CN104287872B - 包括用于测量和处理电诱发神经反应的植入件的助听装置 - Google Patents

包括用于测量和处理电诱发神经反应的植入件的助听装置 Download PDF

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Abstract

本申请公开了包括用于测量和处理电诱发神经反应的植入件的助听装置，其中所述植入件包括：适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极；刺激电路，在刺激时间段期间电连接到刺激电极并配置成向所述刺激电极施加刺激信号；测量电路，在测量时间段期间电连接到记录电极并配置成响应于所述刺激信号测量所述记录电极拾取的信号并提供测得的信号；控制单元，配置成在刺激时间段控制施加所述刺激信号的定时及相对于所述刺激时间段控制所述测量时间段；及处理单元，配置成在测量时间段记录测得的信号并基于所述测得的信号识别听觉神经反应。本发明例如可用于耳蜗植入型助听器。

Description

包括用于测量和处理电诱发神经反应的植入件的助听装置
技术领域
本发明涉及包括植入件的助听装置如耳蜗植入型助听装置。本发明尤其涉及包括配置成测量和/或处理电诱发神经反应(由[Brown et al.；1990]称为“电诱发全神经动作电位”(EAP)，也称为“电诱发听觉电位”(EAP))如电诱发复合电位(eCAP)或电诱发听性脑干反应(eABR)的植入件的助听装置。
本申请还涉及包括植入件的助听装置的用途及其运行方法。
例如，本发明可用在如耳蜗植入型助听器的应用中，尤其在针对特定用户验配助听器期间。
背景技术
耳蜗植入助听装置已为大家所知很多年并具有多种构造，但通常包括：
a)多个可植入在耳蜗的不同位置中的电极，其使能不同可听范围频率的刺激；
b)外部件，用于拾取和处理来自环境的声音及用于根据当前输入声音确定电极刺激脉冲的顺序；
c)(通常无线如感应)通信链路，用于同时传送关于刺激顺序的信息及传输能量；
d)使刺激能产生并施加到有关电极的植入件。
这样的系统例如在US4,207,441中和US4,532,930中描述。
为使耳蜗植入型助听装置适应用户的特定需要，需要关于用户听觉阈(T)的信息和作为频率函数的、电刺激强度的舒适电平(C)。在验配期间，响应于多个不同电平的电刺激信号的电诱发复合电位(eCAP)例如可针对刺激听觉神经的不同部分的不同电极进行测量。在随后的处理程序中，因而记录的信号可用于从用户的神经细胞提取实际电神经反应，通过映射神经反应信号的振幅AeCAP对刺激信号的强度(能量)Is的对应值，可确定听觉阈(T)及每一电极的刺激强度(IT)。
神经反应测量(如eCAP测量)及其随后的处理可以多种不同的方式进行。例如(在相对“简单的”方式中)，通过将电刺激施加到植入的电极并使用外部ABR电极(应用于皮肤的表面采集电极)感测人听觉系统的反应。eCAP的第一次人记录由[Brown et al.；1990]使用[de Sauvage et al.；1983]公开的方法公布。
电诱发复合动作电位(eCAP)通常在临床听力学中用于设定患者的耳蜗植入处理器的阈值电平。神经反应与刺激信号产生的非自然信号的分离及从诱发电位估计听觉阈在过去已按多种不同的方式进行，例如通常包括非自动过程步骤，例如专家的判断。这样的非自动过程耗时且易出错。努力识别和消除eCAP测量中的噪声的文章已由[Undurraga etal.；2012]发表。
总的来说，在下述情形使用eCAP的测量，
-在手术期间，其中插入助听装置的耳蜗植入件以测试耳蜗植入件的刺激是否正常起作用及神经是否有反应。这些事实必须在手术结束前进行验证，因此需要可靠且快速的测量和验证过程以使手术时间最小化。
-在验配以确定听觉阈期间。在此同样首选快速且可靠的方法(尽管时间压力稍微不太严重)。
因此，需要一种可靠且快速的、识别和处理电诱发(听觉)神经反应的方法。
定义
一般地，“助听装置”指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置如助听器或听音装置，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的(电)音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为可听见感测的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现，例如(如同本发明中一样)，信号为直接或间接传给用户的耳蜗神经和/或听觉皮层的电信号的形式。
助听装置可包括单一单元或几个彼此电子通信的单元。助听装置的一个或多个单元中的每一单元可构造成以任何已知的方式进行佩戴，如佩戴在耳后(BTE)、佩戴在耳朵处、整个或部分安排在耳廓和/或耳道中，或作为整个或部分植入的单元等。
更一般地，助听装置包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的(电)输入音频信号的输入变换器、用于处理输入音频信号的信号处理电路、及用于根据处理后的音频信号将可感知为声信号的信号提供给用户的输出单元。一些助听装置可包括多个输入变换器，例如用于提供随方向而变的音频信号处理。在一些助听装置中，放大器可构成信号处理电路。在一些助听装置中，输出单元可包括一个或多个用于提供电信号的输出电极。在一些助听装置中，输出电极可植入在耳蜗中或植入在颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、和/或听觉皮层。
“听力系统”指包括一个或两个助听装置的系统，及“双耳听力系统”指包括两个助听装置并适于(优选协同地)向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。在听力系统或双耳听力系统中，一个或两个助听装置除输出电极之外还可包括其它输出单元以提供听得见的信号，例如下述形式的信号：辐射到用户外耳内的声信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声信号。在前述助听装置中，输出单元可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构传播的或液体传播的声信号的振动器。在双耳听力系统的实施例中，助听装置之一仅包括前述其它输出变换器(即输出电极仅存在于装置之一中)。
