DE60036875T2

DE60036875T2 - Transkutane elektrische nervenstimulation auf der basis von kanalspezifischen abtastsequenzen

Info

Publication number: DE60036875T2
Application number: DE60036875T
Authority: DE
Inventors: Clemens M. Zierhofer
Original assignee: MED EL Elektromedizinische Geraete GmbH
Current assignee: MED EL Elektromedizinische Geraete GmbH
Priority date: 1999-08-26
Filing date: 2000-08-25
Publication date: 2008-07-31
Anticipated expiration: 2020-08-26
Also published as: CA2382964C; US7937157B2; US20070156202A1; AU2008255249A1; EP1854504B1; US8798758B2; US7209789B2; EP1207938A1; AU2004224917A1; JP4819268B2; AU2008255249B2; AU2006228050A1; EP2208507B1; AU2004224917B2; DE60036875D1; ATE376443T1; US6594525B1; US20140324122A1; US9566434B2; EP1854504A3

Description

Gebiet der Erfindung
Die vorliegende Erfindung betrifft eine elektrische Nervenstimulation und genauer die Elektrostimulation des Nervs basierend auf kanalspezifischen Abtastsequenzen.
Hintergrund
Cochlea-Implantate (Innenohrprothesen) sind eine Möglichkeit vollkommen gehörlosen oder schwer hörgeschädigten Personen zu helfen. Im Gegensatz zu herkömmlichen Hörgeräten, welche nur ein verstärktes und modifiziertes Tonsignal anlegen, basiert ein Cochlea-Implantat auf der direkten elektrischen Stimulation des Hörnervs. Die Absicht eines Cochlea-Implantates bzw. Schneckenimplantates ist Nervenstrukturen im Innenohr elektrisch auf solch eine Weise zu stimulieren, dass Höreindrücke erhalten werden, welche dem normalen Hören äußerst ähnlich sind.
Eine Cochlea-Prothese besteht im Wesentlichen aus zwei Teilen, dem Sprachprozessor und der implantierten Stimulationseinrichtung. Der Sprachprozessor enthält die Stromversorgung (Batterien) des Gesamtsystems und wird verwendet, um eine Signalverarbeitung des akustischen Signals durchzuführen, um die Stimulationsparameter zu gewinnen. Die Stimulationseinrichtung erzeugt die Stimulierungsmuster und leitet dieselben mittels einer Elektrodenanordnung zum Nervengewebe, welche üblicherweise in der Scala Tympani bzw. Paukentreppe im Innenohr positioniert ist. Die Verbindung zwischen dem Sprachprozessor und der Stimulationseinrichtung wird entweder mittels einer Hochfrequenzverbindung (transkutan) oder mittels eines Steckers in der Haut (perkutan) gebildet.
Derzeit ist die erfolgreichste Simulationsstrategie die so genannte „Continous-Interleaved-Sampling-Strategie" (CIS), die durch Wilson B. S., Finley C. C., Lawson D. T., Wolford R. D., Eddington D. K., Rabinowitz W. M., in „Better speech recognition with cochlear implants", Nature, Band 352, 236–238 (Juli 1991) [nachstehend Wilson und andere, 1991] beschrieben wurde. Die Signalverarbeitung für CIS im Sprachprozessor involviert die folgenden Schritte:

(1) Aufteilen des Audiofrequenzbereiches in Spektralbänder mittels einer Filterbank,
(2) Hüllkurvenerfassung jedes Filterausgangssignals,
(3) unmittelbare, nichtlineare Kompression des Hüllkurvensignals (Kompressionsvorschrift (map law)).

