進行適配。
[0027] 被指派到每個適配方法的所述一個或多個電極接觸可以是不相鄰的。所述適配方 法可包括主觀和客觀適配方法的結(jié)合?？梢允褂庙樞蚧虿⑿写碳げ呗?。被植入患者可具有 帶有左側(cè)和右側(cè)電極陣列的雙側(cè)植入物布置，由此在兩個電極陣列中的所述電極接觸都被 進行適配。
[0028] 實施例還包括耳蝸植入物適配系統(tǒng)，所述耳蝸植入物適配系統(tǒng)使用根據(jù)上述中的 任一項所述的方法；以及計算機程序產(chǎn)品，所述計算機程序產(chǎn)品在有形的計算機可讀存儲 介質(zhì)中實現(xiàn)以用于將耳蝸植入物的植入電極適配于被植入患者，所述計算機程序產(chǎn)品包括 用于執(zhí)行根據(jù)上述中的任一項所述的方法的程序代碼。
【附圖說明】
[0029]圖1示出了具有耳蝸植入系統(tǒng)的人耳的解剖結(jié)構(gòu)。
[0030] 圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的一個特定實施例的耳蝸植入物適配系統(tǒng)的框圖。
[0031] 圖3示出了執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的一個特定實施例的電極適配處理的不同邏輯步驟。
[0032] 圖4示出了根據(jù)本發(fā)明一個實施例的適配方法到電極接觸的映射的示例。
【具體實施方式】
[0033]已知通過結(jié)合多種不同的適配方法能夠?qū)崿F(xiàn)更好的適配。但對每個有效的 (active)電極接觸多次進行適配會非常耗時。本發(fā)明的實施例涉及經(jīng)改進的適配處理的布 置，其結(jié)合多種不同的適配方法而不過度耗時。
[0034]圖2示出了根據(jù)本發(fā)明的一個特定實施例的耳蝸植入物適配系統(tǒng)的框圖并且圖3 示出了執(zhí)行根據(jù)本發(fā)明的一個特定實施例的電極適配處理的不同邏輯步驟。例如Med-El Maestro CI系統(tǒng)的用于記錄和刺激的控制單元201產(chǎn)生電刺激信號并分析響應測量。連接 到控制單元201的是接口盒202，例如診斷接口系統(tǒng)，所述診斷接口系統(tǒng)諸如通常與對控制 單兀201和植入在患者206中的系統(tǒng)部件之間的輸入和輸出信號進行格式化和分布的 Maestro CI系統(tǒng)一起使用的DIB II。例如，如圖2中所示，可以存在接口引線203,該接口引 線203在一端處連接到接口盒202,并且在另一端處具有電極插頭207,該電極插頭207然后 分成耳蝸植入物電極204和耳蝸外接地電極205。在傳遞刺激脈沖之后或期間，耳蝸植入物 電極204可以用作確定相鄰組織的電流和電壓特性的感測元件，例如用于測量電流傳播。 [0035]在步驟301中，使用如圖2所示的適配系統(tǒng)，對于多個不同的適配方法，每個適配方 法被指派一個或多個電極接觸，使得每個所指派的電極接觸只被指派一個適配方法。例如， 圖4示出三種不同適配方法M1-M3映射到具有十二個電極接觸的CI電極的例子。例如適配方 法組Ml可以基于行為MCL/THR(主觀），適配方法組M2可以基于eCAP MCL/THR估計(客觀），適 配方法組M3可以基于鐙骨肌反射測量(客觀）。在所示示例中，適配方法Ml被指派給電極接 觸1，4，7和10;適配方法M2被指派給電極接觸2，5，8和11;適配方法M3指派給電極接觸3，6，9 和12。每個適配方法組的特定電極接觸應該是等距的并且足夠分開(不相鄰）。
[0036]在步驟302中，對于每個適配方法，在步驟303中，所指派的電極接觸根據(jù)該適配方 法而被適配，在步驟304中，插值未指派的電極接觸的適配值。插值函數(shù)可以是任何合適的 函數(shù)，例如線性、非線性或適配ISO響度曲線。使用圖4的示例：
[0037] 1.映射Ml--電極接觸1，4,7和10,并且針對Ml插值其他電極接觸。
[0038] 2.映射M2--電極接觸2,5，8和11，并且針對M2插值其他電極接觸。
[0039] 3.映射M3--電極接觸3，6，9和12，并且針對M3插值其他電極接觸。
