包括用于測量和處理電誘發(fā)神經(jīng)反應的植入件的助聽裝置制造方法
【專利摘要】本申請公開了包括用于測量和處理電誘發(fā)神經(jīng)反應的植入件的助聽裝置，其中所述植入件包括：適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極；刺激電路，在刺激時間段期間電連接到刺激電極并配置成向所述刺激電極施加刺激信號；測量電路，在測量時間段期間電連接到記錄電極并配置成響應于所述刺激信號測量所述記錄電極拾取的信號并提供測得的信號；控制單元，配置成在刺激時間段控制施加所述刺激信號的定時及相對于所述刺激時間段控制所述測量時間段；及處理單元，配置成在測量時間段記錄測得的信號并基于所述測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應。本發(fā)明例如可用于耳蝸植入型助聽器。
【專利說明】包括用于測量和處理電誘發(fā)神經(jīng)反應的植入件的助聽裝置

【技術(shù)領域】
[0001]本發(fā)明涉及包括植入件的助聽裝置如耳蝸植入型助聽裝置。本發(fā)明尤其涉及包括配置成測量和/或處理電誘發(fā)神經(jīng)反應(由[Brown et al.；1990]稱為“電誘發(fā)全神經(jīng)動作電位”(EAP)，也稱為“電誘發(fā)聽覺電位”(EAP))如電誘發(fā)復合電位(eCAP)或電誘發(fā)聽性腦干反應(eABR)的植入件的助聽裝置。
[0002]本申請還涉及包括植入件的助聽裝置的用途及其運行方法。
[0003]例如，本發(fā)明可用在如耳蝸植入型助聽器的應用中，尤其在針對特定用戶驗配助聽器期間。

【背景技術(shù)】
[0004]耳蝸植入助聽裝置已為大家所知很多年并具有多種構(gòu)造，但通常包括:
[0005]a)多個可植入在耳蝸的不同位置中的電極，其使能不同可聽范圍頻率的刺激；
[0006]b)外部件,用于拾取和處理來自環(huán)境的聲音及用于根據(jù)當前輸入聲音確定電極刺激脈沖的順序；
[0007]c)(通常無線如感應)通信鏈路，用于同時傳送關(guān)于刺激順序的信息及傳輸能量；
[0008]d)使刺激能產(chǎn)生并施加到有關(guān)電極的植入件。
[0009]這樣的系統(tǒng)例如在US4，207, 441中和US4，532，930中描述。
[0010]為使耳蝸植入型助聽裝置適應用戶的特定需要，需要關(guān)于用戶聽覺閾(T)的信息和作為頻率函數(shù)的、電刺激強度的舒適電平(C)。在驗配期間，響應于多個不同電平的電刺激信號的電誘發(fā)復合電位(eCAP)例如可針對刺激聽覺神經(jīng)的不同部分的不同電極進行測量。在隨后的處理程序中，因而記錄的信號可用于從用戶的神經(jīng)細胞提取實際電神經(jīng)反應，通過映射神經(jīng)反應信號的振幅A-p對刺激信號的強度(能量)Is的對應值，可確定聽覺閾(T)及每一電極的刺激強度(It)。
[0011]神經(jīng)反應測量(如eCAP測量)及其隨后的處理可以多種不同的方式進行。例如(在相對“簡單的”方式中)，通過將電刺激施加到植入的電極并使用外部ABR電極(應用于皮膚的表面采集電極)感測人聽覺系統(tǒng)的反應。eCAP的第一次人記錄由[Brown et al.；1990]使用[de Sauvage et al.；1983]公開的方法公布。
[0012]電誘發(fā)復合動作電位(eCAP)通常在臨床聽力學中用于設定患者的耳蝸植入處理器的閾值電平。神經(jīng)反應與刺激信號產(chǎn)生的非自然信號的分離及從誘發(fā)電位估計聽覺閾在過去已按多種不同的方式進行，例如通常包括非自動過程步驟，例如專家的判斷。這樣的非自動過程耗時且易出錯。努力識別和消除eCAP測量中的噪聲的文章已由[Undurraga etal.；2012]發(fā)表。
[0013]總的來說，在下述情形使用eCAP的測量，
[0014]-在手術(shù)期間，其中插入助聽裝置的耳蝸植入件以測試耳蝸植入件的刺激是否正常起作用及神經(jīng)是否有反應。這些事實必須在手術(shù)結(jié)束前進行驗證，因此需要可靠且快速的測量和驗證過程以使手術(shù)時間最小化。
[0015]-在驗配以確定聽覺閾期間。在此同樣首選快速且可靠的方法(盡管時間壓力稍微不太嚴重)。
[0016]因此，需要一種可靠且快速的、識別和處理電誘發(fā)(聽覺)神經(jīng)反應的方法。
[0017]定義
[0018]一般地，“助聽裝置”指適于改善、增強和/或保護用戶的聽覺能力的裝置如助聽器或聽音裝置，其通過從用戶環(huán)境接收聲信號、產(chǎn)生對應的(電)音頻信號、可能修改該音頻信號、及將可能已修改的音頻信號作為可聽見感測的信號提供給用戶的至少一只耳朵而實現(xiàn)，例如(如同本發(fā)明中一樣)，信號為直接或間接傳給用戶的耳蝸神經(jīng)和/或聽覺皮層的電信號的形式。
[0019]助聽裝置可包括單一單元或幾個彼此電子通信的單元。助聽裝置的一個或多個單元中的每一單元可構(gòu)造成以任何已知的方式進行佩戴，如佩戴在耳后(BTE)、佩戴在耳朵處、整個或部分安排在耳廓和/或耳道中，或作為整個或部分植入的單元等。
[0020]更一般地，助聽裝置包括用于從用戶環(huán)境接收聲信號并提供對應的(電)輸入音頻信號的輸入變換器、用于處理輸入音頻信號的信號處理電路、及用于根據(jù)處理后的音頻信號將可感知為聲信號的信號提供給用戶的輸出單元。一些助聽裝置可包括多個輸入變換器，例如用于提供隨方向而變的音頻信號處理。在一些助聽裝置中，放大器可構(gòu)成信號處理電路。在一些助聽裝置中，輸出單?？砂ㄒ粋€或多個用于提供電信號的輸出電極。在一些助聽裝置中，輸出電極可植入在耳蝸中或植入在顱骨內(nèi)側(cè)上，并可適于將電信號提供給耳蝸的毛細胞、一個或多個聽覺神經(jīng)、和/或聽覺皮層。
[0021]“聽力系統(tǒng)”指包括一個或兩個助聽裝置的系統(tǒng)，及“雙耳聽力系統(tǒng)”指包括兩個助聽裝置并適于(優(yōu)選協(xié)同地)向用戶的兩只耳朵提供聽得見的信號的系統(tǒng)。在聽力系統(tǒng)或雙耳聽力系統(tǒng)中，一個或兩個助聽裝置除輸出電極之外還可包括其它輸出單元以提供聽得見的信號，例如下述形式的信號:輻射到用戶外耳內(nèi)的聲信號、作為機械振動通過用戶頭部的骨結(jié)構(gòu)和/或通過中耳的部分傳到用戶內(nèi)耳的聲信號。在前述助聽裝置中，輸出單元可包括輸出變換器，例如用于提供空傳聲信號的揚聲器或用于提供結(jié)構(gòu)傳播的或液體傳播的聲信號的振動器。在雙耳聽力系統(tǒng)的實施例中，助聽裝置之一僅包括前述其它輸出變換器(即輸出電極僅存在于裝置之一中)。
[0022]聽力系統(tǒng)或雙耳聽力系統(tǒng)還可包括“輔助裝置”，其與助聽裝置通信并影響和/或受益于助聽裝置的功能。輔助裝置例如可以是遙控器、遠程傳聲器、音頻網(wǎng)關(guān)設備、移動電話、廣播系統(tǒng)、汽車音頻系統(tǒng)或音樂播放器。助聽裝置、聽力系統(tǒng)或雙耳聽力系統(tǒng)可用于補償聽力受損人員的聽覺能力損失(如同本發(fā)明中一樣)、增強或保護正常聽力人員的聽覺能力和/或?qū)㈦娮右纛l信號傳給人。


【發(fā)明內(nèi)容】

[0023]本發(fā)明的目標在于在助聽裝置的植入件中改善所記錄的神經(jīng)反應數(shù)據(jù)的識別和處理。
[0024]本發(fā)明的目標由所附權(quán)利要求限定的及下面描述的發(fā)明實現(xiàn)。
[0025]助聽裝置
[0026]在本申請的一方面，本申請的目標由一種助聽裝置實現(xiàn)，其包括適于植入在用戶耳朵處(頭部中)的植入件，其中該植入件包括:
[0027]-適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極；
[0028]-刺激電路，在刺激時間段期間電連接到刺激電極并配置成向刺激電極施加刺激信號;
[0029]-測量電路，在測量時間段期間電連接到記錄電極并配置成響應于刺激信號測量記錄電極拾取的信號并提供測得的信號；
[0030]-控制單元，配置成在刺激時間段中控制施加刺激信號的定時及相對于刺激時間段控制測量時間段 '及
