschlichen Hörens zu befassen und Kenntnisse der Charakteristiken des Sprachsignals zu besitzen. Da zudem die Höreindrücke, welche durch elektrische Stimulation erzeugt werden, verschieden sind von denjenigen, die durch akustische Stimulation in einer normal hörenden Person entstehen, ist es notwendig, die Psychophysik der elektrischen Stimulation von Hörsystemen zu diskutieren. In einer normal hörenden Person fällt Schall auf das Trommelfell, wie in Fig. 1 gezeigt ist, und wird über ein System von Knöchelchen, die sogenannten Gehörknöchelchen, übertragen, welche als Hebel zur Verstärkung und akustischen Impedanz wirken, passend zu einem Kolben oder einer Membran, die ovales Fenster genannt wird und die mit der Cochlea-Kammer gekoppelt ist.
• Die Cochlea-Kammer ist ungefähr 35 mm lang, wenn sie aufgerollt ist, und ist über ihre größte Länge durch eine Trennwand unterteilt. Diese Trennwand wird Basilarmembrane genannt. Die untere Kammer ist die sogenannte Skala Tympani. Eine Öffnung am fernen Ende der Cochlea-Kammer verbindet zwischen der oberen und unteren Hälfte. Die Cochlea ist mit einer Flüssigkeit gefüllt, welche eine Viskosität von ungefähr dem zweifachen von Wasser aufweist. Die Skala Tympani ist mit einem anderen Kolben oder Membran verbunden, die rundes Fenster genannt wird, welches dazu dient die Verschiebung der Flüssigkeit aufzunehmen.
• Wenn das ovale Fenster akustisch über die Gehörknöchelchen Ossicles angetrieben wird, dann wird die Basilarmembrane durch die Bewegung der Flüssigkeit in der Cochlea verschoben. Durch das Wesen dieser mechanischen Eigenschaften vibriert die Basilarmembrane maximal am fernen Ende oder Apex der Cochlea für niedrige Frequenzen und nahe dem Boden oder dem ovalen Fenster für hohe Frequenzen. Die Verschiebung der Basilarmembrane stimuliert eine Ansammlung von Zellen, die sogenannten Haarzellen, welche in einer speziellen Struktur auf der Basilarmembrane angeordnet sind. Die Bewegungen dieser Haare erzeugt elektrische Entladungen in den Fasern des VIII. Nervs oder Hörnervs. Folglich transportieren die Nervenfasern von den Haarzellen, die am dichtesten beim runden Fenster (dem basalen Ende der Cochlea) liegen, Informationen über hohe Frequenztöne und die Fasern, die mehr im Apikalen liegen, transportieren Information über niederfrequenten Schall. Dies wird als tonotopische Organisation der Nervenfasern der Cochlea bezeichnet.
• Der Hörverlust kann viele Gründe haben und es gibt allgemein zwei Typen. Leitungshörverlust tritt auf, wenn der normale mechanische Weg für Schall, um die Haarzellen in der Cochlea zu erreichen, gestört ist, beispielsweise durch Beschädigung der Gehörknöchelchen. Leitungshörverlust kann oft behoben werden durch Verwendung von Hörhilfen, welche den Schall so verstärken, daß die akustische Information die Cochlea erreicht. Einige Typen von Leithörverlusten können ebenfalls durch chirurgische Eingriffe behoben werden.
• Sensorneurale Hörverluste entstehen aus der Beschädigung der Haarzellen oder Nervenfasern in der Cochlea. Für diesen Typ von Patient ergeben die konventionellen Hörhilfen keine Verbesserung, da die Mechanismen der Umsetzung von Schallenergie in Nervenimpulse beschädigt sind. Durch direkte Stimulation des Hörnervs kann der Verlust dieser Funktion teilweise wieder behoben werden.
• In dem hier beschriebenen System und in einigen anderen Cochlea-Implantationssystemen aus dem Stand der Technik werden die stimulierenden Elektroden chirurgisch in der Skala Tympani nahe der Basilarmembrane angeordnet und Ströme, welche zwischen den Elektroden laufen, führen zur neuralen Stimulation in Gruppen von Nervenfasern.
• Das menschliche Spracherzeugungssystem umfaßt eine Anzahl von Resonanzräumen, die oralen und nasalen Räume, welche durch Luft angeregt werden, die über die Glottis oder Stimmbänder strömt, was dazu führt, daß diese vibrieren. Die Vibrationsrate wird als Tonhöhe der Sprecherstimme gehört und variiert zwischen ungefähr 100 und 400 Hz. Die Tonhöhe von weiblichen Sprechern ist im allgemeinen höher, als die von männlichen Sprechern.
• Es ist die Tonhöhe der menschlichen Sprache, die einem Satz die Intonation gibt, was beispielsweise dem Zuhörer erlaubt, zwischen Aussagen und Fragen zu unterscheiden, die Sätze in einem fortlaufenden Vortrag zu unterteilen und festzustellen, welche Teile besonders gedehnt werden. Dies zusammen mit der Amplitude des Signals liefert die sogenannte prosodische Information.
• Sprache wird von dem Sprecher durch Anregung der Stimmbänder und Betätigung der akustischen Räume durch Bewegung der Zunge, Lippen und des Kiefers zur Erzeugung verschiedener Klänge erzeugt. Einige Klänge werden mit angeregten Stimmbändern erzeugt und diese werden als stimmhafte Klänge bezeichnet. Andere Klänge werden mit anderen Mitteln erzeugt, wie beispielsweise Durchgang von Luft zwischen den Zähnen und der Zunge, um nichtstimmhafte Klänge zu erzeugen. So ist der Klang "Z" ein stimmhafter Klang, wohingegen "S" ein nichtstimmhafter Klang ist; "B" ist ein stimmhafter Klang und "P" ist ein nichtstimmhafter Klang etc.
• Das Sprachsignal kann auf verschiedene Arten analysiert werden. Eine nützliche Analysetechnik ist die Spektralanalyse, wobei das Sprachsignal im Frequenzbereich analysiert wird und ein Spektrum wird als Amplitude (und Phase) versus Frequenz betrachtet. Wenn die Räume des Spracherzeugungssystems angeregt sind, wird eine Anzahl von spektralen Peaks erzeugt und die Frequenzen und relativen Amplituden dieser spektralen Peaks ändern sich ebenfalls mit der Zeit.
• Die Anzahl der spektralen Peaks reicht von ungefähr drei bis fünf und diese Peaks werden als sogenannte "Bestandteile" (Formant) bezeichnet. Diese Bestandteile werden durchnumeriert vom Bestandteil der niedrigsten Frequenz, herkömmlich F1 genannt, bis zu den Bestandteilen der höchsten Frequenz, und die Tonhöhe wird gewöhnlich als F0 bezeichnet. Charakteristische Klänge verschiedener Vokale werden von dem Sprecher durch Änderung der Form des oralen und nasalen Raumes erzeugt, was die Wirkung der Änderung der Frequenzen und relativen Intensitäten dieser Bestandteile hat.
• Insbesondere wurde herausgefunden, daß der zweite Bestandteil (F2) wichtig für die Übertragung der Vokalinformation ist. Beispielsweise die Vokalklänge "oo" und "ee" können mit identischen Stimmungen der Stimmbänder erzeugt werden, doch unterscheidet sich der Klang aufgrund der verschiedenen Charakteristiken des zweiten Bestandteils.
• Es gibt natürlich eine Vielzahl von verschiedenen Klängen in der Sprache und der Vorgang ihrer Erzeugung ist komplex. Zum Zwecke des Verständnisses der Erfindung ist es hier jedoch ausreichend sich in Erinnerung zu rufen, daß es zwei Haupttypen von Klängen gibt; stimmhafte und nichtstimmhafte; und daß der Zeitverlauf der Frequenzen und Amplituden der Bestandteile den größten Teil der Verstehbarkeit des Sprachsignals ausmacht.
• Der Ausdruck "Psychophysik" wird hier verwendet, um auf das Studium der Wahrnehmungen zu verweisen, die in dem Patienten durch elektrische Stimulation des Hörnervs hervorgebracht werden. Für die Stimulation bei Raten zwischen 100 und 400 Pulsen pro Sekunde wird ein Geräusch wahrgenommen, welches mit der Stimmulationsrate die Tonhöhe ändert. Das ist eine solche unterschiedliche Wahrnehmung, daß es möglich ist, eine Melodie einem Patienten durch diese Variationen zu übermitteln.
• Durch Stimulation der Elektroden mit einer Rate proportional dem Grundton (F0) ist es möglich, prosodische Information einem Patienten zu vermitteln. Diese Idee wird von einigen Cochlea-Implantationssystemen als das einzige Verfahren zur Informationsübertragung verwendet und kann durch eine einzige Elektrode verwirklicht werden.
• Es ist wichtiger, Bestandteilsinformation dem Patienten zu übermitteln&sub1; da diese die meiste Verstehbarkeit des Sprachsignals enthält. Es wurde durch psychophysikalische Tests entdeckt, daß genau wie ein Hörsignal, welches das ferne Ende der Cochlea stimuliert, eine niederfrequente Empfindung erzeugt und ein Signal, welches das nahe Ende stimuliert, einen hochfrequenten Eindruck vermittelt, ein ähnliches Phänomen mit der elektrischen Stimulation beobachtet werden kann. Diese Wahrnehmungen, die durch elektrische Stimulation an verschiedenen Stellen innerhalb der Cochlea hervorgerufen werden können, sind von den Subjekten als hervorgerufene Wahrnehmungen beschrieben worden, welche in "Schärfe" oder "Weichheit" variieren anstatt der Tonhöhe als solche. Jedoch kann der Unterschied in der Frequenzwahrnehmung zwischen Elektroden dergestalt sein, daß die Information des Bestandteils oder des Spektralpeaks kodiert wird durch Selektion der Elektrode oder dem Ort der Stimulation in der Cochlea.
• Es wurde durch psychophysikalische Tests herausgefunden, daß im Bereich der elektrischen Stimulation entsprechend der Lautstärke von der Schwelle bis zu unangenehmen Laut (typischerweise 12 dB) kleiner ist, als der entsprechende Bereich von akustischen Signalen für normal hörende Personen (typischerweise 100 dB).
• Es wurde ebenso durch psychophysikalische Tests entdeckt, daß die Tonhöhe der Klangwahrnehmung aufgrund der elektrischen Stimulation von der Frequenz der Stimulation abhängt, doch ist die wahrgenommene Tonhöhe nicht die gleiche wie die Stimulationsfrequenz. Insbesondere die höchste Tonhöhe, welche durch den Mechanismus der Änderung der Stimulationsrate alleine wahrgenommen werden kann, liegt in der Größenordnung von 1 kHz, und die Stimulation mit Raten über diesem maximalen Pegel erzeugt keine Erhöhung der Tonhöhe des wahrgenommenen Tons. Zudem hängt für die elektrische Stimulation innerhalb der Cochlea die wahrgenommene Tonhöhe von der Position der Elektrode ab. In Systemen mit mehreren Elektroden sind die Wahrnehmungen aufgrund der Stimulation bei einer Elektrode nicht unabhängig von den Wahrnehmungen aufgrund der gleichzeitigen Stimulation von nahegelegenen Elektroden. Ebenso sind die wahrgenommenen Eigenschaften der Tonhöhe "Schärfe" und Lautstärke nicht unabhängig veränderlich mit der Stimulationsrate, der Position der Elektrode und der Stimulationsamplitude.
• Einige Systeme von Cochlea-Implantaten im Stand der Technik sind so angeordnet, daß sie eine Anzahl von Elektroden gleichzeitig im Verhältnis zur Energie von bestimmten Frequenzbändern stimulieren, doch wird dies ohne Bezug auf die Wahrnehmungen aufgrund des Stimulationsstromes in nahe gelegenen stimmulierten Elektroden getan. Das Ergebnis ist, daß es keine Wechselwirkung zwischen den Kanälen gibt und die Lautstärke wird dadurch beeinflußt.
• Eine Anzahl von Versuchen wurde daher unternommen, um ein nützliches Hören durch elektrische Stimulation der Hörnervfasern zu erreichen unter Verwendung von Elektroden innerhalb oder nahe von einigen Teilen der Cochleastruktur. Systeme mit einem einzigen Paar von Elektroden sind in den US Patenten Nr. 3,751,605 von Michelson und US Patent Nr. 3,752,939 von Bartz gezeigt.
• In jedem dieser Systeme konvertiert eine externe Sprachverarbeitungseinheit den akustischen Eingang in ein Signal, das geeignet ist, durch die Haut zu einem implantierten Empfänger/Stimulatoreinheit übertragen zu werden. Diese Vorrichtungen legen eine stetig veränderliche Stimulation an ein Paar von Elektroden an, stimulieren mindestens einen Teil der Population von Hörnervfasern und erzeugen auf diese Weise ein Hörgefühl.
• Das Stimulationssignal, das von einem gegebenen akustischen Eingang erzeugt wird, ist verschieden für jede dieser Systeme, und während ein gewisser Grad der Wirksamkeit für jedes demonstriert wurde, ist die Leistungsfähigkeit weit über diese Systeme und ebenso für jedes System zwischen den Patienten gestreut. Da die Gestaltung dieser Systeme sich empirisch entwickelt hat und nicht in den Einzelheiten auf psychophysikalischen Beobachtungen beruht, war es nicht möglich, den Grund für diese Variabilität zu bestimmen. Folglich war es nicht möglich, ihn zu vermindern.
• Ein alternativer Zugang war die Verwendung der tonotopischen Organisation der Cochlea, um Gruppen von Nervenfasern in Abhängigkeit vom Frequenzspektrum des akustischen Signals zu stimulieren. Systeme mit der Verwendung dieser Technik sind in dem US Patent Nr. 4,207,441 von Richard, US Patent Nr. 3,449,753 von Doyle, US Patent Nr. 4,063,048 von Kissiah und US Patente Nr. 4,284,856 und Nr. 4,357,497 von Hochmair et al. gezeigt.
• Das System, das von Kissiah beschrieben wird, verwendet einen Satz von analogen Filtern, um akustische Signale in eine Anzahl von Frequenzkomponenten zu trennen, die jeweils einen bestimmten Frequenzbereich innerhalb des Audiospektrums haben. Diese Analogsignale werden in digitale Pulssignale konvertiert mit einer Pulsrate gleich der Frequenz des Analogsignals, das sie darstellt, und die Digitalsignale werden verwendet, um den Teil des Hörnervs zu stimulieren, der normalerweise die Information in den gleichen Frequenzbereich trägt. Die Stimulation wird vervollständigt durch die Vorsehung einer Anordnung von beabstandeten Elektroden innerhalb der Cochlea.