听力系统或双耳听力系统还可包括“辅助装置”，其与助听装置通信并影响和/或受益于助听装置的功能。辅助装置例如可以是遥控器、远程传声器、音频网关设备、移动电话、广播系统、汽车音频系统或音乐播放器。助听装置、听力系统或双耳听力系统可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失(如同本发明中一样)、增强或保护正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。
发明内容
本发明的目标在于在助听装置的植入件中改善所记录的神经反应数据的识别和处理。
本发明的目标由所附权利要求限定的及下面描述的发明实现。
助听装置
在本申请的一方面，本申请的目标由一种助听装置实现，其包括适于植入在用户耳朵处(头部中)的植入件，其中该植入件包括：
-适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极；
-刺激电路，在刺激时间段期间电连接到刺激电极并配置成向刺激电极施加刺激信号；
-测量电路，在测量时间段期间电连接到记录电极并配置成响应于刺激信号测量记录电极拾取的信号并提供测得的信号；
-控制单元，配置成在刺激时间段中控制施加刺激信号的定时及相对于刺激时间段控制测量时间段；及
-处理单元，配置成在测量时间段中记录测得的信号并基于测得的信号识别听觉神经反应。
本发明的优点在于减小了验配期间对到外部件的通信链路的带宽要求。本发明的另一优点在于减小了识别神经反应的处理时间。
当植入件植入在人体内时，电极优选完全或部分位于人的耳蜗中，以使电刺激信号能施加到听觉神经并使针对所述刺激的(可能)包括来自神经的反应的反应信号能进行测量。
在实施例中，助听装置包括至少一外部件及配置成使能在装置的外部件和植入件之间交换数据的通信链路。
通过将用于识别听觉神经反应的处理单元定位在植入件中，植入件和外部件(如BTE件)之间的通信可最小化(尽管代价是植入件更复杂)。
在本说明书中，术语“刺激信号”意为电刺激信号，例如包括一个或多个脉冲，如一个或多个两阶段脉冲，如由电流发生器提供的电流脉冲或由电压发生器提供的电压脉冲。这些脉冲优选在时间和/或振幅方面具有可配置的宽度。在实施例中，刺激脉冲(对于特定刺激电极)配置成包含根据将要呈现给用户的当前声信号及(所涉及刺激电极处的)用户听觉神经对电刺激的灵敏度确定的、预定量的电能。
在实施例中，助听装置(如处理单元)配置成计算从测得的信号获得的至少一统计变量的至少一估计量。在实施例中，助听装置(如处理单元)配置成使用至少一统计估计量识别听觉神经反应。
在实施例中，助听装置配置成基于应用于在处理单元中计算的至少一估计量的判据产生信号或命令。在实施例中，处理单元和/或控制单元配置成产生该信号或命令。
在实施例中，助听装置包括到验配系统的有线或无线接口。
在实施例中，处理单元和/或控制单元配置成经通信链路和/或经有线或无线接口将所述信号或命令转发给外部单元和/或验配系统。
在实施例中，助听装置包括具有多个开关件的开关单元，以使所述多个电极中的每一电极在特定时间点能被选择为刺激电极和/或记录电极。
优选地，开关单元(及开关件的数量)由控制单元进行控制。在实施例中(如在特定神经反应测量模式下)，控制单元配置成控制刺激单元和开关单元以使得每次选择一个刺激电极用于刺激。在实施例中(如在特定正常运行模式下)，控制单元配置成控制刺激单元和开关单元以使得在特定时间(或可)选择一个以上刺激电极用于刺激。
优选地，植入件包括多个电容器，其配置成使得多个电极中的每一电极通过电容器与刺激电路和测量电路分开(以避免漏电流在周围的液体中引起电解活动)。
在实施例中，控制单元配置成使用所述信号或命令以控制(或影响)刺激单元和开关单元(如从而重复测量、停止测量、改变电极、改变刺激信号等)。
在实施例中，控制单元配置成识别听觉神经对特定刺激电极在多个不同电平的刺激信号时的反应，及从听觉神经反应确定刺激的阈值电平。
优选地，植入件的处理单元能够使用统计判据分析神经对刺激的反应，植入件例如能够识别响应于特定刺激信号(特定刺激和记录电极上)是否存在eCAP。优选地，植入件能够经有线或无线接口将前述信息转发给验配系统(如PC上运行的软件)。根据是否存在eCAP，验配系统可配置成修改刺激(如改变刺激电平、停止记录eCAP、请求改变刺激和/或记录电极等)。作为备选，植入件的控制单元配置成进行这些动作，从而使植入件(如完全植入的助听装置)能根据测得的eCAP信号自动调节刺激，从而提供自动化验配过程和/或自动化更新过程。使所选刺激电极的目前的刺激信号(如其电平/强度)适应当前听觉能力(由对电刺激的神经反应指明)的更新过程例如每隔一定间隔自动进行，例如动态进行。
在实施例中，表示对两阶段刺激脉冲的神经反应的、测得的信号包括(对应的)第一负峰值(最小值为N1)和正峰值(最大值为P1)。优选地，处理单元配置成使得从测得的信号获得的、用于确定听觉神经反应的至少一统计变量的至少一估计量(如eCAP)基于测得的信号的先验知识。在实施例中，测得的信号的先验知识包括在刺激脉冲之后出现峰值神经反应的等待时间的知识(参见图4a-4c)。从而神经反应识别限于测得的信号的临床范围的峰值搜索。使用估计量的优点在于其使能更好地检测，独立于信噪比(SNR)。此外，计算上相对简单。本方案还为改进的嵌入的实时神经反应(如eCAP)检测铺平道路。
在实施例中，由处理单元和/或控制单元产生的信号或命令传给外部的非植入装置(如外部处理器或验配系统)，并在传回给植入件之前进行另外的处理。在实施例中，由处理单元和/或控制单元产生的信号或命令停留在可植入件中(不传给外部件或验配系统)。
在实施例中，助听装置包括适于位于耳蜗外面的参考电极。在实施例中，助听装置(如控制单元)配置成使得刺激电极与记录电极一样。在实施例中，助听装置(如控制单元)配置成使得刺激电极和记录电极为两个物理上不同的实体。
在实施例中，助听装置(如控制单元)配置成使得刺激时间段和测量时间段时间上连续。换言之，在该实施例中，刺激时间段和测量时间段时间上互补(不重叠)。作为备选，刺激时间段和测量时间段之间可存在时间上的重叠(如部分或完全重叠)，例如在刺激电极和记录电极为两个不同电极的情形下，和/或如果测量不同于eCAP的信号时，如eABR或其它脑诱发电位。
优选地，测量电路配置成包括至少一模拟元件。
在实施例中，测量电路包括模拟比较器，其包括第一和第二输入及表示第一和第二输入的比较的输出，其中第一输入在测量时间段期间连接到记录电极，由控制单元进行控制。
模拟比较器优选为电压比较器，配置成比较其两个输入处存在的两个电压(如确定其间的差)。在实施例中，模拟比较器包括运算放大器。在实施例中，模拟比较器由运算放大器构成，优选基于运算放大器的电压比较器。在实施例中，测量电路包括数字比较器。在实施例中，测量电路包括电流比较器。
