用于從電刺激神經(jīng)組織檢測(cè)神經(jīng)元?jiǎng)幼麟娢恍盘?hào)的系統(tǒng)和方法本申請(qǐng)要求2013年12月20日提交的美國(guó)臨時(shí)專利申請(qǐng)61/918,915的優(yōu)先權(quán)，上述申請(qǐng)通過引用合并于本文中。
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及檢測(cè)來自組織的響應(yīng)電刺激信號(hào)的神經(jīng)元?jiǎng)幼麟娢恍盘?hào)，尤其用于聽力植入物系統(tǒng)，如耳蝸植入物系統(tǒng)。
背景技術(shù)：
：大多數(shù)聲音在正常耳朵中通過外耳101傳遞到鼓膜(耳膜)102，如圖1中所示，鼓膜移動(dòng)振動(dòng)耳蝸104的卵形窗口和圓形窗口的中耳103的骨(錘骨、砧骨和鐙骨)。耳蝸104是螺旋地環(huán)繞其軸線大約兩個(gè)半圈的狹長(zhǎng)導(dǎo)管。它包括通過耳蝸管連接的稱為前庭階的上部通道和稱為鼓階的下部通道。耳蝸104形成具有稱為蝸軸的中心的直立螺旋圓錐，聽神經(jīng)113的螺旋神經(jīng)節(jié)細(xì)胞位于所述中心處。響應(yīng)由中耳103傳遞的接收聲音，填充流體的耳蝸104用作換能器以生成電脈沖，所述電脈沖傳輸?shù)铰犐窠?jīng)113，并且最終傳輸?shù)酱竽X。當(dāng)沿著耳蝸104的神經(jīng)基質(zhì)將外部聲音轉(zhuǎn)換成有意義的動(dòng)作電位的能力有問題時(shí)聽力受損。為了改善受損聽力，已開發(fā)聽覺假體。例如，當(dāng)損傷與耳蝸104關(guān)聯(lián)時(shí)，具有植入刺激電極的耳蝸植入物可以用由沿著電極分布的多個(gè)電極觸點(diǎn)輸送的小電流電刺激聽覺神經(jīng)組織。在一些情況下，聽力損傷可以由耳蝸植入物(CI)，腦干、中腦或皮層植入物來解決，所述植入物用由沿著植入物電極分布的多個(gè)電極觸點(diǎn)輸送的小電流電刺激聽覺神經(jīng)組織。對(duì)于耳蝸植入物，電極陣列插入耳蝸中。對(duì)于腦干、中腦和皮層植入物，電極陣列相應(yīng)地位于聽覺腦干、中腦或皮層中。圖1顯示典型耳蝸植入物系統(tǒng)的一些部件，其中外部麥克風(fēng)提供輸入到實(shí)現(xiàn)各種已知的信號(hào)處理方案中的一個(gè)的外部信號(hào)處理器111的音頻信號(hào)。例如，在耳蝸植入物的領(lǐng)域中公知的信號(hào)處理方法包括連續(xù)交織采樣(CIS)數(shù)字信號(hào)處理，通道特定采樣序列(CSSS)數(shù)字信號(hào)處理(如在通過引用合并于本文中的美國(guó)專利No.6,348,070中所述)，譜峰(SPEAK)數(shù)字信號(hào)處理，精細(xì)結(jié)構(gòu)處理(FSP)和壓縮模擬(CA)信號(hào)處理。經(jīng)處理的信號(hào)由外部信號(hào)處理器111轉(zhuǎn)換成數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)格式，如數(shù)據(jù)幀的序列，以便由外部線圈107發(fā)射到接收刺激器處理器108。除了提取音頻信息，刺激器處理器108中的接收器處理器可以執(zhí)行附加信號(hào)處理，如糾錯(cuò)、脈沖形成等，并且產(chǎn)生通過電極引線109發(fā)送到植入電極陣列110的刺激模式(基于提取的音頻信息)。典型地，電極陣列110包括在其表面上的多個(gè)刺激觸點(diǎn)112，其提供耳蝸104的選擇性電刺激。為了收集關(guān)于電極-神經(jīng)接口的信息，常用的客觀測(cè)量基于神經(jīng)動(dòng)作電位(NAP)的測(cè)量，如電誘發(fā)復(fù)合動(dòng)作電位(eCAP)，如通過引用合并于本文中的以下文獻(xiàn)所述：Gantz等人，IntraoperativeMeasuresofElectricallyEvokedAuditoryNerveCompoundActionPotentials，AmericanJournalofOtology15(2):137-144(1994)。