[0003] 本发明一般涉及组织刺激假体。

[0004] 通过向接受者的神经、肌肉或其他组织纤维递送电(电流)刺激来操作几种类型的医疗设备。这些医疗设备本文中被称为组织刺激假体，通常递送电流刺激以补偿接受者的不足。例如，当接受者由于耳蜗毛细胞的缺乏或破坏而经历感觉神经性听力损失时，通常提出组织刺激听力假体(诸如耳蜗植入物)，其将声学信号转换成神经冲击。听觉脑干刺激器是另一类型的组织刺激听力假体，其当接受者由于听觉神经的损伤而经历感觉神经性听力损失时，可能会被提出。

[0024] 本文中提出了动态电流导引技术，其中动态刺激脉冲被递送到接受者，作为跨多个刺激通道施加的电流刺激。电流刺激被加权并且以导致跨多个通道的电流刺激的轨迹的位置中的时变逐渐改变的模式而被应用。

[0025] 如所指出的，存在几种类型的组织刺激假体，其递送刺激以补偿接受者的不足。仅为了便于说明，本文中所呈现的动态电流导引技术在本文中主要参考一种类型的组织刺激假体(即，耳蜗植入物)进行描述。应当领会，本文中所呈现的动态电流导引技术可以与其他组织刺激假体一起使用，这些组织刺激假体包括例如听觉脑干刺激器、可植入式起搏器、除颤器、功能电刺激设备、止痛刺激器、视觉假体、其他神经刺激器或神经肌肉刺激器等。

[0026] 图1是示例性耳蜗植入系统100的透视图，该耳蜗植入系统100被配置成按照本文中所呈现的实施例来执行动态电流导引。耳蜗植入物系统100包括外部部件102和内部部件/可植入式部件104。外部部件102直接或间接附接到接接受者的本体，并且通常包括外部线圈106，并且通常包括磁体(图1中未示出)，其相对于外部线圈106固定。外部部件102还包括用于检测声音信号或输入音频信号的一个或多个声音输入元件108(例如，麦克风、拾音线圈等)和声音处理单元112。该声音处理单元112例如包括电源(图1中未示出)和声音处理器(图1中未示出)。声音处理器被配置成处理由所描绘的实施例中被接受者的耳廓110定位的声音输入元件108生成的电信号。声音处理器经由例如电缆(图1中未示出)向外部线圈106提供经处理的信号。

[0027] 可植入式部件104包括植入物本体114、引线区域116和细长耳蜗内刺激组件118。植入物本体114包括刺激器单元120、内部/可植入式线圈122和内部接收器/收发器单元124(有时本文中被称为收发器单元124)。收发器单元124连接至可植入式线圈122，并且通常连接至相对于内部线圈122固定的磁体(未示出)。

[0028] 外部部件102和可植入式部件104中的磁体有助于外部线圈106与可植入式线圈122的操作对准。线圈的操作对准使得可植入式线圈122能够向外部线圈106传送功率和数据、或从外部线圈106接收功率和数据。更具体地，在某些示例中，外部线圈106经由射频(RF)链路向可植入式线圈122传送电信号(例如，功率和刺激数据)。可植入式线圈122通常是线天线线圈，其由多匝电绝缘单股或多股铂金或金线组成。可植入式线圈122的电绝缘通过柔性模制(例如，硅树脂模制)来提供。在使用中，收发器单元124可以定位在接受者的颞骨的隐窝中。各种其他类型的能量传送(诸如红外(IR)、电磁、电容和电感传送)可以用于将功率和/或数据从外部设备传送到耳蜗植入物，如此，图1仅图示了一个示例性布置。

[0029] 细长刺激组件118被配置成至少部分地植入耳蜗130，并且包括多个纵向间隔开的耳蜗内电刺激触点(电触点)128，其共同形成触点阵列126。刺激组件118延伸穿过耳蜗130中的开口(例如，耳蜗造口术132、圆窗口134等)，并且具有经由延伸穿过乳突骨119的引线区域116连接至刺激器单元120的近端。引导区域116将刺激组件118耦合到植入体114(更具体地，是刺激器单元120)。