[0031]-處理單元，配置成在測量時間段中記錄測得的信號并基于測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應。
[0032]本發(fā)明的優(yōu)點在于減小了驗配期間對到外部件的通信鏈路的帶寬要求。本發(fā)明的另一優(yōu)點在于減小了識別神經(jīng)反應的處理時間。
[0033]當植入件植入在人體內(nèi)時，電極優(yōu)選完全或部分位于人的耳蝸中，以使電刺激信號能施加到聽覺神經(jīng)并使針對所述刺激的(可能)包括來自神經(jīng)的反應的反應信號能進行測量。
[0034]在實施例中，助聽裝置包括至少一外部件及配置成使能在裝置的外部件和植入件之間交換數(shù)據(jù)的通信鏈路。
[0035]通過將用于識別聽覺神經(jīng)反應的處理單元定位在植入件中，植入件和外部件(如BTE件)之間的通信可最小化(盡管代價是植入件更復雜)。
[0036]在本說明書中，術(shù)語“刺激信號”意為電刺激信號，例如包括一個或多個脈沖，如一個或多個兩階段脈沖，如由電流發(fā)生器提供的電流脈沖或由電壓發(fā)生器提供的電壓脈沖。這些脈沖優(yōu)選在時間和/或振幅方面具有可配置的寬度。在實施例中，刺激脈沖(對于特定刺激電極)配置成包含根據(jù)將要呈現(xiàn)給用戶的當前聲信號及(所涉及刺激電極處的)用戶聽覺神經(jīng)對電刺激的靈敏度確定的、預定量的電能。
[0037]在實施例中，助聽裝置(如處理單元)配置成計算從測得的信號獲得的至少一統(tǒng)計變量的至少一估計量。在實施例中，助聽裝置(如處理單元)配置成使用至少一統(tǒng)計估計量識別聽覺神經(jīng)反應。
[0038]在實施例中，助聽裝置配置成基于應用于在處理單元中計算的至少一估計量的判據(jù)產(chǎn)生信號或命令。在實施例中，處理單元和/或控制單元配置成產(chǎn)生該信號或命令。
[0039]在實施例中，助聽裝置包括到驗配系統(tǒng)的有線或無線接口。
[0040]在實施例中，處理單元和/或控制單元配置成經(jīng)通信鏈路和/或經(jīng)有線或無線接口將所述信號或命令轉(zhuǎn)發(fā)給外部單元和/或驗配系統(tǒng)。
[0041]在實施例中，助聽裝置包括具有多個開關(guān)件的開關(guān)單元，以使所述多個電極中的每一電極在特定時間點能被選擇為刺激電極和/或記錄電極。
[0042]優(yōu)選地，開關(guān)單元(及開關(guān)件的數(shù)量)由控制單元進行控制。在實施例中(如在特定神經(jīng)反應測量模式下)，控制單元配置成控制刺激單元和開關(guān)單元以使得每次選擇一個刺激電極用于刺激。在實施例中(如在特定正常運行模式下)，控制單元配置成控制刺激單元和開關(guān)單元以使得在特定時間(或可)選擇一個以上刺激電極用于刺激。
[0043]優(yōu)選地，植入件包括多個電容器，其配置成使得多個電極中的每一電極通過電容器與刺激電路和測量電路分開(以避免漏電流在周圍的液體中引起電解活動)。
[0044]在實施例中，控制單元配置成使用所述信號或命令以控制(或影響)刺激單元和開關(guān)單元(如從而重復測量、停止測量、改變電極、改變刺激信號等)。
[0045]在實施例中，控制單元配置成識別聽覺神經(jīng)對特定刺激電極在多個不同電平的刺激信號時的反應，及從聽覺神經(jīng)反應確定刺激的閾值電平。
[0046]優(yōu)選地，植入件的處理單元能夠使用統(tǒng)計判據(jù)分析神經(jīng)對刺激的反應，植入件例如能夠識別響應于特定刺激信號(特定刺激和記錄電極上)是否存在eCAP。優(yōu)選地，植入件能夠經(jīng)有線或無線接口將前述信息轉(zhuǎn)發(fā)給驗配系統(tǒng)(如PC上運行的軟件)。根據(jù)是否存在eCAP，驗配系統(tǒng)可配置成修改刺激(如改變刺激電平、停止記錄eCAP、請求改變刺激和/或記錄電極等)。作為備選，植入件的控制單元配置成進行這些動作，從而使植入件(如完全植入的助聽裝置)能根據(jù)測得的eCAP信號自動調(diào)節(jié)刺激，從而提供自動化驗配過程和/或自動化更新過程。使所選刺激電極的目前的刺激信號(如其電平/強度)適應當前聽覺能力(由對電刺激的神經(jīng)反應指明)的更新過程例如每隔一定間隔自動進行，例如動態(tài)進行。
[0047]在實施例中，表示對兩階段刺激脈沖的神經(jīng)反應的、測得的信號包括(對應的)第一負峰值(最小值為N1)和正峰值(最大值為P1^優(yōu)選地，處理單元配置成使得從測得的信號獲得的、用于確定聽覺神經(jīng)反應的至少一統(tǒng)計變量的至少一估計量(如eCAP)基于測得的信號的先驗知識。在實施例中，測得的信號的先驗知識包括在刺激脈沖之后出現(xiàn)峰值神經(jīng)反應的等待時間的知識(參見圖4a-4c)。從而神經(jīng)反應識別限于測得的信號的臨床范圍的峰值搜索。使用估計量的優(yōu)點在于其使能更好地檢測，獨立于信噪比(SNR)。此外，計算上相對簡單。本方案還為改進的嵌入的實時神經(jīng)反應(如eCAP)檢測鋪平道路。
[0048]在實施例中，由處理單元和/或控制單元產(chǎn)生的信號或命令傳給外部的非植入裝置(如外部處理器或驗配系統(tǒng))，并在傳回給植入件之前進行另外的處理。在實施例中，由處理單元和/或控制單元產(chǎn)生的信號或命令停留在可植入件中(不傳給外部件或驗配系統(tǒng))。
[0049]在實施例中，助聽裝置包括適于位于耳蝸外面的參考電極。在實施例中，助聽裝置(如控制單元)配置成使得刺激電極與記錄電極一樣。在實施例中，助聽裝置(如控制單元)配置成使得刺激電極和記錄電極為兩個物理上不同的實體。
[0050]在實施例中，助聽裝置(如控制單元)配置成使得刺激時間段和測量時間段時間上連續(xù)。換言之，在該實施例中，刺激時間段和測量時間段時間上互補(不重疊)。作為備選，刺激時間段和測量時間段之間可存在時間上的重疊(如部分或完全重疊)，例如在刺激電極和記錄電極為兩個不同電極的情形下，和/或如果測量不同于eCAP的信號時，如eABR或其它腦誘發(fā)電位。
[0051]優(yōu)選地，測量電路配置成包括至少一模擬元件。
[0052]在實施例中，測量電路包括模擬比較器，其包括第一和第二輸入及表不第一和第二輸入的比較的輸出，其中第一輸入在測量時間段期間連接到記錄電極，由控制單元進行控制。
[0053]模擬比較器優(yōu)選為電壓比較器，配置成比較其兩個輸入處存在的兩個電壓(如確定其間的差)。在實施例中，模擬比較器包括運算放大器。在實施例中，模擬比較器由運算放大器構(gòu)成，優(yōu)選基于運算放大器的電壓比較器。在實施例中，測量電路包括數(shù)字比較器。在實施例中，測量電路包括電流比較器。
[0054]在實施例中，處理單元包括數(shù)字處理器和到模擬比較器的AD-DA接口，該AD-DA接口具有模擬輸入和模擬輸出。優(yōu)選地，到至少一模擬元件的AD-DA接口包括模數(shù)(A/D)轉(zhuǎn)換器和數(shù)模(D/A)轉(zhuǎn)換器。在實施例中，AD-DA接口的模擬輸出連接到模擬比較器的第二輸入。在實施例中，模擬比較器的輸出連接到處理單元的AD-DA接口的模擬輸入。在實施例中，AD-DA接口包括用于放大AD-DA接口的輸入的可變放大器。
[0055]優(yōu)選地，當對沒有非自然信號的信號(如源自模擬比較器進行的消除的、非自然信號校正的測得信號)進行測量時，沒有非自然信號的信號可被放大以增大記錄增益。當記錄小信號時，該解決方案使在增益和帶寬之間均衡。比在記錄單元正從記錄電極直接采樣信號時，處理單元可記錄小得多的神經(jīng)或誘發(fā)電位信號。優(yōu)選地，可變放大由控制單元根據(jù)當前測量類型進行控制。優(yōu)選地，可變放大器的放大在測量非自然信號期間相對低。優(yōu)選地，可變放大器的放大在測量神經(jīng)反應期間相對高。在實施例中，模擬比較器的輸出連接到A/D轉(zhuǎn)換器的輸入(例如經(jīng)可變放大器)。優(yōu)選地，A/D轉(zhuǎn)換器包括可變放大器。
[0056]該方法的優(yōu)點在于測量在模擬域進行使得求減和放大的組合由模擬比較器(如運算放大器)提供，而處理單元配置成在A/D轉(zhuǎn)換器中轉(zhuǎn)換之后在數(shù)字處理器中處理模擬測量結(jié)果。從而結(jié)合模擬和數(shù)字信號處理以按最佳和相對簡單的方式利用每一域(技術(shù))的強度。