Nach der tonotopischen Organisation der Cochlea bzw. Gehörgangsschnecke wird jede Stimulationselektrode in der Paukentreppe mit einem Bandpassfilter der externen Filterbank assoziiert. Zur Stimulation werden zweiphasige Stromimpulse angelegt. Die Amplituden der Stimulationsimpulse werden direkt aus den verdichteten Hüllkurvensignalen erhalten (Schritt (3) von oben). Diese Signale werden sequenziell abgetastet und die Stimulationsimpulse in einer strikt nicht überlappenden Sequenz angelegt. Folglich ist als typisches CIS-Merkmal nur ein Stimulationskanal zu einer Zeit aktiv. Die Gesamtstimulationsrate ist vergleichsweise hoch. Eine Gesamtstimulationsrate von 18 kpps angenommen und unter Verwendung einer Filterbank mit 12 Kanälen, beträgt beispielsweise die Stimulationsrate pro Kanal 1,5 kpps. Solch eine Stimulationsrate pro Kanal ist üblicherweise für eine adäquate zeitliche Darstellung des Hüllkurvensignals ausreichend.
Die maximale Gesamtstimulationsrate wird durch die Mindestphasendauer pro Impuls beschränkt. Die Phasendauer kann nicht willkürlich kurz ausgewählt werden, da gilt je kürzer die Impulse, desto höher müssen die Stromamplituden sein, um Aktionspotentiale in Neuronen auszulösen, und die Stromamplituden sind aus verschiedenen praktischen Gründen beschränkt. Für eine Gesamtstimulationsrate von 18 kpps beträgt die Phasendauer 27 μs, was sich an der unteren Grenze befindet.
Jeder Ausgang des CIS-Bandpassfilters kann grob als Sinus kurve mit der Mittenfrequenz des Bandpassfilters betrachtet werden, welche durch das Hüllkurvensignal moduliert wird. Dies ist aufgrund des Qualitätsfaktors Q ≈ 3 des Filters. Bei einem stimmhaften Sprachsegment ist diese Hüllkurve ungefähr periodisch und die Wiederholungsrate gleich der Tonhöhenfrequenz.
Bei der gegenwärtigen CIS-Strategie werden die Hüllkurvensignale nur zur weiteren Verarbeitung verwendet, d. h. sie enthalten die gesamten Stimulationsinformationen. Die Hüllkurve wird für jeden Kanal als Sequenz von zweiphasigen Impulsen mit einer konstanten Wiederholungsrate dargestellt. Als kennzeichnendes Merkmal von CIS ist diese Wiederholungsrate (üblicherweise 1,5 kpps) für alle Kanäle gleich und es besteht kein Verhältnis zu den Mittenfrequenzen der einzelnen Kanäle. Es ist vorgesehen, dass die Wiederholungsrate kein zeitlicher Hinweis für den Patienten ist, d. h. sie sollte ausreichend hoch sein, damit der Patient keine Töne mit einer Frequenz gleich der Wiederholungsrate wahrnimmt. Die Wiederholungsrate wird üblicherweise ausgewählt größer als bei der doppelten Bandbreite der Hüllkurvensignale zu sein (Nyquist-Theorem).
US-Patent Nr. 5601617 , auf welchem der erste Teil des Anspruchs 1 basiert, offenbart gleichzeitig aktivierende Elektroden in einem Cochlea-Implantat. Solch ein Ansatz lässt zu, dass die Gesamtzykluslänge erheblich verringert wird.
Zusammenfassung der Erfindung
Nach der Erfindung ist ein System nach Anspruch 1 vorgesehen.
Nach anderen verwandten Ausführungsformen stimulieren die Elektroden den Hörnerv. Die Mehrkanal-Elektrodenanordnung kann in einer monopolaren Elektrodenkonfiguration mit einer entfernten Erdung (remote ground) verwendet werden. Die Impulsamplituden können durch das Abtasten einer Signalwellenform, beispielsweise einer Hälfte der Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π oder einem Viertel einer Sinuskurve zwischen 0 und π/2, derart abgeleitet werden, dass die Amplitudenverteilung monoton steigend ist. Symmetrische, zweiphasige Stromimpulse können verwendet werden, um die Signalwellenform abzutasten. Die kanalspezifische Impulsrate der Abtastsequenz kann zwischen 5–10 kpps betragen. Die Parameter der räumlichen Kanalinteraktion kann auf einem Modell mit einer einzigen Elektrode basieren, welches den exponentiellen Zerfall der Potentiale an beiden Seiten der Elektrode aufweist, wobei die mit Vorzeichen korrelierten Impulse Amplituden aufweisen, welche unter Verwendung der Eigenschaften einer Tridiagonalmatrix berechnet werden. Die Mehrkanal-Elektrodenanordnung kann in einem Cochlea-Implantat sein, wodurch der Gewichtungsfaktor zum Cochlea-Implantat übertragen wird. Anfangs- und Stoppbits und mit einer Elektrode assoziierte Adressen können auch zum Cochlea-Implantat übertragen werden.
Nach einer anderen Ausführungsform der Erfindung werden Elektroden in einer Mehrkanal-Elektrodenanordnung unter Verwendung kanalspezifischer Abtastsequenzen durch das Anlegen eines akustischen Signals an eine Filterbank aktiviert, wobei jedes Filter in der Filterbank mit einem Kanal assoziiert wird, welcher eine Elektrode aufweist. Ein Gewichtungsfaktor wird für jeden Kanal basierend auf dem Ausgang jedes Filters des Kanals abgeleitet. Der Gewichtungsfaktor wird dann an eine kanalspezifische Abtastsequenz mit einer bestimmten Dauer, Amplitude und Impulsanzahl angelegt, wodurch eine gewichtete, kanalspezifische Abtastsequenz erzeugt wird. Jede Elektrode des Kanals wird unter Verwendung der mit Vorzeichen korrelierten Impulsen gleichzeitig aktiviert, wobei die mit Vorzeichen korrelierten Impulse auf der gewichteten, kanalspezifischen Abtastsequenz, der nichtlinearen Kompression und den Parametern der räumlichen Kanalinteraktion basiert.
Nach anderen verwandten Ausführungsformen können die Elektroden den Hörnerv stimulieren. Der Gewichtungsfaktor kann durch das Gleichrichten des Ausgangs jedes Filters und dann das Bestimmen der Maximalamplitude jeder Halbwelle im gleichgerichteten Signal abgeleitet werden. Die Mehrkanal-Elektrodenanordnung kann eine monopolare Elektrodenkonfiguration mit einer entfernten Erdung verwenden. Die Impulsamplituden der kanalspezifischen Abtastsequenz können durch das Abtasten einer Signalwellenform, wie beispielsweise einer Hälfte der Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π oder einem Viertel einer Sinuskurve derart abgeleitet werden, dass die Amplitudenverteilung monoton steigend ist. Symmetrische, zweiphasige Stromimpulse können zum Abtasten der Wellenform verwendet werden. Jedes Kanalfilter kann ein Bandpassfilter sein. Die Dauer und Anzahl an Impulsen in der kanalspezifischen Abtastsequenz kann dann von der Mittenfrequenz des Bandpassfilters des Kanals abgeleitet werden. Beispielsweise kann die Dauer der kanalspezifischen Abtastsequenz eine Hälfte der Periode der Mittenfrequenz des Bandpassfilters betragen. Die Parameter der räumlichen Kanalinteraktion kann auf einem Modell mit einer einzigen Elektrode basieren, welches den exponentiellen Zerfall der Potentiale an beiden Seiten der Elektrode aufweist, wobei die mit einem Vorzeichen korrelierten Impulse Amplituden aufweisen, welche durch das Verwenden der Eigenschaften einer Tridiagonalmatrix bestimmt wurden. Die Mehrkanal-Elektrodenanordnung kann in einem Cochlea-Implantat sein, wodurch der Gewichtungsfaktor zum Cochlea-Implantat übertragen wird. Es können auch Anfangs- und Stoppbits und mit einer Elektrode assoziierte Adressen zum Cochlea-Implantat übertragen werden.
Nach einer anderen Ausführungsform der Erfindung werden die Elektroden in einer Mehrkanal-Elektrodenanordnung unter Verwendung von kanalspezifischen Abtastsequenzen gleichzeitig aktiviert. Es werden mit Vorzeichen korrelierte Impulse verwendet. Die Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse werden durch das Berücksichtigen der Parameter der räumlichen Kanalinteraktion berechnet. Beim Berechnen der Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse kann ein Modell mit einer einzigen Elektrode verwendet werden, welches den exponentiellen Zerfall der Potentiale an beiden Seiten der Elektrode aufweist. Die Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse können unter Verwendung der Eigenschaften einer Tridiagonalmatrix berechnet werden.
Nach einer anderen Ausführungsform der Erfindung ist eine kanalspezifische Abtastsequenz mit einer den Impuls beschreibenden Charakterisierung definiert. Die kanalspezifische Abtastsequenz wird zum Aktivieren der Elektroden in einer Mehrkanal- Elektrodenanordnung verwendet, wobei jedes Filter in einer Filterbank mit einem Kanal assoziiert wird, welcher eine Elektrode aufweist. Die Impulsamplituden der Kanalabtastsequenz werden durch das Abtasten einer Signalwellenform abgeleitet. Die Dauer und Anzahl an Impulsen der kanalspezifischen Abtastsequenz werden von einer Frequenz abgeleitet, welche mit dem Filter des Kanals assoziiert werden.
Nach anderen verwandten Ausführungsformen besteht das Abtasten aus einer halben Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π. Das Abtasten kann auch aus einer viertel Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π/2 bestehen, damit die Impulsamplitudenverteilung monoton steigend ist. Das Abtasten kann zweiphasige Stromimpulse verwenden. Jedes Filter kann ein Bandpassfilter sein. Die Dauer und Anzahl der Impulse in der kanalspezifischen Abtastsequenz kann von der Mittenfrequenz des Bandpassfilters des Kanals abgeleitet werden. Die Dauer der kanalspezifischen Abtastsequenz kann eine Hälfte der Periode der Mittenfrequenz des Bandpassfilters betragen.
In einer anderen Ausführungsform der Erfindung wird ein Gewichtungsfaktor für eine kanalspezifische Abtastsequenz abgeleitet, wobei die kanalspezifische Abtastsequenz verwendet wird, um die Elektroden in einer Mehrkanal-Elektrodenanordnung und jedes Filter in einer Filterbank zu aktivieren, welches mit einem Kanal assoziiert wird, welcher eine Elektrode aufweist. Der Ausgang jedes Filters wird gleichgerichtet, wodurch ein halbwellengleichgerichtetes Signal erzeugt wird. Dann wird die Maximalamplitude jeder Halbwelle im halbwellengleichgerichteten Signal bestimmt.
Kurze Beschreibung der Zeichnungen
Die vorangehenden Merkmale der Erfindung werden durch Bezug auf die folgende detaillierte Beschreibung leichter verständlich, welche in Bezug auf die beiliegenden Zeichnungen genommen wurde, in welchen:
1 kanalspezifische Abtastsequenzen (CSSS) für zwei Systeme mit 6 Kanälen zeigt, welche zweiphasige Impulse mit 10 kpp/s und eine Phasendauer von 25 μs verwenden,

a. von einer Sinuskurve innerhalb [0 π] abgeleitet,
b. von einer Sinuskurve innerhalb [0 π/2] abgeleitet, wobei die Amplituden monoton steigend sind;