在实施例中，处理单元包括数字处理器和到模拟比较器的AD-DA接口，该AD-DA接口具有模拟输入和模拟输出。优选地，到至少一模拟元件的AD-DA接口包括模数(A/D)转换器和数模(D/A)转换器。在实施例中，AD-DA接口的模拟输出连接到模拟比较器的第二输入。在实施例中，模拟比较器的输出连接到处理单元的AD-DA接口的模拟输入。在实施例中，AD-DA接口包括用于放大AD-DA接口的输入的可变放大器。
优选地，当对没有非自然信号的信号(如源自模拟比较器进行的消除的、非自然信号校正的测得信号)进行测量时，没有非自然信号的信号可被放大以增大记录增益。当记录小信号时，该解决方案使在增益和带宽之间均衡。比在记录单元正从记录电极直接采样信号时，处理单元可记录小得多的神经或诱发电位信号。优选地，可变放大由控制单元根据当前测量类型进行控制。优选地，可变放大器的放大在测量非自然信号期间相对低。优选地，可变放大器的放大在测量神经反应期间相对高。在实施例中，模拟比较器的输出连接到A/D转换器的输入(例如经可变放大器)。优选地，A/D转换器包括可变放大器。
该方法的优点在于测量在模拟域进行使得求减和放大的组合由模拟比较器(如运算放大器)提供，而处理单元配置成在A/D转换器中转换之后在数字处理器中处理模拟测量结果。从而结合模拟和数字信号处理以按最佳和相对简单的方式利用每一域(技术)的强度。
处理单元优选可配置成使能提取不同于耳蜗中神经细胞的直接反应的信号。例如，这可通过改变A/D转换器的采样速率(及可能放大)实现，藉此可提取来自神经系统的、在耳蜗和大脑听觉中心之间的其它部分的信号。因而，计划的系统提供用于非自然信号求减和听觉诱发电位嵌入记录的平台，不管它们来源如何(神经：ECAP，听觉脑干：EABR，听觉皮层：MLR & AECP)。
在实施例中，刺激电路配置成使得刺激信号包括一个或多个刺激脉冲。优选地，刺激脉冲为两阶段脉冲。两阶段脉冲包括正脉冲其后为负脉冲，或者负脉冲其后为正脉冲。
在实施例中，控制单元配置成使得刺激时间段至少包括从一个或多个刺激脉冲中的第一脉冲开始到一个或多个刺激脉冲中的最后脉冲结束的时间段。在实施例中，刺激电路配置成使得第一刺激信号包括两个刺激脉冲：由预定掩蔽-探测时间间隔分开的掩蔽脉冲和探测脉冲。优选地，掩蔽-探测时间间隔大于听觉神经的等待时间(以确保听觉神经对掩蔽脉冲的(第一)反应在探测脉冲开始之前已出现)。等待时间定义为从刺激脉冲开始直到可测量的电位(eCAP)由听觉神经产生为止的时间。听觉神经的等待时间例如为200-300μs级。该等待时间通常远长于典型的两阶段刺激脉冲的持续时间(如每刺激阶段为20μs级，即对于两阶段脉冲为40μs级)。
在实施例中，控制单元配置成在第一刺激信号的探测脉冲开始之后第一预定最大时间时的第一测量时间段中开始第一测量。(如非自然信号的)第一测量优选在该第一测量时间段或每一第一测量时间段中进行。优选地，在最后刺激脉冲开始之后的预定时间小于听觉神经的等待时间(以确保测量时间段包括可正常预期神经反应的时间段)。
优选地，例如在特定非自然信号求平均模式下，测量电路配置成比较来自记录电极的当前记录的模拟信号的模拟表示和预定如恒定信号，以提供当前模拟测量结果。在实施例中，当前模拟测量结果馈给处理单元的AD-DA接口以在数字处理器中进行处理或经通信接口传给外部件和/或验配系统。
在实施例中，刺激电路配置成提供在彼此之后出现、具有预定时间间隔的多个(或一系列)第一刺激信号，在每一第一刺激信号之间没有刺激脉冲。换言之，刺激电路配置成产生掩蔽脉冲和探测脉冲(对)的随后出现流(掩蔽脉冲和探测脉冲由预定掩蔽-探测时间间隔(MPI)分开)，每一掩蔽-探测脉冲对由没有任何刺激脉冲的预定时间间隔分开。优选地，控制单元配置成在每出现掩蔽-探测脉冲对(包括所提及的没有刺激脉冲的预定时间间隔)之后开始第一测量。在实施例中，控制单元配置成使得模拟比较器的第二输入(如AD-DA接口如D/A转换器的输出)在第一测量时间段期间设定为恒定电平(如零或GND)。从而直接测量测得的信号(MP)，其仅表示第一刺激信号(非自然信号)的瞬态。
优选地，每一第一测量时间段的测量结果在数字处理器中随时间求平均，藉此提供平均非自然信号(数字平均<MP>D)。
在实施例中，刺激电路配置成使得第二刺激信号包括一个刺激脉冲、探测脉冲，及其中控制单元配置成在第二刺激信号的探测脉冲开始之后第二预定最大时间时的第二测量时间段中开始第二测量。
优选地，例如在特定神经反应测量模式下，测量电路配置成将来自记录电极的当前记录的模拟信号(如来自探测脉冲的模拟信号PA(t)(t为时间))的模拟表示与来自处理单元的处理后的模拟信号(如数字平均非自然信号<MP>D的模拟版(<MP>D)A)进行比较，及提供当前模拟测量结果(如eCAPA＝PA(t)-(<MP>D)A)。在实施例中，当前模拟测量结果馈给处理单元的AD-DA接口(如提供数字eCAP信号(eCAPA)D(t))以在数字处理器中进行处理(如求平均，和/或以统计估计量为条件)或经通信接口传给外部件和/或验配系统。
在实施例中，第一和第二预定最大时间一样。
在实施例中，在特定神经反应测量模式下，在第二测量时间段期间，其中来自记录电极的测得的信号表示探测脉冲加神经反应的瞬态，处理单元和/或控制单元配置成使得从处理单元得到的平均非自然信号值或从处理单元确定的非自然信号值经AD-DA接口馈给模拟比较器的第二输入，其中模拟比较器的输出表示神经反应。
在特定神经反应测量模式下，在第二测量时间段期间，从处理单元得到的平均非自然信号值馈给模拟比较器的第二输入(经AD-DA接口)。来自记录电极的测得的信号(源自第二测量时间段)表示探测脉冲(非自然信号)加神经反应(如eCAP)的瞬态。因此，模拟比较器的输出表示神经反应(如果有的话)。
在实施例中，神经反应的确定由一个或多个另外的测量时间段中的一个或多个另外的测量完善，从而能使掩蔽脉冲(M)的瞬态(例如参见图4a)和/或偏置电平从测得的神经反应信号减去(以进一步隔离神经反应，例如参见[Undurraga et al.；2012])。
在实施例中，处理单元配置成从在第一或第二(和/或另外的)测量时间段之后获得的测量信号计算一个或多个统计变量的估计量。
在备选实施例中，代替如上所述的计算平均非自然信号，在使用助听装置的植入件之前，非自然信号在离线程序中进行估计如通过仿真。在实施例中，处理单元包括存储器，其包括有关非自然信号的表(作为脉冲振幅的函数)，即A(t),t＝tM,start-tM,end)。
在实施例中，处理单元和/或控制单元配置成经通信接口将识别的神经反应从听觉神经传给验配系统和/或外部件。
在实施例中，处理单元和/或控制单元配置成比较违反预定判据的一个或多个统计变量的估计量，这决定处理单元是否将信号或命令转发给外部件和/或验配系统。在实施例中，神经反应连同一个或多个统计变量的估计量一起传给外部件和/或验配系统。这些估计量例如可用于证明识别的神经反应的可靠性。