[0057]處理單元優(yōu)選可配置成使能提取不同于耳蝸中神經(jīng)細胞的直接反應的信號。例如，這可通過改變A/D轉(zhuǎn)換器的采樣速率(及可能放大)實現(xiàn)，藉此可提取來自神經(jīng)系統(tǒng)的、在耳蝸和大腦聽覺中心之間的其它部分的信號。因而，計劃的系統(tǒng)提供用于非自然信號求減和聽覺誘發(fā)電位嵌入記錄的平臺，不管它們來源如何(神經(jīng):ECAP，聽覺腦干:EABR，聽覺皮層:MLR & AECP)。
[0058]在實施例中，刺激電路配置成使得刺激信號包括一個或多個刺激脈沖。優(yōu)選地，刺激脈沖為兩階段脈沖。兩階段脈沖包括正脈沖其后為負脈沖，或者負脈沖其后為正脈沖。
[0059]在實施例中，控制單元配置成使得刺激時間段至少包括從一個或多個刺激脈沖中的第一脈沖開始到一個或多個刺激脈沖中的最后脈沖結(jié)束的時間段。在實施例中，刺激電路配置成使得第一刺激信號包括兩個刺激脈沖:由預定掩蔽-探測時間間隔分開的掩蔽脈沖和探測脈沖。優(yōu)選地，掩蔽-探測時間間隔大于聽覺神經(jīng)的等待時間(以確保聽覺神經(jīng)對掩蔽脈沖的(第一)反應在探測脈沖開始之前已出現(xiàn))。等待時間定義為從刺激脈沖開始直到可測量的電位(eCAP)由聽覺神經(jīng)產(chǎn)生為止的時間。聽覺神經(jīng)的等待時間例如為200-300 μ s級。該等待時間通常遠長于典型的兩階段刺激脈沖的持續(xù)時間(如每刺激階段為20 μ s級，即對于兩階段脈沖為40 μ s級)。
[0060]在實施例中，控制單元配置成在第一刺激信號的探測脈沖開始之后第一預定最大時間時的第一測量時間段中開始第一測量。(如非自然信號的)第一測量優(yōu)選在該第一測量時間段或每一第一測量時間段中進行。優(yōu)選地，在最后刺激脈沖開始之后的預定時間小于聽覺神經(jīng)的等待時間(以確保測量時間段包括可正常預期神經(jīng)反應的時間段)。
[0061]優(yōu)選地，例如在特定非自然信號求平均模式下，測量電路配置成比較來自記錄電極的當前記錄的模擬信號的模擬表示和預定如恒定信號，以提供當前模擬測量結(jié)果。在實施例中，當前模擬測量結(jié)果饋給處理單元的AD-DA接口以在數(shù)字處理器中進行處理或經(jīng)通信接口傳給外部件和/或驗配系統(tǒng)。
[0062]在實施例中，刺激電路配置成提供在彼此之后出現(xiàn)、具有預定時間間隔的多個(或一系列)第一刺激信號，在每一第一刺激信號之間沒有刺激脈沖。換言之，刺激電路配置成產(chǎn)生掩蔽脈沖和探測脈沖(對)的隨后出現(xiàn)流(掩蔽脈沖和探測脈沖由預定掩蔽-探測時間間隔(MPI)分開)，每一掩蔽-探測脈沖對由沒有任何刺激脈沖的預定時間間隔分開。優(yōu)選地，控制單元配置成在每出現(xiàn)掩蔽-探測脈沖對(包括所提及的沒有刺激脈沖的預定時間間隔)之后開始第一測量。在實施例中，控制單元配置成使得模擬比較器的第二輸入(如AD-DA接口如D/A轉(zhuǎn)換器的輸出)在第一測量時間段期間設定為恒定電平(如零或GND)。從而直接測量測得的信號(MP)，其僅表示第一刺激信號(非自然信號)的瞬態(tài)。
[0063]優(yōu)選地，每一第一測量時間段的測量結(jié)果在數(shù)字處理器中隨時間求平均，藉此提供平均非自然信號(數(shù)字平均<mp>d)。
[0064]在實施例中，刺激電路配置成使得第二刺激信號包括一個刺激脈沖、探測脈沖，及其中控制單元配置成在第二刺激信號的探測脈沖開始之后第二預定最大時間時的第二測量時間段中開始第二測量。
[0065]優(yōu)選地，例如在特定神經(jīng)反應測量模式下，測量電路配置成將來自記錄電極的當前記錄的模擬信號(如來自探測脈沖的模擬信號Pa⑴(t為時間))的模擬表示與來自處理單元的處理后的模擬信號(如數(shù)字平均非自然信號〈MP〉』^模擬版(<MP>d)a)進行比較，及提供當前模擬測量結(jié)果(如eCAPA = PA(t)-?MP>D)A)。在實施例中，當前模擬測量結(jié)果饋給處理單元的AD-DA接口(如提供數(shù)字eCAP信號(eCAPA)D(t))以在數(shù)字處理器中進行處理(如求平均，和/或以統(tǒng)計估計量為條件)或經(jīng)通信接口傳給外部件和/或驗配系統(tǒng)。
[0066]在實施例中，第一和第二預定最大時間一樣。
[0067]在實施例中，在特定神經(jīng)反應測量模式下，在第二測量時間段期間，其中來自記錄電極的測得的信號表示探測脈沖加神經(jīng)反應的瞬態(tài)，處理單元和/或控制單元配置成使得從處理單元得到的平均非自然信號值或從處理單元確定的非自然信號值經(jīng)AD-DA接口饋給模擬比較器的第二輸入，其中模擬比較器的輸出表示神經(jīng)反應。
[0068]在特定神經(jīng)反應測量模式下，在第二測量時間段期間，從處理單元得到的平均非自然信號值饋給模擬比較器的第二輸入(經(jīng)AD-DA接口)。來自記錄電極的測得的信號(源自第二測量時間段)表示探測脈沖(非自然信號)加神經(jīng)反應(如eCAP)的瞬態(tài)。因此，模擬比較器的輸出表示神經(jīng)反應(如果有的話)。
[0069]在實施例中，神經(jīng)反應的確定由一個或多個另外的測量時間段中的一個或多個另外的測量完善，從而能使掩蔽脈沖(M)的瞬態(tài)(例如參見圖4a)和/或偏置電平從測得的神經(jīng)反應信號減去(以進一步隔離神經(jīng)反應，例如參見[Undurraga et al.;2012])。
[0070]在實施例中，處理單元配置成從在第一或第二(和/或另外的)測量時間段之后獲得的測量信號計算一個或多個統(tǒng)計變量的估計量。
[0071]在備選實施例中，代替如上所述的計算平均非自然信號，在使用助聽裝置的植入件之前，非自然信號在離線程序中進行估計如通過仿真。在實施例中，處理單元包括存儲器，其包括有關(guān)非自然信號的表(作為脈沖振幅的函數(shù))，即A(t)，t = tM，start_tM，md)。
[0072]在實施例中，處理單元和/或控制單元配置成經(jīng)通信接口將識別的神經(jīng)反應從聽覺神經(jīng)傳給驗配系統(tǒng)和/或外部件。
[0073]在實施例中，處理單元和/或控制單元配置成比較違反預定判據(jù)的一個或多個統(tǒng)計變量的估計量，這決定處理單元是否將信號或命令轉(zhuǎn)發(fā)給外部件和/或驗配系統(tǒng)。在實施例中，神經(jīng)反應連同一個或多個統(tǒng)計變量的估計量一起傳給外部件和/或驗配系統(tǒng)。這些估計量例如可用于證明識別的神經(jīng)反應的可靠性。
[0074]在實施例中，植入件的處理單元配置成使用神經(jīng)反應的先驗信息借助于受限峰值拾取算法識別神經(jīng)反應。神經(jīng)反應假定包括在最小等待時間Ip1和最大等待時間Lp1之間的時間間隔中具有正峰值等待時間的正峰值分量(P1)和在Ini及Lni的間隔中具有峰值等待時間的負峰值分量(K)。神經(jīng)反應振幅取為MAX(s(lP1〈t〈LP1)) -MIN(s(lN1〈t〈LN1)，其中s(t)為測得的信號，及t為時間。MAX和MIN表示用于在數(shù)據(jù)集中分別確定最大值和最小值的算法。
[0075]在另一實施例中，植入件的處理單元配置成比較神經(jīng)反應振幅及針對僅非自然信號的記錄階段計算的同樣的估計量。在另一實施例中，神經(jīng)反應振幅取為MEAN(s(lP1<t<LP1)) -MEAN(s(lN1<t< = Lni))。MEAN表示例如用于確定數(shù)據(jù)集的均(如平均)值的算法。
[0076]在實施例中，在正常運行模式期間，助聽裝置適于提供隨頻率而變的增益以補償用戶的聽力損失。
[0077]在實施例中，助聽裝置包括用于將輸入聲音轉(zhuǎn)換為電輸入信號的輸入變換器。在實施例中，助聽裝置包括定向傳聲器系統(tǒng)，其適于在佩戴助聽裝置的用戶的局部環(huán)境中的多個聲源之中增強目標聲源。在實施例中，定向系統(tǒng)適于檢測(如自適應檢測)傳聲器信號的特定部分源自哪一方向。這可以現(xiàn)有技術(shù)中描述的多種不同方式實現(xiàn)。