[0030] 一般而言，声音处理单元112中的声音处理器被配置成执行声音处理和编码，以将所检测到的声音转换成与电信号相对应的编码信号，以递送给接受者。由声音处理器生成的编码信号然后经由外部线圈106和内部线圈122之间的RF链路而被发送到刺激器单元120。刺激器单元120包括使用经由收发器单元124而接收的编码信号的一个或多个电路，以便经由终止于刺激触点128中的一个或多个刺激通道来输出刺激(刺激电流)。如此，刺激经由刺激触点128而被递送到接受者。这样，耳蜗植入物系统100刺激接受者的听觉神经细胞，从而绕过通常将声学振动转换成神经活动的缺失的或有缺陷的毛细胞。

[0031] 图2图示了图1的刺激组件118的一部分的更详细视图，该部分包括刺激触点128的阵列126。图2图示了其中刺激组件118包括二十二(22)个电触点(电极)的特定布置。如此，电触点在图2中被标记为触点128(1)至128(22)，其中触点128(1)是最基底/近端电触点，电触点128(22)是最远端/顶端触点。刺激组件118还可以包括或操作位于接受者的耳蜗外部的耳蜗外电极(ECE)。为了便于说明，图1和图2中省略了耳蜗外电极。

[0032] 因为耳蜗以音质分布方式映射，也就是说，被分割为各个区域，每个区域响应于特定频率范围内的刺激信号，声学频率被分配给在正常(声学)听力中自然会被刺激的刺激组件118的一个或多个电触点128，其位于接近该区域。如此，声音处理器的处理通道(即，具有其相关联的信号处理路径的特定频带)各自被映射到一个或多个刺激触点的集合以刺激选定的耳蜗神经细胞群(有时称为目标神经群或目标神经元)。用于刺激的这样的一个或多个刺激触点集合在本文中被称为“刺激通道”。也就是说，刺激通道由通过或没有通过远场返回触点刺激的单个或多个电触点组成。

[0033] 一般而言，常规耳蜗植入物刺激策略导致在相对短的时间段(例如，在5微秒(μs)至250μs的时间标尺)内在固定位置或固定空间轮廓处递送离散的矩形双相电流脉冲。该位置或空间轮廓会逐脉冲而变化(即，刺激脉冲经由一个通道递送，然后经由另一通道递送，依此类推)。例如，连续交织采样(CIS)和高级组合编码器(ACE)声音编码策略通常对从Base到Apex(即，刺激触点128(1)至128(22))或从Apex到Base的顺序刺激脉冲进行排序，并且随时间递送顺序和均匀间隔开的电流脉冲。这些策略的主要重点是将来自频带范围的输入声音信号的通道幅度映射到指定到那些频率的对应通道位置。顺序脉冲用于避免来自多于一个通道的电流的任何时间重叠，这是由于同时刺激可以导致通道之间的高度交互以及刺激水平中的不期望的(有时是未知的或不可控的)失真。

[0034] 顺序刺激策略中的单个电流脉冲激活最接近受刺激(递送)触点的神经元，并且由于电流传播，所以还激活接近邻近未受刺激的触点的附加神经元。来自单个脉冲的所得神经激活在受影响的神经群中高度同步(时间锁定)，其中神经元更远离等待时间略长的刺激触点。来自若干个顺序脉冲的所得神经激活是时间量化的，其中位置处的神经元的混合物被从不是其最接近的触点上的先前脉冲来激活。如此，这些神经元可能具有折光性，并且不能响应于在更接近的触点上递送的后续刺激。虽然不太理想，但是这种同步和量化的刺激能够很好地表示通道幅度足以被大多数人工耳蜗植入物接受者来成功语音感知。然而，这种刺激提供了当与声学听觉相比较时失真的原始声学信号的空间-时间表示。

[0035] 更具体地，在人耳蜗中存在大约3000行毛细胞。每一行或沿着耳蜗长度的位置对不同的声学频率(即，音质分布映射)作出最佳响应。由于耳蜗植入物通常仅具有有限数目个刺激触点(例如，22个触点)，所以与正常声学听力相比较，在刺激递送期间存在大的频谱表示不足。