在实施例中，植入件的处理单元配置成使用神经反应的先验信息借助于受限峰值拾取算法识别神经反应。神经反应假定包括在最小等待时间lP1和最大等待时间LP1之间的时间间隔中具有正峰值等待时间的正峰值分量(P1)和在lN1及LN1的间隔中具有峰值等待时间的负峰值分量(N1)。神经反应振幅取为MAX(s(lP1<t<LP1))–MIN(s(lN1<t<LN1)，其中s(t)为测得的信号，及t为时间。MAX和MIN表示用于在数据集中分别确定最大值和最小值的算法。
在另一实施例中，植入件的处理单元配置成比较神经反应振幅及针对仅非自然信号的记录阶段计算的同样的估计量。在另一实施例中，神经反应振幅取为MEAN(s(lP1<t<LP1))–MEAN(s(lN1<t<＝LN1))。MEAN表示例如用于确定数据集的均(如平均)值的算法。
在实施例中，在正常运行模式期间，助听装置适于提供随频率而变的增益以补偿用户的听力损失。
在实施例中，助听装置包括用于将输入声音转换为电输入信号的输入变换器。在实施例中，助听装置包括定向传声器系统，其适于在佩戴助听装置的用户的局部环境中的多个声源之中增强目标声源。在实施例中，定向系统适于检测(如自适应检测)传声器信号的特定部分源自哪一方向。这可以现有技术中描述的多种不同方式实现。
在实施例中，助听装置还包括用于所涉及应用的其它有关功能，例如压缩、降噪等。数字助听器和相应处理算法的各个方面在[Schaub；2008]中描述。耳蜗植入型助听器的各个方面在[Clark；2003]中描述。
用途
此外，本发明提供上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的助听装置的用途。在实施例中，提供包括植入件的助听装置的用途。
方法
本申请进一步提供包括适于植入在用户耳朵处(头部中)的植入件的助听装置的运行方法，植入件包括适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极，该方法包括：
-在刺激时间段期间将刺激电路电连接到刺激电极并向刺激电极施加刺激信号；
-在测量时间段期间将测量电路电连接到记录电极并响应于刺激信号测量记录电极拾取的信号并提供测得的信号；
-在刺激时间段中控制施加刺激信号的定时及相对于刺激时间段控制测量时间段；及
-基于测得的信号识别听觉神经反应。
当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的助听装置的部分或所有结构特征可与本发明方法的实施结合，反之亦然。方法的实施具有与对应助听装置一样的优点。
在实施例中，修改电刺激的步骤设置成取决于是否识别到听觉神经反应。
在实施例中，基于测得的信号识别听觉神经反应的步骤包括求平均程序，其中来自记录电极的多个测得的信号被求平均。
电诱发复合动作电位(eCAP)通常在临床听力学中用于设定患者的耳蜗植入处理器的阈值电平。但从诱发电位估计阈值通常需要专家判断，这可能耗时。本发明助听装置及相应方法提供用于嵌入先进的实时计算能力的方案，以在通过遥测(通信接口)将神经反应估计量和/或刺激阈值返回给验配系统之前在植入件中对eCAP测量结果进行实时信号处理。
在实施例中，基于测得的信号识别听觉神经反应的步骤包括用于基于测得的信号的先验知识识别神经反应的统计识别算法。
在优选实施例中，关于eCAP等待时间、振幅和形状的先验知识系统地用于产生患者(听觉)阈值的鲁棒估计量。已设计基于似然比测试的使用阈值判据的eCAP检测算法。
在实施例中，神经反应识别算法包括使用神经反应的先验信息的受限峰值拾取算法，假定包括在最小等待时间lP1和最大等待时间LP1之间的时间间隔中具有正峰值等待时间的正峰值分量(P1)和在lN1及LN1的间隔中具有峰值等待时间的负峰值分量(N1)，及神经反应振幅取为MAX(s(lP1<t<LP1))–MIN(s(lN1<t<LN1)，其中s(t)为测得的信号，及t为时间。MAX和MIN表示用于在数据集中分别确定最大值和最小值的算法。
在另一实施例中，神经反应振幅与针对仅非自然信号的记录时间段计算的同样的估计量进行比较，神经反应振幅取为MEAN(s(lP1<t<LP1))–MEAN(s(lN1<t<＝LN1)。MEAN表示用于确定数据集的均(如平均)值的算法。
听音系统
另一方面，本申请提供包括上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的助听装置及包括辅助装置的听音系统。
在实施例中，该系统适于在助听装置和辅助装置之间建立通信链路以使信息(如控制和状态信号，可能音频信号)能进行交换或从一装置转发给另一装置。
在实施例中，辅助装置为或包括音频传输装置如音频网关设备，其适于接收多个音频信号(如从娱乐装置例如TV或音乐播放器、电话设备例如移动电话、或计算机例如PC)及适于选择和/或组合所接收的音频信号(或信号组合)中的适当信号以传给助听装置。在实施例中，辅助装置为或包括用于控制助听装置的功能和运行的遥控器。在实施例中，辅助装置为或包括电话如智能电话。
在实施例中，辅助装置为另一助听装置。在实施例中，听音系统包括两个助听装置，适于实施双耳听音系统如双耳助听器系统。
本申请的另外的目标由从属权利要求限定的及下面详细描述的实施方式实现。
除非明确指出，在此所用的单数形式的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或其组合。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合”到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入元件。如在此所用的术语“和/或”包括一个或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非明确指出，在此公开的任何方法的步骤不必须精确按所公开的顺序执行。
附图说明
本发明将在下面参考附图并结合优选实施例进行更详细地说明。
图1a-1b示意性地示出了验配系统在工作时连接到助听装置，其中图1a示出通过有线通信链路，图1b示出通过无线通信链路。
图2a-2c示意性地示出了根据本发明的助听装置的多个不同划分，在图2a的最基本形式的助听装置中，仅包括(自含式)植入件；在图2b的助听装置中，包括植入件和外部件并在其间具有无线通信链路；及在图2c的助听装置中，其与图2b一样，但外部件包括用于建立到植入件的无线链路的天线部分及用于处理音频信号的处理部分，及其中天线部分和处理部分通过有线链路(如线缆)连接。