• Das System von Kissiah verwendet elektrische Stimulation bei Raten von bis zur Grenze des normalen akustischen Frequenzbereiches, um die 10 kHz, und den unabhängigen Betrieb von jeder Elektrode. Da die maximale Rate der Zündung jeder Nervenfaser begrenzt ist durch physiologische Mechanismen auf ein oder zwei kHz und es nur gering wahrnehmbare Unterschiede für elektrische Pulsraten von über 1 kHz gibt, kann es unangemessen sein, bei den vorgeschlagenen Raten zu stimulieren. Keine Beachtung wurde der Wechselwirkung zwischen den Stimulationsströmen gegeben, die von verschiedenen Elektroden erzeugt werden, was erfahrungsgemäß beträchtliche unkontrollierte Lautstärkevariationen mit sich bringt abhängig von der relativen Zeitabfolge der Stimulationsdarstellung. Weiterhin umfaßt dieses System einen perkutanen Anschluß, welcher das damit verbundene Risiko einer Infektion aufweist.
• Das System, das von Doyle vorgeschlagen wurde, begrenzt die Stimulationsrate für jede Gruppe von Fasern auf eine Rate, welche jeder Faser erlaubt, auf sequentielle Stimulationen zu antworten. Es verwendet eine Anzahl von Übertragungskanälen, wobei jeder Kanal ein einfach zusammengesetztes Versorgungs/Datensignal an ein bipolares Paar von Elektroden sendet. Eine Spannungsquellenstimulation wird in einer Zeit multiplexerweise ähnlich zu der verwendet, die anschließend durch Ricard verwendet wird und unten beschrieben ist, und ähnlich unkontrollierte Lautstärkevariationen treten bei der vorgeschlagenen unabhängigen Stimulation von benachbarten Paaren von Elektroden auf. Weiterhin verhindert das Erfordernis einer Anzahl von Transmissionsverbindungen gleich der Anzahl von Elektrodenpaaren die Verwendung dieses Typs von Systemen für mehr als einige Elektroden.
• Das System, das von Ricard vorgeschlagen, verwendet eine Filterbank, um das akustische Signal zu analysieren, und eine einzelne Radioverbindung, um sowohl Energie wie auch Daten zu dem implantierten Empfänger / Stimulator zu übertragen, was einen Zeit-Multiplexausgang zum Sätzen von Elektroden, die in der Cochlea implantiert sind, darstellt. Einphasige Spannungsstimulationenwerden verwendet, wobei eine Elektrode zu einer Zeit mit einer Spannungsquelle verbunden ist, während der Rest mit einer gemeinsamen Erdungsleitung verbunden ist. Ein Versuch wurde unternommen, um die Stimulationsströme voneinander zu isolieren durch Vorsehen von kleinen Stücken von Silastik innerhalb der Skala zwischen den Elektroden. Da einphasige Spannungsstimulationenverwendet werden und die Elektroden auf einen gemeinsamen Bezugspegel nach der Wiedergabe von jeder Stimulation zurückgeführt werden, führt die kapazitive Natur der Elektroden / Elektrolytschnittstellen zu einem gewissen Strom, der für einige hundert Mikrosekunden fließt, nachdem die Antriebsspannung auf Null zurückgeführt ist. Dies vermindert die Nettoübertragung von Ladung (und folglich Elektrodenkorrosion), doch diese Ladungserholungsphase wird nun zeitweise überlappt mit der folgenden Stimulation oder Stimuli. Jede räumliche Überlappung dieser Stimulationenwürde dann zu unkontrollierten Lautstärkevariationen führen.
• In den Patenten von Hochmair et al. wird eine Anzahl von Trägersignalen moduliert durch Pulse, welche Signalen in den Audiofrequenzbändern entsprechen. Die Trägersignale werden zu einem Empfänger übertragen, der unabhängige Kanäle zum Empfangen und Demodulieren der übertragenen Signale aufweist. Die detektierten Pulse werden auf Elektroden auf einem Cochlea-Implantat angelegt, wobei die Elektroden wahlweise in der Cochlea angeordnet sind, um Bereiche zu stimulieren, die die gewünschte Frequenzantwort haben. Die Pulse haben eine Frequenz, welche der Frequenz der Signale in einem Audioband entsprechen, umd eine Pulsbreite, welche der Amplitude der Signale in dem Audioband entsprechen.
• Das US Patent Nr. 4,267,410 von Forster et al. beschreibt ein System welches zweiphasige Stromstimulationeneiner vorbestimmten Dauer verwendet, die eine gute zeitliche Steuerung sowohl der Stimulation wie auch der Erholungsphasen ergeben. Jedoch verhindert die Verwendung von Pulsen mit fester Dauer die Variation dieses Parameters, der durch die physiologischen Variationen zwischen den Patienten erforderlich sein kann. Weiterhin beschränkt das Datenübertragungssystem, das in diesem System beschrieben ist, streng die Anzahl von Pulsraten, welche für Konstantratenstimulation verfügbar sind.
• Das US Patent Nr. 4,593,696 von Hochmair et al. beschreibt ein System, in welchem mindestens ein analoges elektrisches Signal auf die implantierten Elektroden in einem Patienten angelegt wird und mindestens ein Pulsationssignal auf die implantierten Elektroden angelegt wird. Das Analogsignal gibt ein Sprachsignal wieder und das Pulsationssignal gibt bestimmte Sprachmerkmale wieder, wie beispielsweise eine Bestandteilfrequenz und eine Tonhöhenfrequenz.
• Das US Patent Nr. 4,515,158 von Patrick et al. beschreibt ein System, in welchem Sätze von elektrischen Strömen zu ausgewählten Elektroden in einer implantierten Elektrodenanordnung geführt werden. Ein einkommendes Sprachsignal wird verarbeitet, um einen elektrischen Eingang entsprechend dem empfangenen Sprachsignal zu erzeugen und elektrische Signale, welche akustische Merkmale des Sprachsignals kennzeichnen, werden aus dem Eingangssignal erzeugt. Eine programmierbare Einrichtung empfängt und speichert Daten von den elektrischen Signalen und stellt Sätze von elektrischen Stimulationenauf, die an die Elektrodenanordnung angelegt werden, und Befehlsignale werden erzeugt zur Steuerung der sequentiellen Anwendung der Pulsstimulationenauf die Elektroden mit einer Rate, die aus der Stimmfrequenz des Sprachsignals für stimmhafte Aussprachen und eine unabhängige Rate für nichtstimmhafte Aussprachen abgeleitet wird.
• Der Stand der Technik, demgegenüber die Erfindung eine Verbesserung darstellt, wird vermutlich am besten durch das US Patent Nr. 4,532,930 von Crosby et al. wiedergegeben, das den Titel "Cochlea Implant System for an Auditory Prosthesis" trägt. Der Gegenstand des Patents von Crosby et al. ist hiermit durch Bezugsname eingeschlossen. Das Patent von Crosby et al. beschreibt ein Cochlea-Implantatsystem, in welchem eine Elektrodenanordnung vielfache Platiniumringelektroden in einem silastischen Träger umfaßt, der in der Cochlea des Ohres implantiert ist. Die Elektrodenanordnung ist mit einer Multikanal-Empfänger-Stimulationseinheit verbunden, welche einen integrierten Halbleiterschaltkreis und andere Komponenten enthält, der in dem Patienten nahe dem Ohr implantiert sind. Die Empfänger-Stimulatoreinheit empfängt Dateninformation und Energie durch eine abgestimmte Spule über eine induktive Verbindung mit einem externen, patiententragbaren Sprachprozessor. Der Sprachprozessor umfaßt einen integrierten Schaltkreis und verschiedene Komponenten, welche ausgestaltet oder abgebildet sind, um Datensignale von einem löschbaren Nur- Lese-Speicher (EPROM) zu senden. Der EPROM ist so programmiert, daß er zu jeder Wahrnehmung der elektrischen Stimulation von Patienten paßt, die durch Testen des Patienten und seines implantierten Stimulators / Elektrode festgestellt wird. Der Test wird durchgeführt unter Verwendung einer Diagnose- und Programmiereinheit (DPU), die mit dem Sprachprozessor durch eine Schnittstelleneinheit verbunden ist.
• Das System von Crosby et al. erlaubt die Verwendung von verschiedenen Sprachverarbeitungsstrategien einschließlich der dominanten Spektralpeaks und der Tonhöhe, so daß stimmhafte Klänge, nichtstimmhafte Guturralklänge und prosodische Information eingeschlossen ist. Die verwendete Sprachverarbeitungsstrategie basiert auf bekannten psychophysiologischen Phänomenen und wird jedem Patienten individuell angepaßt durch die Verwendung der Diagnose- und Programmiereinheit. Zweiphasige Pulse werden zu verschiedenen Kombinationen von Elektroden durch schaltungsgesteuerte Stromverbrauche in verschiedenen Betriebsarten zugeführt. Die Datenübertragung geschieht durch Reihen von diskreten Datenpaketen, welche die gewählte Elektrode (n), die Elektrodenkonfiguration, den Stimulationsstrom und zweiphasige Pulse bestimmt durch die Dauer wiedergibt.
• Jeder Patient hat verschiedene Wahrnehmungen, die sich aus der elektrischen Stimulation der Cochlea ergeben. Insbesondere die Stärke der Stimulation, die zur Erzeugung der Hörwahrnehmungen mit der gleichen Lautstärke erforderlich ist, kann von Patient zu Patient und von Elektrode zu Elektrode für den gleichen Patient verschieden sein. Patienten können sich ebenfalls in ihrer Fähigkeit zur Wahrnehmung von Tonhöhenänderungen von Elektrode zu Elektrode unterscheiden.
• Der Sprachprozessor berücksichtigt Unterschiede in der psychophysikalen Wahrnehmung zwischen Patienten und kompensiert die Unterschiede zwischen Elektroden in dem gleichen Patien ten. Unter Berücksichtigung der psychophysikalischen Antworten jedes Individuums kodiert der Sprachprozessor die akustische Information in Bezug auf die Stimulationspegel, Elektrodenfrequenzgrenzen und andere Parameter, die geeignete Hörwahrnehmungen hervorrufen. Die psychophysikalische Information, die verwendet wird, um diese Stimulationsparameter aus den akustischen Signalen abzuleiten, wird als MAP bezeichnet und ist in einem random access memory (RAM) innerhalb des Sprachprozessors gespeichert. Ein Audiologist erzeugt und "stimmt" jede MAP des Patienten unter Verwendung eines Diagnose- und Programmiersystems (DPS) ab. Das DPS wird verwendet, um die geeigneten Tests zu verwalten, gesteuerte Stimulationenwiederzugeben und die Testergebnisse zu bestätigen und aufzuzeichnen.
• Die Multielektroden-Cochlea-Prothese wurde erfolgreich bei tief schwerhörigen Patienten seit einer Anzahl von Jahren verwendet und ist Teil des täglichen Lebens für viele Leute in verschiedenen Ländern rund um die Erde. Der implantierte Teil der Prothese blieb seither relativ unverändert mit Ausnahme einiger Gestaltänderungen, wie beispielsweise solcher, die vorgenommen wurden, um die Gesamtdicke der Vorrichtung zu vermindern und um einen implantierten Magnet einzuschließen, wodurch der Bedarf von verdrahteten Kopfeinheiten beseitigt wurde.
• Der externe Sprachprozessor war seit den ersten Versionen der Prothese verschiedenen beträchtlichen Änderungen ausgesetzt. Das Sprachkodierschema, das von frühen Patienten verwendet wurde, stellte drei akustische Merkmale von Benutzerimplantaten dar. Dies waren die Amplitude, die als Strompegel der elektrischen Stimulation wiedergegeben wurde; die Grundfrequenz oder Tonhöhe, die als Rate von gepulsten Stimulation wiedergegeben wurde; und die Frequenz des zweiten Bestandteils, die durch die Position des stimulierten Elektrodenpaares wiedergegeben wurde. Dieses Kodierschema (F0F2) lieferte genug Information für tief schwerhörige postlinguistische Erwachsene, und zeigte wesentliche Verbesserungen in ihrer Sprachwahmehmung.
• Das frühe Kodierschema schreitete naturgemäß zu einem späteren Kodierschema fort, in welchem zusätzliche spektrale Informationen wiedergegeben wurden. In diesem Schema wurde ein zweites Paar von Stimulationselektroden zugefügt, das den ersten Bestandteil der Sprache wiedergab. Das neue Schema (F0F1F2) zeigte verbesserte Leistungseigenschaften für erwachsene Patienten in allen Bereichen der Sprachwahmehmung.
• EP-A-282336 von 3-M Co. (äquivalent zu US 4,813,417) offenbart die Verwendung von mehreren Bandpaßfiltern, doch offenbart es nicht eine Auswahl von Elektroden zur Stimulation in einer Hörprothese basierend auf dem Paßband der /des Filters. Dieses Patent betrifft mehr die Sicherstellung, daß nur Signale von sorgfältig ausgewählter Bandbreite die Prothese erreichen, um sicherzugehen, daß keine unerwünschten "Periodizitäten" auftreten, die das zentrale Nervensystem des Patienten durcheinander bringen. EP 282336 ist nicht so sehr befaßt damit, welche Elektrode einer Anzahl von Elektroden, die eine Anordnung bilden, ausgewählt werden sollte vor der Stimulation, sondern betrifft die Frage, ob die Stimulation in einer zuvor ausgewählten Elektrode verursacht werden sollte.
• US 4,400,590 von Michelson beschreibt eine relativ einfache Anordnung, worin der Ausgang von Bandpaßfiltern jeweils einer eigenen Elektrode zugeordnet ist. Michelson liefert ein Beispiel, worin sieben Bandpaßfilter zu jeweils Elektrodenpaaren zugeordnet sind. Michelson stellt fest, daß diese Anzahl nicht als Begrenzung aufzufassen ist und daß größere oder kleinere Zahlen verwendet werden können, doch ist es genau das Problem, daß durch diesen vereinfachten Ansatz vermittelt wird, das von dem 3-M Patent (EP-A-0282336) überwunden werden soll. Die Wahrheit der Komplexität der psychophysikalischen Cochlea-Implantate ist, daß mehr nicht unbedingt besser ist.
