CN105214212A - 包括可植入部分的助听装置 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了一种包括可植入部分的助听装置，所述可植入部分用于电刺激用户的听觉神经并包括：电流源发生器；电极阵列，配置成位于耳蜗阶之一内或与听觉神经相邻或者位于听觉脑干处；其中所述助听装置配置成产生由所述电流源发生器传送的时变波形，所述时变波形包括正斜率正脉冲。

Description

包括可植入部分的助听装置
技术领域
本申请涉及助听装置及刺激听觉系统的方法，尤其涉及耳蜗神经的电刺激。本发明具体涉及包括用于电刺激用户的听觉神经的可植入部分的助听装置。
本申请还涉及助听装置的运行方法，该助听装置包括可植入部分。
本申请还涉及包括处理器和程序代码的数据处理系统，程序代码使得处理器执行本发明方法的至少部分步骤。
本发明提出的用于提供适当的刺激波形的方案通常可应用于电神经刺激。例如，本发明的实施可用在如耳蜗植入助听装置的应用中。
背景技术
下面的背景技术说明涉及本申请的应用领域之一，即用于耳蜗神经的电刺激的助听器，通常称为“耳蜗植入听力(助听)装置”或简单地称为“耳蜗植入物”(CI)。
耳蜗植入助听装置已面市许多年并具有多种配置，但通常包括：
a)可植入在耳蜗的不同位置、使能刺激听频范围的不同频率的多个电极；
b)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的脉冲序列的外部部分；
c)用于同时传输关于刺激序列的信息及传送能量的(通常无线，如感应)通信链路；
d)使能产生刺激并将其施加到适宜电极的植入部分。
前述系统例如在US4,207,441和US4,532,930中描述。
耳蜗植入物电刺激耳聋患者的听觉神经以产生声音感知。CI装置通常具有12和24之间的处理通道，其编码不同耳蜗位置处的声能级。由于鼓阶(即电极阵列位于其中的耳蜗管道)内的电流分布，谱分辨率降低，当激活通道的数量增加到高于约8-12个时，耳蜗植入物患者的语音感知性能未提高。这与正常听力听者相反，在使用语音声码器的心理声学研究中其受益于处理通道的数量增加。
该问题众所周知及已预见不同的解决方案来解决它。大多数文献已使用多极刺激干涉聚焦电流。这种电流聚焦技术依赖于使用多个源的波束形成的一般原理。波束形成在多个不同的技术中使用，如雷达或传声器阵列。由于不同原因，电流聚焦的结果令人失望。首先，功耗随使用的通道数量线性增加。其次，聚焦电场可具有来自产生聚焦的旁瓣的阈下效应。由于这些缺陷，减少兴奋分布的其它文献在不断发展中。最近，另一方法已使用通过红外范围的激光脉冲产生的光刺激。这种新的刺激技术可能不具有同样的分布水平，但其功耗在目前仍然非常高。
发明内容
本发明描述基于刺激波形的时间波形的用于聚焦神经兴奋的方案。
所提出的方案依赖于使用特别设计的脉冲形状，其优选与离子通道的动力学交互作用以仅激活刺激位置周围的神经元的有限区域。
通常，现有技术电刺激脉冲具有方形，这意味着电流瞬间(或受限于装置和媒介的物理性质，几乎瞬间)上升。脉冲的效果在电极前面更强，及刺激强度随到刺激电极的距离降低。应注意，从更远离神经元的角度，只有方形脉冲的振幅变化。
对于具有不同形状的脉冲，如三角形脉冲，或任何具有斜坡的脉冲，如本发明中提出的，不仅脉冲的振幅(随距离)变化，而且斜坡的斜率变化。更具体地，神经元越远，该神经元看到的刺激的上升斜率越浅。
需要了解的是，如果隔膜的去极化速率比某一“斜率阈值”慢，某些离子通道阻止神经元放电。该效应已在听觉系统的许多神经元中观察到(例如参见)。在那种情形下，该效应因(低电压激活的)钾(K+)电流IKLVA的存在引起。但其它离子通道可能以特别的方式对刺激波形的时间波形作出反应。
这种对上面提及的问题的解决方案是通过使用来自刺激波形的时间波形和离子通道的动力学交互作用来减少兴奋分布。以那种方式使兴奋场的空间范围变窄是简单且有效的，因为其不依赖于增加其它电流源，而增加其它电流源意味着额外的功耗。
此外，可对神经元进行遗传学或药理学生物工程处理以表达或产生根据所需结果增强或减小该效应的特定离子通道。
本申请的目标在于通过耳蜗植入助听装置改善耳蜗神经的电刺激。
本申请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，其包括用于电刺激用户的听觉神经的可植入部分。该植入部分包括：