图3示出了图2c的助听装置的进一步的细节。
图4a-4c示意性地示出了听觉神经电刺激和因刺激引起的神经反应的测量的示例性步骤，其中图4a示出了掩蔽刺激脉冲的瞬态的测量(M)；图4b示出了其后有探测刺激脉冲的掩蔽的瞬态的测量(MP)；及图4c示出了神经反应及探测刺激脉冲的瞬态的测量(P)。
图5示意性地示出了根据本发明的助听装置的植入件的刺激、测量和处理部分的实施。
图6示意性地示出了根据本发明的助听装置的植入件的实施例。
图7示意性地示出了利用峰值等待时间的先验知识的、神经反应统计估计量的参数。
为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所必要的细节，而省略其他细节。
通过下面给出的详细描述，本发明进一步的适用范围将显而易见。然而，应当理解，在详细描述和具体例子表明本发明优选实施例的同时，它们仅为说明目的给出。对于本领域技术人员来说，基于下面的详细描述，本发明的其它实施方式将显而易见。
具体实施方式
图1a-1b示出了验配系统在工作时连接到助听装置HAD，或通过有线通信链路(图1a中的“有线链路”)，或通过无线通信链路(图1b中的“无线链路”)。验配系统优选配置成开始将适当的刺激信号(如包括不同的刺激强度)施加到助听装置的植入件的所选电极并从植入件的处理单元接收所得的神经反应。验配系统优选还配置成基于所得的神经反应确定(对于所选电极的)阈值强度电平T，高于该电平时用户可将刺激感知为声音感觉。作为备选，阈值强度电平可在植入件中进行确定并非必须地转发给验配系统。
图2a-2c示出了根据本发明的助听装置的多个不同划分。图2a示出了最基本形式的助听装置HAD，其仅包括优选自含式(如由电池驱动并包括输入变换器如传声器和适当的处理能力)植入件IMPp。图2b示出的助听装置HAD包括植入件IMPp和外部件EXTp并在其间具有无线(如感应)通信链路“无线链路”。外部件EXTp例如可包括输入变换器如传声器及用于增强所接收的电输入信号及可能根据当前输入信号准备用于刺激植入件IMPp的电极的方案的信号处理单元。外部件EXTp还可包括天线和收发器电路，用于将刺激信息(可能及对应的能量)传给植入件IMPp(其包括对应的天线和收发器电路以建立无线链路，从而使能接收所传输的信号和能量)。图2c示出了与图2b一样的助听装置HAD，但其中外部件EXTp包括用于建立到植入件IMPp的无线链路的天线部分ANTp及用于处理音频信号的处理部分BTEp，及其中天线部分和处理部分通过有线链路(“有线链路”如线缆)连接。图2c的实施例在图3中进一步详细示出。
图3示出了根据本发明的助听装置的实施例。图3示出了“正常运行情形”，其中植入件IMPp的电极ELEC根据系统的外部件(在此为外部件BTEp，例如适于位于用户耳后)的传声器拾取的声输入信号AInS、在外部件BTEp中产生的相应当前刺激方案、及经植入件IMPp和外部天线部分ANTp之间的通信链路Com-Link传给植入件的附随的必要电能进行刺激。
外部件BTEp包括正向信号通路，其包括：
-传声器；
-A/D转换器“A/D”，用于通过以采样频率fs采样模拟输入信号而将模拟输入信号转换为数字信号；
-预加重滤波器PEF(如FIR滤波器)，用于使输入电平适应正常听力人员的响度感知(心理声学适应)；
-分析滤波器组A-FB，用于将单一时变输入信号转换为p个频带的时变信号(I1:Ip)。分析滤波器组例如可包括提供p＝64个频带的128点FFT(或作为备选，其后具有包络检测器的滤波器组)；
-再分组单元REGR，用于将p个频带分配给等于所使用电极数量的q个信道(CH1:CHq)，例如q＝20，可基于用户数据(参见单元“用户特有数据”)配置，例如基于Bark标度或“临界频带”；
-降噪算法NR(基于用户特有数据)，适于衰减判断为不是目标信号的一部分的信号分量，降噪算法例如独立地作用于每一信道(CH1:CHq)的信号；
-压缩方案COMP(基于用户特有数据)，适于对每一信道(CH1:CHq)的输入信号提供随电平而变的压缩；
-刺激发生器STG，用于产生每一信道(CH1:CHq)的刺激的表示，特定信道的刺激对应于在特定时间点将施加到植入件的对应电极的、特定频率范围的特定强度；
-本机能源BAT如电池例如可再充电电池，用于对助听装置的部件(BTEp,ANTp,IMPp)供电；及
-刺激数据编码单元COD-PW(基于用户特有数据)，用于产生方案，包括提供用于刺激植入件IMPp的每一(活动)电极ELEC(最大q个电极，通常比其少)的能量，及将刺激(或编码的刺激)和能量经线缆转发给天线部分ANTp。
“用户特有数据”单元可表示保存在存储器中的BTEp件的用户数据或在验配期间读入各个算法的用户数据(或二者的结合)。
在备选实施例中，外部件BTEp的元件包括在植入件IMPp中，藉此助听装置为自含式装置(参见图2a)。在该实施例中，只需要到验配系统的通信链路。
在图3的实施例中，线缆(在BTEp端和ANT-p端分别标记为到ANTp的线缆及来自BTEp的线缆)将BTE件BTEp连接到天线部分ANTp并向天线部分ANTp提供分开的数字数据和功率(标记为“刺激-数据+功率”)。
天线部分ANTp适于位于用户耳朵处，从而使能与植入件IMPp建立通信链路Com-link。天线部分包括：
-形成其一部分的功率和数据混合单元(如包括晶体振荡器)；
-感应发射器(及后链接收器)TX(Rx)及天线线圈Ant。
植入件IMPp包括：
-感应天线线圈Ant和接收器(及后链发射器)RX(Tx)；
-具有多个电极ELEC的载体，每一电极与刺激单元STU的电流源和用于通过电容器捕获神经反应的电压测量单元(图5中的单元VM和COMP)；
-刺激单元STU包括：
--数据提取电路，用于提取配置数据和刺激数据；
--电流发生器，用于产生将要施加到电极ELEC的刺激电流(基于所提取的刺激数据)；
-到电极的接口，包括电容器和用于在各个电极及其到刺激单元STU和测量单元MEU的连接之间切换的开关SW；
-运算放大器(图5中的COM，形成图6中的测量单元MEU的一部分)及用于处理和识别神经反应测量(如eCAP)的处理单元PU(包括图5中的数字处理器DSP)；及
-控制单元CONT，配置成控制在刺激时间段中施加刺激信号的定时及相应刺激电极(经开关单元SW)连接到刺激单元STU和在测量时间段中所得反应的测量及相应记录电极(经开关单元SW)连接到测量单元MEU。
感应优选双向通信链路Com-link(如包括4MHz载波)由天线部分ANTp和植入件IMPp的感应线圈Ant在位于工作位置(耳朵附近，人皮肤的每一侧上)时建立。从植入件到天线部分(及BTE件)的后链基于“负载通信”。由于两个天线线圈之间的感应耦合，任何电流流到植入件中可在天线部分感测到。从而数据-消息可传给BTE件的处理器(如植入状态信号(如功率电平)、电极测量数据(阻抗和eCAP))。后链数据例如可使用脉宽调制(PWM)编码在信号中。作为备选，可应用数字编码方案。