[0078]在實施例中，助聽裝置還包括用于所涉及應用的其它有關(guān)功能，例如壓縮、降噪等。數(shù)字助聽器和相應處理算法的各個方面在[Schaub ；2008]中描述。耳蝸植入型助聽器的各個方面在[Clark ；2003]中描述。
[0079]里途
[0080]此外，本發(fā)明提供上面描述的、“【具體實施方式】”中詳細描述的及權(quán)利要求中限定的助聽裝置的用途。在實施例中，提供包括植入件的助聽裝置的用途。
[0081]方法
[0082]本申請進一步提供包括適于植入在用戶耳朵處(頭部中)的植入件的助聽裝置的運行方法，植入件包括適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極，該方法包括:
[0083]-在刺激時間段期間將刺激電路電連接到刺激電極并向刺激電極施加刺激信號；
[0084]-在測量時間段期間將測量電路電連接到記錄電極并響應于刺激信號測量記錄電極拾取的信號并提供測得的信號；
[0085]-在刺激時間段中控制施加刺激信號的定時及相對于刺激時間段控制測量時間段；及
[0086]-基于測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應。
[0087]當由對應的過程適當代替時，上面描述的、“【具體實施方式】”中詳細描述的及權(quán)利要求中限定的助聽裝置的部分或所有結(jié)構(gòu)特征可與本發(fā)明方法的實施結(jié)合，反之亦然。方法的實施具有與對應助聽裝置一樣的優(yōu)點。
[0088]在實施例中，修改電刺激的步驟設置成取決于是否識別到聽覺神經(jīng)反應。
[0089]在實施例中，基于測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應的步驟包括求平均程序，其中來自記錄電極的多個測得的信號被求平均。
[0090]電誘發(fā)復合動作電位(eCAP)通常在臨床聽力學中用于設定患者的耳蝸植入處理器的閾值電平。但從誘發(fā)電位估計閾值通常需要專家判斷，這可能耗時。本發(fā)明助聽裝置及相應方法提供用于嵌入先進的實時計算能力的方案，以在通過遙測(通信接口)將神經(jīng)反應估計量和/或刺激閾值返回給驗配系統(tǒng)之前在植入件中對eCAP測量結(jié)果進行實時信號處理。
[0091]在實施例中，基于測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應的步驟包括用于基于測得的信號的先驗知識識別神經(jīng)反應的統(tǒng)計識別算法。
[0092]在優(yōu)選實施例中，關(guān)于eCAP等待時間、振幅和形狀的先驗知識系統(tǒng)地用于產(chǎn)生患者(聽覺)閾值的魯棒估計量。已設計基于似然比測試的使用閾值判據(jù)的eCAP檢測算法。
[0093]在實施例中，神經(jīng)反應識別算法包括使用神經(jīng)反應的先驗信息的受限峰值拾取算法，假定包括在最小等待時間Ipi和最大等待時間Lpi之間的時間間隔中具有正峰值等待時間的正峰值分量(P1)和在Ini及Lni的間隔中具有峰值等待時間的負峰值分量(N1),及神經(jīng)反應振幅取為MAX (s (lP1〈t〈LP1)) - MIN(s (lN1〈t〈LN1)，其中s (t)為測得的信號，及t為時間。MAX和MIN表示用于在數(shù)據(jù)集中分別確定最大值和最小值的算法。
[0094]在另一實施例中，神經(jīng)反應振幅與針對僅非自然信號的記錄時間段計算的同樣的估計量進行比較，神經(jīng)反應振幅取為MEAN(s(lP1〈t〈LP1)) -MEAN(s(lN1<t< = Lni)。MEAN表示用于確定數(shù)據(jù)集的均(如平均)值的算法。
[0095]聽咅系統(tǒng)
[0096]另一方面，本申請?zhí)峁┌ㄉ厦婷枋龅摹ⅰ啊揪唧w實施方式】”中詳細描述的及權(quán)利要求中限定的助聽裝置及包括輔助裝置的聽音系統(tǒng)。
[0097]在實施例中，該系統(tǒng)適于在助聽裝置和輔助裝置之間建立通信鏈路以使信息(如控制和狀態(tài)信號，可能音頻信號)能進行交換或從一裝置轉(zhuǎn)發(fā)給另一裝置。
[0098]在實施例中，輔助裝置為或包括音頻傳輸裝置如音頻網(wǎng)關(guān)設備，其適于接收多個音頻信號(如從娛樂裝置例如TV或音樂播放器、電話設備例如移動電話、或計算機例如PC)及適于選擇和/或組合所接收的音頻信號(或信號組合)中的適當信號以傳給助聽裝置。在實施例中，輔助裝置為或包括用于控制助聽裝置的功能和運行的遙控器。在實施例中，輔助裝置為或包括電話如智能電話。
[0099]在實施例中，輔助裝置為另一助聽裝置。在實施例中，聽音系統(tǒng)包括兩個助聽裝置，適于實施雙耳聽音系統(tǒng)如雙耳助聽器系統(tǒng)。
[0100]本申請的另外的目標由從屬權(quán)利要求限定的及下面詳細描述的實施方式實現(xiàn)。
[0101]除非明確指出，在此所用的單數(shù)形式的含義均包括復數(shù)形式(即具有“至少一”的意思)。應當進一步理解，說明書中使用的術(shù)語“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、整數(shù)、步驟、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一個或多個其他特征、整數(shù)、步驟、操作、元件、部件和/或其組合。應當理解，除非明確指出，當元件被稱為“連接”或“耦合”到另一元件時，可以是直接連接或耦合到其他元件，也可以存在中間插入元件。如在此所用的術(shù)語“和/或”包括一個或多個列舉的相關(guān)項目的任何及所有組合。除非明確指出，在此公開的任何方法的步驟不必須精確按所公開的順序執(zhí)行。

【專利附圖】

【附圖說明】
[0102]本發(fā)明將在下面參考附圖并結(jié)合優(yōu)選實施例進行更詳細地說明。
[0103]圖1a-1b示意性地示出了驗配系統(tǒng)在工作時連接到助聽裝置，其中圖1a示出通過有線通信鏈路，圖1b示出通過無線通信鏈路。
[0104]圖2a_2c示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的多個不同劃分，在圖2a的最基本形式的助聽裝置中，僅包括(自含式)植入件；在圖2b的助聽裝置中，包括植入件和外部件并在其間具有無線通信鏈路；及在圖2c的助聽裝置中，其與圖2b —樣，但外部件包括用于建立到植入件的無線鏈路的天線部分及用于處理音頻信號的處理部分，及其中天線部分和處理部分通過有線鏈路(如線纜)連接。
[0105]圖3示出了圖2c的助聽裝置的進一步的細節(jié)。
[0106]圖4a_4c示意性地示出了聽覺神經(jīng)電刺激和因刺激引起的神經(jīng)反應的測量的示例性步驟，其中圖4a示出了掩蔽刺激脈沖的瞬態(tài)的測量(M);圖4b示出了其后有探測刺激脈沖的掩蔽的瞬態(tài)的測量(MP);及圖4c示出了神經(jīng)反應及探測刺激脈沖的瞬態(tài)的測量⑵。
[0107]圖5示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的植入件的刺激、測量和處理部分的實施。
[0108]圖6示意性地示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的植入件的實施例。
[0109]圖7示意性地示出了利用峰值等待時間的先驗知識的、神經(jīng)反應統(tǒng)計估計量的參數(shù)。
[0110]為清晰起見，這些附圖均為示意性及簡化的圖，它們只給出了對于理解本發(fā)明所必要的細節(jié)，而省略其他細節(jié)。
[0111]通過下面給出的詳細描述，本發(fā)明進一步的適用范圍將顯而易見。然而，應當理解，在詳細描述和具體例子表明本發(fā)明優(yōu)選實施例的同時，它們僅為說明目的給出。對于本領域技術(shù)人員來說，基于下面的詳細描述，本發(fā)明的其它實施方式將顯而易見。

【具體實施方式】
[0112]圖1a-1b示出了驗配系統(tǒng)在工作時連接到助聽裝置HAD，或通過有線通信鏈路(圖1a中的“有線鏈路”)，或通過無線通信鏈路(圖1b中的“無線鏈路”)。驗配系統(tǒng)優(yōu)選配置成開始將適當?shù)拇碳ば盘?如包括不同的刺激強度)施加到助聽裝置的植入件的所選電極并從植入件的處理單元接收所得的神經(jīng)反應。驗配系統(tǒng)優(yōu)選還配置成基于所得的神經(jīng)反應確定(對于所選電極的)閾值強度電平T，高于該電平時用戶可將刺激感知為聲音感覺。作為備選，閾值強度電平可在植入件中進行確定并非必須地轉(zhuǎn)發(fā)給驗配系統(tǒng)。