-电流源发生器；
-电极阵列，配置成位于耳蜗阶之一内或与听觉神经相邻或者位于听觉脑干处；
-助听装置配置成产生由电流源发生器传送的时变波形，所述时变波形包括正斜率正脉冲。
这具有使得通过来自特定电极的电刺激放电的神经元具有更小的空间分布的优点。
在本说明书中，术语“正斜率正脉冲”指波形包括正脉冲，其故意为非方形，因为其包括具有正斜率(或有限正切线)的段，其后为下降沿。此外，正斜率脉冲包括非线性如分段线性部分(如包括多个小的上升和平坦阶段或台阶)，或者展现(如单调)连续函数路线(如指数或对数)的部分，其宏观上使得振幅随正斜率脉冲的宽度增加。
这具有使能调制神经放电概率或神经放电时间准确度或者同时调制二者的优点。具体地，不需要额外的电流源(这要求能量“聚焦”或“导引”电场图)即可使得空间兴奋更窄可有利地通过本发明的实施实现。
在实施例中，包括正斜率正脉冲的时变波形包括(第一)上升沿和(第二)下降沿，其中下降沿的高度大于上升沿的高度。在实施例中，时变波形包括上升沿，其后为实质上单调增长的段，再其后为下降沿。在实施例中，上升沿具有比中间段的斜率大的正斜率，如至少两倍或至少5倍大。在实施例中，时变波形包括上升沿，其后为中间段，再其后为下降沿，其中第一(上升)沿的高度小于第二(下降)沿的高度。在实施例中，上升沿的高度实质上为零。在实施例中，正脉冲实质上为三角形。
在实施例中，时变波形包括二阶段斜率的对称波形刺激脉冲。在实施例中，时变波形包括负斜率负脉冲。在实施例中，负斜率负脉冲包括第一沿和第二沿，其中第一沿的高度小于第二沿的高度。
在实施例中，助听装置配置成使时变波形动态适应当前输入信号(如包括来自环境的声音或从音频源直接接收的音频信号)。在实施例中，助听装置配置成根据当前输入信号改变正斜率正脉冲的斜率。在实施例中，多电极阵列的一些电极用包括倾斜正脉冲的时变波形刺激，而多电极阵列的其它电极用包括其它波形如方形正脉冲的时变波形刺激。在实施例中，多电极阵列的一个或多个特定电极在第一时间段用包括倾斜正脉冲的时变波形刺激而在第二时间段用包括其它波形如方形正脉冲的时变波形刺激。在实施例中，第一和第二时间段根据当前输入信号(如其特征、语音、音乐、噪声等)进行确定(如动态确定)。在实施例中，第一和第二时间段根据当前声环境进行确定。这具有使能对声音的不同性质分配不同策略以“传给”用户的优点。
在实施例中，助听装置配置成使时变波形动态适应当前输入信号，例如以相较于使用方形脉冲优化(实现更小的)功耗。
在实施例中，助听装置配置成使得时变波形刺激脉冲根据当前输入信号的频率含量进行宽度调制。换言之，当前输入信号在特定频率范围和特定时隙的能含量越大，时变波形刺激脉冲越宽。在实施例中，助听装置配置成使得时变波形刺激脉冲根据当前输入信号的频率含量进行振幅调制。换言之，当前输入信号在特定频率范围和特定时隙的能含量越大，时变波形刺激脉冲的振幅越大。在实施例中，助听装置配置成使得时变波形刺激脉冲根据当前输入信号的频率含量进行宽度和振幅调制。
在实施例中，电流源发生器配置成使用一个或多个电流源传送时空电流波形，其中时间图案适于诱发预定空间兴奋图案(即神经反应概率的空间图案或神经颤抖的空间图案)。时间图案可以在线(在助听装置运行期间)或离线方法进行调整。
在实施例中，助听装置包括多电极阵列，例如包括多个适于邻近用户的听觉神经位于耳蜗中的电极的载体形式。该载体优选为柔性载体以使能将电极适当地定位在耳蜗中从而实现电极可插入在耳蜗中。优选地，各个电极沿载体的长度方向空间分布以在载体插入在耳蜗中时提供对应的沿耳蜗中的耳蜗神经的空间分布。
当植入部分植入在人身体中时，电极优选完全或部分位于人的耳蜗中，使得电刺激信号能施加到听觉神经及使得能测量对刺激的(潜在)包括来自神经的反应的反应信号。作为备选或另外，电极可位于听觉脑干处(从而使助听装置能拾取诱发的脑干反应，例如电诱发听性脑干反应(eABR))。
在实施例中，助听装置仅由一个完全植入部分组成。
在实施例中，助听装置包括至少一外部部分及配置成使能在装置的外部部分和植入部分之间交换数据的通信链路。
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，助听装置包括一个以上电极阵列。前述情形的例子可以是1)双耳情形，其中两个阵列(同一装置内两只耳朵各一个)由同一处理器刺激；或者2)多阵列情形(对于已骨化耳蜗)，其中几个(短)电极阵列用于一个耳蜗。