[0040]這樣，對于每個電極接觸而言已經(jīng)存在一個實際的適配測量和兩個插值。這在電 極上產(chǎn)生多個適配曲線，每個具有不同的客觀測量。然后在步驟305中，基于對所述多種不 同適配方法的適配的加權(quán)平均來對電極陣列中的每個電極接觸執(zhí)行最后的總體適配：
[0041 ] 4.基于Ml、M2和M3的加權(quán)平均對所有電極接觸進行適配。對于MCL和THR來說權(quán)重 可以不同，并且電極接觸的位置也具有影響：
[0045]其中，
[0046] i_客觀或主觀適配測量的類型
[0047] e_電極接觸
[0048] N-所使用的客觀和主觀適配測量的數(shù)目
[0049] MCLw-對于電極接觸e和客觀或主觀適配測量i根據(jù)所測量的或所插值的值而計 算得到
[0050] THRw-對于電極接觸e和客觀或主觀適配測量i根據(jù)所測量的或所插值的值而計 算得到
[0051 ] w-MCL的權(quán)重函數(shù)
[0052] v-THR的權(quán)重函數(shù)
[0053] 應該選擇不同的適配方法使得當計算適配的最終加權(quán)平均時，能盡可能多地抵消 各種系統(tǒng)性測量誤差。加權(quán)平均也可以考慮每個特定測量的性質(zhì)（eCAP、行為的、鐙骨肌反 射的等）。也就是說，每個測量可以歸類為由此獲得的相應的MCL/THR的高估或低估，如表1 所示：
[0055]應該選擇不同的適配測量方法以消除任何高估或低估，其產(chǎn)生更智能的適配方 法，該更智能的適配方法更快并且產(chǎn)生更好的最終適配值。為了達到該目的，例如，每個電 極接觸的計算權(quán)重可以被選擇為平方標準差的倒數(shù)，即相應適配測量方法的相關(guān)性指數(shù)。 在一個特定的實施例中，權(quán)重Wi或Vi可以計算為
[0057] 其中OjPp1分別是用于MCL和THR的客觀或主觀適配測量i的相關(guān)性指數(shù)。權(quán)重對于 高估可以是正的并且對于低估是負的。所計算的MCL和THR可通過高估或低估相關(guān)性指數(shù)來 調(diào)整并且這些值然后可用于插值。插值可以是線性的或非線性的，例如三次樣條。相關(guān)性指 數(shù)O i和Pi也可以被插值。
[0058] 當不同的適配方法在本質(zhì)上不同時，高估和低估不應該是線性的；例如，與諸如 eCAP、eABR和eMLR的誘發(fā)電位相比eSRT具有不同的本質(zhì)。同樣的，在各種不同適配方法中很 有可能使用不同的特定刺激。在eSRT中，所使用的刺激通常從50毫秒到1000毫秒變化并且 eSRT閾值不同達到2dB。對于eMLR，刺激從一個單一脈沖變化到達到大約10毫秒的脈沖群， 而eABR和eCAP通常只是使用正在使用中的單一脈沖。對于THR的低估/高估可能不會像對 MCL那樣有效，由于客觀方法沒有明顯較好的相關(guān)性--通常其在從0.4至0.7變化--但 該相關(guān)性極大地取決于刺激參數(shù)。
[0059] 一些先前的研究示出eSRT和主觀集合MCL之間的最佳相關(guān)性非常高（r = 0.9至 0.95)。電誘發(fā)復合動作電位(eCAP)示出與MCL(r = 0.5至0.7)和THRs(r = 0.5至0.7)較弱的 相關(guān)性。eMLR與主觀水平的相關(guān)性似乎根據(jù)適配刺激是單一脈沖還是多個刺激脈沖的群而 改變。初步的研究已經(jīng)示出，如果在適配過程中所使用的刺激脈沖的群和之后CI操作中使 用的相同，則與MCL的相關(guān)性更高。在該種情況下，刺激脈沖群通常具有和至少1毫秒的相同 持續(xù)時間的刺激脈沖相同的刺激率。當使用脈沖群時，eMLR閾值低于使用單一脈沖的情況。 并且脈沖群越長，所獲得的eMLR閾值越低。盡管和eSRT高相關(guān)，在一些個體病人中eSRT可能 比eCAP適應要適應少得多，這是本發(fā)明下一個實施例應該要克服的問題。雖然eSRT通常等 于或響于主觀MCL，eCAP和eABR的閾值通常低于MCL，平均為MCL的60%。
[0060] 在每個不同的適配方法組中的電極接觸的數(shù)量也可以是變化的，使得更可靠的測 量可以用于更多電極接觸并且不太可靠的測量用于更少的電極接觸。并且改變不同適配方 法Mx的順序和/或在給定的適