• Trotz des Erfolgs von Sprachprozessoren, die das F0F1F2- Schema über die letzten Jahre verwenden, wurden eine Anzahl von Problemen festgestellt. So können beispielsweise Patienten, die unter ruhigen Bedingungen gut hören, beträchtliche Probleme haben, wenn es einen mäßigen Pegel von Hintergrundrauschen gibt. Weiterhin kodiert das F0F1F2-Schema Frequenzen bis zu ungefähr 3500 Hz; jedoch viele Erscheinungen und Umgebungsklänge haben einen hohen Anteil ihrer Energie über diesem Bereich, was sie unhörbar für den Implantatbenutzer in einigen Fällen macht.
• Gemäß einer breiten Form der vorliegenden Erfindung gibt es eine Multikanal-Cochleaprothese einschließlich eines patientenimplantierbaren, gewebestimulierenden Multikanal-Elektrodenanordnung (1), welche in einer Cochlea von einem apikalen Bereich der Cochlea bis zu einem basalen Bereich der Cochlea positioniert werden kann und die entsprechende apikale und basale Bereiche darin aufweist, einen patientenimplantierbaren Multikanal-Stimulator (3), der mit der Anordnung (1) verbunden ist, und mit einem vom Patienten extern getragenen, programmierbaren Sprachprozesscr (7) zum Verarbeiten von Schallsignalen, die sowohl stimmhafte Schallsignale wie auch nichtstimmhafte Schallsignale umfassen können, in Stimulationssignale umsetzt, die dem Stimulator zugeführt werden zum Übertragen als elektrische Pulsationssstimulationssignale an die Anordnung, wobei die Prothese gekennzeichnet ist durch
• eine Einrichtung, die auf einen ersten dominanten Spektralpeak in den stimmhaften Schallsignalen in dem Bereich zwischen ungefähr 280 Hz und ungefähr 1000 Hz entsprechend einem ersten Bestandteil des Schallsignals anspricht, wobei die Einrichtung mindestens eine Elektrode in dem apikalen Bereich der Elektrodenanordnung stimuliert, die in Übereinstimmung mit der spektralen Information ausgewählt ist, die in dem ersten Peak enthalten ist;
• eine Einrichtung, die auf einen zweiten dominanten Spektralpeak in den stimmhaften Schallsignalen in dem Bereich zwischen ungefähr 800 Hz und ungefähr 4000 Hz entsprechend einem zweiten Bestandteil des Schaltsignals anspricht und mindestens eine Elektrode in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung stimuliert, die in Übereinstimmung mit der spektralen Information ausgewählt ist, welche in dem zweiten Peak enthalten ist; und, mindestens einem Hochfrequenz-Bandpaßfilter mit einem Durchlaßbereich, welcher bei einer höheren Frequenz liegt, als der zweite dominante Spektralpeak zum Extrahieren von spektraler Information in mindestens einem Bereich des Spektrums der Schallsignale und Stimulieren von mindestens einer Elektrode in der Elektrodenanordnung entsprechend der spektralen Information, wobei die Elektrode sich in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung befindet.
• In einer weiteren breiten Form der Erfindung gibt es ein Verfahren zur Verarbeitung eines Signals im Audiospektrum, das von einem Mikrophon empfangen wird, um Signale zum Stimulieren eines patientenimplantierbaren, gewebestimulierenden Multikanal-Elektrodenanordnung zu erzeugen, die in einer Cochlea angeordnet werden kann von dem apikalen Bereich der Cochlea bis zum basalen Bereich der Cochlea, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch die Auswahl eines ersten dominanten Frequenzpeaks aus dem Audiosignal von einem ersten Frequenzband zwischen ungefähr 280 Hz und ungefähr 1000 Hz und Auswahl von mindestens einer Elektrode zwecks Stimulation in dem apikalen Bereich der Elektrodenanordnung in Übereinstimmung mit der spektralen Information, die in dem ersten Peak enthalten ist; die Auswahl eines zweiten dominanten Frequenzpeaks von dem Audiosignal von einem zweiten Frequenzband zwischen ungefähr 800 Hz und ungefähr 4000 Hz und Auswahl von mindestens einer Elektrode zwecks Stimulation in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung in Übereinstimmung mit der spektralen Information, die in dem zweiten Peak enthalten ist; die Extraktion der spektralen Information in mindestens einem Bereich des Spektrums des Audiosignals oberhalb der Frequenz des zweiten dominanten Frequenzpeaks und Stimulation von mindestens einer vorbestimmten Elektrode in der Elektrodenanordnung in Übereinstimmung mit der extrahierten spektralen Information, wobei die vorbestimmte Elektrode in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung liegt.
• In einer weiteren breiten Form der Erfindung gibt es ein Verfahren zur Sprachkodierung eines Audiospektrumsignals, das von einem Mikrophon empfangen wird, um Signale zum Stimulieren einer patientenimplantierbaren, gewebestimulierenden Multikanal-Elektrodenanordnung zu erzeugen, die in einer Cochlea angeordnet werden kann von dem apikalen Bereich der Cochlea bis zum basalen Bereich der Cochlea, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch eine Bandpaßfilterung des Audiospektrumsignals in eine Anzahl von Bändern innerhalb und außerhalb des normalen Bereiches eines zweiten Bestandteils (F2) Frequenzpeaks des Audiospektrumsignals, wodurch zusätzliche Hochfrequenzinformation dem Patienten gegeben wird.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
• Die Beschreibung schließt mit Ansprüchen ab, die insbesondere den Gegenstand dieser Erfindung hervorheben und gesondert beanspruchen, doch wird davon ausgegangen, daß die Erfindung aus der folgenden Beschreibung in Verbindung mit den begleitenden Zeichnungen besser verstanden wird, in welchen:
• Fig. 1A, 1B Innenansichten der Anatomie eines menschlichen Ohres bzw. einen Querschnitt einer Cochlea zeigen;
• Fig. 2 ein Blockdiagramm eines Cochlea-Implantat-Gesamtsystems dieser Erfindung zeigt;
• Fig. 3 eine Bildansicht der Komponenten dieses Systems einschließlich der Implantieranteile und der durch den Patienten getragenen Teile zeigt;
• Fig. 3A, 3B jeweilige Seiten- und hervorgehobene Endansichten der implantierbaren Teile des Systems zeigt;
• Fig. 4 eine Kurve des Stromes vs. Zeit ist, die die zweiphasige Stromwellenform zeigt, welche in dieser Erfindung verwendet wird;
• Fig. 5 eine Kurve ist, die ein Beispiel des sequentiellen Stimulationsmusters von Elektrodenpaaren für stimmhafte Klänge unter Verwendung der Multipeak- Kodierstrategie dieser Erfindung zeigen;
• Fig. 6 eine Kurve ist, die ein Beispiel des sequentiellen Stimulationsmusters für Elektrodenpaare für nichtstimmhafte Klänge unter Verwendung des Multipeak- Kodierstrategie dieser Erfindung zeigt.
• Fig. 7 ein Diagramm ist, das ein Beispiel des Musters der elektrischen Stimulation für verschiedene Gleichgewichtszustandsphänomene unter Verwendung der Multipeak-Kodierstrategie dieser Erfindung zeigt;
• Fig. 8 eine Kurve ist, die die standardisierte Lautstärke / Zunahmsfunktion für Sprachprozessoren dieser Erfindung zeigt; und
• Fig. 9 ein Blockdiagramm der Mikrophon- und Sprachprozessorteile eines Pulsationstyps, und des Multikanal- Cochlea-Implantatsystems gemäß dieser Erfindung zeigt.
Bevorzugte Ausführungsform der Erfindung
• Das Cochlea Implantatsystem gemäß der Erfindung, das in Fig. 2 gezeigt ist, umfaßt mehrere Komponenten. Eine Elektrodenanordnung 1 ist in der Cochlea implantiert. Diese Elektrodenanordnung 1 umfaßt eine Anzahl von Ringen oder Bändern aus Platin, die mit einem flexiblen silastischen Träger gebildet sind. Vorzugsweise gibt es insgesamt 32 Bänder aus Platin. Die fernen Bänder 22 sind aktive Elektroden und haben damit verschweißte Verbindungsdrähte. Die nahen Elektrodenbänder 10 werden zur Versteifung verwendet und wirken als Hilfe für die chirurgische Einsetzung. In einer typischen Anordnung sind die Elektrodenringe ungefähr 0,05 mm dick mit einer Breite von 0,3 mm und haben äußere Durchmesser von 0,6 mm am nahen Ende bis 0,4 mm Durchmesser am fernen Ende. Der Durchmesser der Ringe ändert sich stetig&sub1; so daß die Anordnung um 10 mm oder so zum Fernen hin verjüngt ist. Die Ringe sind 0,75 mm mitten über 25 mm der Elektrodenanordnung beabstandet und die ganzen freiliegenden Außenbereiche der Ringe werden als aktive Elektrodenbereiche verwendet. Das silastische Material kann MDX4-4210 sein, das von Dow Corning hergestellt wird.
• Die 22 Elektrodendrähte gehen durch ein Kabel 2 von der Elektrodenanordnung 1 zu der Empfänger-Stimulatoreinheit (RSU) 3. Die beschriebene Erfindung ist nicht auf diese Form der Elektrodenanordnung beschränkt und eine Anzahl von alternativen Elektrodenformen, die im Stand der Technik beschrieben sind, kann verwendet werden. Die RSU 3 empfängt Information und Energie von einer externen Quelle durch eine abgestimmte Empfangsspule 5, die an der RSU vorgesehen ist und unmittelbar unterhalb der Haut angeordnet ist. Die RSU liefert ebenfalls elektrische Stimulationspulse an die Elektrodenanordnung 1. Die Energie und die Daten darüber, welche Elektrode stimuliert werden soll und mit welcher Intensität wird durch die Haut unter Verwendung einer induktiven Verbindung 6, die per Radiofrequenzen arbeitet, von einem externen Mulipeak-Sprachprozessor (MSP) 7 übertragen. Im Normalbetrieb nimmt der MSP akustische Stimulationen von einem Mikrophon 8 auf, das konventionell getragen wird, und extrahiert aus dem Signal die Information, welche verwendet wird, um die Stimulationselektrode, Rate und Amplitude zu bestimmen.
• Da die Antwort jedes Patienten auf elektrische Stimulation verschieden ist, ist es notwendig, den MSP jedes Patienten aus seiner oder ihren eigenen Anforderungen auszulegen. Daher hat der MSP einen random access memory (RAM), welcher programmierbar ist, um zu jedem Patienten zu passen.
• Die Antwort des Patienten auf die elektrische Stimulation wird eine kurze Zeit nach der Implantation der RSU 3 getestet, wobei der MSP des Patienten verwendet wird, und die Ergebnisse dieser Tests werden verwendet, um den MSP für die patienteneigenen besonderen Anforderungen einzustellen. Dies wird getan durch Verbinden des MSP über einen Verbinder und Kabel 9 mit einer Diagnose-Programmschnittstelleneinheit (DPI) 10. Die DPI selbst ist ihrerseits mit einem Kabel und einen Verbinder 11 zu einem Vielzweckcomputer verbunden, der als Diagnose- und Programmiereinheit (DPU) 12 bezeichnet wird.
• Die bildliche Darstellung des Systems, das von dem Patienten verwendet wird, ist in Fig. 3, 3A und 3B gezeigt. Die Elektrodenanordnung 20 ist flexibel und paßt sich der Form der Cochlea an (Fig. 1A und 1B), wenn sie entlang der Basilarmembrane eingesetzt wird, die die Skala Timpani vom Rest der Cochlea trennt. Die Elektrodenanordnung ist über ein silastikbeschichtetes Kabel 21 mit der RSU 22 verbunden. Das Kabel 21 ist besonders ausgelegt, um eine Spannungserleichterung zu ergeben, um den Bruch des Drahtes in dem Kabel zu vermeiden. Die Empfangsspule für Information und Energie ist eine einzelne Schleife des vieladrigen Platindrahtes 23, welcher an einen Transformator gekoppelt zu der implantierten Elektronik in der RSU 22 ist.
• Eine extern getragene Übertragungsspule 24 wird gegen den Kopf über der Stelle des RSU Implantats 22 durch mitwirkende Magnete (nicht gezeigt) gehalten, die nahe jeder Spule 23 und 24 angeordnet sind. Die Spule 24 ist mit dem Sprachprozessor 29 über ein Spulenkabel 26 und einem Hörhilfemikrophon 27 verbunden. Das Hörhilfemikrophon 27 wird auf dem Ohr nahe der Implantationsstelle getragen und Audiodaten von dem Mikrophon 27 werden über Drahtkabel 28 mit der MSP 29 verbunden. Die Transmissionsdaten sind mit der Spule 24 von der MSP 29 über das gleiche dreiadrige Kabel 28 und über das Spulenkabel 26 verbunden. Diese dreiadrige Anordnung ist in der anhängigen US Patentanmeldung Nr. 404,230 mit dem Anmeldetag 7. September 1989 von Christopher N. Daly mit dem Titel "Three Wire System For Cochlea Implant Processor" beschrieben, wobei diese Anmeldung dem Anmelder der vorliegenden Erfindung gehört und hiermit durch Bezugnahme eingeschlossen ist. Alternative Mikrophonkonfigurationen sind möglich einschließlich eines Mikrophons, das auf einer Krawattennadel getragen wird oder an die Kleider des Benutzers oder ähnliches angeheftet ist.
• Das Spulenkabel 26 und das dreiadrige Kabel 28 sind an dem Mikrophon 27 und den MSP 29 durch abnehmbare Verbinder 32, 33 und 34 angeschlossen. Der MSP 29 wird konventionell durch erhältliche Batterien (z. B. eine einzige AA formatige Zelle) versorgt, die innerhalb des MSP 29 getragen wird. Eine Einsteckbuchse 31 ist vorgesehen, um den Anschluß an externe Audiosignalquellen zu ermöglichen, wie beispielsweise einen Fernseher, Radio oder ein Hochqualitätsmikrophon.
