耳蜗植入件频率的谐波分配的制作方法

1.本发明涉及针对患者验配耳蜗植入件系统的方法，同时像正常听力耳蜗的频率中那样保留耳蜗植入件频率之间的谐波关系。


背景技术：

2.使用目前的耳蜗植入件验配法，频率分配通常使用标准分配，其不考虑正常听力耳蜗的生理频率分布。
3.在第一耳朵上使用耳蜗植入件及在第二耳朵上使用提供声学刺激的普通助听器的双模式患者，以及在第一耳朵上使用耳蜗植入件及第二耳朵听力正常的单侧式患者，在由耳蜗植入件提供给第一耳朵的电刺激的感知与提供给具有或没有普通助听器的第二耳朵的声学刺激的感知之间均将具有失配。声学与电学刺激之间的失配将被患者感知为声学刺激来自不同于电刺激的声源。


技术实现要素：

4.本发明的一方面是提供一种验配系统及针对患者验配耳蜗植入件系统的方法，其使患者感知第一耳蜗处的耳蜗植入件系统提供的电刺激的方式与患者感知第二耳蜗处的声学刺激的方式的失配最小化。
5.本发明的另一方面是提供执行前述方法的简单方式，其需要较少的计算能力，且助听器药剂师进行的实践步骤较少。
6.本发明的又一方面是为使用耳蜗植入件系统的患者保持分配给电极阵列的频率之间的谐波关系，其中谐波关系与自然听力人员有关。
7.本发明的一方面由针对患者验配耳蜗植入件系统的方法实现。该方法包括：确定插入到患者耳蜗内的耳蜗植入件系统的第一电极阵列的至少一电极的插入角度。确定插入角度可通过进行诊断医学成像实现，其中可看见植入的电极阵列和耳蜗的解剖结构。
8.此外，该方法包括：基于自然频率分配模型和所述插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
9.作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率可通过下述方式确定：基于对所述至少一电极确定的所述插入角度确定所述第一电极阵列的每一电极的插入角度；及将第一电极阵列的每一电极的插入角度映射到生理模型。
10.所述生理模型可基于greenwood模型(greenwood,1990)。
11.当知道所述电极阵列的每一电极相对于对其确定插入角度的所述至少一电极的距离时，所述电极阵列的每一电极的插入角度可容易地确定。
12.作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率可通过下述方式确定：通过进行诊断医学成像确定所述第一电极阵列的每一电极的插入角度，其中可看见植入的电极阵列和耳蜗的解剖结构。
13.此外，该方法包括：通过使多个自然频率进行频率下移直到可获得目标为止而确
定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，同时在多个特征频率中保留多个自然频率的自然频率之间的谐波关系。
14.在一些情形下，在频率下移之后保留声学信号的特定感知信息(未进行频率下移)很重要，这通过引入允许频率下移多少的目标实现。
15.目标可存储在存储单元中，相对于目标的频率下移量可存储在存储单元中。
16.此外，该方法包括：基于所述至少一电极的插入角度将多个特征频率分配给第一电极阵列的每一电极。从而，耳蜗植入件系统适合用户。
17.本发明的另一方面涉及针对患者验配耳蜗植入件系统的系统，包括：具有第一电极阵列的第一可植入刺激单元，第一电极阵列包括配置成向患者耳蜗的听觉神经纤维施加电刺激的多个电极；包括存储器单元的外部单元，存储器单元包括自然频率分配模型；配置成根据频率分配方案将多个特征频率分配给第一电极阵列的每一电极的频率分配单元。
18.频率分配方案包括：确定第一电极阵列的至少一电极的插入角度；基于自然频率分配模型和前述插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率；通过使多个自然频率进行频率下移直到获得目标为止确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，同时在多个特征频率中保留多个自然频率的自然频率之间的谐波关系；及基于至少一电极的插入角度将多个特征频率分配给第一电极阵列的每一电极。
19.存储器单元可以是耳蜗植入件系统和/或用于验配耳蜗植入件系统的系统的一部分。
20.第一可植入刺激单元和外部单元可以是耳蜗植入件系统或者有线或无线连接到耳蜗植入件系统的验配计算机的一部分。外部单元可经应用在外部单元内的经皮射频接口连接到第一可植入刺激单元。
21.在又一方面，本发明涉及耳蜗植入件系统，其可配置成通过动态改变目标而持续调整多个特征频率。目标可取决于声学信号或者耳蜗植入件系统的声音处理程序。声音处理程序可通过外部设备设置，例如无线连接到耳蜗植入件系统的智能电话。从而，耳蜗植入件系统的电极阵列对于通过耳蜗植入件系统接收的声学输入将始终具有最佳的频率分配。声学输入可通过传声器单元或rf天线接收。传声器单元可包括一个或多个传声器。