2 eine Stimulation mit kanalspezifischen Abtastsequenzen (CSSS) zeigt,

a. Ausgangssignal des Bandpassfilters (653 Hz–876 Hz),
b. halbwellengleichgerichteter Bandpassfilterausgang,
c. assoziierte CSSS-Stimulationssequenz;

3 eine Stimulation mit kanalspezifischen Abtastsequenzen (CSSS) zeigt,

a. Bandpassfilterausgangssignal (3457 Hz–5500 Hz),
b. halbwellengleichgerichteter Bandpassfilterausgang,
c. assoziierte CSSS-Stimulationssequenz;

4 einen Vergleich der Stimulationsmuster zwischen CSSS und CIS zeigt,

a. Bandpassfilterausgangssignal (653 Hz–876 Hz),
b. CSSS-Stimulationssequenz,
c. CIS-Stimulationssequenz (Hüllkurvenabtastung mit einzelnen Impulsen mit 1,5 kpps);

5 einen Vergleich von Stimulationsmustern zwischen CSSS und CIS zeigt,

a. Bandpassfilterausgangssignal (3457 Hz–5500 Hz),
b. CSSS-Stimulationssequenz,
c. CIS-Stimulationssequenz (Hüllkurvenabtastung mit einzelnen Impulsen mit 1,5 kpps);

6 geschätzte Potentialverteilungen in der Paukentreppe zeigt (λ = 3,6 mm, d = 2,8 mm),

a. Antworten auf die Einzelkanalaktivierung,
b. effektive Potentialverteilungen (Sternchen für CIS, Kreise für CSSS); und

7 einen Vergleich der Gesamtstimulationsmuster zwischen CSSS und CIS zeigt (Elektrodenabstand: d = 2,8 mm, Abstandskonstante: λ = 3,6 mm),

a. CSSS mit 6 Kanälen,
b. CIS mit 6 Kanälen.