在該方法中，記錄電極通常放置在內(nèi)耳的鼓階處。典型地很靠近神經(jīng)激勵(lì)的位置測(cè)量聽覺神經(jīng)對(duì)電刺激的總響應(yīng)。該神經(jīng)響應(yīng)由在聽覺神經(jīng)膜外側(cè)的單一神經(jīng)響應(yīng)的疊加導(dǎo)致。該響應(yīng)由最小電壓(該峰值典型地稱為N1)和最大電壓(該峰值典型地稱為P2)之間的幅度表征。測(cè)量位置處的eCAP的幅度典型地在10μV到1800μV之間。一種eCAP記錄范式是所謂的“幅度生長(zhǎng)函數(shù)”，如通過引用合并于本文中的以下文獻(xiàn)所述：Brown等人，ElectricallyEvokedWholeNerveActionPotentialsInIneraidCochlearImplantUsers:ResponsesToDifferentStimulatingElectrodeConfigurationsAndComparisonToPsychophysicalResponses，JournalofSpeechandHearingResearch，vol.39:453-467(1996年6月)。該功能是刺激脈沖的幅度和eCAP峰間電壓之間的關(guān)系。另一個(gè)臨床使用的記錄范式是所謂的“恢復(fù)函數(shù)”，其中用具有變化脈沖間隔的兩個(gè)脈沖實(shí)現(xiàn)刺激。作為二階eCAP的幅度和脈沖間隔的關(guān)系的恢復(fù)函數(shù)允許關(guān)于與聽覺神經(jīng)的時(shí)間分辨率有關(guān)的不應(yīng)性質(zhì)和特定性質(zhì)得出結(jié)論。檢測(cè)諸如eCAP的NAP基于獲得的測(cè)量記錄(R)的分析，所述測(cè)量記錄可以理解為包含期望的NAP(A)、由于刺激(B)和其它來源(C)引起的偽跡和噪聲(D)的混合信號(hào)。當(dāng)在本文中使用時(shí)詞語(yǔ)“偽跡”指的是不由eCAP響應(yīng)(除了噪聲)導(dǎo)致并且通常是有害的和去除的對(duì)象的所有信號(hào)分量。該混合信號(hào)的線性模型為：R＝A+B+C+D現(xiàn)有技術(shù)的NAP測(cè)量系統(tǒng)應(yīng)用特定記錄序列以減小在測(cè)量期間存在的有害偽跡和噪聲。通過諸如“交替刺激”(EisenMD，F(xiàn)ranckKH：“ElectricallyEvokedCompoundActionPotentialAmplitudeGrowthFunctionsandHiResolutionProgrammingLevelsinPediatricCIIImplantSubjects”，Ear&Hearing2004，25(6):528-538；其通過引用完整地合并于本文中)、“掩蔽探測(cè)”(BrownC，AbbasP，GantzB：“Electricallyevokedwhole-nerveactionpotentials:datafromhumancochlearimplantusers”，TheJournaloftheAcousticalSocietyofAmerica1990，88(3):1385-1391；MillerCA，AbbasPJ，BrownCJ：Animprovedmethodofreducingstimulusartifactintheelectricallyevokedwhole-nervepotential，Ear&Hearing2000，21(4):280-290；其都通過引用完整地合并于本文中)、“三相刺激”(ZimmerlingM：“MessungdeselektrischevoziertenSummenaktionspotentialsdesbeiPatientenmiteinemCochlea-Implantat”，InPhDthesisInnsbruck，InstitutfürAngewandtePhysik；1999；SchoesserH，ZierhoferC，HochmairES，“Measuringelectricallyevokedcompoundactionpotentialsusingtriphasicpulsesforthereductionoftheresidualstimulationartifact”，In:Conferenceonimplantableauditoryprostheses；2001；其都通過引用完整地合并于本文中)和“比例模板”(MillerCA，AbbasPJ，RubinsteinJT，RobinsonB，MatsuokaA，WoodworthG：Electricallyevokedcompoundactionpotentialsofguineapigandcat:responsestomonopolar,monophasicstimulation，HearingResearch1998，119(1–2):142-154；其通過引用完整地合并于本文中)的不同測(cè)量范式從記錄(R)部分地去除刺激偽跡(B)。由于其它來源(C)引起的偽跡由零幅度模板部分地去除(Brown等人，2000)。通過重復(fù)測(cè)量減小噪聲(D)，對(duì)于N次重復(fù)在重復(fù)記錄上平均使噪聲水平減小√N(yùn)。這些特定記錄序列導(dǎo)致具有減小的噪聲基底(D')和在多數(shù)情況下在幅度上減小的剩余偽跡(B'和C')的經(jīng)處理的記錄(R')。一些記錄序列也導(dǎo)致改變的NAP響應(yīng)(A')，例如“掩蔽探測(cè)”范式(Westen,A.A.；Dekker,D.M.T.；Briaire,J.J.&Frijns,J.H.M.“StimulusleveleffectsonneuralexcitationandeCAPamplitude”，HearRes，2011，280，166-176；其通過引用完整地合并于本文中)。為了自動(dòng)地檢測(cè)由此產(chǎn)生的記錄(R')中的NAP響應(yīng)，一種常用的技術(shù)被稱為模板匹配(由AdvancedBionics使用的SmartNRI；Arnold,L.&Boyle,P.“SmartNRI:algorithmandmathematicalbasis”，Proceedingsof8thEFASCongress/10thCongressoftheGermanSocietyofAudiology，2007；其通過引用完整地合并于本文中)。首先通過計(jì)算與由主成分分析預(yù)先限定的基函數(shù)的相關(guān)并且執(zhí)行加權(quán)求和執(zhí)行記錄(R')的附加去噪，導(dǎo)致具有減小噪聲的記錄(R”)(參見美國(guó)專利7,447,549；其通過引用完整地合并于本文中)。然后將表示兩個(gè)衰減指數(shù)的和的偽跡模型(BModel+CModel)擬合到該經(jīng)后處理的記錄(R”)并且用響應(yīng)度量的強(qiáng)度(SOR＝(R”-BModel-CModel)/噪聲)確定閾值以檢測(cè)可能的NAP(A)(美國(guó)專利7,818,052；其通過引用完整地合并于本文中)。自動(dòng)地檢測(cè)由此產(chǎn)生的記錄(R')中的NAP響應(yīng)的另一方法被稱為專家系統(tǒng)(由CochlearLtd.使用的AutoNRTTM；Botros,A.；vanDijk,B.&Killian,M.“AutoNRTTM:AnautomatedsystemthatmeasuresECAPthresholdswiththeNucleus(R)FreedomTMcochlearimplantviamachineintelligence”，ArtificialIntelligenceinMedicine，2007，40，15-28；其通過引用完整地合并于本文中)。使用的專家系統(tǒng)是模板匹配和決策樹分類器的組合(美國(guó)專利公布US20080319508A1；其通過引用完整地合并于本文中)。模板匹配分類器計(jì)算與NAP(A)模板和NAP加刺激偽跡(A+B)模板的相關(guān)。