外部件BTEp和ANTp可按不同于图3中所示的任何其它适当方式进行划分。在实施例中，BTE件BTEp的输出为a)表示电极刺激的数字编码的数据；及b)电池电压，而天线部分ANTp包括4MHz晶体振荡器，其输出与编码数据混合以提供开-关编码信号，该信号经感应链路传给植入接收器。
在验配情形下或运行期间，神经反应(如eCAP)和/或电极阻抗测量结果传给验配系统以根据用户特定需要设置助听装置，或经天线部分ANTp直接传送，或经BTE件BTEp。
表示来自传声器的声信号的模拟电信号在模数转换器(A/D)中转换为数字音频信号。模拟输入信号以预定采样频率或速率fs进行采样，fs例如在从8kHz到48kHz的范围中(适应应用的特定需要)以在离散的时间点tn(或n)提供数字样本xn(或x[n])，每一音频样本通过预定的比特数Ns表示声信号在tn时的值，Ns例如在从1到16比特的范围中。数字样本x具有1/fs的时间长度，对于fs＝20kHz，如50μs。在实施例中，多个音频样本按时间帧进行布置。在实施例中，一时间帧包括64个音频数据样本。根据实际应用可使用其它帧长度。
在实施例中，分析滤波器组A-FB包括用于提供输入信号的时频表示的TF转换单元。在实施例中，时频表示包括所涉及信号在特定时间及频率范围的相应复值或实值的阵列或映射。在实施例中，TF转换单元包括滤波器组，用于对(时变)输入信号进行滤波并提供多个(时变)输出信号，每一输出信号包括不同的输入信号频率范围。在实施例中，TF转换单元包括傅里叶变换单元，用于将时变输入信号转换为频域中的(时变)信号。在实施例中，助听装置考虑的、从最小频率fmin到最大频率fmax的频率范围包括典型的人听频范围20Hz-20kHz的一部分，例如范围20Hz-8kHz或12kHz的一部分。
图4a-4c示出了听觉神经电刺激和因刺激引起的神经反应的测量的示例性步骤，图4a-4c分别示出了第一非自然信号(步骤1：非自然信号#1)和第二非自然信号(独自)(步骤2：非自然信号#2)及非自然信号加eCAP(步骤3：非自然信号+eCAP)的测量。
图4a示出了掩蔽刺激脉冲的瞬态的测量(M)。图4b示出了其后有探测刺激脉冲的掩蔽的瞬态的测量(MP)。图4c示出了神经反应及探测刺激脉冲的瞬态的测量(P)。如图4a中所示，来自掩蔽脉冲M的瞬态反应在特定测量时间段中进行测量。如图4b中所示，保持在记录窗口处(测量时间段)的、掩蔽M加探测P脉冲信号的组合的瞬态同样进行测量。最后，如图4c中所示，源自探测脉冲的神经反应(及探测脉冲的瞬态)同样在测量时间段中进行记录。同样的过程结合[Undurraga et al.；2012]的图2描述，其中确定ECAP(t)＝M(t)+P(t)-MP(t)。从而，项M(t)-MP(t)理想地仅表示探测脉冲的瞬态反应(的复数)，使得P(t)+[M(t)-MP(t)]独自表示神经反应eCAP。
靠近神经的电极上的电刺激脉冲导致可测量的电位eCAP，但其伴随一定等待时间Tlat，相对于刺激脉冲开始tS,start而言(例如参见图4a、4b)。等待时间为200-300μs级。等待时间通常远长于典型的两阶段刺激脉冲的持续时间Tp(如40μs级)。神经在刺激之后具有一定不应期，其中其不能对新刺激作出反应。不应期分为绝对和相对不应期。在绝对不应期，这是在此感兴趣的地方，无论刺激大小如何，观察不到(第二)神经反应。听觉神经的绝对不应期例如为0.5ms到1ms级。为确保在第一(掩蔽，M)脉冲和第二(探测，P)脉冲已施加到电极之后(如图4b中所示)只有刺激(的瞬态部分)保留在测量时间段中，在两个脉冲之间消逝的时间(所谓的掩蔽探测间隔，MPI)应比(绝对)不应期短，如图4b的步骤2所示(非自然信号#2测量)。另一方面，为确保听觉神经对掩蔽脉冲M的(第一)反应在探测脉冲开始之前已出现(参见图4b)，掩蔽-探测时间间隔MPI配置成大于听觉神经的等待时间Tlat。植入件(如图6中的控制单元CONT)配置成在MP刺激信号(掩蔽+探测)的探测脉冲开始之后第一预定最大时间Tp+Tx时的第一测量时间段Tm中开始第一测量。
掩蔽-探测信号MP的掩蔽信号M的瞬态(图4a)、神经反应及探测信号P的瞬态(图4c)的测量在特定测量时间段(或窗口)中进行。测量时间段具有记为的、在测量开始时间tM,start和测量结束时间tM,end之间的持续时间Tm(参见图4a-4c中记为“测量时间段”的灰色矩形框)。优选地，在P刺激脉冲开始之后的预定最大时间Tp+Tx小于听觉神经的等待时间(以确保测量时间段包括可预期神经反应的时间段，参见图4c)。为测量掩蔽及掩蔽-探测脉冲在适当时间的瞬态以用于识别(可能的)神经反应eCAP，测量时间段Tm的开始时间tM,start相对于刺激开始时间tS,start同时设置。测量时间段的开始时间tM,start例如在图4a-4c中定义为tM,start＝tS,start+Tp+MPI+(Tp+Tx)。
可增加另外的改进神经反应的识别的校正步骤，包括测得的神经反应信号的后处理。
用于在植入件中测量神经反应的电路的简化图，例如包括如图4a-4c中所示的步骤(如仅包含图4b-4c的步骤)，如图5中所示。
图5示出了根据本发明的助听装置的植入件的刺激、测量和处理部分的实施例。
植入件IMPp包括刺激单元STU，其包括用于产生电流刺激脉冲并将其施加到一个或多个电极ELEC的电流源I。电极通过电容器(以避免漏电流在周围液体中引起电解活动)与电流源(及与测量单元(图6中的MEU)，例如包括电压放大器VM和/或模拟比较器COMP)分开。作为备选或另外，植入件IMPp包括用于产生电压脉冲并将其施加到一个或多个电极的电压源。优选地，根据植入件电路的配置，可施加两种类型的刺激，例如在验配期间进行。优选地，刺激脉冲(电流或电压)的持续时间Tp和/或振幅可配置(如经控制单元，参见图6中的CONT)。
在刺激脉冲已施加到电极(或一对电极)之后及在仅记录非自然信号(参见图4a、4b)或记录非自然信号和神经反应(如eCAP，参见图4c)之前，电流源与电极ELEC断开连接，参见图5中的象征性的接触开关(及图6中的开关单元SW)。受刺激的电极或相邻的测量或记录电极之后连接到电压测量电路(参见模拟比较器COMP，如运算放大器，例如低功率差分电压放大器，例如来自Texas Instruments的INA333或类似放大器)。如果一个耳蜗内电极用于刺激，参考电极REF-EL用作“汇点”(单极刺激)。作为备选，两个耳蜗内电极可用于刺激和测量(相同或不同，双极刺激)。