Detaillierte Beschreibung der Erfindung
Es wird ein Cochlea-Implantat mit Stimulationsmustern beschrieben, welche verbesserte zeitliche Informationen, insbesondere im Niederfrequenzbereich bis zu 1 kHz enthalten. Aus der Literatur ist bekannt, dass Neuronen analoge, elektrische Sinuskurven bis zu ca. 1 kHz verfolgen können. Diese Fähigkeit wird bei der vorliegenden CIS-Strategie nicht genutzt, da die Abtastungsrate zu gering ist, um HF-Hüllkurvensignale darzustellen.
Die verwendete Stimulationsstrategie basiert auf kanalspezifischen Abtastsequenzen (CSSS). Die grundlegende Idee ist ein Stimulationsmuster anzulegen, in welchem ein bestimmtes Verhältnis zu den Mittenfrequenzen der Filterkanäle bewahrt wird, d. h. die Mittenfrequenzen in den zeitlichen Wellenformen der Stimulationsmuster dargestellt sind und nicht wie bei CIS völlig entfernt werden.
Jeder Stimulationskanal wird mit einer bestimmten CSSS assoziiert, welche eine Sequenz eines zweiphasigen Impulses mit einer ultrahohen Rate ist (üblicherweise 5–10 kpps). Jede CSSS weist eine deutliche Länge (Anzahl an Impulsen) und eine deutliche Amplitudenverteilung auf. Die Länge einer CSSS wird von der Mittenfrequenz des assoziierten Bandpassfilters abgeleitet. Eine CSSS, welche mit einem niedrigeren Filterkanal assoziiert wird, ist länger als eine CSSS, welche mit einem höheren Filterkanal assoziiert wird. Üblicherweise beträgt sie eine Hälfte der Periode der Mittenfrequenz. Die Amplitudenverteilung kann an die bestimmten Bedürfnisse eines Patienten an gepasst werden. Zur Einfachheit wird die Amplitude des maximalen zweiphasigen Impulses innerhalb einer CSSS auf eins genormt. Zur Veranschaulichung werden zwei Beispiele für ein System mit 6 Kanälen gezeigt. In 1(a) werden die CSSS durch das Abtasten einer Hälfte einer Periode einer Sinuskurve abgeleitet, deren Frequenz gleich der Mittenfrequenz des Bandpassfilters ist (Mittenfrequenzen mit 440 Hz, 696 Hz, 1103 Hz, 1745 Hz, 2762 Hz und 4372 Hz). Das Abtasten wird mittels zweiphasiger Impulse mit einer Rate von l0 kpps und einer Phasendauer von 25 μs erzielt. Für die Kanäle #5 und #6 ist eine Hälfte einer Periode der Mittenfrequenzen zu kurz, um Raum für mehr als einen Stimulationsimpuls zu geben, d. h., die „Sequenzen" bestehen aus nur jeweils einem Impuls. In 1(b) werden die Sequenzen durch das Abtasten eines Viertels der Sinuskurve mit einer Frequenz abgeleitet, welche die Hälfte der Mittenfrequenz des Bandpassfilters beträgt. Diese CSSS weisen jeweils ca. die gleichen Dauern wie die CSSS in 1(a) auf, aber die Amplitudenverteilung ist monoton steigend. Solche monotonen Verteilungen können von Vorteil sein, da jeder Impuls der Sequenz theoretisch Neuronen an Stellen stimulieren kann, welche durch die Vorgänger derselben nicht erreicht werden können. Dies ist ein rein „geometrischer" Effekt und kann möglicherweise zu einer umfassenderen temporalen Verteilung des Zündmusters der Neuronen führen.
Ein Beispiel eines auf CSSS basierenden Stimulationsmusters ist in 2 für ein stimmhaftes Sprachsegment abgebildet. Aus Gründen der Klarheit wird hier der Einfluss der räumlichen Kanalinteraktion vernachlässigt. Ferner wird zudem und im nachstehenden Text die unmittelbare, nichtlineare Kompression zur Einfachheit ausgelassen, aber sie wird jedoch umgesetzt, dass solch eine Umwandlung für tatsächliche Stimulationsmuster erfordert wird. 2(a) zeigt den Ausgang eines Bandpassfil ters (Grenzfrequenzen mit 553 Hz und 876 Hz). 2(b) veranschaulicht die halbwellengleichgerichtete Version des Signals. In 2(c) wird jeder Halbwellenimpuls durch eine CSSS ersetzt, wobei die Amplitude des Maximalimpulses innerhalb jeder CSSS gleich dem Höchstwert des assoziierten Halbwellenimpulses ist. Folglich stellt 3 eine Sequenz von gewichteten und zeitlich verschobenen CSSS dar. Die für dieses Beispiel verwendete CSSS gleicht der CSSS in 1(a) für Kanal CH2 und zur Einfachheit wird ein zweiphasiger Impuls als einzelne vertikale Linie dargestellt.
Ein Beispiel eines auf CSSS basierenden Stimulationsmusters für einen höheren Frequenzkanal wird in 3 gezeigt (das Eingangssprachsegment ist das Gleiche wie für 2, die räumliche Kanalinteraktion wird wieder ausgelassen). Das Bandpassfilter wählt hier einen Bereich zwischen 3475 Hz und 5500 Hz aus. Bei einer Mittenfrequenz von 4273 Hz, beträgt die Periode 229 μs und das Abtasten einer Hälfte dieser Periode ergibt Raum für nur einen Impuls (vergleiche CSSS, die in 1 für Kanal CH5 gezeigt ist). Hier wird das Hüllkurvenabtasten auf ein Abtasten mit einzelnen Impulsen mit einer Rate gleich ca. der Mittenfrequenz von 4273 Hz reduziert.
In 4 werden Stimulationssequenzen des neuen Ansatzes direkt mit den entsprechenden CIS-Sequenzen mit 1,5 kpps verglichen. Die CSSS-basierte Sequenz in 4(b) stellt klar die zeitliche Feinstruktur plus die Hüllkurveninformationen des Bandpassausgangs dar, welcher in 4(a) gezeigt wird, wohingegen das CIS-Muster in 4(c) durch das Abtasten der Hüllkurve erhalten wird und folglich jegliche temporale Feinstruktur entfernt wurde. Bei einem Stimulationskanal mit höheren Frequenzen werden die 5(b) und (c) durch die Hüllkurvenabtastung mit einzelnen Impulsen abgeleitet. In diesem Frequenzbereich, können die Neuronen jedoch nur die Hüllkurvensignale verfolgen, aber nicht der Stimulationsfrequenz selbst folgen. Der Unterschied zwischen den Spuren 2 und 3 ist die Abtastrate, welche für CIS erheblich geringer ist.
Zur praktischen Implementierung des neuen Stimulationsansatzes, der oben beschrieben wurde, ist es notwendig simultane Stimulationstechniken zu verwenden. Ein verschachteltes Abtasten, das bei CIS eingesetzt wird, ist hier unpraktisch, da dies Stimulationsimpulse mit einer Phasendauer von nur wenigen Mikrosekunden erfordern würde.
Nachstehend werden die wichtigsten Einrichtungen der Kanalinteraktion, welche bei Cochlea-Implantaten involviert ist, zusammengefasst.
Kanalinteraktion
Im Prinzip tritt die Kanalinteraktion in Verbindung mit pulsierenden Stimulationsstrategien als räumlicher und zeitlicher Effekt auf. Die zeitliche Interaktion könnte weiter in „physikalische" und „physiologische" Interaktion unterteilt werden.
a. Räumliche Kanalinteraktion
Räumliche Kanalinteraktion bedeutet, dass eine erhebliche geometrische Überlappung der elektrischen Felder an der Stelle des reizbaren Nervengewebes besteht, wenn unterschiedliche Stimulationselektroden (in der Paukentreppe positioniert) aktiviert werden. Die zeitliche Kanalinteraktion vernachlässigend, können folglich die gleichen Neuronen aktiviert werden, wenn unterschiedliche Elektroden stimuliert werden. Die Stimulation einer bestimmten Elektrode in Abhängigkeit einer Elekt rode mit einer entfernten Erdung (monopolare Stimulation) verursacht ein elektrisches Potential innerhalb der Paukentreppe, welches grob durch zwei zerfallende Expotentiale an beiden Seiten der Elektrode beschrieben werden kann, und die Raumkonstante (bei Menschen) ist üblicherweise λ = 3,6 mm, wie durch Wilson B. S., Finley C. C., Zerbi M. und Lawson D. T., in „Speech prozessors for auditory prostheses", Seventh Quaterly Progress Report, Feb. 1^st through April 30^th, 1994, NIH Contract NO1-DC-2-2401 [hiernach Wilson und andere, 1994] beschrieben wurde. Diese Art der Kanalinteraktion besteht vor allem aufgrund der leitenden Fluide und Gewebe, welche die Stimulationselektrodenanordnung umgeben. Eine ähnliche Raumkonstante wird auch durch Simulation erhalten, wenn ein einfaches Modell einer Gehörgangsschnecke, welches aus ausschließlich ohmschen Widerständen besteht, angenommen wird, wie durch Kral A., Hartmann R., Mortazavi D. und Klinke R., in „Spatial resolution of cochlear implants: the electrical field and excitation of auditory afferents", Hearing Research 121, S. 11–28, (1998) beschrieben wurde. Dieses Modell lässt eine grobe quantitative Berechnung der elektrischen Potentiale innerhalb der Paukentreppe sowie an der Position der reizbaren Neuronen zu.
b. Physikalische, zeitliche Kanalinteraktion
Physikalische, zeitliche Kanalinteraktion bedeutet, dass die elektrischen Eigenschaften eines Stimulationsimpulses im Nervengewebe durch den Vorgänger desselben vorgespannt sind, d. h. aufgrund einer Restladung, welche im Gewebe und in den Membrankapazitäten der Neuronen gespeichert ist. Die physikalische, zeitliche Interaktion wird in großem Maße durch das Verwenden von symmetrischen, zweiphasigen Stimulationsimpulsen unterdrückt. Ein Großteil der Ladung, welche durch das reizbare Gewebe während der ersten Phase eines Stimulationsimpulses abgegeben wird, wird während der zweiten Phase entfernt. Da das Gewebe jedoch etwas kapazitives Verhalten aufzeigt, bleibt etwas Restladung nach dem Ende des Stimulationsimpulses übrig und kann möglicherweise den folgenden Stimulationsimpuls vorspannen. Theoretisch würden dreiphasige Impulse (mit Null-Nettoladung) dazu beitragen, die physikalische, zeitliche Kanalinteraktion weiter zu reduzieren.
c. Physiologische, zeitliche Kanalinteraktion
Physiologische Interaktion bedeutet Wirkungen, welche mit den refraktären Eigenschaften der Neuronen assoziiert werden. Nach Wilson und anderen, 1994, kann eine Gewinnungsfunktion r(t) als:
mit einer absoluten refraktären Periode t_a ≈ 700 μs und einer Zeitkonstante τ ≈ 250 μs für die relative refraktäre Periode definiert sein. Wenn beispielsweise zwei Supraschwellen-Stimulationsimpulse angelegt werden und der zweite Impuls in die absolute refraktäre Periode nach dem Ersten fällt, kann kein zusätzliches Aktionspotential ausgelöst werden. Wenn der zweite Impuls während der relativen refraktären Periode auftritt, ist eine verbesserte Amplitude notwendig, um ein Aktionspotential zu erzeugen.
Der Einfluss der physiologischen, zeitlichen Interaktion auf das Sprachverständnis wird derzeit weltweit in verschiedenen Forschungszentren untersucht. Momentan scheint es, dass die Ähnlichkeit zwischen neuralen Reizmustern aufgrund elektrischer Stimulation und natürlichen Reizmustern verbessert werden kann, wenn sehr hohe Stimulationsraten eingesetzt werden (> 3 kpps pro Kanal, wie durch Matsuoka A. J., in „Compound action potentials evoked by electrical pulse trains: effects of stimulus parameters an response patterns" These an der Universität von Iowa, (Juli 1998) beschrieben wurde, welche durch Verweis hierin enthalten ist. Hohe Raten können Membrangeräusch (spontane Aktivität) imitieren und dadurch verschiedene Neuronen in unterschiedlichen refraktären Zuständen halten. Wenn dies zutrifft, kann erwartet werden, dass die ganzen Feuerungsmuster die Hüllkurve von amplitudenmodulierten, elektrischen Impulssequenzen bis zu erheblich höheren Frequenzen reflektieren können und folglich dem Gehirn mehr temporale Informationen geliefert werden können.
Berücksichtigung der räumlichen Kanalinteraktion
Bei der CIS-Strategie wird der Einfluss der räumlichen Kanalinteraktion durch das Einsetzen von Impulsen verringert, welche sich zeitlich nicht überlappen (verschachteltes Abtasten). Die Leitfähigkeit in der Paukentreppe führt hier zu einer beträchtlichen Ausbreitung und Defokussierung des elektrischen Feldes an der Stelle des reizbaren Gewebes. Es tritt jedoch ein zusätzlicher Effekt auf, wenn die gleichzeitige Stimulation von zwei oder mehr Elektroden in Abhängigkeit einer Elektrode mit einer entfernten Erdung in Betracht gezogen wird. Hier stellt die Leitfähigkeit einen Querleitwert zwischen aktiven Elektroden dar, was im Allgemeinen zu einem temporalen Gemisch der konstruktiven und destruktiven Überlagerung der elektrischen Felder an der Position der Neuronen führt. Wenn zwei simultane Stimulationskanäle Ströme mit gleichen Amplituden, aber unterschiedlichen Vorzeichen erzeugen, wird der Großteil des Stroms durch den Querleitwert fließen und nicht die beabsichtigten Neuronen erreichen. Dieser zusätzliche Effekt kann entfernt werden, wenn „mit Vorzeichen korrelierte" Impulse eingesetzt werden. Vorzeichenkorrelation bedeutet hier, dass die Vorzeichen der Phasen von simultanen Stimulationsimpulsen gleich sind. Dies gewährleistet, dass die Summe der Größen der einzelnen Stimulationsströme gezwungen wird, in die Bezugselektrode zu fließen. Folglich ist an der Stelle der reizbaren Neuronen nur eine konstruktive Überlagerung der Ströme möglich.
Die Einspeisung von Strom mittels einer einzigen aktiven Elektrode in die Paukentreppe verursacht eine bestimmte Spannung im Gewebe genau nahe der Elektrode (in Abhängigkeit der Elektrode mit der entfernten Erdung gemessen) und einen exponentiellen Zerfall an beiden Seiten der Elektrode. Die Abstandskonstante ist üblicherweise λ = 3,6 mm, wie durch Wilson und andere, 1994, beschrieben. Ein lineares und rein ohmsches System angenommen, verursacht die Einspeisung von Strömen in mehr als eine Elektrode eine Überlagerung der Potentialverteilungen aufgrund der einzelnen Ströme.
Die Idee hier ist Stimulationsströme derart zu modifizieren, dass zumindest die Potentiale an der Position der Elektroden gleich wie in dem Fall einer einzelnen Kanalstimulation sind. N-Kanäle angenommen, wird auf die (nicht simultanen) Stromamplituden x_n (n = 1 – N) des einzelnen Kanals und die Amplituden y_n (n = 1 – N) für simultane Kanäle über den folgenden Satz an linearen Gleichungen Bezug genommen:
wobei die Matrix H
ist.
Die Koeffizienten der Matrix H reflektieren eine räumliche Kanalinteraktion. Ein Koeffizient in der Reihe i und Spalte j beschreibt den Bruchteil des Einzelkanalpotentials, welches durch die Elektrode #j an der Position der Elektrode #i verursacht wurde.
Für gegebene Amplituden x_n folgt
wobei H^–1 die umgekehrte Matrix von H ist. Glücklicherweise ist die Matrix H^–1 eine Tridiagonalmatrix mit Elementen ungleich null (non-zero elements) nur in der Hauptdiagonale und der oberen und unteren angrenzenden Diagonale (siehe Anhang).
In 6 wird ein Beispiel für sechs Elektroden (N = 6) gezeigt. Die x-Achse wird auf einen Abstand d = 2,8 mm zwischen den Elektroden genormt, d. h., die Elektroden befinden sich an den Positionen 1 bis 6. Eine Abstandskonstante λ = 3,6 mm wird angenommen. Die y-Achse ist auf das Höchstpotential der Elektrode #4 an der Position 4 genormt. 6(a) stellt die einzelnen Spannungsverteilungen in der Paukentreppe als Antwort auf die einzelnen Elektrodenströme mit unterschiedlichen Amplituden dar.
Für CIS werden die Elektroden sequentiell aktiviert und folglich gilt jede der einzelnen Potentialverteilungen für die Dauer einer Impulsphase. Eine Impulswiederholungsrate von 1,5 kpps für jeden Kanal angenommen, beträgt die zum Darstellen aller sechs Verteilungen erforderte Gesamtzeit beträgt 666 μs, was in etwa die Dauer der absoluten refraktären Periode (t_a ≈ 700 μs) ist. Dies lässt die folgende grobe Annäherung zu: aufgrund der physiologischen Kanalinteraktion, ist für CIS das „effektive” Stimulationsmuster die Kontur der einzelnen Potentialverteilungen, wie in 6(b) gezeigt (Sternchen).
Für 6(b) (Kreise), werden die Amplituden y_n (n = 1 – 6) zur simultanen Stimulation mittels (4) berechnet. Wie erfordert, decken sich die Potentiale an den Elektrodenpositionen. Die Höchstwerte, welche durch das Nehmen der Kontur der nicht simultanen Potentialverteilungen CIS erhalten werden, sind offensichtlich ausgeprägter als bei CSSS. Leider ergeben nicht alle Amplitudenverteilungen x_n > 0 Lösungen y_n mit positiven Elementen für alle n. Dies steht im Widerspruch zum Prinzip der „Vorzeichen-Korrektur" und erfordert das Berechnen eines modifizierten Vektors y'_n, welcher nur positive Elemente enthält (siehe Anhang).
Für das CSSS-System, 7(a), werden die Hüllkurvenabtastsequenzen für jeden Kanal wie in 1(a) gezeigt ausgewählt. Zum Erhalten der tatsächlichen Stimulationssignale für jeden Kanal wird die räumliche Kanalinteraktion in Betracht gezogen. Wie erwartet, reflektiert das Stimulationsmuster die temporale Feinstruktur. Insbesondere wird die Mittenfrequenz des Kanals #2 in der temporalen Wellenform dargestellt. Ein so genannter „Loch-Effekt" kann beobachtet werden: wenn die Elektrode #2 nicht aktiv ist, d. h., wenn der Ausgang des Filterkanals #2 negativ ist, werden andere spektrale Höchstwerte nicht verdeckt (aufgrund der räumlichen Kanalinteraktion) und erscheinen in der Wellenform.
Das CIS-System, 7(b), basiert auf einer Gesamtabtastrate von 10 kpps, was zu einer Rate von 1667 pps pro Kanal für das System mit 6 Kanälen führt. Die Hüllkurvenerfassung für jeden Kanal wird mit einem Vollwellen-Gleichrichter bzw. einem Tiefpassfilter mit einer Grenzfrequenz von 400 Hz (Butterworth- Filter 2.Grades) erzielt. Das Hüllkurvensignal wird offensichtlich abgetastet und dargestellt, aber die temporale Feinstruktur ist verschwunden.
Implementierung eines Cochlea-Implantatsystems basierend auf CSSS
Zwar basiert der CSSS-Ansatz auf einer äußerst synchronen Stimulation, aber er eignet sich sehr für eine Implementierung in einem praktischen Cochlea-Implantatsystem. Die Informationsübertragungsrate vom Sprachprozessor zum Implantat kann vergleichsweise niedrig gehalten werden. Ein Beispiel eines Datenwortes für ein CSSS-System mit 12 Kanälen ist in Tab. 1 gezeigt.
Ein Datenwort besteht aus 16 Bits, einschließlich des ANFANGS- und STOPP-Bits. Die zwei speziellen Bits SPEC1 und SPEC0 repräsentieren einen Informationskanal mit einer niedrigen Rate und werden zur Initialisierung des Implantates verwendet. Das Implantat wird dauernd mit Daten versorgt, welche die Amplitudenverteilungen und Impulswiederholungsrate der genormten CSSS definieren, sowie Daten, welche die Bezugsstrompegel für jeden Kanal definieren. Diese Daten werden in bestimmten Implantatspeichern gespeichert. Außerdem werden Sicherheitsbits (z. B. für eine zyklische Redundanzüberprüfung (CRC)) übertragen. Nehmen Sie zur Kenntnis, dass zur einwandfreien Operation des Implantates die Informationen, welche die genormten CSSS und die Bezugsstrompegel definieren, theoretisch nur einmal übertragen werden müssen.
Die vier Adressbits ADD3–ADD0 definieren die Kanaladresse und die Bits W7–W0 den Gewichtungsfaktor der assoziierten CSSS. Die Wiederholungsrate der CSSS ist vergleichsweise gering, insbesondere bei den Kanälen mit einer niedrigen Frequenz. Es ist nicht notwendig die Amplituden der einzelnen Impulse mit einer ultrahohen Rate zu übertragen, da die Amplitudenverteilungen bereits im Implantat gespeichert sind. Tab.1: Datenwort