決策樹使用以下六個(gè)參數(shù)：·NAP典型潛伏期的N1-P1幅度·噪音水平·N1-P1幅度與噪聲水平的比率·與NAP(A)模板的相關(guān)·與NAP加刺激偽跡(A+B)模板的相關(guān)·該測(cè)量(R)和較低刺激幅度下的先前測(cè)量之間的相關(guān)。兩種不同決策樹分類器用C5.0決策樹算法學(xué)習(xí)。對(duì)于在較低刺激水平下未檢測(cè)到NAP(A)的情況，增加刺激水平并且使用具有低誤判率的決策樹來確定NAP(A)的存在。對(duì)于檢測(cè)到NAP(A)的情況，減小刺激水平并且使用具有低總錯(cuò)誤率的決策樹來評(píng)價(jià)NAP(A)的存在。技術(shù)實(shí)現(xiàn)要素：本發(fā)明的實(shí)施例涉及一種檢測(cè)來自組織的響應(yīng)電刺激信號(hào)的神經(jīng)元?jiǎng)幼麟娢恍盘?hào)的系統(tǒng)和方法。通過用表示由于電刺激引起的單神經(jīng)纖維的激活引起的刺激電極處的電壓變化的基本單位響應(yīng)信號(hào)，對(duì)響應(yīng)由刺激電極電刺激神經(jīng)組織取得的組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)進(jìn)行去卷積，導(dǎo)出神經(jīng)組織的復(fù)合放電潛伏期分布(CDLD)。CDLD與已知生理數(shù)據(jù)比較以檢測(cè)組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)內(nèi)的NAP信號(hào)。生理數(shù)據(jù)可以由諸如雙分量GMM的多個(gè)高斯混合模型(GMM)表征。GMM參數(shù)的導(dǎo)出可以使用最小均方擬合。并且GMM可以包括作為下列中的一個(gè)或多個(gè)的函數(shù)的參數(shù)分布：刺激幅度，恢復(fù)序列期間的脈沖間隔，恢復(fù)序列期間的掩蔽和刺激水平，刺激脈沖極性，激勵(lì)序列的擴(kuò)展期間的探測(cè)和掩蔽電極之間的空間距離，以及醫(yī)療器械世代，并且GMM可以包括由專家在線訓(xùn)練的參數(shù)分布以反映患者異常參數(shù)空間。將CDLD與已知生理參數(shù)比較可以包括比較比例、潛伏期和變化中的一個(gè)或多個(gè)?？焖俑道锶~變換算法可以用于去卷積。NAP信號(hào)可以是電誘發(fā)復(fù)合動(dòng)作電位(eCAP)信號(hào)。附圖說明本專利或申請(qǐng)文件包含用顏色完成的至少一個(gè)圖，其可以從優(yōu)先權(quán)申請(qǐng)獲得。圖1顯示具有耳蝸植入物系統(tǒng)的人耳的解剖結(jié)構(gòu)。圖2顯示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具體實(shí)施例的用于測(cè)量來自組織的響應(yīng)電刺激信號(hào)的神經(jīng)動(dòng)作電位(NAP)信號(hào)的系統(tǒng)中的各種部件。圖3顯示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具體實(shí)施例的從獲得的測(cè)量記錄(R)檢測(cè)神經(jīng)動(dòng)作電位(NAP)信號(hào)的方法中的功能步驟。圖4顯示包含更高刺激水平下的NAP的測(cè)量記錄的例子。圖5顯示基本單位響應(yīng)的例子。圖6顯示根據(jù)本發(fā)明的實(shí)施例的通過去卷積計(jì)算的CDLD。圖7顯示擬合的雙分量GMM。圖8顯示生理NAP響應(yīng)的雙分量GMM的擬合參數(shù)的分布。具體實(shí)施方式代替使用復(fù)雜的檢測(cè)算法(例如，諸如決策樹分類器的模板匹配或機(jī)器學(xué)習(xí)專家系統(tǒng))直接在組織響應(yīng)測(cè)量記錄中識(shí)別可能的NAP，本發(fā)明的實(shí)施例涉及一種信號(hào)處理系統(tǒng)，其用已知基本單位響應(yīng)對(duì)組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)記錄進(jìn)行去卷積(deconvolve)以獲得復(fù)合放電潛伏期分布(CDLD)。