[0113]圖2a_2c示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的多個不同劃分。圖2a示出了最基本形式的助聽裝置HAD，其僅包括優(yōu)選自含式(如由電池驅(qū)動并包括輸入變換器如傳聲器和適當?shù)奶幚砟芰?植入件MPp。圖2b示出的助聽裝置HAD包括植入件MPp和外部件EXTp并在其間具有無線(如感應)通信鏈路“無線鏈路”。外部件EXTp例如可包括輸入變換器如傳聲器及用于增強所接收的電輸入信號及可能根據(jù)當前輸入信號準備用于刺激植入件IMPp的電極的方案的信號處理單元。外部件EXTp還可包括天線和收發(fā)器電路，用于將刺激信息(可能及對應的能量)傳給植入件頂Pp (其包括對應的天線和收發(fā)器電路以建立無線鏈路，從而使能接收所傳輸?shù)男盘柡湍芰?。圖2c示出了與圖2b —樣的助聽裝置HAD，但其中外部件EXTp包括用于建立到植入件MPp的無線鏈路的天線部分ANTp及用于處理音頻信號的處理部分BTEp，及其中天線部分和處理部分通過有線鏈路(“有線鏈路”如線纜)連接。圖2c的實施例在圖3中進一步詳細示出。
[0114]圖3示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的實施例。圖3示出了“正常運行情形”，其中植入件MPp的電極ELEC根據(jù)系統(tǒng)的外部件(在此為外部件BTEp，例如適于位于用戶耳后)的傳聲器拾取的聲輸入信號AlnS、在外部件BTEp中產(chǎn)生的相應當前刺激方案、及經(jīng)植入件IMPp和外部天線部分ANTp之間的通信鏈路Com-Link傳給植入件的附隨的必要電能進行刺激。
[0115]外部件BTEp包括正向信號通路，其包括:
[0116]-傳聲器；
[0117]-A/D轉(zhuǎn)換器“A/D”，用于通過以采樣頻率fs采樣模擬輸入信號而將模擬輸入信號轉(zhuǎn)換為數(shù)字信號；
[0118]-預加重濾波器PEF(如FIR濾波器)，用于使輸入電平適應正常聽力人員的響度感知(心理聲學適應)；
[0119]-分析濾波器組A-FB，用于將單一時變輸入信號轉(zhuǎn)換為P個頻帶的時變信號(I1Ilp)0分析濾波器組例如可包括提供P = 64個頻帶的128點FFT (或作為備選，其后具有包絡檢測器的濾波器組)；
[0120]-再分組單元REGR，用于將P個頻帶分配給等于所使用電極數(shù)量的q個信道(CH1 = CHq)，例如q = 20，可基于用戶數(shù)據(jù)(參見單元“用戶特有數(shù)據(jù)”)配置，例如基于Bark標度或“臨界頻帶”；
[0121]-降噪算法NR(基于用戶特有數(shù)據(jù))，適于衰減判斷為不是目標信號的一部分的信號分量，降噪算法例如獨立地作用于每一信道(CH1 = CHq)的信號；
[0122]-壓縮方案COMP(基于用戶特有數(shù)據(jù))，適于對每一信道(CH1 = CHq)的輸入信號提供隨電平而變的壓縮；
[0123]-刺激發(fā)生器STG，用于產(chǎn)生每一信道(CH1= CHq)的刺激的表示，特定信道的刺激對應于在特定時間點將施加到植入件的對應電極的、特定頻率范圍的特定強度；
[0124]-本機能源BAT如電池例如可再充電電池，用于對助聽裝置的部件(BTEp, ANTp, IMPp)供電；及
[0125]-刺激數(shù)據(jù)編碼單元COD-PW(基于用戶特有數(shù)據(jù))，用于產(chǎn)生方案，包括提供用于刺激植入件頂Pp的每一(活動)電極ELEC(最大q個電極，通常比其少)的能量，及將刺激(或編碼的刺激)和能量經(jīng)線纜轉(zhuǎn)發(fā)給天線部分ANTp。
[0126]“用戶特有數(shù)據(jù)”單元可表示保存在存儲器中的BTEp件的用戶數(shù)據(jù)或在驗配期間讀入各個算法的用戶數(shù)據(jù)(或二者的結(jié)合)。
[0127]在備選實施例中，外部件BTEp的元件包括在植入件MPp中，藉此助聽裝置為自含式裝置(參見圖2a)。在該實施例中，只需要到驗配系統(tǒng)的通信鏈路。
[0128]在圖3的實施例中，線纜(在BTEp端和ANT_p端分別標記為到ANTp的線纜及來自BTEp的線纜)將BTE件BTEp連接到天線部分ANTp并向天線部分ANTp提供分開的數(shù)字數(shù)據(jù)和功率(標記為“刺激-數(shù)據(jù)+功率”)。
[0129]天線部分ANTp適于位于用戶耳朵處，從而使能與植入件MPp建立通信鏈路Com-1ink。天線部分包括:
[0130]-形成其一部分的功率和數(shù)據(jù)混合單元(如包括晶體振蕩器)；
[0131]-感應發(fā)射器(及后鏈接收器)TX(Rx)及天線線圈Ant。
[0132]植入件MPp包括:
[0133]-感應天線線圈Ant和接收器(及后鏈發(fā)射器)RX(Tx)；
[0134]-具有多個電極ELEC的載體，每一電極與刺激單元STU的電流源和用于通過電容器捕獲神經(jīng)反應的電壓測量單元(圖5中的單元VM和C0MP)；
[0135]-刺激單元STU包括:
[0136]一數(shù)據(jù)提取電路，用于提取配置數(shù)據(jù)和刺激數(shù)據(jù)；
[0137]一電流發(fā)生器，用于產(chǎn)生將要施加到電極ELEC的刺激電流(基于所提取的刺激數(shù)據(jù))；
[0138]-到電極的接口，包括電容器和用于在各個電極及其到刺激單元STU和測量單元MEU的連接之間切換的開關(guān)SW ；
[0139]-運算放大器(圖5中的C0M，形成圖6中的測量單元MEU的一部分)及用于處理和識別神經(jīng)反應測量(如eCAP)的處理單元(包括圖5中的數(shù)字處理器DSP);及
[0140]-控制單元C0NT，配置成控制在刺激時間段中施加刺激信號的定時及相應刺激電極(經(jīng)開關(guān)單元SW)連接到刺激單元STU和在測量時間段中所得反應的測量及相應記錄電極(經(jīng)開關(guān)單元SW)連接到測量單元MEU。
[0141]感應優(yōu)選雙向通信鏈路Com-1ink (如包括4MHz載波)由天線部分ANTp和植入件MPp的感應線圈Ant在位于工作位置(耳朵附近，人皮膚的每一側(cè)上)時建立。從植入件到天線部分(及BTE件)的后鏈基于“負載通信”。由于兩個天線線圈之間的感應耦合，任何電流流到植入件中可在天線部分感測到。從而數(shù)據(jù)-消息可傳給BTE件的處理器(如植入狀態(tài)信號(如功率電平)、電極測量數(shù)據(jù)(阻抗和eCAP))。后鏈數(shù)據(jù)例如可使用脈寬調(diào)制(PWM)編碼在信號中。作為備選，可應用數(shù)字編碼方案。
[0142]外部件BTEp和ANTp可按不同于圖3中所示的任何其它適當方式進行劃分。在實施例中，BTE件BTEp的輸出為a)表示電極刺激的數(shù)字編碼的數(shù)據(jù)；及b)電池電壓，而天線部分ANTp包括4MHz晶體振蕩器，其輸出與編碼數(shù)據(jù)混合以提供開-關(guān)編碼信號，該信號經(jīng)感應鏈路傳給植入接收器。
[0143]在驗配情形下或運行期間，神經(jīng)反應(如eCAP)和/或電極阻抗測量結(jié)果傳給驗配系統(tǒng)以根據(jù)用戶特定需要設置助聽裝置，或經(jīng)天線部分ANTp直接傳送，或經(jīng)BTE件BTEp。
[0144]表示來自傳聲器的聲信號的模擬電信號在模數(shù)轉(zhuǎn)換器(A/D)中轉(zhuǎn)換為數(shù)字音頻信號。模擬輸入信號以預定采樣頻率或速率fs進行采樣，fs例如在從8kHz到48kHz的范圍中(適應應用的特定需要)以在離散的時間點tn(或η)提供數(shù)字樣本χη(或χ[η])，每一音頻樣本通過預定的比特數(shù)Ns表示聲信號在tn時的值，Ns例如在從I到16比特的范圍中。數(shù)字樣本X具有l(wèi)/fs的時間長度，對于fs = 20kHz，如50 μ S。在實施例中，多個音頻樣本按時間幀進行布置。在實施例中，一時間幀包括64個音頻數(shù)據(jù)樣本。根據(jù)實際應用可使用其它幀長度。