Bit# Definition

1 ANFANG

2 ADD3

3 ADD2

4 ADD1

5 ADD0

6 W7

7 W6

8 W5

9 W4

10 W3

11 W2

12 W1

13 W0

14 SPEC1

15 SPEC0

16 STOPP
Einen Eingangsanalysebereich zwischen 350 Hz–5500 Hz für ein System mit 12 Kanälen angenommen und eine logarithmische Beabstandung der Bandpassfilterbereiche führt zu Mittenfrequenzen 393 Hz, 494 Hz, 622 Hz, 782 Hz, 983 Hz, 1237 Hz, 1556 Hz, 1958 Hz, 2463 Hz, 3098 Hz, 3898 Hz und 49036 Hz. Folglich ist die durchschnittliche CSSS-Wiederholungsrate gleich der Summe der Mittenfrequenzen, d. h., R_CSSS = 22386 Hz. Dies gleicht der durchschnittlichen Datenwortwiederholungsrate R_Datenwort. Die sich er gebende, durchschnittliche Gesamtbitrate ist R_bit = 16 R_Datenwort = 358 kbit/s. Folglich ist eine Bitrate von 600 kbit/s für ein praktisches Cochlea-Implantat zur vollständigen Informationsübertragung ausreichend. Dies ist jedoch im Vergleich zu dem Fall eine moderate Rate, wenn jeder Stimulationsimpuls unabhängig definiert werden muss. Eine Rahmenfrequenz von 10 kpps der simultanen Stimulationsimpulse und ein Datenwort von 16 bit pro Impuls angenommen, ergibt sich hier eine Gesamtbitrate von 1920 kbit/s. Solch eine Bitrate kann nahezu unmöglich mit einem induktiven Verbindungssystem mit einem angemessenen Leistungsverbrauch umgesetzt werden.
Innerhalb des Implantates muss die Korrektur der Amplituden aufgrund der räumlichen Kanalinteraktion für jeden simultanen Stimulationsrahmen durchgeführt werden.
Zusammenfassung
Alles in allem kann der CSSS-Stimulationsansatz wie folgt zusammengefasst werden.

(1) Zur Stimulation werden eine Mehrkanal-Elektrodenanordnung innerhalb der Paukentreppe und eine Elektrode mit einer entfernten Erdung verwendet (monopolare Elektrodenkonfiguration). Die grundlegende Stimulationswellenform ist ein symmetrischer, zweiphasiger Impuls.
(2) Die Stimulation involviert die simultane Aktivierung der Elektroden in der Paukentreppe, welche mit einem Vorzeichen korrelierte Impulse einsetzt. Mit einem Vorzeichen korreliert bedeutet, dass wenn zwei oder mehr Impulse gleichzeitig an unterschiedlichen Elektroden auftreten, positive und negative Phasen zeitlich absolut synchron sind.
(3) Die Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse werden durch das Berücksichtigen der Parameter der räumlichen Kanalinteraktion geschätzt. Das Annehmen, dass eine einzelne Elektrode den exponentiellen Zerfall der Potentiale an beiden Seiten der Elektrode verursacht, lässt eine rechnerisch effiziente Berechnung der Impulsamplituden zu, da eine Tridiagonalmatrix involviert ist.
(4) Das Verarbeiten des akustischen Signals involviert eine Filterbank zum Aufteilen des Audiofrequenzbereiches (ähnlich der CIS). Nach der tonotopischen Organisation der Paukentreppe wird jedes Bandpassfilter mit einer Stimulationselektrode assoziiert.
(5) Jeder Stimulationskanal wird mit einer genormten, kanalspezifischen Abtastsequenz (CSSS) von Impulsen mit einer ultrahohen Rate assoziiert. Üblicherweise werden Raten zwischen 5–10 kpps eingesetzt. Für jeden Kanal weist die CSSS eine unterschiedliche Länge und eine unterschiedliche Amplitudenverteilung auf. Die Maximalamplitude einer genormten CSSS beträgt eins.
(6) Die Länge einer CSSS wird von der Mittenfrequenz des assoziierten Bandpassfilters abgeleitet. Üblicherweise beträgt sie eine Hälfte der Periode der Mittenfrequenz. Eine Bandpassmittenfrequenz von 500 Hz führt beispielsweise zu einer CSSS-Länge von 1 ms, welche 10 Impulse aufweist (eine ultrahohe Rate von l0 kpps angenommen).
(7) Die Amplitudenverteilung einer CSSS wird zur optimalen Leistung in Bezug auf das Imitieren eines Membrangeräusches ausgewählt. So viele Neuronen wie möglich sollten in unterschiedlichen refraktären Zuständen gehalten werden. Zwar wurden verschiedene beispielhafte Ausführungsformen der Erfindung offenbart, aber es sollte für jemanden mit technischen Fähigkeiten offensichtlich sein, dass verschiedene Änderungen und Modifikationen vorgenommen werden können, welche einige der Vorteile der Erfindung erzielen werden, ohne vom wahren Bereich der Erfindung abzuweichen. Diese und andere offensichtliche Modifikationen sollen durch die folgenden Ansprüche gedeckt sein.