在实施例中，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，助听装置包括用于增强输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元。耳蜗植入助听装置的各个方面在[Clark；2003]中描述。
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，其适于增强佩戴助听装置的用户的局部环境中的多个声源之中的目标声源。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。这可以例如现有技术中描述的多种不同方式实现。
在实施例中，助听装置包括用于从另一装置如通信装置或另一助听装置无线接收直接电输入信号的天线和收发器电路。在实施例中，助听装置包括用于从另一装置如通信装置或另一助听装置接收有线直接电输入信号的(可能标准化的)电接口(例如连接器的形式)。在实施例中，直接电输入信号表示或包括音频信号和/或控制信号和/或信息信号。
在实施例中，表示声信号的模拟电信号在模数(AD)转换过程中转换为数字音频信号，其中模拟信号以预定采样频率或速率fs进行采样，fs例如在从8kHz到40kHz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安排。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，助听装置包括模数(AD)转换器以用预定采样速率如20kHz使模拟输入数字化。在实施例中，助听装置包括数模(DA)转换器以将数字信号转换为模拟输出信号，例如用于经输出变换器呈现给用户。
在实施例中，助听装置如传声器单元和/或收发器单元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和频率范围的相应复值或实值的阵列或映射。在实施例中，TF转换单元包括用于对(时变)输入信号进行滤波并提供多个(时变)输出信号的滤波器组，每一输出信号包括截然不同的输入信号频率范围。在实施例中，TF转换单元包括用于将时变输入信号转换为频域中的(时变)信号的傅里叶变换单元。在实施例中，助听装置考虑的、从最小频率fmin到最大频率fmax的频率范围包括从20Hz到20kHz的典型人听频范围的一部分，例如从20Hz到12kHz的范围的一部分。在实施例中，助听装置的正向和/或分析通路的信号拆分为NI个频带，其中NI如大于5，如大于10，如大于50，如大于100，如大于500，其中至少部分个别进行处理。在实施例中，助听装置适于在NP个不同频道处理正向和/或分析通路的信号(NP≤NI)。频道可以宽度一致或不一致(如宽度随频率增加)、重叠或不重叠。
在实施例中，助听装置包括当前输入信号的特性的多个检测器(如电平、频率含量、调制、混响、话音含量、噪声含量、自相关、音乐等中的一个或多个)。在实施例中，助听装置包括分类单元，用于对当前声环境和/或当前输入信号进行分类(例如完全或部分基于当前输入信号的特性的检测器)。
在实施例中，助听装置包括电平检测器(LD)，用于确定输入信号的电平(例如基于频带级和/或全(宽带)信号)。从用户声环境拾取的电传声器信号的输入电平是声环境的分类参数。在实施例中，电平检测器适于根据多个不同的(如平均)信号电平对用户当前的声环境进行分类，如分类为高电平或低电平环境。
在实施例中，助听装置还包括用于所涉及应用的其它适宜功能，如压缩、降噪等。
在实施例中，助听装置包括耳蜗植入听力装置。
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。
助听装置的运行方法
另外，本申请提供助听装置的运行方法，助听装置包括可植入部分。该方法包括：
-提供包括一个或多个刺激电极的电极阵列，其配置成位于耳蜗阶之一内或邻近听觉神经或者位于听觉脑干处；
-提供刺激电流以产生给一个或多个刺激电极的电刺激脉冲；
-使用刺激电流提供给一个或多个刺激电极的电刺激脉冲的参数化时变波形，所述参数化时变波形包括正斜率正脉冲。
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，本发明方法包括提供神经或神经元中存在的离子电流的模型，从其可计算拟传送电流的时间图案，从而可获得特定放电概率和/或时间准确度。