[0036] 声学听觉的另一方面在于声学刺激是连续的模拟过程(即，行进波)，而非一系列离散刺激。也就是说，声波在卵圆窗处进入耳蜗流体，并且以连续运动从耳蜗的基底行进到耳蜗的顶端。因而，离散脉冲和顺序脉冲的递送不能表示丰富的声学听力的空间-时间模式。例如，沿着耳蜗的慢速连续过渡(>10毫秒(ms))不能由从峰值响应开始的短顺序电流脉冲(～100μs)来很好地表示。

[0037] 如此，本文中所呈现的是用于向耳蜗植入物接受者递送动态刺激脉冲的技术。如本文中所使用的，“动态刺激脉冲”是指以空间-时间模式加权和递送的电流刺激，其导致跨多个通道的电流刺激的轨迹的位置的可感知的逐渐改变。也就是说，提出了动态电流导引技术，以随着时间推移而稳定移动激励轨迹，以便更紧密地模仿声学行进波的特征和/或模拟其他动态特征(例如，总体代码)。

[0038] 图3A至图3D是图示了本文中所呈现的动态电流导引技术的实现方式的曲线图。更特定地，图3A图示了作为跨两个刺激通道滑动(逐渐移动)的动态刺激脉冲而递送到接受者的单相脉冲150。图3A至图3D的示例中的动态刺激脉冲在第一刺激通道(通道1(Ch1))处开始并且在第二刺激通道(通道2(Ch2))处结束，其中电流轨迹的位置在时间上从一个位置移动到另一位置。图3B图示了第一刺激通道和第二刺激通道之间的刺激轨迹的时变改变。一般而言，刺激轨迹的改变通过在第一通道和第二通道处同时递送刺激、同时根据期望的刺激位置随时间推移而动态地改变每个通道之间的权重来实现。

[0039] 图3C图示了施加到通道1的电流权重，而图3D图示了施加到通道2的电流权重。图3C和图3D图示了参考相同时间标尺的通道1和通道2的权重，从而清楚地表明在两个通道处同时施加加权刺激。在图3B中还使用相同的时间标尺来说明当同时应用时，权重如何将刺激轨迹从通道1移动到通道2。

[0040] 更具体地，图3C图示了在通道1处最初施加权重“1”，而在通道2处最初施加权重“0”。通道1和通道2处的权重以反向线性方式改变(即，在通道1处施加的权重从1线性减少到0，而在通道2处施加的权重从0线性增加到1)。这导致图3B所示的刺激轨迹的一般改变。

[0041] 由于电荷平衡通常是神经组织的电刺激的重要方面的事实，所以使用双相电流脉冲是普遍的。附加地，由于神经激励主要通过双相电流脉冲的第一相位来实现，所以本文中所呈现的某些方面仅仅移动第一相位(正相)的刺激轨迹的位置。然而，为了维持电荷平衡，在某些示例中，重复第一相位，但是极性相反。

[0042] 图3A在上文中表示可以例如基于输入音频信号来生成的脉冲幅度。图3B图示了时间周期(本文中有时被称为“过渡周期”)，其中电流刺激的轨迹的位置从通道1过渡到通道2或者从通道1移动到通道2。因此，如图3C和图3D的电流权重一般所表示的，在过渡周期期间，图3A的脉冲幅度被划分为第一部分和第二部分。在过渡周期期间的任何时间点处，第一划分的部分和第二划分的部分与图3A的脉冲幅度相加。附加地，第一划分的部分和第二划分的部分由于相反极性而以第一速率(由图3C和图3D中的线的斜率表示的)改变。图3C和图3D图示了第一划分的部分和第二划分的部分的改变速率恒定的示例。在其他示例中，第一速率可以是可变的。在操作中，基于第一划分的部分来生成第一刺激电流，并且该第一刺激电流经由通道1递送到接受者。类似地，基于第二划分的部分来生成第二刺激电流，并且经由通道2被递送到接受者。通道1和通道2可以与一个或多个其他通道相邻或由其分开。