22.目标可以是下述之一：
[0023]-在100hz到250hz之间的第一范围的特征频率可被分配给第一电极阵列的最顶端电极；
[0024]-在6600hz到8100hz之间的第二范围的特征频率可被分配给第一电极阵列的最底部电极；或者
[0025]-多个自然频率的频率下移对应于一个或多个倍频程。
[0026]
通过将目标应用于最顶端电极，在进行频率下移之后，低频的重要感知信息得以保留。
[0027]
通过将目标应用于最底部电极，在进行频率下移之后，高频的重要感知信息得以保留。
[0028]
通过将倍频程限制应用于频率下移量，导致音乐的感知和触觉解释改善，因为患者将用耳蜗之间的谐波关系感知音乐。
[0029]
目标可以是从电极阵列的一电极到另一电极获得倍频程频率偏移。从而，患者将
比现今可能的方式更好地感知音乐。
[0030]
频率下移量可与最顶端电极的插入角度和目标有关。
[0031]
从而，相对于电极阵列的位置，获得最佳频率分配。
[0032]
最顶端电极的插入角度可以是：
[0033]-约525度，多个自然频率到多个特征频率的频率下移可以在1/3到1/2之间；
[0034]-约417度，多个自然频率到多个特征频率的频率下移可以在1/5到1/2之间；或者
[0035]-约358度，多个自然频率到多个特征频率的频率下移可以在1/9到1/5之间。
[0036]
该方法还可包括：确定耳蜗植入件系统的、插入到患者的另一耳蜗内的第二电极阵列的至少另一电极的插入角度；同时及时间位移地向第一电极阵列和第二电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲以确定患者的双耳相互作用成分；及基于双耳相互作用成分确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0037]
可对第一和第二电极阵列确定多个特征频率以获得患者的双耳相互作用成分(binaural interaction component)，其将与正常听力的双耳相互作用成分进行比较。正常听力的双耳相互作用成分可以是自然频率分配模型的一部分。在确定患者的双耳相互作用成分时，应用于两个电极阵列的频率下移量可以一样或不同。患者的双耳相互作用成分与正常听力的双耳相互作用成分比较，通过标准偏差函数如均方根函数确定两个双耳相互作用成分之间的可接受的匹配判据。
[0038]
多个自然频率的下移量可通过存储在存储器单元中的自然双耳相互作用成分确定。理想的下移量是在患者的双耳相互作用成分与自然双耳相互作用成分类似时的量。自然双耳相互作用成分可以是具有正常听力的多个其他人的平均值。从而，双耳相互作用成分在调节频率下移的同时确定并在双耳相互作用成分与自然双耳相互作用成分类似时停止。
[0039]
双耳相互作用成分可通过耳蜗植入件系统或者该系统的验配计算机进行确定。
[0040]
第一听觉脑干反应可在通过第一电极阵列的刺激电极向第一耳蜗施加第一刺激时由第一电极阵列的记录电极记录，第二听觉脑干反应可在通过第二电极阵列的刺激电极向第二耳蜗施加第二刺激时由第二电极阵列的记录电极记录。第二刺激应在距第一刺激电极施加第一刺激的刺激时间一时间段之后施加。总听觉脑干反应通过对第一听觉脑干反应和第二听觉脑干反应进行求和而确定。作为备选，在求和之前，第二听觉脑干反应可相对于第一听觉脑干反应时间位移一耳间时间差。则，当经第一和第二电极阵列的刺激电极同时施加刺激脉冲时，双耳波形由第一和第二电极阵列记录或者由施加在头上且位于患者头部的耳朵之间的外部电极记录。双耳相互作用成分通过对双耳波形和总听觉脑干反应求减进行确定。
[0041]
该方法可包括：确定第二电极阵列的至少另一电极的另一插入角度；同时及时间位移地向第一电极阵列和第二电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲以确定患者的双耳相互作用成分；分别基于自然频率分配模型、双耳相互作用成分、所述插入角度及另一插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率及另一多个自然频率；通过使多个自然频率进行频率下移直到获得目标为止而确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，通过使另一多个自然频率进行频率下移直到获得目标为止而确定作为耳蜗螺旋长度的函数的另一多个特征频率，同时分别在多个特征频率和另一多个特征频率中保留多个自然频率和
另一多个自然频率的自然频率之间的谐波关系；分别将多个特征频率和另一多个特征频率分配给第一和第二电极阵列的每一电极。
[0042]