在实施例中，本发明方法包括一个或多个下述步骤：
-使用参数化时变波形的模型计算初过时间概率密度；
-计算一组纤维，其由参数化时变波形的单一脉冲激活；
-计算参数化时变波形的脉冲序列中的随后脉冲之间的交互作用。
这提供增强或产生或修改神经元中的特定离子通道的表达的方法，其应被刺激使得刺激的时间波形的效率可以正或负的方式进行修改或调制。
本发明方法还可有助于下述之一或多个：
-刺激策略，其中放电概率使用特别设计成限制兴奋分布的参数化脉冲波形进行调制；
-刺激策略，其中脉冲波形的参数进行调制以通过作用于兴奋分布或放电概率或放电潜伏时间而产生特定兴奋图案；
-验配程序，临床医生/听觉病矫治专家或患者自己(例如通过使用定制软件)通过其使用来自患者的反馈估计兴奋分布范围。多个不同的参数化时变波形可用作电刺激脉冲及用户对其的反应被记录。优选地，用户对多个同样的刺激脉冲(在不同时间“播放”)的反应被记录并求平均。
在实施例中，本发明方法包括提供与掩蔽范例(maskingparadigm)的使用有关的主观测度，其中患者被要求在同时或早前呈现的掩模(masker)同时检测目标刺激的存在。该方法可依赖于响度匹配方法，其中感知的响度在不同的参数化波形的脉冲之间比较。验配方法可依赖于响度归类任务，其中受试对象被要求对具有参数化脉冲波形的脉冲给出位于响度标度上的响度类别。
在实施例中，该方法包括验配程序，其中提供用于验配脉冲波形的客观测度，所述客观测度基于记录刺激之后的神经反应或因刺激产生的任何诱发神经反应。
在实施例中，该方法包括在使用助听装置之前或期间将用户的神经元暴露于遗传学或药理学处理，以表达或产生根据所需结果增强或减小该效应的特定离子通道。
在实施例中，该方法包括提供用于验配脉冲波形的客观测度，其可依赖于记录刺激之后的神经反应或因刺激产生的任何诱发神经反应。
验配系统
此外，本发明提供一种验配系统，配置成估计上面描述的助听装置运行方法中定义的不同参数化时变波形的兴奋分布范围。从而，对应的参数化时变波形和兴奋分布的预定知识可(例如保存在助听装置的存储器中并)在助听装置中用于使当前刺激适应当前输入信号。
确定参数化时变波形的方法
另一方面，本发明提供确定刺激波形的时间图案的方法。该方法包括提供神经或神经元中存在的离子电流的模型，从其可计算拟传送的电流的时间图案从而可获得特定放电概率和/或时间准确度；该方法包括一个或多个下述步骤：
-使用参数化脉冲波形模型计算初过时间概率密度；
-计算一组纤维，其由参数化时间波形的单一脉冲激活；
-计算脉冲序列中随后脉冲之间的交互作用。
助听系统
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助听系统。
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，辅助装置是或包括音频网关设备，其适于(如从娱乐装置例如TV或音乐播放器，从电话装置例如移动电话，或从计算机例如PC)接收多个音频信号，及适于选择和/或组合所接收音频信号(或信号组合)中的适当信号以传给助听装置。在实施例中，辅助装置是或包括遥控器，用于控制助听装置的功能和运行。在实施例中，遥控器的功能实施在智能电话中，该智能电话可能运行使能经智能电话控制助听装置的功能的APP(助听装置包括到智能电话的适当无线接口，例如基于蓝牙或一些其它标准化或专有方案)。
在实施例中，辅助装置为另一助听装置。在实施例中，助听系统包括两个助听装置，适于实施双耳助听系统如双耳助听器系统。
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、其它感觉神经和/或听觉皮层的电信号的形式。
根据本发明的助听装置可构造成以任何已知的方式进行佩戴(包括植入部分)，如作为佩戴在耳后的单元(具有将辐射的声信号导入耳道内的管或者具有安排成靠近耳道或位于耳道中的扬声器)、作为整个或部分安排在耳廓和/或耳道中的单元、作为连到植入在颅骨内的固定结构的单元、或作为整个或部分植入的单元等。助听装置可包括单一单元或几个彼此电子通信的单元。
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和/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、听觉皮层、和/或大脑皮层的其它部分。