• Mit Bezug auf Fig. 4 ist der Puls, welcher zur elektrischen Stimulation der Cochlea verwendet wird, zweiphasig. Das heißt, er umfaßt eine Periode von negativer Stromstimulation gefolgt durch eine gleiche Periode von positiver Stromstimulation von gleicher Amplitude, wobei die beiden Perioden (bekannt als Phase phi 1 und phi 2) getrennt sind durch eine kurze Periode ohne Stimulation. Phi 1 und phi 2 können in dem Bereich von 12 bis 400 Mikrosekunden (typischerweise 200 Mikrosekunden) liegen und das dazwischenliegende Intervall ist typischerweise 50 Mikrosekunden lang. Die Amplitude von Phi 1 und Phi 2, ihre Dauer und die Dauer des zwischenliegenden Intervalls werden bestimmt durch die Information, die von dem Signal detektiert wird, welche durch den Sprachprozessor 29 übertragen wird (Fig 3). Die aktuellen Werte dieser Parameter werden eingestellt auf einer Basis Elektrode zu Elektrode für jeden Patienten als ein Ergebnis des psychophysikalischen Testens des Patienten. Die Umkehrung in der Polarität von phi 1 und phi 2 ist wichtig, da dies sicherstellt, daß es keine Netto-Gleichstromskomponente in der Stimulation gibt. Das ist wichtig, weil langandauernde Gleichstromanregung eine Elektrodenkorrosion verursachen kann und mögliche nachfolgende Beschädigung der Cochlea selbst.
• Die Fragen der Elektrochemie von Elektroden und Ladungsausgleich werden als wichtige bei Cochlea Implantaten betrachtet, als beispielsweise bei Herzschrittmachern, welche im Stand der Technik wohlbekannt sind. Dies liegt daran, daß ein Cochlea Stimulator Nervenfasern stimuliert, wohingegen Herzschrittmacher vorgesehen sind, um Herzmuskeln zu stimulieren. Es wird angenommen, daß Nervengewebe leichter beschädigt werden kann aufgrund der elektrischen Stimulation und folglich ist das Cochlea Implantatsystem mit strengeren Sicherheitsfaktoren gestaltet als die Herzschrittmacher. Das System ist so gestaltet, daß die gleiche Stimulationsquelle für beide Stimulationsphasen verwendet wird. Der zweiphasige Puls wird einfach hergestellt durch Umkehr der Verbindungen der Elektroden. Auf diese Weise wird eine extrem gute Ladungssymmetrie erhalten, was zu einem hohen Sicherheitsstandard führt, der dafür sorgt, daß phi 1 und phi 2 gleich sind.
• Der Stimulationsschaltkreis ist vorzugsweise als eine konstante Stromquelle gestaltet. Das hat den Vorteil im Vergleich zu einer konstanten Spannungsquelle, daß wenn die Elektrodenimpedanz sich ändert, wie oft beobachtet wird, der abgegebene Strom an die Elektrode unverändert bleibt über einen großen Bereich der Elektrodenimpedanz. Der Strom kann von einigen Mikroamps bis zu 2 mA variieren, was einen sehr großen Bereich von Lautstärkeempfindungen erlaubt, die erzeugt werden, und große Variationen zwischen Patienten berücksichtigt werden können.
• Der Stimulations-Erzeugungsschaltkreis in der RSU 3 (Fig. 2) ist vorzugsweise so ausgelegt, daß in einer von zwei Betriebsarten betrieben werden kann. Die erste Betriebsart wird als "multipolar" oder "gemeinsame Erdungs"-Stimulation bezeichnet. In dieser Betriebsart wird eine Elektrode ausgewählt als die "aktive" Elektrode und alle anderen Elektroden arbeiten als gemeinsame Stromquelle. In Phase phi 2 sind die Verbindungen umgekehrt, so daß die "aktive" Elektrode als Stromquelle wirkt und die gemeinsamen Elektroden als Stromverbraucher wirken. Die Wahl der Stimulationsordnung wird nicht durch irgendwelche Begrenzungen oder Einschränkungen in der Schaltkreisauslegung bestimmt und jeder Weg kann gewählt werden bei der Implementierung der Schaltkreisauslegung.
• Die zweite Betriebsart ist die "bipolare" Stimulation. In dieser Betriebsart vollzieht sich die Stimulation zwischen zwei ausgewählten Elektroden, beispielsweise A und B. In der Phase phi 1 wird Strom von A geliefert und von B verbraucht. In Phayse phi 2 wird Strom von B geliefert und von A verbraucht und keine andere Elektrode spielt eine Rolle in der Stimulation. Die RSU 3 ist vorzugsweise so ausgelegt, daß jedes Paar von Elektroden für die bipolare Stimulation ausgewählt werden kann. Folglich gibt es eine große Flexibilität in der Wahl der Stimulationsstrategie.
• Es ist zu beachten, daß nur diese beiden bestimmten Stimulationsbetriebsarten gewählt wurden. Andere Stimulationsbetriebsarten sind jedoch nicht ausgeschlossen. Beispielsweise kann ein multipolares oder verteiltes Erdungssystem verwendet werden, worin alle anderen Elektroden als eine verteilte Erdung wirken und jede Elektrode zu jeder Zeit als eine Stromquelle, einen Stromverbraucher oder inaktiv gewählt werden kann, während jeder Stimulationsphase mit geeigneter Modifikation des Empfänger-Stimulators.
• Das Hauptziel dieser Erfindung ist die Schaffung einer verbesserten Sprachkommunikation solcher Leute, die von tiefer Gehörlosigkeit betroffen sind. Zusätzlich jedoch zur verbesserten Sprachkommunikation ist es wichtig, Umgebungsgeräusche wie beispielsweise Telefone, Türen, Wamsirenen, Türklingel etc. zu vermitteln, welche Teil eines Personenlebens bilden. Das bisher beschriebene System ist im wesentlichen das des Patentes von Crosby et al., das oben zitiert wurde und hier durch Bezugnahme eingeschlossen ist. In dem Patent von Crosby et al. wird erkannt, daß der zweite Bestandteil F2 am meisten der Verstehbarkeit von Sprachsignalen trägt, wobei der erste Bestandteil F1, obwohl er viel mehr der Natürlichkeit des Signals enthält, weniger zur Verständigkeit beiträgt.
• Crosby et al. haben beobachtet, daß der dritte und hlhere Bestandteile nicht so viel Information tragen, wie der zweite Bestandteil. Sie haben ebenso gespürt, daß in Hinsicht die Grenzen der Kenntnis über die Wechselwirkung zwischen den Elektroden, wenn eine Anzahl von Elektroden gleichzeitig stimuliert wird, die wirksamste Stimulationsmethode die wäre, den zweiten Bestandteil auf einer geeigneten Elektrode oder Stelle in der Cochlea zu kodieren, um die wichtigste Bestandteilsinformation zu liefern. Die Amplitude einer solchen Stimulation wird abgeleitet von der Amplitude des zweiten Bestandteils.
• Das System von Crosby et al. liefert prosodische Information in Form von Pulsraten. Das System komprimiert die Stimulationsrate in dem Bereich zwischen 100 - 250 Hz.
• Ein zusätzlicher Faktor, der von Crosby et al. verwendet wird, ist, daß nur die oberen 10 bis 20 dB des gegenwärtigen akustischen Stimulationspegels verwendet werden, um die Stimulationsamplitude zu bestimmen. Das heißt anstatt der Kompression des gesamten akustischen Lautstärkebereiches in dem kleinen Bereich der verfügbaren elektrischen Stimulation wird nur der obere Teil verwendet. Auf diese Weise ist die Amplitude von Crosby et al. des Signals vollständig wiedergegeben durch einen fünf Bit Binärcode, welcher nur 30 dB dynamischen Bereich liefert.
• Zusammengefaßt ist die Sprachverarbeitungsstrategie von Crosby et al. wie folgt:
• 1. Der dominante Spektralpeak in dem Bereich von ungefähr 800 Hz bis ungefähr 4000 Hz wird verwendet, um die Elektrodenposition zu codieren.
• 2. Die Amplitude des dominanten Spektralpeaks, der verwendet wird, um die Elektrodenposition zu codieren, wird verwendet, um die Stimulationsamplitude zu bestimmen.
• 3. Die Tonhöhe (FO) wird komprimiert und verwendet, um die Stimulationsrate zu bestimmen.
• Für nichtstimmhafte Klänge und Umgebungsgeräusche erzeugt das System von Crosby et al. immer noch Stimuli, doch die Stimulationsrate und die Elektrodenposition werden bestimmt durch das genaue Wesen des akustischen Signals. Beispielsweise für Viersilbenkonsonanten ("s") ist die Stimulationsrate ziemlich schnell, aber nicht konstant, und die stimulierte Elektrode ist eine, welche eine Hochfrequenzempfindung verursacht.
• Eine zweite Sprachverarbeitungsstrategie, die für einige Patienten nützlich ist, wird von Crosby et al. verwendet. Die zweite Strategie ist ähnlich zu der, die oben erwähnt wurde dahingehend, daß die Elektrodenposition aus der Bestandteilsfrequenz codiert wird. Jedoch ist die Stimulationsrate bei F1 oder der ersten Bestandteilsfrequenz und die Stimulationsamplitude wird bestimmt für den Wert des Peaks des akustischen Signals zur Zeit des F1 Peaks. Dies hat den Vorteil, daß die Stimulationsrate schneller ist und natürlichere Sprachklangempfindungen in einigen Patienten hervorruft. Da das F1 Signal amplitudenmoduliert ist und zeitweise besser ist, als die F0 Rate, empfinden die Patienten zudem das F0 oder die Tonhöhe, welche nützlich ist zur Übermittlung von prosodischer Information.
• Eine andere Sprachverarbeitungsstrategie, die in der Referenz von Crosby et al. betrachtet wird, ist die Stimulation des Patienten bei der Rate F1, die aus dem eingehenden Sprachsignal extrahiert wird, aber wobei die Stimulation so aufgeteilt wird, daß die Stimulationenbei der F0 Rate durchgelassen werden.
• Trotz des Erfolgs der Sprachprozessoren, die das F0, F1, F2 Sprachverarbeitungs-Codiersystem von Crosby et al. über die letzten Jahre verwenden, sind eine Anzahl von Problemen in Verbindung mit der Verwendung eines solchen Sprachverarbeitungs-Codierschemas zurückgeblieben. Wie schon früher angedeutet wurde, können Patienten, die unter bestimmten Bedingungen gut zurecht kommen, beträchtliche Probleme haben, wenn es einen mäßigen Pegel von Hintergrundlärm gibt. Insbesondere da das F0, F1, F2 Schema Frequenzen bis zu 4000 Hz codiert und viele Geräusche und Umgebungsklänge einen hohen Anteil ihrer Energie über diesen Bereich haben, sind diese Geräusche und Umgebungsklänge unhörbar für die Implantatsbenutzer in einigen Fällen.
• Gemäß der Erfindung sind Multikanal Cochleaimplantatsprothesen mit einem Pulsationsbetriebssystem, wie es in dem Zitat von Crosby et al. offenbart ist versehen mit einem Sprachcodierschema, in welchem das Sprachsignal bandpaßgefiltert wird in einer Anzahl von Bändern, beispielsweise 3, innerhalb und über dem normalen Bereich des zweiten Frequenzpeaks oder Bestandteils F2 des Sprachsignals hinaus. Das Sprachcodierschema, das darin offenbart ist, wird als Multispektral-Peakcodierstrategie (MPEAK) bezeichnet. MPEAK ist vorgesehen, um zusätzliche Hochfrequenzinformation zu liefern, um bei der Wahrnehmung von Sprache und Umgebungsklängen zu helfen.
• Die MPEAK Codierstrategie extrahiert und codiert die F1 und F2 Spektralpeaks unter Verwendung der extrahierten Frequenzbestimmungen, um ein mehr apikales oder mehr basales Elektrodenpaar zur Stimulation auszuwählen. Jede ausgewählte Elektrode wird stimuliert bei einer Pulsrate gleich der Fuwdamentalfrequenz F0. Zusätzlich zu F1 und F2 werden drei Hochfrequenzbänder der Spektralinformation extrahiert. Die Amplitudenabschätzung von Band drei (2000 - 2800 Hz), Band vier (2800 - 4000 Hz), und Band 5 (oberhalb 4000 Hz) wird durch feste Elektroden wiedergegeben, beispielsweise der siebten, vierten und der ersten Elektrode der Elektrodenanordnung 1 (Fig. 2).
• Die erste, vierte und siebte Elektrode wird gewählt als Grundeinstellungselektrode für die Hochfrequenzbänder, weil sie weit genug voneinander beabstandet sind, so daß die meisten Patienten in der Lage sind, zwischen der Stimulation dieser drei Stellen zu unterscheiden. Es ist zu beachten, daß diese Grundeinstellungszuordnung erneut programmiert werden kann, wenn dies erforderlich ist. Wenn die drei Hochfrequenzbänder zugeordnet sind nur zu den drei am meisten basalen Elektroden in dem MAP, können viele Patienten die zusätzliche Hochfrequenzinformation nicht für sinnvoll finden, da die Patienten oft keine Tonhöhenunterscheidung zwischen benachbarten basalen Elektroden aufweisen. Zudem kann die gesamte Tonhöhenwahmehmung, die aus der elektrischen Stimulation resultiert, zu hoch sein.
• Tabelle I unten zeigt die Frequenzbereiche der verschiedenen Bestandteile, die in dem Sprachcodierschema der Erfindung verwendet werden. TABELLE 1 Frequenzbereich höher Band Elektrode
• Wenn das Eingangssignal stimmhaft ist, dann hat es eine Fundamentalfrequenz. Die aus den Bestimmungen von F1, F2 ünd den Bändern drei und vier ausgewählten Elektrodenpaare werden nacheinander stimuliert bei den Raten gleich zu F0. Das am meisten basale Elektrodenpaar wird zuerst stimuliert, gefolgt von den zunehmend mehr apikalen Elektrodenpaaren, wie in Fig. 5 gezeigt ist. Band 5 ist nicht in Fig. 5 wiedergegeben, weil es vernachlässigbare Information in diesem Frequenzband der stimmhaften Töne enthält.
• Wenn das Eingangssignal nicht stimmhaft ist, dann ist die Energie in dem F1 Band (280 - 1000 Hz) typischerweise kleiner, als die Energie in den höherfrequenten Bändern. Folglich wird es ersetzt mit dem Frequenzband, das Informationen oberhalb von 4000 Hz extrahiert. In dieser Situation werden die Elektrodenpaare ausgewählt, aus den Abschätzungen von F2 und die Bänder 3, 4 und 5 empfangen die gepulste Stimulation. Die Rate der Stimulation is aperiodisch und variiert zwischen 200 bis 300 Hz. Fig. 6 zeigt das sequentielle Stimulationsmuster für einen nichtstimmhaften Klang, wobei die Stimulation von der Base zum Apex fortschreitet. Die MPEAK Codierstrategie kann auf diese Weise so angesehen werden, daß sie fünf spektrale Peaks extrahiert und codiert, aber nur spektrale Peaks für irgendeine der Stimulationssequenzen codiert.