从而，患者将在双边式耳蜗植入件系统中体验到改善的双耳信息感知，因为分配给第一电极阵列和第二电极阵列的每一电极的频率将优化到正常听力人员怎样感知双耳信息的程度。
[0043]
该方法可包括：同时及时间位移地向第一电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲及向患者的另一耳蜗施加声学刺激以确定患者的双耳相互作用成分，基于双耳相互作用成分确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0044]
该方法可包括：同时及时间位移地经助听器向第一电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲及向另一耳蜗施加声学刺激以确定患者的双耳相互作用成分；基于自然频率分配模型、双耳相互作用成分和插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率；通过使多个自然频率进行频率下移直到获得目标为止而确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，同时在多个特征频率中保留多个自然频率的自然频率之间的谐波关系；及将多个特征频率分别分配给第一电极阵列的每一电极。
[0045]
从而，患者将在双模式耳蜗植入件系统中体验到改善的双耳信息感知，因为分配给第一电极阵列的每一电极的频率将优化到正常听力人员怎样感知双耳信息的程度。
[0046]
耳蜗植入件系统可以是双边型，其在患者的两耳蜗中各包括一电极阵列。
[0047]
耳蜗植入件系统可以是双模式型，其包括患者的一耳蜗中的电极阵列及另一耳蜗中的助听器。
[0048]
双耳相互作用成分可包括不同的局部最大频率下的多个局部最大值。频率下移量可通过不同的局部最大频率之间的谐波关系相对于多个自然频率之间的谐波关系确定。当不同的局部最大频率之间的谐波关系与多个自然频率的自然频率之间的谐波关系类似时，频率下移量最佳。
[0049]
该方法可包括：确定耳蜗植入件系统的、插入到患者的另一耳蜗内的第二电极阵列的至少另一电极的插入角度；向第一电极阵列和第二电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲以确定患者的耳间脉冲时间差灵敏度或者耳间音高匹配；及基于耳间脉冲时间差灵敏度或者耳间音高匹配确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0050]
该系统可包括配置成产生多个音频带的滤波器组，其中多个音频带中的每一个映射到电极阵列的每一电极，及其中多个音频带中的每一个的频率范围至少包括分配给相应映射的电极的多个特征频率。
[0051]
耳蜗植入件系统的存储器单元可包括针对可通过传声器单元或rf天线检测的相应声学环境的多个目标。从而，耳蜗植入件系统配置成针对患者处于哪一声学环境内而持续优化多个特征频率的分配。
[0052]
耳蜗植入件系统可配置成经耳蜗植入件系统的rf天线从外部设备如智能电话接收设置信号，或者设置信号可由耳蜗植入件系统通过分析声学信号而提供。设置信号可由耳蜗植入件系统用于选择外部单元可用于确定声学信号的最佳采样和/或编码策略的声音处理程序，从而，外部单元基于采样和编码策略确定频率下移量及用于获得多个特征频率的最佳分配的自然频率分配模型。采样和/或编码可通过外部设备的声音处理器进行。
[0053]
设置信号可由外部设备的声音处理器提供，其配置成分析编码的声学信号以确定
至少基频和/或谐波频率。至少基频可以是用于确定频率下移量及从存储器选择自然频率分配模型的设置信号。
[0054]
设置信号可由患者经外部设备确定或者通过连接到外部设备的服务器确定，服务器将外部设备用作用于与耳蜗植入件系统通信的中间设备。
[0055]
设置信号可由外部单元的包络分析器自动确定，其结合传声器单元或rf天线确定声学环境。
[0056]
外部单元可以是施加在患者头上的声音处理器，其经磁接口由可植入刺激单元磁吸引。此外，外部单元可施加在耳朵上。可植入刺激单元和外部单元配置成经经皮射频链路彼此通信。
[0057]
耳蜗植入件系统可完全可植入。
[0058]
该方法可由验配计算机和/或耳蜗植入件系统和/或外部设备如智能电话、平板电脑等执行。
[0059]
在另一方面，针对患者验配耳蜗植入件系统的方法可包括：确定插入到患者耳蜗内的耳蜗植入件系统的第一电极阵列的至少一电极的插入角度；基于自然频率分配模型和插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率；确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，同时在多个特征频率中保留多个自然频率的自然频率之间的谐波关系；及基于至少一电极的插入角度将多个特征频率分配给第一电极阵列的每一电极。