“助听系统”指包括助听装置和与该助听装置通信的另一装置的系统。“双耳助听系统”指包括两个助听装置并适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。在助听系统或双耳助听系统中，一个或两个助听装置除输出电极之外还可包括其它输出装置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。在双耳助听系统中，在包括前述其它输出装置的助听装置中可省略输出电极。
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完全地说明。
图1A-1C示出了根据本发明的包括植入部分的助听装置的使用情形，图1A示意性地示出了佩戴该装置的用户的头部，图1B示意性地示出了包括该装置的多电极阵列的耳蜗截面，图1C示意性地示出了耳蜗的透视截面图，其中多电极阵列安装在鼓阶中。
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的实施例仅包括植入部分；图2B的实施例包括植入部分和外部部分并在其间具有无线通信链路；及图2C的实施例包括与图2B的实施例一样的元件，但外部部分包括用于建立到植入部分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连接。
图3A-3E示意性地示出了对在沿耳蜗神经的(单一、单极)位置(Lz)处激发的示例性空间刺激脉冲的神经反应的元素，图3A示出了示例性(现有技术)二阶段方形对称波形刺激脉冲，在脉冲的正和负阶段之间具有时延，正和负脉冲具有相等的高度和宽度；图3B示出了因位置Lz处的单一特定电极(Ez)的刺激引起的沿耳蜗神经的神经元的刺激，图3C示意性地示出了由位于受刺激电极(Ez)两侧的多个不同位置处的神经元看见的刺激脉冲的示例性波形；图3D示意性地示出了因受刺激电极(Ez)处的刺激脉冲引起的空间电流分布；及图3E示意性地示出了对应的因刺激电流引起的神经元兴奋的空间分布。
图4A-4D示意性地示出了单极和多极刺激方案的例子，图4A示出了沿耳蜗神经空间分布的(多阵列)刺激电极，图4B示出了电极Ez用二阶段脉冲进行单极刺激，图4C示出了第一多极刺激，包括电极Ez用正脉冲刺激及相邻电极Ez+1和Ez-1用负脉冲刺激；图4D示出了第二多极刺激，包括电极Ez用二阶段脉冲刺激及相邻电极Ez+1和Ez-1用对应的反相二阶段脉冲刺激。
图5A-5F示出了根据本发明的六个不同示例性二阶段刺激“脉冲”波形及其在空间上与发射刺激脉冲的电极的主要目标神经元相隔定位的神经元处的修改，图5A示出了刺激脉冲包括根据本发明的正斜率脉冲和任意的负脉冲(或没有)，图5B示出了二阶段非对称波形刺激脉冲包括根据本发明的正斜率脉冲和方形负脉冲，图5C示出了与图5B中所示一样的二阶段非对称波形刺激脉冲，但其中正和负脉冲具有不同的宽度，图5D示出了根据本发明的二阶段倾斜对称波形刺激脉冲，图5E示出了二阶段非对称波形刺激脉冲包括根据本发明的正斜率(三角形)正脉冲和方形负脉冲，及图5F示出了根据本发明的二阶段倾斜(三角形)对称波形刺激脉冲。
图6A示意性地示出了到达耳蜗神经的神经元的正斜率(正)脉冲(例如参见图5A)的斜率与使神经元放电的概率(参见图7A-7C)之间的示例性(台阶状)关系，图6B示出了分别具有低于和高于阈斜率SLTH的值的示例性刺激脉冲斜率。
图7A-7C示出了对于两种不同刺激脉冲波形即图3A中所示的方形波形和图5D中所示的根据本发明的正斜率波形，兴奋神经元的空间范围的组合图示，图7A示意性地示出了由位于(单一、单极)受刺激电极(Ez)两侧的多个不同位置处的神经元看见的正斜率刺激脉冲的波形，图7B示意性地示出了因受刺激电极(Ez)处的刺激脉冲引起的空间电流分布，及图7C示意性地示出了对应的因刺激电流引起的神经元兴奋的空间分布。
图8示出了包括按图2C中示意性所示划分的植入部分的助听装置的实施例。
图9A-9B示意性地示出了根据本发明的包括植入部分的助听装置的两个另外的使用情形，两个情形均展现了双侧(或双耳)验配第一和第二助听装置，其可以(双耳)也可不(双侧)彼此通信。图9A示出了一种使用情形，其中每一助听装置包括根据本发明的植入部分；及图9B示出了另一种使用情形，其中助听装置之一包括根据本发明的植入部分，及另一助听装置包括用于机械或声学(如扬声器)提供由用户解释为声音的刺激的输出变换器。