然后CDLD被檢查以包含生理特性，假設(shè)所述生理特性源自NAP，如電誘發(fā)復(fù)合動(dòng)作電位(eCAP)信號(hào)。NAP信號(hào)在技術(shù)上是復(fù)合信號(hào)，其表示由于電激勵(lì)神經(jīng)纖維引起的大量同時(shí)發(fā)生的電壓變化的和。發(fā)明人發(fā)現(xiàn)，使用卷積模型(例如參見Goldstein,M.H.；Kiang,N.Y.S.“Synchronyofneuralactivityinelectricresponsesevokedbytransientacousticstimuli”，JASA，Vol.30，pp.107-114(1958)；其通過引用完整地合并于本文中)來使用以下公式描述NAP響應(yīng)x(t)是合適的：其中N表示在記錄電極處可觀察的激勵(lì)神經(jīng)纖維的數(shù)量，P(t)是可觀察的神經(jīng)群的復(fù)合放電潛伏期分布(CDLD)，并且U(t)是由于單一單位引起的電極處的電壓變化?；陔嗍笾械挠涗?例如參見Versnel,H.；Schoonhoven,R.；Prijs,V.F.“Single-fibreandwhole-nerveresponsestoclicksasafunctionofsoundintensityintheguineapig”，HearingResearch，Vol.59，pp.138-156(1992)；其通過引用完整地合并于本文中)，單一單位響應(yīng)U(t)可以由以下公式建模，例如UN＝0.12e-6V，σN＝0.12e-3描述負(fù)部分，并且UP＝0.045e-6V，σP＝0.16e-3描述正部分，并且t0＝-0.06e-3s限定交點(diǎn)：CDLDP(t)限定作為刺激后時(shí)間的函數(shù)有多少神經(jīng)纖維放電，并且發(fā)明人發(fā)現(xiàn)，可以通過如以下公式3中表示的雙分量高斯混合模型(GMM)建模它，例如，μ1＝0.75e-3s，σ1＝125e-6，μ2＝1.50e-3s和σ2＝1000e-6以及比例系數(shù)3/2。在更一般的形式中CDLDP(t)可以表示為其中μ1和μ2是對(duì)應(yīng)于潛伏期的均值，并且σ1和σ2是第一和第二高斯分量的標(biāo)準(zhǔn)偏差。比例系數(shù)s描述兩個(gè)分量彼此的權(quán)重并且完成參數(shù)集。應(yīng)當(dāng)理解，也可以使用任何其他合適的GMM?；谇笆鰞?nèi)容，本發(fā)明的實(shí)施例解決組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)記錄R的公式1的反問題以獲得CDLDP(t)，并且分析結(jié)果P(t)以確定NAP信號(hào)是否存在。圖2顯示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具體實(shí)施例的用于測(cè)量來自組織的響應(yīng)電刺激信號(hào)的神經(jīng)動(dòng)作電位(NAP)信號(hào)的系統(tǒng)中的各種功能塊。響應(yīng)測(cè)量模塊201包含用于生成目標(biāo)神經(jīng)組織的電刺激脈沖并且記錄和分析NAP的軟件和硬件的組合。例如，響應(yīng)測(cè)量模塊201可以基于在奧地利UniversityofTechnologyInnsbruck制造的研究接口盒(RIB)II系統(tǒng)，該系統(tǒng)可以包括配備有NationalInstruments數(shù)字IO卡、RIBII隔離盒以及IO卡和RIBII盒之間的通信電纜的個(gè)人計(jì)算機(jī)。電刺激脈沖從響應(yīng)測(cè)量模塊201通過控制接口202傳輸?shù)酵獠堪l(fā)射器203，所述外部發(fā)射器將它們通過皮膚傳輸?shù)街踩腚姌O到達(dá)目標(biāo)神經(jīng)組織。