[0043] 图4A和图4B是图示了用于电荷平衡的两个相对的脉冲相位的递送的示意图。更具体地，图4A图示了施加到通道1的电流权重，而图4B图示了参考相同时间标尺施加到通道2的电流权重。如所示出的，本实施例中的双相动态刺激脉冲通过在第一相位(电荷累积相位)160期间对第一通道和第二通道施加正权重(正电流)、并且在第二相位(电荷平衡相位)162期间施加负权重(负电流)来形成。如此，电荷累积和电荷逆转的位置彼此重复(即，通过在第二相位期间以相反的极性重复电荷而在第一相位之后直接补偿该电荷)。

[0044] 应当领会，存在可以用于补偿电荷的若干种其他技术，并且使用双相动态刺激脉冲仅仅是其一个示例方法。在其他示例中，动态刺激脉冲可以在第一方向上跨多个刺激通道而施加，然后极性相反的第二动态刺激脉冲可以在相反方向上跨多个刺激通道而施加。例如，第一动态刺激脉冲被施加以在远端方向(即，从基底到顶端)上行进，而第二动态刺激脉冲被施加以在近端方向(即，从顶端到基底)上行进。在其他示例中，可以施加平坦放电脉冲或非对称刺激和放电脉冲。其他电荷平衡方法是可能的，并且可以用作本文中所呈现的技术的一部分。

[0045] 如所指出的，图3A至图3D和图4A至图4B图示了其中动态刺激脉冲跨(即，滑过)两个刺激通道施加的示例。在实践中，可能的是，动态刺激脉冲跨更多数目个刺激通道施加。例如，图5图示了其中十(10)个连续通道用于递送跨所有十个通道具有相同幅度的双相动态刺激脉冲的示例。更具体地，图5包括相对于逐渐增加的时间的十条迹线168(1)至168(10)，每条迹线分别图示通道1(Ch1)至通道10(Ch10)中的每个通道的电流波形。如虚线174所示，该示例中的峰值电流的轨迹平滑地从通道1移动通过通道10，从而扫过其间的所有通道。因此，集体迹线168(1)至168(10)表示所递送的动态刺激脉冲175作为串联的斜坡的和衰减的电流片断。

[0046] 图5还包括表示来自迹线168(1)至168(10)的电流之和的迹线169。类似于图4A和图4B的布置，由于图5的动态刺激脉冲175是双相的，所以动态电流脉冲通常包括电荷累积相位170，随后是后续电荷平衡相位172(即，正相位扫描，之后是跨十个刺激通道的负单相扫描)。

[0047] 图3A至图3D、图4A至图4B和图5的示例图示了动态刺激脉冲，其在每个刺激通道处具有相等的峰值电流幅度，并且在动态刺激脉冲的整个持续时间内具有固定的总电流电平(例如，如图5的总和所示)。在实践中，施加在耳蜗植入物中的电流幅度不相等，而是根据传入声学声音信号的短期频谱(强度对频率)以及根据在接受者耳蜗中的特定位置处引起对应的感知响度(即，由于神经存活、解剖变化等引起的响度变化)所需的电流而变化。图6A和图6B图示了其中电流幅度在电极之间以及在跨若干个电极的整个动态刺激脉冲中变化的示例。

[0048] 更具体地，图6A图示了五个输入幅值，每个输入幅值与五个通道Ch1至Ch5中的一个通道相对应。输入幅值例如从传入声学声音信号的短时频谱生成。图6B包括与图6A所示的五个通道中的每个通道的电流输出相对应的五个迹线178(1)至178(5)、以及图示了所有五个通道的电流总和的迹线179。在图6B中，每个通道的峰值电流按图6A所示的对应输入幅值进行缩放。如迹线179所示，求和电流的每个相位均遵循输入幅值的形状(从左到右)。也就是说，所递送的电流幅值基于对应频率位置处的声学信号幅值来动态地变化。

[0049] 图6A和图6B的实施例仅图示了根据输入频谱的通道电流的缩放。然而，还可以执行附加缩放以将电流放置到由临床医生/听力学家设定的临床“映射”参数中指定的正确感知范围中。这在现场是众所周知的，并且有时被称为电流映射。

[0050] 类似于上述示例，在图6B中，峰值电流刺激的轨迹平稳地从Ch1移动通过Ch5，从而扫过其间的所有通道。因此，集体迹线178(1)至178(5)表示所递送的动态刺激脉冲185作为一系列斜坡的和衰减的电流片断。还类似于上述示例，由于图6B的动态刺激脉冲185是双相的，所以动态电流脉冲通常包括电荷累积相位180，随后是后续电荷平衡相位182(即，正相扫描，之后是跨五个刺激通道的负单相扫描)。在每个相位180和182中，所施加的电流彼此反相。