Anhang
Auf das Matrixprodukt (2) kann als Faltungsprodukt einer unendlichen Sequenz h_n und einer Sequenz y_n betrachtet werden, wobei sich Elemente ungleich null nur an den Positionen n = 1, 2, ... N, d. h., xn = hn·yn, (A1),befinden, wobei die Sequenz h_n durch hn = αnun + α–nu–n-1, (A2),gegeben ist.
Die Funktion u_n ist der Einheitsschritt, d. h., u_n = 1 für n ≥ 0 und u_n = 0 für n < 0. Die Sequenz h_n repräsentiert eine unendliche Impulsantwort (IIR) mit dem exponentiellen Zerfall an beiden Seiten des Ursprungs (|α| < 1). Die z-Transformation wird durch
gegeben, was als
ausgedrückt werden kann.
Die Transformation von (A1) in den z-Bereich ergibt X(z) = H(z)Y(z), (A5),und folglich Y(z) = H–1(z)X(z), (A6).
Das Einsetzen von (A4) ergibt
Die umgekehrte z-Transformation ergibt unmittelbar

wobei δ_n der Einheitsimpuls ist, d. h., δ_n = 1 für n = 0 und δ_n = 0 anderswo. Der erste Ausdruck des Faltungsproduktes (A8) ist eine endliche Impulsantwort (FIR). Gleichung (A8) kann als
ausgedrückt werden, was ein Satz an linearen Gleichungen ist. Zum Berechnen von y_n an den Positionen n = 1 und n = N erfordert die Amplituden x₀ und x_N+1 zu kennen. Da die Sequenz y_n Elemente ungleich null nur an den Positionen n = 1, 2, ... N, aufweisen kann, folgt mit (A1) x0 = y1α + y2α2 + ... + yNαN = α(y1 + y2α1 + ... + yNαN-1) = αx1, (A10),und ähnlich xN+1 = y1αN + y2αN-1 + ... + yNα = α(y1αN-1 + y2αN-2 + ... + yN) = αxN,( A11).
Das Einsetzen von x₀ und x_N+1 in (A9) für n = 1 und n = N lässt zu (A9) als Matrixgleichung zu schreiben und die Matrix muss zur umgekehrten Matrix von H identisch sein:
wobei die Matrix H^–1 eine Tridiagonalmatrix ist, welche durch
mit den Koeffizienten

gegeben wird.
Es ist zu erwähnen, dass die Analyse einfach auf den Fall ausgeweitet werden kann, wenn die unendliche Sequenz h_n (A2) der Form hn = αnun + β–nu–n-1, (A15),ist, d. h. der exponentielle Zerfall jeweils für n > 0 und n < 0 (|α| < 1, |β| < 1) unterschiedlich ist.
Nachstehend wird angenommen, dass für einen gegebenen Vektor x_n mit x_n > 0 für alle n (n = 1, 2, ... N), die Gleichung (3) einen Vektor y_n ergibt, welcher negative Elemente an Positionen k, d. h., y_k < 0, enthält. Negative Elemente bedeuten negative Stromamplituden, welche im Widerspruch zum Prinzip der Vorzeichen-Korrelation stehen, und müssen daher vermieden werden.
Ein Verfahren zum Handhaben solch eines Falles ist das Berechnen eines neuen Vektors y'_n, wobei die Elemente an den Positionen k auf null eingestellt sind, d. h., y'_n=k = 0. Diese Beschränkung erfordert einen modifizierten Eingangsvektor x'_n. Beim vorgeschlagenen Verfahren, unterscheidet sich x'_n vom Vektor x_n nur an den Positionen k und bleibt woanders unverändert, d. h., x'_n≠k = x_n≠k und x'_n=k ≠ x_n=k.
Es wird behauptet, dass die Zustände y'n=k = 0 und x'n≠k = xn≠k,( A16),eine sichere Lösung für den Vektor x'_n an allen Positionen ergeben.
Um diese Behauptung für ein willkürliches Muster von k zu belegen, werden „Null-Sequenzen" angrenzender Indizes innerhalb k der Länge L berücksichtigt. Zur Einfachheit, wird der kleinste Index innerhalb jeder Null-Sequenz als Anfangsindex k0 bezeichnet. Für N = 12 und ein Muster k = [1, 2, 5, 6, 7, 10] angenommen, können beispielsweise drei Null-Sequenzen [1, 2], [5, 6, 7] und [10] mit den Längen L = 2, 3 und 1 identifiziert werden und die Anfangsindizes sind 1, 5 bzw. 10. Eine Null-Sequenz der Länge L = 1 ist auch als „Sequenz" bezeichnet.
Es müssen zwei Kategorien unterschieden werden:

Kategorie (1): eine Null-Sequenz enthält keine Indizes 1 oder N, und
Kategorie (2): eine Null-Sequenz enthält entweder den Index 1 oder N.

Für das obige Beispiel gehört die Null-Sequenz [1, 2] zur Kategorie (2), die Nullsequenzen [5, 6, 7] und [10] zur Kategorie (1).
zu Kategorie (1):
Hier bestehen für eine gegebene Null-Sequenz angrenzende Elemente mit positivem y_n am unteren und oberen Bereich einer Null-Sequenz an Positionen n = k0 – 1 bzw. n = k0 + L. Für N = 12 und eine Null-Sequenz [5, 6, 7], ist beispielsweise k0 = 5 und L = 3, und folglich sind die angrenzenden Positionen n = 4 und n = 8.
Das Einstellen von y'_n=k = 0 ergibt den folgenden Satz an Gleichungen:
Die Elemente x_k0-1 und x_k0+1 und Koeffizienten a und b sind bekannt und für L > 1, kann (A17) folglich als
mit dem Matrixquadrat Q_L
geschrieben werden.
Die Anzahl an Zeilen (und Reihen) der Matrix Q_L ist L (L > 1). Es ist zu beachten, dass die Amplituden x'_k durch die „angrenzenden" Amplituden x_k0-1 und x_k0+1 vollständig bestimmt sind. Insbesondere können die Amplituden x'_k0 und x_k0+L-1 mit
berechnet werden,
wobei die Koeffizienten c^(L) und d^(L) die Elemente in der linken bzw. rechten oberen Ecke der Matrix Q^–1, d. h. an den Matrixpositionen (1, 1) und (1, L). Für jede Länge L besteht ein einziges Paar an Koeffizienten c^(L) und d^(L). Für L = 1, ergibt die Berechnung von (A17)
Mit (A20) können die Amplituden y'_k0-1 und y'_k0+L bestimmt werden: y'k0-1 = –axk0-2 + bxk0-1 – ax'k0 = = –axk0-2 + (b – c(L))xk0-1 – d(L)xk0+L und y'k0+L = ax'k0+L-1 + bxk0+L – axk0+L+1 = = –d(L)xk0-1 + (b – c(L))xk0+L – axk0+L+1, (A21).
Folglich führt das Einstellen der Amplituden y'_k = 0 für eine Null-Sequenz zu einer Modifikation der Elemente in y_n nur an Positionen, welche an die Null-Sequenz angrenzen. Es ist zu beachten, dass andere Elemente von y_n nicht betroffen sind. Die Gleichung (A21) kann mittels folgender Schritte implementiert werden:

(1) Ersetze Koeffizienten –a, b und –a in Reihe k0 – 1 durch –a, b + c^(L) und –d^(L),
(2) Ersetze Koeffizienten –a, b und –a in Reihe k0 + L durch b + c^(L) und –a,
(3) Lösche Zeilen und Reihen mit den Indizes k aus der Matrix H^–1 und entferne Elemente mit den Indizes k aus dem Vektor x_n.

zu Fall (2):
Wenn eine Null-Sequenz den Index 1 enthält, sind die modifizierten Amplituden Exponentiale bis zum Index L (vergleiche (A10)) und können aus der Amplitude x_L+1 abgeleitet werden:
In Bezug auf die Matrixoperation muss der Koeffizient b der Zeile L + 1 von H^–1 durch den Koeffizienten b₀ ersetzt werden. Dann müssen alle Zeilen und Reihen mit den Indizes k entfernt werden und die Elemente von x_n mit Indizes k können ignoriert werden.
Wenn eine Null-Sequenz den Index N enthält, sind ähnlich die modifizierten Amplituden Exponentiale für Indizes größer als k0 + L und können von der Amplitude x_k0-1 abgeleitet werden:
In Bezug auf die Matrixoperation muss der Koeffizient der Zeile k0 – 1 von H^–1 durch den Koeffizienten b₀ ersetzt werden. Dann müssen alle Zeilen und Reihen mit den Indizes k entfernt werden und die Elemente von x_n mit Indizes k können ignoriert werden.
Theoretisch kann der Vektor y'_n wieder negative Elemente enthalten, aber die Größe der negativen Elemente ist vergleichsweise klein. Eine Wiederholung des vorgeschlagenen Verfahrens könnte dieselben entfernen, aber in vielen Fällen ist es ausreichend, die negativen Elemente durch Nullen zu ersetzen und die Auswirkung zu vernachlässigen.
Basierend auf der obigen Analyse kann das folgende effiziente Rechenverfahren für die Berücksichtigung der Kanalinteraktion in einem System mit N Kanälen angewendet werden.