[0145]在實施例中，分析濾波器組A-FB包括用于提供輸入信號的時頻表示的TF轉(zhuǎn)換單元。在實施例中，時頻表示包括所涉及信號在特定時間及頻率范圍的相應復值或?qū)嵵档年嚵谢蛴成?。在實施例中，TF轉(zhuǎn)換單元包括濾波器組，用于對(時變)輸入信號進行濾波并提供多個(時變)輸出信號，每一輸出信號包括不同的輸入信號頻率范圍。在實施例中，TF轉(zhuǎn)換單元包括傅里葉變換單元，用于將時變輸入信號轉(zhuǎn)換為頻域中的(時變)信號。在實施例中，助聽裝置考慮的、從最小頻率fmin到最大頻率fmax的頻率范圍包括典型的人聽頻范圍20Hz-20kHz的一部分，例如范圍20Hz_8kHz或12kHz的一部分。
[0146]圖4a_4c示出了聽覺神經(jīng)電刺激和因刺激引起的神經(jīng)反應的測量的示例性步驟，圖4a_4c分別示出了第一非自然信號(步驟1:非自然信號#1)和第二非自然信號(獨自)(步驟2:非自然信號#2)及非自然信號加eCAP(步驟3:非自然信號+eCAP)的測量。
[0147]圖4a示出了掩蔽刺激脈沖的瞬態(tài)的測量(M)。圖4b示出了其后有探測刺激脈沖的掩蔽的瞬態(tài)的測量(MP)。圖4c示出了神經(jīng)反應及探測刺激脈沖的瞬態(tài)的測量(P)。如圖4a中所示,來自掩蔽脈沖M的瞬態(tài)反應在特定測量時間段中進行測量。如圖4b中所示,保持在記錄窗口處(測量時間段)的、掩蔽M加探測P脈沖信號的組合的瞬態(tài)同樣進行測量。最后，如圖4c中所示，源自探測脈沖的神經(jīng)反應(及探測脈沖的瞬態(tài))同樣在測量時間段中進行記錄。同樣的過程結(jié)合[Undurraga et al.;2012]的圖2描述,其中確定ECAP(t)=M(t) +P (t) -MP (t)。從而,項M(t) -MP (t)理想地僅表示探測脈沖的瞬態(tài)反應(的復數(shù))，使得P (t) + [M (t) -MP (t)]獨自表示神經(jīng)反應eCAP。
[0148]靠近神經(jīng)的電極上的電刺激脈沖導致可測量的電位eCAP，但其伴隨一定等待時間Tlat,相對于刺激脈沖開始ts，start而言(例如參見圖4a、4b)。等待時間為200-300 μ s級。等待時間通常遠長于典型的兩階段刺激脈沖的持續(xù)時間Tp(如40μ s級)。神經(jīng)在刺激之后具有一定不應期，其中其不能對新刺激作出反應。不應期分為絕對和相對不應期。在絕對不應期，這是在此感興趣的地方，無論刺激大小如何，觀察不到(第二)神經(jīng)反應。聽覺神經(jīng)的絕對不應期例如為0.5ms到Ims級。為確保在第一(掩蔽，M)脈沖和第二(探測，P)脈沖已施加到電極之后(如圖4b中所示)只有刺激(的瞬態(tài)部分)保留在測量時間段中，在兩個脈沖之間消逝的時間(所謂的掩蔽探測間隔，MPI)應比(絕對)不應期短，如圖4b的步驟2所示(非自然信號#2測量)。另一方面，為確保聽覺神經(jīng)對掩蔽脈沖M的(第一)反應在探測脈沖開始之前已出現(xiàn)(參見圖4b)，掩蔽-探測時間間隔MPI配置成大于聽覺神經(jīng)的等待時間Tlat。植入件(如圖6中的控制單元C0NT)配置成在MP刺激信號(掩蔽+探測)的探測脈沖開始之后第一預定最大時間Τρ+τχ時的第一測量時間段Tm中開始第一測量。
[0149]掩蔽-探測信號MP的掩蔽信號M的瞬態(tài)(圖4a)、神經(jīng)反應及探測信號P的瞬態(tài)(圖4c)的測量在特定測量時間段(或窗口)中進行。測量時間段具有記為的、在測量開始時間tM，start和測量結(jié)束時間tM，md之間的持續(xù)時間Tm(參見圖4a_4c中記為“測量時間段”的灰色矩形框)。優(yōu)選地，在P刺激脈沖開始之后的預定最大時間Tp+Tx小于聽覺神經(jīng)的等待時間(以確保測量時間段包括可預期神經(jīng)反應的時間段，參見圖4c)。為測量掩蔽及掩蔽-探測脈沖在適當時間的瞬態(tài)以用于識別(可能的)神經(jīng)反應eCAP，測量時間段Tm的開始時間tM;start相對于刺激開始時間ts;start同時設置。測量時間段的開始時間tM;start例如在圖 4a-4c 中定義為 tM’start = ts；start+Tp+MPI+(Tp+Tx)。
[0150]可增加另外的改進神經(jīng)反應的識別的校正步驟，包括測得的神經(jīng)反應信號的后處理。
[0151]用于在植入件中測量神經(jīng)反應的電路的簡化圖，例如包括如圖4a_4c中所示的步驟(如僅包含圖4b-4c的步驟)，如圖5中所示。
[0152]圖5示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的植入件的刺激、測量和處理部分的實施例。
[0153]植入件MPp包括刺激單元STU，其包括用于產(chǎn)生電流刺激脈沖并將其施加到一個或多個電極ELEC的電流源I。電極通過電容器(以避免漏電流在周圍液體中引起電解活動)與電流源(及與測量單元(圖6中的MEU)，例如包括電壓放大器VM和/或模擬比較器C0MP)分開。作為備選或另外，植入件IMPp包括用于產(chǎn)生電壓脈沖并將其施加到一個或多個電極的電壓源。優(yōu)選地，根據(jù)植入件電路的配置，可施加兩種類型的刺激，例如在驗配期間進行。優(yōu)選地，刺激脈沖(電流或電壓)的持續(xù)時間Tp和/或振幅可配置(如經(jīng)控制單元，參見圖6中的C0NT)。
[0154]在刺激脈沖已施加到電極(或一對電極)之后及在僅記錄非自然信號(參見圖4a、4b)或記錄非自然信號和神經(jīng)反應(如eCAP，參見圖4c)之前，電流源與電極ELEC斷開連接，參見圖5中的象征性的接觸開關(guān)(及圖6中的開關(guān)單元SW)。受刺激的電極或相鄰的測量或記錄電極之后連接到電壓測量電路(參見模擬比較器C0MP，如運算放大器，例如低功率差分電壓放大器，例如來自Texas Instruments的INA333或類似放大器)。如果一個耳蝸內(nèi)電極用于刺激，參考電極REF-EL用作“匯點”(單極刺激)。作為備選，兩個耳蝸內(nèi)電極可用于刺激和測量(相同或不同，雙極刺激)。
[0155]電流刺激的選擇和施加到特定電極及隨后的電壓響應由控制單元(參見圖6中的單元C0NT)管理，未在圖5中示出。數(shù)字信號處理器DSP執(zhí)行非自然信號“求平均”和eCAP識別。
[0156]在驗配時，對于特定刺激電極，刺激信號的起始值例如基于以經(jīng)驗為主確定的中等水平的刺激強度Is。在其基礎上，識別到(可能的)具有強度Ikap的聽覺神經(jīng)反應信號eCAP。如果識別到反應，則以遞減的刺激強度值Is重復測量。從而確定閾值電平T，例如通過外推法(或更復雜的方法)得到測得的eCAP強度Ikap對刺激強度Is曲線。舒適電平C通常基于統(tǒng)計數(shù)據(jù)進行估計(高T = >高C，低T = >低C)。如果未識別到反應，則可以遞增的刺激強度值Is進行一個或多個測量以確定閾值或決定刺激(和/或記錄)電極是否正常工作。在實施例中，eCAP測量僅對部分電極進行(如幾個，例如I或2)。作為備選，可對大部分或所有電極確定閾值。eCAP例如使用圖4a_4c中所述的方法進行識別，例如基于神經(jīng)反應信號的先驗知識結(jié)合統(tǒng)計估計量進行。根據(jù)本發(fā)明的自動化方法有助于植入件的多個如大部分或所有耳蝸內(nèi)電極的聽覺閾的測量和計算。從而，針對特定用戶需要驗配助聽裝置變得更精確和/或可更快地進行。
[0157]神經(jīng)反應的測量在圖5中示意性地示出并在下面概述，其中非自然信號記為N(噪聲)，神經(jīng)反應信號記為S (信號)，模擬信號由后綴A標記(例如Nest，A表示模擬估計的非自然信號U，及數(shù)字信號由后綴D標記(例如S_D表示數(shù)字估計的神經(jīng)反應信號Sest)。