[0060]
从而，使得患者在第一耳蜗处感知耳蜗植入件系统提供的电刺激的方式与患者在第二耳蜗处感知声学刺激的方式之间的失配最小化。
附图说明
[0061]
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：
[0062]
图1示出了验配耳蜗植入件系统的方法；
[0063]
图2a和2b示出了电极阵列的位置和多个自然频率的频率下移；
[0064]
图3示出了多个自然频率的频率下移；
[0065]
图4a和4b示出了确定双耳相互作用成分的确定方法；
[0066]
图5a、5b和5c示出了用于验配耳蜗植入件系统的系统的不同例子；
[0067]
图6示出了耳蜗植入件系统。
具体实施方式
[0068]
下面结合附图提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，这些元素可使用其它等效元件实施。
[0069]
助听器适于改善或增强用户的听觉能力，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为可听见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。可听见的信号可以下述形式提供：作为机械振动通过用户头部的骨结构传到用户内耳的声信号。
[0070]
助听器适于以任何已知的方式佩戴。这可包括将助听器的单元设置成连接到植入在颅骨内的固定结构，例如在骨锚式助听器中，或者助听器的至少一部分可以是植入部分。
[0071]“听力系统”或“耳蜗植入系统”指包括一个或两个助听器或者一个或两个耳蜗植入件的系统。“双耳听力系统”指包括两个助听器或者两个耳蜗植入件的系统，其中这些助听器适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号，或者骨导型助听器或声学助听器可以是包括耳蜗植入件和助听器或者骨导助听器的双峰系统的一部分。该系统还可包括与至少一助听器通信的外部装置，该外部装置影响助听器的运行和/或受益于助听器的功能。在至少一助听器和外部装置之间建立有线或无线通信链路以使信息(如控制和状态信号，可能音频信号)能在其间进行交换。外部装置可至少包括下述之一：遥控器、远程传声器、音频网关设备、移动电话、广播系统、汽车音频系统、音乐播放器或其组合。音频网关设备适于如从娱乐装置例如tv或音乐播放器，从电话装置例如移动电话，或从计算机例如pc接收多个音频信号。音频网关设备还适于选择和/或组合所接收音频信号(或信号组合)中的适当信号以传给至少一助听器。遥控器适于控制至少一助听器的功能和运行。遥控器的功能可实施在智能电话或另一电子设备中，该智能电话/电子设备可能运行控制至少一助听器的功能的应用程序。
[0072]
一般地，助听器或者耳蜗植入件包括i)用于从用户周围接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入单元如传声器；和/或ii)用于以电子方式接收输入音频信号的接收单元。助听器还包括用于处理输入音频信号的信号处理单元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。
[0073]
输入单元可包括多个输入传声器，例如用于提供随方向而变的音频信号处理。前述定向传声器系统适于增强用户环境中的多个声源中的目标声源。在一方面，该定向系统适于检测(如自适应检测)传声器信号的特定部分源自哪一方向。这可使用传统已知的方法实现。信号处理单元可包括适于将随频率而变的增益施加到输入音频信号的放大器。信号处理单元还可适于提供其它适宜的功能如压缩、降噪等。输出单元可包括用于经皮或透皮将机械振动提供给颅骨的输出变换器。
[0074]
图1示出了针对患者验配耳蜗植入件系统200的方法100。该方法包括：在步骤102，确定插入到患者耳蜗内的耳蜗植入件系统的第一电极阵列的至少一电极的插入角度；在步骤104，基于自然频率分配模型和所述插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率；在步骤106，通过使多个自然频率进行频率下移直到获得目标为止而确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率，同时在多个特征频率中保留多个自然频率的自然频率之间的谐波关系；在步骤108，基于所述至少一电极的插入角度将多个特征频率分配给第一电极阵列的每一电极。
[0075]