(1) Berechne y_n durch Multiplikation mit H^–1 und x_n.
(2) Wähle Elemente y_n=k < 0 aus und stelle y_k' = 0 ein.
(3) Modifiziere Elemente von H^–1 nach (A21), (A22), (A23).
(4) Entferne alle Zeilen und Reihen von H^–1 mit den Indizes k und entferne alle Elemente x_k.
(5) Berechne Elemente y_n', welche angrenzende Null-Sequenzen sind.

Beispiel:
Lass das Ergebnis der Matrixmultiplikation y_n = H^–1x_n (Matrix H^–1 durch Koeffizienten b₀, b und a für ein System mit 12 Kanälen (N = 12) definiert) ein Vektor sein, welcher negative Elemente an den Positionen k = [1, 2, 6, 7, 9, 10, 11] enthält. Dann ist der modifizierte Vektor y'_n
und die unbekannten Elemente werden durch
berechnet.
Es ist zu beachten, dass das Element y'₄ = y₄ ist, da die Position n = 4 an keine Null-Sequenz angrenzt. Das Element y'₈ grenzt an zwei Null-Sequenzen an. Daher ist das entsprechende Element in der Hauptdiagonale b – c⁽²⁾ – c⁽³⁾, welche den Einfluss beider Null-Sequenzen reflektiert. Die Koeffizienten c⁽²⁾, d⁽²⁾ und c⁽³⁾, d⁽³⁾ werden durch das Umkehren der Matrizen Q₂ und Q₃ be rechnet, welche selbst nur von den Koeffizienten a und b abhängen.

Claims

System zum Aktivieren von Elektroden, wobei das System eine Mehrkanal-Elektrodenanordnung, eine Stimulationseinrichtung zum gleichzeitigen Aktivieren von zwei oder mehr Elektroden in der Elektrodenanordnung unter Verwendung von kanalspezifischen Abtastsequenzen und mit Vorzeichen korrelierten Impulsen enthält, wobei Vorzeichen-Korrelation bedeutet, dass die Vorzeichen der Phasen gleichzeitiger Impulse gleich sind, wobei die Stimulationseinrichtung die Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse basierend auf Parametern der räumlichen Kanalinteraktion berechnet, dadurch gekennzeichnet, dass das Berechnen der Amplituden der mit Vorzeichen korrelierten Impulse das Korrigieren der Amplituden derart enthält, dass es noch eine geometrische Überlappung der elektrischen Felder von jeder Elektrode gibt.
System nach Anspruch 1, wobei jede Elektrode in der Mehrkanal-Elektrodenanordnung mit einer kanalspezifischen Abtastsequenz mit einer im Voraus definierten Dauer, Amplitude und Anzahl an Impulsen assoziiert wird und wobei die Stimulationseinrichtung einen Gewichtungsfaktor an jede kanalspezifische Abtastsequenz anlegt, um eine gewichtete, kanalspezifische Abtastsequenz für jede Elektrode in der Elektrodenanordnung zu erzeugen, wobei die mit einem Vorzeichen korrelierten Impulse auf dem gewichteten, kanalspezifischen Abtasten jeder Elektrode basieren.
System nach Anspruch 2, welches zudem eine Speichereinrichtung zum Speichern jeder kanalspezifischen Abtastsequenz aufweist.
System nach Anspruch 2, wobei die Impulsamplituden der kanalspezifischen Abtastsequenz durch das Abtasten einer Signalwellenform abgeleitet werden.
System nach Anspruch 4, wobei die Signalwellenform eine halbe Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π ist.
System nach Anspruch 4, wobei die Signalwellenform eine viertel Periode einer Sinuskurve zwischen 0 und π/2 ist, so dass eine Impulsamplitudenverteilung monoton steigend ist.
System nach Anspruch 2, wobei die kanalspezifische Abtastsequenz symmetrische, zweiphasige Stromimpulse enthält.
System nach Anspruch 2, wobei die kanalspezifische Abtastsequenz eine Impulsrate zwischen 5–10 kpps aufweist.
System nach Anspruch 2, welches zudem eine Sprachprozessoreinrichtung zum Bestimmen des Gewichtungsfaktors für jede kanalspezifische Abtastsequenz aufweist.
System nach Anspruch 9, welches zudem eine Hochfrequenzverbindung zwischen der Sprachprozessoreinrichtung und der Stimulationseinrichtung aufweist.
System nach Anspruch 9, wobei die Sprachprozessoreinrichtung eine Filterbank zum Empfangen eines akustischen, repräsentativen elektrischen Signals enthält, jedes Filter in der Filterbank mit einer der Elektroden in der Mehrkanal-Elektrodenanordnung assoziiert wird und wobei die Sprachprozessoreinrichtung einen Gewichtungsfaktor für jede Elektrode in der Mehrkanal-Elektrodenanordnung von einem assoziierten Kanalfilter ableitet.
System nach Anspruch 11, welches zudem einen Gleichrichter zum Gleichrichten des Ausgangs jedes Filters aufweist, um ein halbwellengleichgerichtetes Signal zu erzeugen, wobei die Sprachprozessoreinrichtung eine Maximalamplitude für jede Halbwelle in dem halbwellengleichgerichteten Signal bestimmt.
System nach Anspruch 11, wobei jedes Filter ein Bandpassfilter ist.
System nach Anspruch 13, wobei die Dauer und Anzahl an Impulsen in der kanalspezifischen Abtastsequenz von der Mittenfrequenz des Bandpassfilters des Kanals abgeleitet wird.
System nach Anspruch 14, wobei die Dauer der kanalspezifischen Abtastsequenz eine Hälfte der Periode der Mittenfrequenz des Bandpassfilters beträgt.
System nach Anspruch 1, wobei die Elektrodenanordnung in einer monopolaren Elektrodenkonfiguration mit einer entfernten Erdung angeordnet ist.
System nach Anspruch 1, wobei die Parameter der räumlichen Kanalinteraktion auf einem Modell mit einer einzigen Elektrode basieren, welches den exponentiellen Zerfall der Potentiale an beiden Seiten der Elektrode aufweist.
System nach Anspruch 1, wobei die Stimulationseinrichtung die Eigenschaften einer Tridiagonalmatrix verwendet, um die Amplituden der mit einem Vorzeichen korrelierten Impulse zu bestimmen.
System nach Anspruch 18, wobei es ein Implantatsystem ist.
System nach Anspruch 1, wobei das System ein Cochlea-Implantat enthält, welches den Hörnerv stimulieren kann.