• Fig. 7 zeigt die Muster der elektrischen Stimulation für verschiedene Gleichgewichtszustandsgeräusche, wenn die MPEAK Codierstrategie verwendet wird. Die Primärfunktion des MAP ist die Übersetzung der Frequenz der dominanten Spektralpeaks (F1 und F2) in Elektrodenauswahl. Um diese Funktion zu erfüllen, sind die Elektroden nacheinander durchnumeriert, beginnend vom runden Fenster der Cochlea. Elektrode 1 ist die am meisten basale Elektrode und Elektrode 22 ist die am meisten apikale Elektrode in der Elektrodenanordnung. Die Stimulation von verschiedenen Elektroden ergibt normalerweise eine Tonhöhenempfindung, die die tonotopische Organisation der Cochlea wiedergibt. Die Elektrode 22 ruft die am niedrigsten angeordnete Tonhöhenempfindung hervor oder den "weichesten" Klang. Elektrode 1 ruft die am höchsten plazierte Tonhöhenempfindung oder "schärfsten" Klang hervor.
• Um den Frequenzbereich für die F1 und F2 Spektralpeaks der Gesamtanzahl der Elektroden zuzuordnen, kann ein Grundeinstellungs-Abbildungsalgorhythmus die Gesamtanzahl der verfügbaren Elektroden aufspalten, um diese in einem Verhältnis von ungefähr 1 : 2 zu verwenden, wie dies in Fig. 7 gezeigt ist. Nacheinander werden ungefähr ein Drittel der Elektroden dem F1 Frequenzbereich zugeordnet. Dies sind die mehr apikalen Elektroden und sie bedecken den Frequenzbereich von 280 - 1000 Hz. Die verbleibenden zwei Drittel der Elektroden werden dem F2 Frequenzbereich (800 - 4000 Hz) zugeordnet. Die am meisten apikalen Elektroden, welche den Frequenzbereich von 280 - 1000 Hz abdecken, sind linear gleichen Frequenzbändern zugeordnet. Der Frequenzbereich, der der Schätzung von F2 entspricht, ist den verbleibenden mehr basalen Elektroden zugeordnet und ist in logarithmisch gleichen Frequenzbändern unterteilt. Diese Frequenzverteilung wird Linear / Log (lin/log) Beabstandung genannt.
• Ein zweiter optionaler Abbildungsalgorithmus (nicht gezeigt) spaltet den gesamten Frequenzbereich in logarithmisch gleiche Frequenzbänder sowohl für F1 wie auch für F2 Elektrodengruppen auf (log / log-Beabstandung). Im Vergleich zu der lin / log-Beabstandung ergibt dies relativ breite Frequenzbänder für Elektroden, die Frequenzgrenzen unterhalb von 1000 Hz zugeordnet sind. Aufgrund der breiteren Frequenzbänder für diese Elektroden können Vokalklänge ähnliche Elektroden stimulieren, was die Unterscheidung dieser Vokale schwierig macht.
• Die F1 / F2 lin / log-Funktion des Grundeinstellungsalgorithmuses ist vorzuziehen, da er bessere räumliche Auflösung in dem F1 Bereich ergibt als die log / log-Funktion. Zudem ergibt dieser Algorithmus eine Unterscheidung von Vokalen und Konsonanten, mit Bestandteilen nahe bei 1000 Hz.
• Der Abbildungsteil des DPS Programms erlaubt eine Flexibilität bei der Zuordnung von Frequenzbändern zu Elektroden. Wenn weniger Elektroden in dem MAP eingeschlossen sind, dann werden automatisch weniger und breitere Frequenzbänder durch den Computer zugeordnet, so daß der gesamte Frequenzbereich abgedeckt wird. Weiterhin ist es möglich, die computererzeugte Beabstandung der Frequenzbänder zu überschreiben. Jeder Bereich der Frequenzen kann so irgendeine Elektrode oder Elektroden durch Änderung der oberen Frequenzgrenzen zugeordnet werden.
• Tabelle II unten zeigt die Grundeinstellungsgrenzen (lin / log) für ein MAP, das in einem zweiphasigen +1 Modus unter Verwendung von 20 Elektrodenpaaren und der MPEAK Codierstrategie erzeugt wurde. TABELLE II Lin/Log Frequenzgrenzen für 20 Elektroden in einem BP +1 Modus. Ebenso gezeigt sind die Elektrodenzuordnungen für drei Hochfrequenzbänder. Frequenzgrenzen Elektrode Untere Obere oberhalb Elektroden: für Band 3 - 7 für Band 4 - 4 für Band 5 - 1
• Tabelle III unten zeigt die Grundeinstellungsgrenzen im gleichen Modus unter Verwendung von nur 14 Elektrodenpaaren und der MPEAK Codierstrategie. TABELLE III Lin/Log Frequenzgrenzen für 14 Elektroden in einem BP +1 Modus. Ebenso gezeigt sind die Elektrodenzuordnungen für drei Hochfrequenzbänder. Frequenzen Elektrode Untere Obere oberhalb Elektroden: für Band 3 - 8 für Band 4 - 6 für Band 5 - 4
• Die Amplitude der elekrischen Stimulation wird bestimmt von der Amplitude des eingehenden akustischen Signals innerhalb der fünf Frequenzbänder (F1, F2, Bänder 3, 4 und 5). Da die Elektroden jedoch verschiedene Schwellen (T) und maximal akzeptierbare Lautstärkepegel (C) haben, muß der Sprachprozessor jedoch die Pegel der Stimulation für jede Elektrode separat basierend auf der Amplitude des eingehenden Signals in jedem Band bestimmen.
• Der MSP (Fig. 2) umfaßt einen nichtlinearen Lautstärkezuwachs-Algorithmus&sub1; der akustische Signalamplituden in elektrische Stimulationsparameter konvertiert. Zuerst konvertiert der MSP die Amplitude des akustischen Signals in eine digitale Linearskala mit Werten von 0 bis 150, wie nun mit Bezug auf Fig. 8 gesehen werden kann. Diese digitale Skale (in Kombination mit den T und C Pegeln, die in dem MAP des Patienten gespeichert sind), bestimmen die aktuelle Ladung, die den Elektroden zugeführt wird. Die Signale, deren Amplitudenpegel als 1 codiert sind, führen zur Stimulation bei dem T-Pegel. Signale, deren Amplitudenpegel codiert sind als 150, führen zur Stimulation beim C-Pegel.
• Mit Bezug nun auf Fig. 9, wird ein Blockdiagramm des Mikrophons und der Sprachprozessorteile eines Pulsationstyps, Multikanal-Cochlea Implantatsystem 100 beschrieben. Das System 100 umfaßt ein Mikrophon 110, welches Sprache aufnimmt und elektrische Audiosignale zu einem Sprachmerkmalextraktor 112 durch einen automatischen Gainsteuerverstärker 111 liefert. Der Sprachmerkmalextraktor 112 analysiert die Signale und liefert digitale Ausgänge entsprechend den Frequenzen und Amplituden des ersten und zweiten Bestandteus, die als F1, A1, F2 und A2 jeweils in Fig. 10 identifiziert sind.
• Der Sprachmerkmalextraktor 112 detektiert und gibt aus die Tonhöhe F0 und startet den Entcoder 113, welcher unter Verwendung eines MAP 114, der Information über die Ergebnisse eines psychophysikalischen Tests enthält, die Tonhöheninformation in ein Muster von elektrischer Stimulation an zwei Elektroden überträgt, die nacheinander stimuliert werden. Die so übersetzten Daten werden durch die Patientenspule 115 zu dem implantierten Empfänger- Stimulatoreinheit RSU 3 übertragen (Fig. 2).
• Drei Bandpaßfilter 116, 117 und 118 empfangen ebenfalls das Audiosignal von dem Mikrophon 110 bevor es dem Sprachmerkmalextraktor 112 zugeführt wird und trennen das Signal in drei Komponenten von verschiedenen Frequenzen auf, ein 2000 - 2800 Hz Signal in Band 3, ein 2800 - 4000 Hz Signal in Band 4 und ein 4000 - 8000 Hz Signal in Band 5. Die Signale von den Bändern 3, 4 und 5 werden dem Entcoder 113 zugeführt und die Abbildung dieser Signale wird in einer ähnlichen Weise durchgeführt wie die des ersten und zweiten Bestandteils und die Übersetzung des sich ergebenden Musters von elektrischer Stimulation in die geeigneten Elektroden wird durchgeführt, wie es oben diskutiert wurde.
• Der automatische Gainsteuerverstärker 111 wird verwendet, um die Amplitude des Signals, das den Filtern 116 und 117 zugeführt wird, zu steuern. Da der Filter 118 nur für die nichtstimmhaften Teile des Sprachsignals verwendet wird, ist seine Amplitude niemals sehr groß und daher erfordert dieses Signal keine automatische Gainsteuerung. Entsprechend hat Verstärker 119 keine automatische Gainsteuerung, die darin enthalten wäre.
• Zusammengefaßt liefern die psychophysikalischen Messungen, die unter Verwendung der DPS Software durchgeführt wird, die Information zum Übersetzen des extrahierten akustischen Eingangs in patientenspezifische Stimulationsparameter. Die Schwellen (T) und Maximalen (C)- Pegel für die elektrische Stimulation werden für jedes Elektrodenpaar gemessen. Diese Werte werden an dem MAP gespeichert. Sie bestimmen das Verhältnis zwischen der einkommenden akustischen Signalamplitude und dem Stimulationspegel für jedes gegebene Elektrodenpaar.
• In dem Sprachprozessor speichert ein random access memory einen Satz von Nummerntabellen, die kollektiv als MAP bezeichnet werden. Der MAP bestimmt beide Stimulationsparameter für F1, F2 und die Bänder 3- 5 und die Amplitudenabschätzung. Die Codierung der Stimulationsparameter folgt einer Abfolge von verschiedenen Schritten. Diese Schritte können wie folgt zusammengefaßt werden:
• 1. Die erste Bestandteilsfrequenz (F1) wird konvertiert in eine Zahl basierend auf dem dominanten Spektralpeak in dem Bereich zwischen 280 - 1000 Hz.
• 2. Die F1 Zahl wird verwendet in Verbindung mit einer der MAP Tabellen, um die Elektrode zu bestimmen, die stimuliert wird, um den ersten Bestandteil wiederzugeben. Die indifferente Elektrode wird durch den Betriebsmodus bestimmt.
• 3. Die zweite Bestandteilsfrequenz (F2) wird konvertiert in eine Zahl basierend auf dem dominanten Spektralpeak in dem Bereich zwischen 800 - 4000 Hz.
• 4. Die F2 Zahl wird verwendet in Verbindung mit einer der MAP Tabellen, um die Elektrode zu bestimmen, die stimuliert wird, um den zweiten Bestandteil wiederzugeben. Die indifferente Elektrode wird durch den Modus bestimmt.
• 5. Die Amplitudenabschätzungen für die Bänder 3, 4 und 5 werden den drei Grundeinstellungselektroden 7, 4 und 1 für die Bänder 3, 4 bzw. 5 zugeordnet oder anderen Elektroden, die ausgewählt werden können, wenn der MAP hergestellt wird.
• 6. Die Amplitude des akustischen Signals in jedem der Frequenzbänder wird in eine Zahl im Bereich zwischen 0 - 150 konvertiert. Der Pegel der Stimulation, der ausgegeben wird, wird bestimmt mit Bezug auf einen Satz von MAP Tabellen, die die akustischen Amplitude (im Bereich von 0 - 150) einem Stimulationspegel für die bestimmten Elektroden zuordnet, die in den Schritten 2, 4 und 5 oben ausgewählt wurden.
• 7. Die Daten werden weiterhin codiert in dem Sprachprozessor und übertragen zu dem Empfänger / Stimulator. Dieser seinerseits decodiert die Daten und sendet die Stimulationenzu den richtigen Elektroden. Die Stimulationspulse werden mit einer Rate gleich F0 während der stimmhaften Perioden und mit einer zufälligen aperiodischen Rate (typischerweise 200 bis 300 Hz) während der nichtstimmhaften Perioden wiedergegeben.
• Wie aus der vorangegangenen Beschreibung ersichtlich ist, liefert das multispektrale Peaksprachcodierschema der vorliegenden Erfindung alle Informationen, die in dem vorbekannten F0F1F2 Schema verfügbar ist, wobei zusätzlich Information von den drei Hochfrequenz-Bandpaßfiltern geliefert wird. Diese Filter decken die folgenden Frequenzbereiche ab: 2000 bis 2800 Hz, 2800 bis 4000 Hz und 4000 bis 8000 Hz. Die Energie innerhalb dieser Bereiche steuert die Amplitude der elektrischen Stimulation für drei feste Elektrodenpaare in dem basalen Ende der Elektronenanordnung. Folglich ist zusätzliche Informtion über hochfrequente Klänge vorhanden an einem tonotopikalischen geeigneten Ort innerhalb der Cochlea.
• Die gesamte Stimulationsrate bleibt bei F0 (Fundamentalfrequenz oder Tonhöhe), doch in dem Schema gemäß der Erfindung treten vier elektrische Stimulationspulse für jeden gutturalen Puls auf. Dies ist zu vergleichen mit der vorbekannten F0F1F2 Strategie, in welcher nur zwei Pulse pro Tonhöhenperiode auftreten. In dem neuen Codierschema für stimmhafte Sprechklänge stellen die zwei Pulse den ersten und zweiten Bestandteil dar und zusätzliche Stimulatianspulse treten auf, welche Energie in den Bereichen 2000 - 2800 Hz und 2800 - 4000 Hz wiedergeben.
• Für nichtstimmhafte Bereiche wird noch ein anderer Puls geliefert, der Energie oberhalb von 4000 Hz wiedergibt, wobei keine Stimulation für den ersten Bestandteil geliefert wird, da es in diesem Frequenzbereich keine Energie geben könnte. Stimulation tritt bei einer zufälligen Pulsrate von ungefähr 260 Hz auf, was ungefähr das doppelte dessen ist, was in der früheren Strategie verwendet wurde.
• Es ist weiterhin aus der vorangegangenen Beschreibung ersichtlich, daß die Erfindung ein verbessertes Cochlea Implantatsystem liefert, welches verschiedene der Probleme überwindet, die in früheren Cochlea Implantatsystemen auftreten. Die Verwendung einer multispektralen Peaksprachcodierstrategie in Übereinstimmung mit dieser Erfindung versorgt den Benutzer des Implantatsystems mit beträchtlich verbesserter Spracherkennung, selbst bei Anwesenheit von mäßigen Pegeln von Hintergrundrauschen. Zudem wird eine verbesserte Erkennung von Tönen und Umgebungsklängen durch diese Erfindung geschaffen.