[0051] 在图6A和图6B中，动态刺激脉冲的电流幅度在刺激通道Ch1至Ch5处变化/调整。在另一实施例中，可以实施更大的控制以不仅在每个刺激通道处的位置处而且还在刺激通道之间的位置处来变化动态刺激脉冲的电流幅度。也就是说，所递送的电流可以根据物理刺激通道之间的位置处的期望幅度的改变而变化。这种实施例的示例在图7A至图7H中示出。为了便于说明，图7A至图7H图示了其中仅使用两个通道来编码两个刺激通道处和两个刺激通道之间的幅度的实施例。

[0052] 图7A图示了生成Ch1和Ch2的五个输入幅值，其中每个刺激通道具有一个输入幅值，并且Ch1和Ch2之间具有三个中间输入幅值。再次，图7A所示的五个输入幅值可以例如从传入声学声音信号的短时频谱生成。

[0053] 如图7B所示，对于双相动态刺激脉冲示例，从Ch1到Ch2的两次刺激扫描用来表示双相脉冲的第一相位和第二相位。如图7C和图7D所示的输入电流波形是双相的，并且按图7A所示的对应的声学输入幅值进行缩放。然后，每个通道的输入电流波形由其对应的电流权重进行加权(如图7E和图7F所示)以获得动态刺激脉冲。Ch1和Ch2的最终输出电流分别如图7G和图7H所示。图7G和图7H的最终输出通过分别将图7C和图7D的输入电流与图7E和图7F的动态权重(动态电流导引增益)相乘来获得。如所示出的，图7G和图7H的波形连续变化，而不一定是分段线性的。还有，如前所述，通过将输入电流映射到在正确的感知响度范围内引出声音的正确范围，可以将电流映射到患者的正确感知范围中。

[0054] 如所指出的，图7A至图7H图示了跨两个通道递送的动态刺激脉冲，以便获得两个通道之间的位置的电流变化。应当领会，图7A和图7H的技术可以跨越几个(即，超过两个)通道延伸，以便在耳蜗上产生刺激幅度的更连续编码，其不受物理通道的数目约束。

[0055] 在声学听力中，声学行波从耳蜗的基底端朝向刺激的特征频率向远端/顶端移动。例如，纯音调在卵圆窗进入耳蜗，并且启动沿着耳蜗的长度行进的压力波。波的幅度在与音调的特征频率相对应的音质分布位置处达到最高点并且迅速地减小越过该位置。行波的速度在特征频率附近也减慢。对于引起强烈音高的谐波音调复合体，所解析的谐波在其对应的特征频率下也会减慢。除了在以每个特征频率下的响应中产生峰值之外，局部相位差异在这些地方增加，并且可能是音高感知的基本提示。在电性听力中，可以修改动态刺激脉冲以再现或模仿声学行波的速度的变化。这可能有助于通过电性听力来重现强烈音高，其迄今为止已经是尚未解决的挑战。

[0056] 如下文在等式1中所示，动态刺激脉冲的速度velectric是三角形脉冲形状的每个斜坡的和衰减的片断的持续时间tramp和通道间隔dchannel的函数。

[0057] 等式1：

[0058] velectric＝dchannel/tramp

[0059] 因此，可以调整电流斜坡的持续时间以改变动态刺激脉冲的速度。在模仿声学行波的情况下，当动态刺激脉冲接近与特征频率相对应的耳蜗中的位置时，使用较长持续时间的电流斜坡，并且在其他地方使用较短持续时间的电流斜坡。

[0060] 图8图示了按照本文中所呈现的实施例的其中连续通道用于递送具有变化速度的双相动态刺激脉冲的示例。更具体地，图8包括相对于增加的时间的十条迹线188(1)至188(10)，每条迹线分别图示了Ch1至Ch10中的每个通道的非缩放电流波形。因此，集合迹线188(1)至188(10)表示所递送的动态刺激脉冲195作为一系列斜坡的和衰减的电流片断。