该方法100还可包括：在步骤102，基于对至少一电极确定的所述插入角度确定第一电极阵列的每一电极的插入角度；在步骤104，通过将第一电极阵列的每一电极的插入角度映射到生理模型而确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0076]
该方法100还可包括：在步骤102，确定耳蜗植入件系统的、插入到患者的另一耳蜗内的第二电极阵列的至少另一电极的插入角度；在步骤103，向第一电极阵列和第二电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲以确定患者的双耳相互作用成分；及在步骤104，基于双耳相互作用成分确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0077]
该方法100还可包括：在步骤102，确定耳蜗植入件系统的、插入到患者的另一耳蜗内的第二电极阵列的至少另一电极的插入角度；在步骤103，向第一电极阵列和第二电极阵列的至少一电极施加刺激脉冲以确定耳间脉冲时间差灵敏度或者耳间音高匹配；及在步骤104，基于耳间脉冲时间差灵敏度或者耳间音高匹配确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率。
[0078]
图2a示出了电极阵列2在耳蜗植入件系统的患者的耳蜗10内的位置，例如第一电极阵列或第二电极阵列。在该具体例子中，在耳蜗10内看到最底部电极3a和最顶端电极3b。在该例子中，可针对最顶端电极3b或最底部电极3a确定插入角度。对其确定插入角度的电极可以是任何电极3。图2b示出了多个自然频率20进行频率下移24以确定多个特征频率22的例子。由电极阵列2覆盖的频率范围通过电极阵列2在耳蜗10内的位置确定。在该例子中，多个特征频率22中的最低频率范围21a被分配给最顶端电极3b，多个特征频率22中的最高频率范围21b被分配给设置在耳蜗10内的最底部电极3a。电极阵列2的其余电极3可基于插入角度而被分配多个特征频率22中的其余频率范围(21，未示出)。
[0079]
表1示出了最顶端电极3b在耳蜗10内的放置的不同例子。当最顶端电极3b的插入角度为525度时，分配给电极3b的最小自然频率为300hz。这意味着，最顶端电极不覆盖低于300hz的频率范围。当最顶端电极3b的插入角度为417度时，分配给电极3b的最小自然频率为500hz。这意味着，最顶端电极不覆盖低于500hz的频率范围。当最顶端电极3b的插入角度为358度时，分配给电极3b的最小自然频率为900hz。这意味着，最顶端电极不覆盖低于900hz的频率范围。
[0080]
表1
[0081][0082]
频率下移量通过比1/n确定，其与多个自然频率(20,fn
c0
)相乘而确定多个特征频率(22,fci
c0
)。
[0083][0084]
表2示出了在最顶端电极的插入角度为525度时最顶端电极3b的自然频率以1/3到1/2之间的比例下移从而获得在100hz到150hz之间的最小特征频率的例子。当插入角度为417度和358度时，同样如此，但随着最顶端电极3b的插入角度减小，比例1/n递增。
[0085]
表2
[0086][0087]
图3示出了频率下移24对应于一个或多个倍频程的例子。频率下移24导致从电极阵列的一电极到另一电极例如相邻电极的倍频程频率偏移。在该例子中，频率下移对应于单一倍频程，例如，这意味着，对于给定电极2，音“b5”被下移到音“b4”。在另一例子中，频率下移可以是两个倍频程，这意味着，音“b5”被下移到音“b3”，依此类推。
[0088]
图4a和4b示出了怎样确定患者的双耳相互作用成分及怎样基于双耳相互作用成分确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率的例子。图4a，场景a示出了验配情形，其中第一听觉脑干反应abr1在通过第一电极阵列2a的刺激电极向第一耳蜗施加第一刺激时由第一电极阵列的记录电极记录。在场景b，第二听觉脑干反应abr2在通过第二电极阵列2b的刺激电极向第二耳蜗施加第二刺激时由第二电极阵列2b的记录电极(或电极探针)记录。或者，在场景b，第二听觉脑干反应abr2由施加到与施加电刺激的那一耳朵相对的耳朵的耳道内的记录探针在由助听器的扬声器向第二耳蜗施加声学刺激时记录。第二刺激或者声学刺激应在距第一刺激电极施加第一刺激的刺激时间一时间段之后施加。总听觉脑干反应abr通过对第一听觉脑干反应abr1和第二听觉脑干反应abr2进行求和而确定。作为备选，在求和之前，第二听觉脑干反应abr2可相对于第一听觉脑干反应时间位移一耳间时间差itd。则，当经第一和第二电极阵列(2a,2b)的刺激电极同时施加刺激脉冲时或者当同时施加刺激脉冲和声学刺激时，双耳波形bi由第一和第二电极阵列(2a,2b)记录，或者由第一电极阵列和助听器的传声器记录，或者由施加在头上且位于患者头部的耳朵之间的外部电极30记录。双耳相互作用成分bic通过对双耳波形bi和总听觉脑干反应abr求减进行确定。外部电极可以是eeg电极30。