[0158]模擬比較器COMP的第一輸入㈠(在神經(jīng)反應測量時間段期間)為模擬、估計的時變非自然信號Ν_Α(未指明時間變量t)。模擬比較器COMP的第二輸入⑴為與非自然信號N混合的神經(jīng)反應(eCAP，S)。測得的信號S+N，例如如圖4c中所示源自探測刺激脈沖P，為模擬信號，因此記為(S+N)a。估計的非自然信號Ν_α在模擬比較器中從神經(jīng)反應加非自然信號(S+N)A減去，從而將表示神經(jīng)反應eCAP的模擬信號Sa提供為輸出:SA = (S+N)A-Nest；Ao神經(jīng)反應eCAP的值Sa在D/A轉(zhuǎn)換器中數(shù)字化，從而提供(時變)數(shù)字神經(jīng)反應值(Sa)d以在數(shù)字信號處理器DSP中進一步處理。神經(jīng)反應測量可重復Q次。eCAP的數(shù)字平均可確定為Sest，D= (1/Q) SUM((Sa)d) =〈(Sa)d>。作為備選或另外，處理單元TO配置成基于測得的信號的先驗知識從測得的(數(shù)字化)信號(Sa)d估計神經(jīng)反應，參見下面的圖7。識別的神經(jīng)反應信號eCAP(Sest，D)或源自其的信號f (Sest，D)可(例如在處理單元中)用于確定受刺激的電極的聽覺閾和/或經(jīng)通信鏈路COM-LINK轉(zhuǎn)發(fā)給外部件和/或驗配系統(tǒng)。
[0159]Nest例如通過重復圖4b中所示的掩蔽+探測刺激M次進行確定(在非自然信號測量時間段期間的每一測量之間具有適當?shù)目臻e時間)，其中非自然信號乂⑴為模擬比較器COMP的第二輸入(+)的輸入，第一輸入(_)例如接地(設為零電位)。每一非自然信號測量結(jié)果乂(0在處理單元的D/A轉(zhuǎn)換器中數(shù)字化并提供(NA)D(t)i的11個數(shù)字值，i =1，2，…，M，其在數(shù)字信號處理器DSP中求平均，從而提供數(shù)字平均非自然信號值〈(Na) d (t) >=(l/^SUMGN^Dah)。作為備選，求平均算法在DSP中用于提供移動平均，從而避免同時存儲所有M個值。數(shù)字平均非自然信號值〈(Na) D (t) >在處理單元I3U的A/D轉(zhuǎn)換器中轉(zhuǎn)換為模擬信號Nest，A= (<(NA)D(t)>)A。代替如上所述的計算平均非自然信號，Nest可通過其它方法確定。在實施例中，非自然信號在使用助聽裝置的植入件之前在離線程序中估計，例如通過仿真。在實施例中，處理單元PU包括存儲器，其包括相應非自然信號的表(作為脈沖振幅的函數(shù))，即Nest (t),t = tM；start-tM；endo具有當前刺激信號的信息的控制單元例如配置成從存儲器讀對應于刺激信號的平均非自然信號值Nest (t)并在神經(jīng)反應測量時間段將其從神經(jīng)反應信號減去。
[0160]圖6示出了根據(jù)本發(fā)明的助聽裝置的植入件的實施例。圖6中的助聽裝置實施例包括圖5中的植入件實施例中所示的元件，且它們按結(jié)合圖5所述相互作用。圖6還示出了外部件EXT-P和/或驗配系統(tǒng)，其配置成能夠經(jīng)(有線(CAB)或無線(WL))通信鏈路COM-LINK通過用戶的皮膚與植入件交換信息。通信鏈路COM-LINK分別包括外部件和植入件中的收發(fā)器單元EXTp-Rx/Tx和MPp-Rx/Tx。
[0161]植入件MPp包括適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極ELEC，及適于位于耳蝸外面并向植入件的各個電子單元提供參考電壓REF的參考電極REF-EL。電極之一為刺激電極ST-EL，另一個為記錄電極REC-EL。植入件MPp還包括刺激單元STU，其在刺激時間段期間電連接到刺激電極ST-EL并配置成向刺激電極ST-EL施加刺激信號STS。植入件MPp還包括測量單元MEU，其在測量時間段期間電連接到記錄電極REC-EL并配置成響應于刺激信號STS測量記錄電極REC-EL拾取的信號RES并提供測得的信號ME-R。植入件IMPp還包括控制單元C0NT，配置成在刺激時間段控制施加刺激信號STS的定時及相對于刺激時間段控制測量時間段，及包括處理單元PU，配置成在測量時間段記錄測得的信號ME-R并基于測得的信號ME-R識別聽覺神經(jīng)反應(如eCAP)。植入件MPp還包括開關(guān)單元SW，其包括使多個電極ELEC中的每一電極在特定時間點能選擇為刺激電極ST-EL和/或記錄電極REC-EL的多個開關(guān)件(如晶體管)?？刂茊卧狢ONT配置成控制刺激單元STU (經(jīng)信號ST-C)和開關(guān)單元SW(經(jīng)信號SW-C)。優(yōu)選地，處理單元PU配置成基于判據(jù)從測得的神經(jīng)反應信號產(chǎn)生信號或命令并將這些信號MR轉(zhuǎn)發(fā)給控制單元CONT。這些從測得的神經(jīng)反應信號提取的信號或命令(可能及植入件的狀態(tài)信號(如電壓、可用能量估計量等))例如可經(jīng)通信鏈路COM-LINK轉(zhuǎn)發(fā)給外部件如BTE件或驗配系統(tǒng)，參見信號M-FB。用于經(jīng)刺激單元STU、電極ELEC、測量單元MEU (包括電壓測量單元VM和模擬比較器C0MP)、處理單元I3U (包括A/D和D/A轉(zhuǎn)換器、可變電壓放大器V-AMP和數(shù)字信號處理單元DSP)提取神經(jīng)反應信號eCAP的測量周期及比較器COMP的模擬輸入信號MES和PRS的作用結(jié)合圖4a_4c和圖5描述。從D/A轉(zhuǎn)換器到比較器COMP的模擬輸入信號PRS表示(在非自然信號測量模式下)恒定電壓(如0V)或(在神經(jīng)反應測量模式下)擬(在模擬域中，從包括神經(jīng)反應eCAP的模擬測量信號MES)減去的平均非自然信號值。數(shù)字信號處理單元DSP包括數(shù)字處理器PR，用于處理(來自A/D轉(zhuǎn)換器的)輸入數(shù)據(jù)并將處理后的數(shù)據(jù)提供給a)D/A轉(zhuǎn)換器以在植入件處理程序中使用及b)控制單元CONT以轉(zhuǎn)發(fā)給通信接口 COM-LINK和/或用于控制刺激單元STU、電壓放大器V-AMP和/或開關(guān)單元SW (可能及整流器和電源單元RECT-PWR)。數(shù)字信號處理單元DSP包括同步單元SYNC(由來自控制單元的信號ME-C控制)，用于同步不同運行模式(第一非自然信號的刺激和測量(參見圖4a)、第二非自然信號的刺激和測量(參見圖4b)、神經(jīng)反應的刺激和測量(參見圖4b)等)。
[0162]植入件還包括整流器和電源單元RECT-PWR，用于使刺激信號SHM與電源分開，尤其是用于對經(jīng)通信鏈路COM-LINK從外部件如BTE件或驗配系統(tǒng)進入的AC信號ST-PW(包括信息和功率)進行整流。整流器和電源單元RECT-PWR向植入件提供必要的電源電壓。在自含式完全植入的助聽裝置中，整流器和電源單元RECT-PWR由電池如(無線)可再充電電池代替。
[0163]在一些現(xiàn)有技術(shù)解決方案中，平均的eCAP信號傳給驗配系統(tǒng)，聽覺病矯治專家/醫(yī)生評估該信號并決定所接收的信號是否為神經(jīng)反應eCAP。作為備選，已提出用于辨認eCAP的、基于人工智能(Al)的外部系統(tǒng)。[Undurraga et al.；2012]的文章描述了使用統(tǒng)計學決定是否存在eCAP (假定無關(guān)聯(lián)的高斯噪聲分布，eCAP = Max-Min = P2-N1 ;P2 (或P1)=神經(jīng)反應信號的正峰值的最大值A1 =神經(jīng)反應信號的負峰值的最小值(峰值的最大和最小值在圖7中定義))。
[0164]在本發(fā)明中，提出了不同的(統(tǒng)計)方法。該方法基于受試者操作特性(ROC)曲線，其圖示了當閾值在“真”和“假”之間變化時二元分類器(如真、假)的性能。這種eCAP的識別可通過植入的處理單元PU如DSP實現(xiàn)。
[0165]在優(yōu)選實施例中，eCAP等待時間、振幅和形狀的先驗知識系統(tǒng)地用于產(chǎn)生患者(聽覺)閾值的魯棒估計。已設計基于似然比測試的、使用閾值判據(jù)的eCAP檢測算法。
[0166]在實施例中，神經(jīng)反應識別算法(估計器)包括使用神經(jīng)反應的先驗信息以固定等待時間算法采樣。包括正峰值分量Pl和負峰值分量NI的、隨時間而變的神經(jīng)反應假定展現(xiàn)相應的(固定)峰值等待時間Lpi和LN1。在該估計器中，神經(jīng)反應振幅取為s(t =Lpi) -8& = 1^)，其中8(0為測得的信號，t為時間。