[0061] 如虚线194所示，电流斜坡的持续时间在Ch1至Ch7(从迹线188(1)到迹线188(7))的电流波形中相同。如此，动态刺激脉冲195在从Ch1移动到Ch7时具有基本上恒定的速度。然而，如迹线188(7)和188(8)之间所示，电流斜坡的持续时间在Ch7和Ch8之间减慢，从而意味着动态刺激脉冲195的速度在Ch7和Ch8之间减慢。电流波形Ch9和Ch10中的电流斜坡的持续时间与Ch1至Ch7中的那些电流斜坡的持续时间相同，从而意味着在Ch7和Ch8之间减慢之后，动态刺激脉冲195返回到与Ch1至Ch7中的速度相同的速度(即，动态刺激脉冲减慢，但是返回原始速度)。

[0062] 图8还包括表示来自迹线188(1)至188(10)的电流之和的迹线189。类似于上述布置，由于动态刺激脉冲195是双相的，所以动态电流脉冲通常包括电荷累积相位190，随后是后续电荷平衡相位192(即，正相位扫描，之后是跨十个刺激通道的负单相扫描)。

[0063] 理想地，期望刺激通道仅刺激螺旋神经节神经元的狭窄区域，使得来自相邻刺激通道的所得神经响应具有最小重叠。然而，单极刺激通常表现出更高程度的重叠，使得目标神经元群可能被几个不同的单极通道(即，递送单极刺激的刺激通道)激励。其他类型的刺激(包括双极、三极、聚焦多极((FMP)，亦称“相控阵列”)刺激等)通常减少所激励的神经群的大小。按照所呈现的实施例，这些或其他类型的刺激可以用于生成动态刺激脉冲。例如，使用聚焦多极刺激来生成动态刺激脉冲可以实现更好地定义的行波，而电流传播和广泛单极刺激激励模式在许多情况下可能掩盖刺激轨迹的移动。在上述或其他类型的刺激中的任一种刺激的情况下，可以应用其中单个脉冲沿着多个刺激通道移动的如上文所描述的相同原理。然而，通过聚焦多极刺激，激活宽度可能受到限制并且可以提供有利特征。

[0064] 在耳蜗植入物中，存在通常用于通过其三个神经代码改变刺激信号的感知的三种刺激特征。这些刺激特征包括：(1)改变递送刺激脉冲的位置(地方代码)；(2)改变刺激速率，以使接受者可以听到不同音高(即使在相同的位置处)(速率代码)；或(3)改变刺激脉冲的幅度(幅度代码)。然而，可能的第四神经代码有时被称为“总体代码”。总体代码是指在短时间帧内存在以刺激脉冲的次序编码的信息的概念。非常基本的理论认为，大脑(神经)发射导致首先递送的脉冲比随后的脉冲显得更响。因此，即使其他三个神经代码(即，位置、速率和幅度)保持相同，一系列刺激脉冲如何被递送到接受者的次序的改变可以影响接受者对那些脉冲的感知。

[0065] 按照本文中所呈现的实施例，动态刺激脉冲可以用于表示快速总体编码特征。例如，图9A图示了用于传入声音信号的功率谱密度(PSD)198。在图9A中，逐渐增加的频率由箭头200表示，并且逐渐增加的幅度(声音响度)由箭头202表示。图9B图示了响应于图9A的PSD而生成的动态刺激脉冲。在图9B中，逐渐增加的频率由箭头204表示，并且逐渐增加的时间由箭头206表示。

[0066] 如所示出的，声音信号的较响部分(在PSD中被标识为具有较大幅度)首先在其相关联的刺激通道上呈现，并且较柔和的声音通常在稍后呈现。也就是说，图9B图示了导致由箭头230(1)、230(2)、230(3)和230(4)表示的多个动态刺激脉冲(即，由斜坡的和衰减的电流片断的组/集合形成的四个动态刺激脉冲)的幅度特定延迟的使用。跨其呈现动态刺激脉冲230(1)、230(2)、230(3)和230(4)的刺激通道的次序是基于PSD幅度(即，幅度特定或总体延迟)。