NAP響應(yīng)用植入電極記錄并且由線和/或無(wú)線地經(jīng)由外部發(fā)射器203、控制接口202傳輸?shù)巾憫?yīng)測(cè)量模塊201。應(yīng)當(dāng)理解，植入物和控制接口202或測(cè)量模塊201之間的通信的任何其他方式同樣是可能的。例如，從植入物直接無(wú)線傳輸?shù)娇刂平涌?02例如有利于總體可植入耳蝸植入物。響應(yīng)測(cè)量模塊201如下所述將測(cè)量信號(hào)與來自生理數(shù)據(jù)庫(kù)204的已知生理數(shù)據(jù)比較以檢測(cè)測(cè)量信號(hào)內(nèi)的NAP，如eCAP。圖3顯示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具體實(shí)施例的檢測(cè)來自神經(jīng)組織的響應(yīng)電刺激信號(hào)的神經(jīng)動(dòng)作電位(NAP)信號(hào)的方法中的功能步驟。首先在步驟301中通過對(duì)響應(yīng)測(cè)量模塊201中的測(cè)量R進(jìn)行去卷積來導(dǎo)出CDLD，然后在步驟302中導(dǎo)出參數(shù)以表征CDLD。在步驟303中使用生理數(shù)據(jù)庫(kù)204將表征CDLD的導(dǎo)出參數(shù)與來自生理響應(yīng)的已知參數(shù)比較，并且如果記錄R包含具有在生理范圍內(nèi)的參數(shù)的CDLD，報(bào)告檢測(cè)到的NAP。圖4顯示包含更高刺激水平下的NAP的這樣的測(cè)量信號(hào)記錄R的一些例子。響應(yīng)測(cè)量模塊201通過用表示由于神經(jīng)纖維的電刺激引起的記錄電極處的電壓變化的基本單位響應(yīng)信號(hào)(參見圖5)對(duì)測(cè)量信號(hào)進(jìn)行去卷積來導(dǎo)出神經(jīng)組織的復(fù)合放電潛伏期分布(CDLD)，步驟301。例如，快速傅里葉變換可以用于此。圖6顯示一系列例子，其中通過用來自圖5的基本單位響應(yīng)U(t)對(duì)來自圖4的示例性測(cè)量信號(hào)R進(jìn)行去卷積來計(jì)算CDLDP(t)。圖6中所示的CDLD的示例性顯示也可以有用地用于擬合軟件應(yīng)用中的CDLD的可視化以便由擬合聽力學(xué)家使用從而允許聽力學(xué)家容易地看到響應(yīng)的特征形狀而不必困難地深入理解例如常常從復(fù)雜的測(cè)量和擬合算法輸出的值。這樣的CDLD顯示表示用于聽力學(xué)家的直觀和有幫助的圖片中的神經(jīng)放電概率。響應(yīng)測(cè)量模塊201將CDLD與來自生理數(shù)據(jù)庫(kù)204的已知生理數(shù)據(jù)比較以從組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)R恢復(fù)NAP信號(hào)，步驟303。例如，生理數(shù)據(jù)庫(kù)204中的生理數(shù)據(jù)可以具體地包括高斯混合模型(GMM)，如雙分量GMM，響應(yīng)測(cè)量模塊201可以使用最小均方算法將其擬合到CDLD。圖7顯示擬合到CDLD的一個(gè)這樣的雙分量GMM的參數(shù)的例子。當(dāng)表征CDLD的導(dǎo)出參數(shù)類似于存儲(chǔ)在生理數(shù)據(jù)庫(kù)204中的例子時(shí)，響應(yīng)測(cè)量模塊201報(bào)告組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)中的檢測(cè)到的NAP，步驟303。在表1中顯示一些典型的中值并且圖8顯示包括比例系數(shù)、潛伏期和標(biāo)準(zhǔn)偏差的生理NAP響應(yīng)的雙分量GMM的擬合參數(shù)的一些典型分布。