[0167]圖7示意性地示出了利用峰值等待時間的先驗知識的、神經(jīng)反應的固定等待時間算法統(tǒng)計估計器的參數(shù)NI, PI, Lpi, Lni, s (t = Lpi)和s (t = Lni)。
[0168]然而，優(yōu)選地，神經(jīng)反應識別算法(估計器)包括使用神經(jīng)反應的先驗信息的受限的峰值拾取算法，假定包括在最小等待時間Ip1和最大等待時間Lp1之間的時間間隔中具有正峰值等待時間的正峰值分量P1和在Ini及Lni的間隔中具有峰值等待時間的負峰值分量N1，及神經(jīng)反應振幅取為MAX(s(lP1〈t〈LP1)) -MIN(S(lN1〈t〈LN1))，其中s (t)為測得的信號，及t為時間。該使用等待時間的先驗知識將峰值搜索限于臨床范圍的、用于eCAP檢測的估計器被發(fā)現(xiàn)獨立于信噪比(SNR)提供更好的檢測。此外，其計算上花費不多因而適合嵌入的實時eCAP檢測(即由植入的處理器進行)。
[0169]總之，包括處理單元I3U如DSP的植入件可有利地執(zhí)行下述任務:
[0170]-對非自然信號響應進行建模；
[0171]-統(tǒng)計分析eCAP信號以識別真正的神經(jīng)反應信號；
[0172]-確定聽覺閾；
[0173]-執(zhí)行其它電(或聲)誘發(fā)電位測量(如腦干測量)。
[0174]后者通過改變A/D轉(zhuǎn)換器的采樣頻率進行，植入系統(tǒng)可測量源自遠離耳蝸聽覺神經(jīng)(負責eCAP)的大腦的聽性腦干反應(ABR)或其它(弱)信號。
[0175]本發(fā)明由獨立權(quán)利要求的特征限定。從屬權(quán)利要求限定優(yōu)選實施方式。權(quán)利要求中的任何附圖標記不意于限定其范圍。
[0176]一些優(yōu)選實施例已經(jīng)在前面進行了說明，但是應當強調(diào)的是，本發(fā)明不受這些實施例的限制，而是可以權(quán)利要求限定的主題內(nèi)的其它方式實現(xiàn)。
[0177]參考文獻
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[0182].[Undurraga et al.；2012] Jaime A.Undurraga, Robert P.Carlyonj JanWoutersj and Astrid van Wieringenj Evaluating the Noise in Electrically EvokedCompound Act1n Potential Measurements in Cochlear Implants, IEEE Transact1nson B1medical Engineering, Vol.59, No7, July2012, pp.1912-1923.
【權(quán)利要求】
1.一種助聽裝置，包括適于植入在用戶耳朵處的植入件，其中所述植入件包括: -適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極； -刺激電路，在刺激時間段期間電連接到刺激電極并配置成向所述刺激電極施加刺激信號； -測量電路，在測量時間段期間電連接到記錄電極并配置成響應于所述刺激信號測量所述記錄電極拾取的信號并提供測得的信號； -控制單元，配置成在刺激時間段控制施加所述刺激信號的定時及相對于所述刺激時間段控制所述測量時間段；及 -處理單元，配置成在測量時間段記錄測得的信號并基于所述測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的助聽裝置，其中所述處理單元配置成計算從所述測得的信號獲得的至少一統(tǒng)計變量的至少一估計量。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的助聽裝置，配置成使用所述至少一統(tǒng)計估計量識別聽覺神經(jīng)反應。
4.根據(jù)權(quán)利要求2所述的助聽裝置，配置成基于應用于在處理單元中計算的至少一估計量的判據(jù)產(chǎn)生信號或命令。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的助聽裝置，包括具有多個開關(guān)件的開關(guān)單元，其使所述多個電極中的每一電極在特定時間點能被選擇為刺激電極和/或記錄電極。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的助聽裝置，其中所述控制單元配置成使用所述信號或命令以控制所述刺激單元和所述開關(guān)單元。
7.根據(jù)權(quán)利要求1所述的助聽裝置，其中所述控制單元配置成識別聽覺神經(jīng)對特定刺激電極在多個不同電平的刺激信號時的反應，及從聽覺神經(jīng)反應確定刺激的閾值電平。
8.根據(jù)權(quán)利要求1所述的助聽裝置，其中所述測量電路包括模擬比較器，其包括第一和第二輸入及表示第一和第二輸入的比較結(jié)果的輸出，其中第一輸入在所述測量時間段期間連接到所述記錄電極，由所述控制單元進行控制。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的助聽裝置，其中所述處理單元包括數(shù)字處理器和到所述模擬比較器的八0-04接口，所述虹接口具有模擬輸入和模擬輸出。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的助聽裝置，其中所述八0-04接口的模擬輸出連接到所述模擬比較器的第二輸入。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的助聽裝置，其中所述模擬比較器的輸出連接到所述處理單元的虹接口的模擬輸入。
12.根據(jù)權(quán)利要求9所述的助聽裝置，其中所述仙-0八接口包括用于使所述仙-0八接口的輸入放大可配置放大因數(shù)的可變放大器。
13.根據(jù)權(quán)利要求9所述的助聽裝置，其中所述控制單元配置成改變采樣速率和/或所述八0-04接口的放大因數(shù)，藉此可提取來自神經(jīng)系統(tǒng)的、在耳蝸和大腦聽覺中心之間的其它部分的信號。
14.包括適于植入在用戶耳朵處的植入件的助聽裝置的運行方法，所述植入件包括適于接近用戶的聽覺神經(jīng)位于耳蝸中的多個電極，所述方法包括: -在刺激時間段期間將刺激電路電連接到刺激電極并向所述刺激電極施加刺激信號； -在測量時間段期間將測量電路電連接到記錄電極并響應于所述刺激信號測量所述記錄電極拾取的信號并提供測得的信號； -在刺激時間段控制施加所述刺激信號的定時及相對于所述刺激時間段控制所述測量時間段；及 -基于所述測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，還包括步驟:根據(jù)是否識別到聽覺神經(jīng)反應修改電刺激。
16.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中基于所述測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應的步驟包括求平均程序，其中來自所述記錄電極的多個測得的信號被求平均。
17.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中基于所述測得的信號識別聽覺神經(jīng)反應的步驟包括用于基于測得的信號的先驗知識識別神經(jīng)反應的統(tǒng)計識別算法。
18.根據(jù)權(quán)利要求17所述的方法，其中神經(jīng)反應識別算法包括使用神經(jīng)反應的先驗信息的受限峰值拾取算法，假定包括在最小等待時間、和最大等待時間、之間的時間間隔中具有正峰值等待時間的正峰值分量和在^及‘的間隔中具有峰值等待時間的負峰值分量叫)，及神經(jīng)反應振幅取為嫩X (8 (、〈“!^)) -1I?(8(^〈七〈^)，其中8⑴為測得的信號，及七為時間。
【文檔編號】A61F2/18GK104287872SQ201410337348
【公開日】2015年1月21日 申請日期:2014年7月15日 優(yōu)先權(quán)日:2013年7月15日
【發(fā)明者】J·勞丹斯基, N·維奧 申請人:奧迪康醫(yī)療有限公司