Claims (15)

1. Multikanal-Cochleaprothese (100) mit einer patientenimplantierbaren, gewebestimulierenden Multikanal-Elektrodenanordnung (1), welche in einer Cochlea von einem apikalen Bereich der Cochlea bis zu einem basalen Bereich der Cochlea positioniert werden kann und die entsprechende apikale und basale Bereiche darin aufweist, mit einem patientenimplantierbaren Multikanal-Stimulator (3), der mit der Anordnung (1) verbunden ist, und mit einem von einem Patienten extern getragenen, programmierbaren Sprachprozessor (7), zum Verarbeiten von Schallsignalen, die sowohl gesprochene Schallsignale wie auch nicht-gesprochene Schallsignale umfassen können, in Stimulationssignale, die dem Stimulator zugeführt werden, zum Übertragen als elektrische Pulsationsstimulationssignale an die Anordnung, wobei die Prothese (100) gekennzeichnet ist durch

eine Einrichtung (112), die auf einen ersten dominaten Spektralpeak in den gesprochenen Schallsignalen in den Bereich zwischen ungefähr 280 Hz und 1000 Hz entsprechend einem ersten Bestandteil der Schalisignale anspricht, wobei die Einrichtung mindestens eine Elektrode in dem apikalen Bereich der Elektrodenanordnung stimuliert, die in Übereinstimmung mit der spektralen Information ausgewählt ist, welche in dem ersten Peak enthalten ist;