[0067] 更具体地，图9B图示了动态刺激脉冲230(1)和230(2)均从Ch3开始，其中刺激与PSD 198的幅度点208(即，传入声音信号的最响部分)相对应。动态刺激脉冲230(1)跨Ch3、Ch2和Ch1而被施加，其中除了幅度点208之外，刺激与幅度点210和212相对应。类似地，动态刺激脉冲230(2)跨Ch3、Ch4和Ch5而被施加，其中除了幅度点208之外，刺激与幅度点214和216相对应。

[0068] 图9B还图示了动态刺激脉冲230(3)和230(4)均从Ch8开始，其中刺激与PSD 198的幅度点220(即，传入声音信号的第二最响峰值)相对应。动态刺激脉冲230(3)跨Ch8、Ch7、Ch6和Ch5而被施加，其中除了幅度点220之外，刺激与幅度点222、224和216相对应。类似地，动态刺激脉冲230(4)跨Ch8、Ch9和Ch10而被施加，其中除了幅度点220之外，刺激与幅度点226和228相对应，如所示出的，动态刺激脉冲230(3)和230(4)开始，而动态刺激脉冲230(1)和230(2)仍在被递送。

[0069] 一般而言，图9B所示的幅度特定的延迟(总体)是幅度特定的。然而，延迟还可以或可替代地涉及其他参数，诸如例如相位、精细时间结构、患者特定参数和/或其组合。

[0070] 图9B图示了根据本文中所呈现的实施例的动态刺激脉冲的几个方面。第一，可以看出，在图9B中，可以同时递送多个动态刺激脉冲，并且可以在相同的通道上同时开始或结束。第二，图9B清楚地表明动态刺激脉冲可以在顶端/远端方向(例如，动态刺激脉冲230(2)和230(4))或基底/近端方向(例如，动态刺激脉冲230(1)和230(3))上移动。第三，图9B图示了动态刺激脉冲230(1)、230(2)、230(3)和230(4)可以以不同速度行进(即，刺激的轨迹的位置可以以不同速率改变)，并且单个动态刺激脉冲的速度可以随着穿过不同的刺激通道而改变。

[0071] 如上文所指出的，声学行波从耳蜗的基底端朝向刺激的特征频率向远端/顶端移动。沿着声学行波的耳蜗的延迟约为10ms。为了简化起见，假设行波速度是恒定的并且刺激通道是均匀间隔开的，那么在两个连续刺激通道之间，跨二十(20)个刺激通道传播的10ms延迟大约为500us。该延迟可以与总体编码策略组合使用，以更好重现自然行波效应。也就是说，根据其频率特定幅度，进一步的定时延迟或推进可以被添加到预期的动态脉冲时间。与不断行进的滑动脉冲相比较，这可能要延迟或推进神经激活。比如，可能是预期过渡长度(120μs)的一半的延迟可能被添加到低电平下的脉冲，并且在高电平下对脉冲进行放大直到无延迟。图10A和图10B图示了使用声学行波延迟与总体代码的组合的示例。

[0072] 图10A再次图示了被绘制为幅度对频率的PSD 198。图10B图示了响应于图10A的PSD 198而生成的动态刺激脉冲231。在图10B中，逐渐增加的频率由箭头204表示，并且逐渐增加的时间由箭头206表示。

[0073] 如所指出的，刺激脉冲231从与图9B的刺激脉冲230(1)至230(4)相同的PSD 198生成。然而，在图10B的实施例中，每个通道处的刺激的开始是时间相依性的。更特定地，在图9B中，每个通道处的刺激开始与时间上的相同点(相同时间点)相对应。相比之下，在图10B中，在每个后续通道处逐渐延迟刺激，以便遵循与行波有关的频率特定的时间延迟(或至少其线性图形表示)。

[0074] 除了频率特定延迟(行波)之外，图10B还图示了图9B中也示出的相同的幅度特定延迟(总体延迟)的使用。也就是说，在两种情况下，PSD 198中的较响信号被呈现成更接近于刺激帧的开始。然而，由于图10B还包括频率特定延迟(行波延迟)，所得动态刺激脉冲与图9B的脉冲230(1)至230(4)不同。也就是说，代替具有如图9B所示的不同方向的不同滑动脉冲，如图10B所示，当幅度特定延迟被添加到频率特定延迟时，结果是单个动态刺激脉冲(即，单个滑动脉冲)231。