表1：生理NAP響應(yīng)的中值在具體實(shí)施例中，GMM數(shù)據(jù)庫(kù)204中的擬合雙分量GMM的參數(shù)分布可以是諸如下列的一個(gè)或多個(gè)NAP記錄參數(shù)的函數(shù)：·刺激幅度·恢復(fù)序列期間的脈沖間隔·恢復(fù)序列期間的掩蔽和刺激水平·刺激脈沖的極性·激勵(lì)序列的擴(kuò)展期間的掩蔽和探測(cè)之間的電極陣列上的距離·醫(yī)療器械世代并且在一些實(shí)施例中，參數(shù)分布可以由專家在線訓(xùn)練以反映受試者的異常參數(shù)空間(例如用于語(yǔ)音識(shí)別系統(tǒng)，其初始具有通用參數(shù)分布數(shù)據(jù)，然后用訓(xùn)練文本訓(xùn)練所述數(shù)據(jù)以適應(yīng)本地說話者)。諸如上述的布置基于聽覺神經(jīng)組織的生理先驗(yàn)知識(shí)從組織響應(yīng)測(cè)量信號(hào)提供NAP的低計(jì)算復(fù)雜性解決方案。本發(fā)明的實(shí)施例可以部分地用任何常規(guī)計(jì)算機(jī)編程語(yǔ)言實(shí)現(xiàn)。例如，優(yōu)選實(shí)施例可以用程序化編程語(yǔ)言(例如，“C”)或面向?qū)ο缶幊陶Z(yǔ)言(例如，“C++”，Python)實(shí)現(xiàn)。本發(fā)明的替代實(shí)施例可以作為預(yù)編程硬件元件、其他相關(guān)部件或作為硬件和軟件部件的組合實(shí)現(xiàn)。實(shí)施例也可以部分地作為與計(jì)算機(jī)系統(tǒng)一起使用的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品實(shí)現(xiàn)。這樣的實(shí)現(xiàn)方式可以包括固定在諸如計(jì)算機(jī)可讀介質(zhì)(例如，磁盤、CD-ROM、ROM或固定盤)的有形介質(zhì)上或經(jīng)由調(diào)制解調(diào)器或其他接口裝置(例如在介質(zhì)上連接到網(wǎng)絡(luò)的通信適配器)可傳輸?shù)接?jì)算機(jī)系統(tǒng)的一系列計(jì)算機(jī)指令。介質(zhì)可以是有形介質(zhì)(例如，光學(xué)或模擬通信線)或用無(wú)線技術(shù)實(shí)現(xiàn)的介質(zhì)(例如，微波、紅外或其它傳輸技術(shù))。計(jì)算機(jī)指令的系列體現(xiàn)先前在本文中關(guān)于系統(tǒng)所述的功能性的全部或部分。本領(lǐng)域的技術(shù)人員將領(lǐng)會(huì)這樣的計(jì)算機(jī)指令可以用許多編程語(yǔ)言編寫以便與許多計(jì)算機(jī)架構(gòu)或操作系統(tǒng)一起使用。此外，這樣的指令可以存儲(chǔ)在任何存儲(chǔ)裝置(如半導(dǎo)體、磁、光或其他存儲(chǔ)裝置)中，并且可以使用任何通信技術(shù)(如光、紅外、微波或其他傳輸技術(shù))傳輸?？梢灶A(yù)料這樣的計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品可以作為具有伴隨的打印或電子文檔的移動(dòng)介質(zhì)(例如，緊縮套裝軟件)發(fā)布，通過計(jì)算機(jī)系統(tǒng)預(yù)加載(例如，在系統(tǒng)ROM或固定盤上)，或者在網(wǎng)絡(luò)(例如，互聯(lián)網(wǎng)或萬(wàn)維網(wǎng))上從服務(wù)器或電子公告牌發(fā)布。當(dāng)然，本發(fā)明的一些實(shí)施例可以作為軟件(例如，計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品)和硬件兩者的組合實(shí)現(xiàn)。本發(fā)明的另外其他實(shí)施例作為完全硬件或完全軟件(例如，計(jì)算機(jī)程序產(chǎn)品)實(shí)現(xiàn)。盡管已公開本發(fā)明的各種示例性實(shí)施例，但是本領(lǐng)域的技術(shù)人員將顯而易見可以進(jìn)行將獲得本發(fā)明的一些優(yōu)點(diǎn)的各種變化和修改而不脫離本發(fā)明的真實(shí)范圍。當(dāng)前第1頁(yè)1 2 3