[0089]
图4b示出了针对每一电极阵列(2a,2b)确定多个特征频率从而获得患者的、与正常听力人员的双耳相互作用成分bic-nh类似或相当的双耳相互作用成分bic-ci的例子。在图4b的场景a，对于两电极阵列(2a,2b)或者仅对于第一电极阵列2a，对于多个自然频率的给定频率下移量，看到bic-ci与bic-nh之间差的匹配。在图4b的场景b，对于给定频率下移量，看到bic-ci与bic-nh之间更好的匹配。图4b的场景c示出了对于给定频率下移量，bic-ci与bic-nh之间可接受的匹配。可接受的匹配判据可通过标准偏差函数如均方根函数确定。可接受的匹配判据可通过bic-ci中出现的局部最大值之间的谐波关系确定。
[0090]
在电极阵列(2a,2b)之间，频率下移量可以一样或不同。
[0091]
图5a和5b示出了针对患者验配耳蜗植入件系统200的系统300。在该具体例子中，系统300包括：具有第一电极阵列2b的第一可植入刺激单元202，第一电极阵列包括配置成向患者耳蜗10的听觉神经纤维施加电刺激的多个电极3。系统300还包括包含存储器单元208的外部单元(204,302)，存储器单元包括自然频率分配模型。在该具体例子中，外部单元
可以是验配计算机302和/或施加在用户头上或与可植入刺激单元202一起植入的声音处理器204。系统300还包括配置成根据频率分配方案将多个特征频率22分配给第一电极阵列2b的每一电极3的频率分配单元210。频率分配单元可设置在验配计算机302和/或声音处理器204内。频率分配方案包括：
[0092]-确定第一电极阵列2b的至少一电极的插入角度；
[0093]-基于自然频率分配模型和前述插入角度确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个自然频率20；
[0094]-通过使多个自然频率20进行频率下移24直到获得目标为止确定作为耳蜗螺旋长度的函数的多个特征频率22，同时在多个特征频率22中保留多个自然频率20的自然频率之间的谐波关系；及
[0095]-基于至少一电极(3,3a,3b)的插入角度将多个特征频率22分配给第一电极阵列2b的每一电极3。
[0096]
在图5a中，如果方法100由验配计算机302执行，验配计算机302连接到耳蜗植入件系统200。在方法100由耳蜗植入件系统200执行的另一情形下，到验配计算机302的连接不必要。对于图5b和5c中所示的系统300类似。
[0097]
在图5b中，系统300包括第一耳蜗植入件系统200a、第二耳蜗植入件系统200b及非必须地包括连接到验配计算机302的eeg电极30。系统300配置成确定双边配置下的患者的双耳相互作用成分bic。验配耳蜗植入件系统的方法结合图4a和4b描述。
[0098]
在图5c中，系统300包括第一耳蜗植入件系统200a、助听器400及非必须地包括连接到验配计算机302的eeg电极30。系统300配置成确定双模式配置下的患者的双耳相互作用成分bic。验配耳蜗植入件系统的方法结合图4a和4b描述。
[0099]
图6示出了耳蜗植入件系统200，其包括声音处理器204、传声器206、存储器单元208、频率分配单元210和配置成与连接到电极阵列2的可植入刺激单元202感应通信的经皮射频链路212。在该例子中，耳蜗植入件系统配置成通过动态改变目标而持续调整多个特征频率。目标可取决于声学信号或者耳蜗植入件系统的声音处理程序。声音处理程序可通过外部设备214设置，例如无线连接到耳蜗植入件系统200的智能电话。从而，耳蜗植入件系统的电极阵列对于通过传声器单元206或rf天线(未示出)接收的声学输入将始终具有最佳的频率分配。传声器单元206可包括一个或多个传声器。
[0100]
耳蜗植入件系统200包括配置成产生多个音频带的滤波器组216，其中多个音频带中的每一个映射到电极阵列2的每一电极3，及其中多个音频带中的每一个的频率范围至少包括分配给相应映射的电极3的多个特征频率22。
[0101]
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、元件、部件和/或步骤，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、元件、部件和/或步骤。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。
[0102]
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。
[0103]
本发明的范围应依据权利要求进行判断。