[0075] 如所指出的，图10A图示了具有单个动态刺激脉冲231的示例。其他实施例可以导致沿与脉冲231相同的方向行进的若干个不同的滑动脉冲。

[0076] 图11是按照本文中所呈现的实施例的方法350的流程图。方法350从352开始，其中组织刺激假体系统(诸如耳蜗植入系统，即声音处理器)接收一个或多个声音信号。在352处，声音处理器处理一个或多个声音信号以确定表示一个或多个声音信号的至少一个刺激脉冲。在354处，至少一个刺激脉冲作为电流刺激被递送到接受者，该刺激经由多个刺激通道而被施加，使得电流刺激的轨迹的位置跨多个通道随着时间推移而推移。

[0077] 图12是根据本文中所呈现的实施例的另一方法360的流程图。方法360从362开始，其中组织刺激假体系统(诸如人工耳蜗植入系统，即声音处理器)接收输入音频信号。在364处，组织刺激假体系统基于输入音频信号来生成一系列脉冲幅度。在366处，在第一过渡周期的持续时间内，该系列脉冲幅度中的第一脉冲幅度被划分成第一划分的部分和第二划分的部分。第一脉冲幅度的第一划分的部分和第二划分的部分与第一脉冲幅度相加，并且第一脉冲幅度的第一划分的部分和第二划分的部分分别由于相反极性而以第一速率改变。在368处，基于第一划分的部分来生成第一刺激电流，并且第一刺激电流经由第一刺激通道被递送到接受者。在370处，基于第二划分的部分来生成第二刺激电流，并且第二刺激电流经由第二刺激通道被递送到接受者。

[0078] 在一个实施例中，提供了一种方法。该方法包括：接收输入音频信号；基于输入音频信号来生成一系列脉冲幅度；在第一过渡周期的持续时间内，将一系列脉冲幅度中的第一脉冲幅度划分成第一划分的部分和第二划分的部分，其中第一脉冲幅度的第一划分的部分和第二划分的部分与第一脉冲幅度相加，并且其中第一脉冲幅度的第一划分的部分和第二划分的部分分别由于相反极性而以第一速率改变；基于第一划分的部分来生成第一刺激电流，并且经由第一刺激通道将第一刺激电流递送到接受者；以及基于第二划分的部分来生成第二刺激电流，并且经由第二刺激通道将第二刺激电流递送到接受者。在一个示例中，第一速率是恒定的，而在另一示例中，第一速率是可变的。在一个示例中，第一刺激通道和第二刺激通道是一系列刺激通道中的相邻通道。在另一示例中，第一刺激通道和第二刺激通道由一系列刺激通道中的第三刺激通道分开。在一个示例中，该方法还包括：在第二过渡周期的持续时间内将该系列的脉冲幅度中的第二脉冲幅度划分成第三划分的部分和第四划分的部分，其中第二脉冲幅度的第三划分的部分和第四划分的部分与第二脉冲幅度相加，并且其中第二脉冲幅度的第三划分的部分和第四划分的部分分别由于相反极性而以第二速率改变；基于第三划分的部分来生成第三刺激电流，并且经由第三刺激通道将第三刺激电流递送到接受者；以及基于第四划分的部分来生成第四刺激电流，并且经由第四刺激通道将第四刺激电流递送到接受者。在一个示例中，第一脉冲幅度和第二脉冲幅度相等，而在另一示例中，第一脉冲幅度和第二脉冲幅度不相等。在一个示例中，第一速率和第二速率相等，而在另一示例中，第一速率和第二速率不相等。

[0079] 应当领会，上述实施例不是相互排斥的，并且可以以各种布置彼此组合。

[0080] 本文中所描述和要求保护的本发明不限于本文中所公开的特定优选实施例的范围，这是由于这些实施例旨在作为本发明的几个方面的说明而不是限制。任何等同的实施例都旨在在本发明的范围内。实际上，除了本文中所示和所描述的那些之外，本发明的各种修改对于本领域技术人员来说将从上述描述中变得清楚。这样的修改还旨在落在所附权利要求的范围内。