电流刺激的选择和施加到特定电极及随后的电压响应由控制单元(参见图6中的单元CONT)管理，未在图5中示出。数字信号处理器DSP执行非自然信号“求平均”和eCAP识别。
在验配时，对于特定刺激电极，刺激信号的起始值例如基于以经验为主确定的中等水平的刺激强度IS。在其基础上，识别到(可能的)具有强度IECAP的听觉神经反应信号eCAP。如果识别到反应，则以递减的刺激强度值IS重复测量。从而确定阈值电平T，例如通过外推法(或更复杂的方法)得到测得的eCAP强度IECAP对刺激强度IS曲线。舒适电平C通常基于统计数据进行估计(高T＝>高C，低T＝>低C)。如果未识别到反应，则可以递增的刺激强度值IS进行一个或多个测量以确定阈值或决定刺激(和/或记录)电极是否正常工作。在实施例中，eCAP测量仅对部分电极进行(如几个，例如1或2)。作为备选，可对大部分或所有电极确定阈值。eCAP例如使用图4a-4c中所述的方法进行识别，例如基于神经反应信号的先验知识结合统计估计量进行。根据本发明的自动化方法有助于植入件的多个如大部分或所有耳蜗内电极的听觉阈的测量和计算。从而，针对特定用户需要验配助听装置变得更精确和/或可更快地进行。
神经反应的测量在图5中示意性地示出并在下面概述，其中非自然信号记为N(噪声)，神经反应信号记为S(信号)，模拟信号由后缀A标记(例如Nest,A表示模拟估计的非自然信号Nest)，及数字信号由后缀D标记(例如Sest,D表示数字估计的神经反应信号Sest)。
模拟比较器COMP的第一输入(-)(在神经反应测量时间段期间)为模拟、估计的时变非自然信号Nest,A(未指明时间变量t)。模拟比较器COMP的第二输入(+)为与非自然信号N混合的神经反应(eCAP,S)。测得的信号S+N，例如如图4c中所示源自探测刺激脉冲P，为模拟信号，因此记为(S+N)A。估计的非自然信号Nest,A在模拟比较器中从神经反应加非自然信号(S+N)A减去，从而将表示神经反应eCAP的模拟信号SA提供为输出：SA＝(S+N)A-Nest,A。神经反应eCAP的值SA在D/A转换器中数字化，从而提供(时变)数字神经反应值(SA)D以在数字信号处理器DSP中进一步处理。神经反应测量可重复Q次。eCAP的数字平均可确定为Sest,D＝(1/Q)SUM((SA)D)＝<(SA)D>。作为备选或另外，处理单元PU配置成基于测得的信号的先验知识从测得的(数字化)信号(SA)D估计神经反应，参见下面的图7。识别的神经反应信号eCAP(Sest,D)或源自其的信号f(Sest,D)可(例如在处理单元PU中)用于确定受刺激的电极的听觉阈和/或经通信链路COM-LINK转发给外部件和/或验配系统。
Nest例如通过重复图4b中所示的掩蔽+探测刺激M次进行确定(在非自然信号测量时间段期间的每一测量之间具有适当的空闲时间)，其中非自然信号NA(t)为模拟比较器COMP的第二输入(+)的输入，第一输入(-)例如接地(设为零电位)。每一非自然信号测量结果NA(t)在处理单元PU的D/A转换器中数字化并提供(NA)D(t)i的M个数字值，i＝1,2,…,M，其在数字信号处理器DSP中求平均，从而提供数字平均非自然信号值<(NA)D(t)>＝(1/M)SUM((NA)D(t)i)。作为备选，求平均算法在DSP中用于提供移动平均，从而避免同时存储所有M个值。数字平均非自然信号值<(NA)D(t)>在处理单元PU的A/D转换器中转换为模拟信号Nest,A＝(<(NA)D(t)>)A。代替如上所述的计算平均非自然信号，Nest可通过其它方法确定。在实施例中，非自然信号在使用助听装置的植入件之前在离线程序中估计，例如通过仿真。在实施例中，处理单元PU包括存储器，其包括相应非自然信号的表(作为脉冲振幅的函数)，即Nest(t),t＝tM,start-tM,end。具有当前刺激信号的信息的控制单元例如配置成从存储器读对应于刺激信号的平均非自然信号值Nest(t)并在神经反应测量时间段将其从神经反应信号减去。
图6示出了根据本发明的助听装置的植入件的实施例。图6中的助听装置实施例包括图5中的植入件实施例中所示的元件，且它们按结合图5所述相互作用。图6还示出了外部件EXT-P和/或验配系统，其配置成能够经(有线(CAB)或无线(WL))通信链路COM-LINK通过用户的皮肤与植入件交换信息。通信链路COM-LINK分别包括外部件和植入件中的收发器单元EXTp-Rx/Tx和IMPp-Rx/Tx。
植入件IMPp包括适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极ELEC，及适于位于耳蜗外面并向植入件的各个电子单元提供参考电压REF的参考电极REF-EL。电极之一为刺激电极ST-EL，另一个为记录电极REC-EL。植入件IMPp还包括刺激单元STU，其在刺激时间段期间电连接到刺激电极ST-EL并配置成向刺激电极ST-EL施加刺激信号STS。植入件IMPp还包括测量单元MEU，其在测量时间段期间电连接到记录电极REC-EL并配置成响应于刺激信号STS测量记录电极REC-EL拾取的信号RES并提供测得的信号ME-R。植入件IMPp还包括控制单元CONT，配置成在刺激时间段控制施加刺激信号STS的定时及相对于刺激时间段控制测量时间段，及包括处理单元PU，配置成在测量时间段记录测得的信号ME-R并基于测得的信号ME-R识别听觉神经反应(如eCAP)。植入件IMPp还包括开关单元SW，其包括使多个电极ELEC中的每一电极在特定时间点能选择为刺激电极ST-EL和/或记录电极REC-EL的多个开关件(如晶体管)。控制单元CONT配置成控制刺激单元STU(经信号ST-C)和开关单元SW(经信号SW-C)。优选地，处理单元PU配置成基于判据从测得的神经反应信号产生信号或命令并将这些信号MR转发给控制单元CONT。这些从测得的神经反应信号提取的信号或命令(可能及植入件的状态信号(如电压、可用能量估计量等))例如可经通信链路COM-LINK转发给外部件如BTE件或验配系统，参见信号M-FB。用于经刺激单元STU、电极ELEC、测量单元MEU(包括电压测量单元VM和模拟比较器COMP)、处理单元PU(包括A/D和D/A转换器、可变电压放大器V-AMP和数字信号处理单元DSP)提取神经反应信号eCAP的测量周期及比较器COMP的模拟输入信号MES和PRS的作用结合图4a-4c和图5描述。从D/A转换器到比较器COMP的模拟输入信号PRS表示(在非自然信号测量模式下)恒定电压(如0V)或(在神经反应测量模式下)拟(在模拟域中，从包括神经反应eCAP的模拟测量信号MES)减去的平均非自然信号值。数字信号处理单元DSP包括数字处理器PR，用于处理(来自A/D转换器的)输入数据并将处理后的数据提供给a)D/A转换器以在植入件处理程序中使用及b)控制单元CONT以转发给通信接口COM-LINK和/或用于控制刺激单元STU、电压放大器V-AMP和/或开关单元SW(可能及整流器和电源单元RECT-PWR)。数字信号处理单元DSP包括同步单元SYNC(由来自控制单元的信号ME-C控制)，用于同步不同运行模式(第一非自然信号的刺激和测量(参见图4a)、第二非自然信号的刺激和测量(参见图4b)、神经反应的刺激和测量(参见图4b)等)。