eine Einrichtung (112), die auf einen zweiten dominaten Spektralpeak in den gesprochenen Sprachsignalen in dem Bereich zwischen ungefähr 800 Hz und 4000 Hz, entsprechend einem zweiten Bestandteil der Schallsignale anspricht und mindestens eine Elektrode in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung stimuliert, die in Übereinstimmung mit der spektralen Information ausgewählt ist, welche in dem zweiten Peak enthalten ist; und

mindestens einem Hochfrequenz-Bandpaßfilter (116, 117, 118) mit einem Durchlaßbereich, welcher bei einer höheren Frequenz liegt, als der zweite dominante Spektralpeak, zum Extrahieren der spektralen Information in mindestens einem Bereich des Spektrums der Schallsignale und Stimulieren von mindestens einer Elektrode in der Elektrodenanordnung (1) entsprechend der spektralen Information, wobei die Elektrode sich in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung befindet.

2. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 1, mit einer Vielzahl von Hochfrequenz-Bandfiltern (116, 117, 118) zum Extrahieren von spektraler Information in einer entsprechenden Anzahl von Bereichen der Schallsignale und Stimulieren von mindestens einer entsprechenden Anzahl von Elektroden in der Elektrodenanordnung, wobei alle Elektroden sich in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung befinden.

3. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 2, worin die elektrischen Stimulationssignale an die Elektroden in Form von Pulsen angelegt werden, welche mit einer Pulsrate in Abhängigkeit von der Tonhöhe der Schallsignale dargeboten werden.

4. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 3, worin die Pulsrate in dem Bereich zwischen ungefähr 80 Hz und 400 Hz liegt.

5. Multikanal-Cochleaprothese nach einem der Ansprüche 1 bis 41 die mindestens drei Hochfrequenz-Bandfiltern (116, 117, 118) jeweils mit entsprechenden Elektroden umfaßt.

6. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 51 worin ein erster (116) der Hochfrequenz-Bandf ilter spektrale Informationen aus den Schallsignalen in einen Frequenzbereich zwischen ungefähr 2000 Hz und ungefähr 2800 Hz extrahiert, worin ein zweiter (117) der Hochfrequenz- Bandfilter spektrale Informationen aus den Schallsignalen in einen Frequenzbereich zwischen 2800 Hz und ungefähr 4000 Hz extrahiert, und worin ein dritter (118) der Hochfrequenz-Bandfilter spektrale Informationen aus den Schallsignalen in einen Frequenzbereich zwischen ungefähr 4000 Hz und ungefähr 8000 Hz extrahiert.

7. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 6, worin die Elektroden in der Elektrodenanordnung als fortlaufend mit Zahlen belegt betrachtet werden können, die von dem basalen Ende derselben beginnen und sich bis zum apikalen Ende derselben erstrecken, und worin Amplitudenschätzwerte, die aus der spektralen Information abgeleitet wurden, welche von dem ersten (116), zweiten (117) und dritten (118) Hochfrequenz-Bandpaßfiltern extrahiert wurden, an die entsprechende Elektroden angelegt werden, wobei der Amplitudenschätzwert von dem ersten Filter (116) auf eine Elektrode mit einer höheren Zahl, als der Amplitudenschätzwert von dem zweiten Filter angewendet wird, und der Amplitudenschätzwert von dem zweiten Filter (117) auf eine Elektrode mit einer höheren Zahl, als der Amplitudenschätzwert von dem dritten Filter (118) angewendet wird.

8. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 7, worin die Elektrodenanordnung (1) 22 Elektroden umfaßt, worin der basale Bereich der Elektrodenanordnung (1) im wesentlichen zwei Drittel der Elektroden in der Elektrodenanordnung (1) umfaßt, und worin der apikale Bereich der Elektrodenanordnung (1) im wesentlichen ein Drittel der Elektroden der Elektrodenanordnung umfaßt.

9. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 8, worin der Amplitudenschätzwert, welcher von der spektralen Information abgeleitet wurde, die von dem ersten (116), zweiten (117) und dritten (118) Hochfrequenz-Bandfilter extrahiert wurde, auf die siebte, vierte und erste Elektrode in der Elektrodenanordnung (1) angewendet wird.

10. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 7, worin in dem Fall von gesprochenen Schalisignalen die Auswahl der Elektroden zur Stimulierung auf dem ersten und zweiten charakteristischen Bestandteil und auf Informationen basiert, die von dem ersten (116) und zweiten (117) Filter abgeleitet werden, und worin die Elektroden nacheinander mit einer Rate stimuliert werden, die auf der Tonhöhe des Schallsignales basiert, wobei die am weitesten basale Elektrode zuerst gefolgt durch Stimulationen der zunehmend mehr apikalen Elektroden stimuliert wird.

11. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 7, worin in dem Fall von nicht-gesprochenen Schallsignalen die Auswahl der Elektroden zur Stimulation auf dem zweiten charakteristischen Bestandteil und auf Informationen basiert, welche von dem ersten (116), zweiten (117) und dritten (118) Filter abgeleitet werden, und worin die Elektroden in einer statistischen aperiodischen Rate stimuliert werden, und wobei die am weitesten basale Elektrode als erstes gefolgt durch die Stimulation von zunehmend mehr apikalen Elektroden stimuliert wird.

12. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 7, worin die Elektroden (1) mit einer aperiodischen Rate in dem Bereich von 200 Hz bis 300 Hz stimuliert werden.

13. Multikanal-Cochleaprothese nach Anspruch 11, worin die aperiodische Rate in dem Bereich von 200 Hz bis 300 Hz liegt.

14. Verfahren zur Verarbeitung eines Signais im Audiospektrum, das von einem Mikrofon (110) empfangen wird, um Signale zum Stimulieren einer patientenimplantierbaren gewebestimulierenden Multikanal-Elektrodenanordnung (1) zu erzeugen, die geeignet ist, in einer Cochlea von dem apikalen Bereich der Cochlea bis zum basalen Bereich der Cochlea angeordnet zu werden, wobei das Verfahren gekennzeichnet ist durch die Auswahl eines ersten dominanten Frequenzpeaks aus dem Audiosignal von einem ersten Frequenzband zwischen ungefähr 280 Hz und ungefähr Hz und die Auswahl mindestens einer Elektrode zwecks Stimulation in dem apikalen Bereich der Elektrodenanordnung (1) gemäß der spektralen Information, die in dem ersten Peak enthalten ist; die Auswahl eines zweiten dominanten Frequenzpeaks aus dem Audiosignal von einem zweiten Frequenzband zwischen ungefähr 800 Hz und 4000 Hz und die Auswahl von mindestens einer Elektrode zwecks Stimulation in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung in Übereinstimmung mit der spektralen Information, die in dem zweiten Peak enthalten ist; die Extraktion der spektralen Information in mindestens einem Bereich des Spektrums des Audiosignals oberhalb der Frequenz des zweiten dominanten Frequenzpeaks und das Stimulieren von mindestens einer vorbestimmten Elektrode in der Elektrodenanordnung (1) gemäß der extrahierten spektralen Information, wobei die vorherbestimmte Elektrode in dem basalen Bereich der Elektrodenanordnung (1) liegt.

15. Verfahren zur Verarbeitung eines Signais im Audiospektrum nach Anspruch 14, worin zusätzliche vorselektierte Elektroden unter Verwendung der spektralen Energien stimuliert werden, welche aus dem Audiosignal in den Audiofrequenzbereichen 2000 bis 2800 Hz, 2800 bis 4000 Hz und über 4000 Hz abgeleitet werden.