植入件还包括整流器和电源单元RECT-PWR，用于使刺激信号STIM与电源分开，尤其是用于对经通信链路COM-LINK从外部件如BTE件或验配系统进入的AC信号ST-PW(包括信息和功率)进行整流。整流器和电源单元RECT-PWR向植入件提供必要的电源电压。在自含式完全植入的助听装置中，整流器和电源单元RECT-PWR由电池如(无线)可再充电电池代替。
在一些现有技术解决方案中，平均的eCAP信号传给验配系统，听觉病矫治专家/医生评估该信号并决定所接收的信号是否为神经反应eCAP。作为备选，已提出用于辨认eCAP的、基于人工智能(AI)的外部系统。[Undurraga et al.；2012]的文章描述了使用统计学决定是否存在eCAP(假定无关联的高斯噪声分布，eCAP＝Max-Min＝P2-N1；P2(或P1)＝神经反应信号的正峰值的最大值；N1＝神经反应信号的负峰值的最小值(峰值的最大和最小值在图7中定义))。
在本发明中，提出了不同的(统计)方法。该方法基于受试者操作特性(ROC)曲线，其图示了当阈值在“真”和“假”之间变化时二元分类器(如真、假)的性能。这种eCAP的识别可通过植入的处理单元PU如DSP实现。
在优选实施例中，eCAP等待时间、振幅和形状的先验知识系统地用于产生患者(听觉)阈值的鲁棒估计。已设计基于似然比测试的、使用阈值判据的eCAP检测算法。
在实施例中，神经反应识别算法(估计器)包括使用神经反应的先验信息以固定等待时间算法采样。包括正峰值分量P1和负峰值分量N1的、随时间而变的神经反应假定展现相应的(固定)峰值等待时间LP1和LN1。在该估计器中，神经反应振幅取为s(t＝LP1)–s(t＝LN1)，其中s(t)为测得的信号，t为时间。
图7示意性地示出了利用峰值等待时间的先验知识的、神经反应的固定等待时间算法统计估计器的参数N1,P1,LP1,LN1,s(t＝LP1)和s(t＝LN1)。
然而，优选地，神经反应识别算法(估计器)包括使用神经反应的先验信息的受限的峰值拾取算法，假定包括在最小等待时间lP1和最大等待时间LP1之间的时间间隔中具有正峰值等待时间的正峰值分量P1和在lN1及LN1的间隔中具有峰值等待时间的负峰值分量N1，及神经反应振幅取为MAX(s(lP1<t<LP1))–MIN(s(lN1<t<LN1))，其中s(t)为测得的信号，及t为时间。该使用等待时间的先验知识将峰值搜索限于临床范围的、用于eCAP检测的估计器被发现独立于信噪比(SNR)提供更好的检测。此外，其计算上花费不多因而适合嵌入的实时eCAP检测(即由植入的处理器进行)。
总之，包括处理单元PU如DSP的植入件可有利地执行下述任务：
-对非自然信号响应进行建模；
-统计分析eCAP信号以识别真正的神经反应信号；
-确定听觉阈；
-执行其它电(或声)诱发电位测量(如脑干测量)。
后者通过改变A/D转换器的采样频率进行，植入系统可测量源自远离耳蜗听觉神经(负责eCAP)的大脑的听性脑干反应(ABR)或其它(弱)信号。
本发明由独立权利要求的特征限定。从属权利要求限定优选实施方式。权利要求中的任何附图标记不意于限定其范围。
一些优选实施例已经在前面进行了说明，但是应当强调的是，本发明不受这些实施例的限制，而是可以权利要求限定的主题内的其它方式实现。
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Claims (9)

1.一种助听装置，包括适于植入在用户耳朵处的植入件，其中所述植入件包括：
-适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极；
-刺激电路，在刺激时间段期间电连接到刺激电极并配置成向所述刺激电极施加刺激信号；
-测量电路，在测量时间段期间电连接到记录电极并配置成响应于所述刺激信号测量所述记录电极拾取的信号并提供测得的信号；
-控制单元，配置成在刺激时间段控制施加所述刺激信号的定时及相对于所述刺激时间段控制所述测量时间段；及
-处理单元，配置成在测量时间段记录测得的信号并基于所述测得的信号识别听觉神经反应；
其中，
所述测量电路包括模拟比较器，其包括第一和第二输入及表示第一和第二输入的比较结果的输出，其中第一输入在所述测量时间段期间连接到所述记录电极，由所述控制单元进行控制；
所述处理单元包括数字处理器和到所述模拟比较器的AD-DA接口，所述AD-DA接口具有模拟输入和模拟输出；
所述AD-DA接口的模拟输出连接到所述模拟比较器的第二输入；
所述模拟比较器的输出连接到所述处理单元的AD-DA接口的模拟输入。
2.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述处理单元配置成计算从所述测得的信号获得的至少一统计变量的至少一估计量。
3.根据权利要求2所述的助听装置，其中所述处理单元配置成使用所述至少一估计量识别听觉神经反应。
4.根据权利要求2所述的助听装置，其中所述处理单元配置成基于应用于在处理单元中计算的至少一估计量的判据产生信号或命令。
5.根据权利要求1所述的助听装置，包括具有多个开关件的开关单元，其使所述多个电极中的每一电极在特定时间点能被选择为刺激电极和/或记录电极。
6.根据权利要求5所述的助听装置，其中所述控制单元配置成使用所述信号或命令以控制一刺激单元和所述开关单元。
7.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述控制单元配置成识别听觉神经对特定刺激电极在多个不同电平的刺激信号时的反应，及从听觉神经反应确定刺激的阈值电平。
8.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述AD-DA接口包括用于使所述AD-DA接口的输入放大可配置放大因数的可变放大器。
9.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述控制单元配置成改变采样速率和/或所述AD-DA接口的放大因数，藉此可提取来自神经系统的、在耳蜗和大脑听觉中心之间的其它部分的信号。
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