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。在所有附图中，同一附图标记用于同一或对应的部分。
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-1C示出了根据本发明的包括植入部分的助听装置的使用情形。
图1A示出了单耳助听系统，包括位于用户U的右耳ear1处的单一耳蜗植入型助听装置。其他实施例可包括双侧(或双耳，或混合解决方案，例如包括两个植入电极和一个共用处理器)系统，其中助听装置位于用户U的每只耳朵ear1,ear2处，两个助听装置在工作时彼此通信，因为它们中的每一个均包括用于在其间建立(无线或有线)链路的收发器从而将信息传给另一装置或从另一装置接收信息。助听装置包括外部部分和植入部分。类似地，根据本发明的助听系统可另外包括任何其它多电极阵列刺激，独自或者与同一耳朵或另一耳朵上的任何其它声学或基于振动器的刺激组合。外部部分适于位于用户耳朵之处或之中并在图1A的实施例中包括适于位于用户U耳朵后面的声音捕获和处理部分BTE1及与声音捕获和处理部分BTE1通信的通信部分COM1，在此经有线连接。通信部分COM1配置成与植入部分通信，包括传输关于将要施加到耳蜗神经的当前电刺激(例如表示由声音捕获和处理部分BTE1拾取的当前声音信号)的信息。耳蜗神经连接到大脑的听觉中心(初级听觉皮层，在图1A中记为PAC)，如粗虚线所示。植入部分包括彼此通信的通信和刺激单元SP-TU1及多电极阵列mea1。通信和刺激单元SP-TU1配置成与外部部分的通信单元COM1交换信息，包括接收刺激信息、产生对应的刺激脉冲、及将前述脉冲施加到多电极阵列mea1的电极。
多电极阵列mea,mea1可包括柔性、初始实质上直线形状的载体，具有多个沿载体的长度方向定位的可个别电接近的电极。在实施例中，柔性载体配制成在插入时适应耳蜗的形状。作为备选，多电极阵列mea,mea1可以针对耳蜗形状(半刚性)预成形。
图1B示意性地示出了包括助听装置的多电极阵列的耳蜗的截面。在图1B的耳蜗的横向截面图中，多电极阵列mea位于鼓阶右侧的内壁处。然而，其可位于鼓阶中的其它地方(例如由具有点线轮廓的电极mea2,mea3,mea4所示)。此外，多电极阵列可位于邻近耳蜗神经的其他地方(例如在其它阶之一中)。耳蜗的三个阶即鼓阶、中阶和前庭阶在图1B中示意性地示出并以同样的名称标记。包托耳蜗神经(的一部分)并使中阶和前庭阶与鼓阶分开的耳蜗隔在图1B中示意性示出。耳蜗神经包括伸入中阶内的毛细胞。
图1C示意性地示出了耳蜗的透视截面图，其中多电极阵列mea(的示例性定位)安装在鼓阶中。多电极阵列mea包括具有沿其长度方向分布的多个电极的载体，例如8个以上(参见标记为L(长度)并指明蜗孔方向的虚线箭头，在那里鼓阶和前庭阶相遇)。每一电极配置成提供耳蜗神经的特定部分的电刺激的选择，如图1C中记为“电连接”的粗线所示。这些电连接在工作时连接到图1A中的刺激单元SP-TU1(或类似地，连接到图8中的单元STU-MEU-PU-CONT)。
对于一些具有不可植入耳蜗(如已完全骨化、Mondini综合征等)或不可刺激耳蜗神经(如在神经纤维瘤病声学瘤手术后神经切除)的深度耳聋临床情形，助听装置可包括位于听觉脑干上的电极，即超出耳蜗神经及在听觉皮层之前。本发明包括这样的实施方式，即助听装置为听觉脑干植入物。
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)植入部分IMPp。图2B示出的助听装置HAD包括植入部分IMPp和外部部分EXTp并在其间具有无线(如感应)通信链路“无线链路”。外部部分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部分IMPp的电极的方案的信号处理单元。外部部分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)传给植入部分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)。作为备选，从外部部分EXTp到植入部分IMPp的链路可基于有线连接。图2C示出了与图2B一样的助听装置HAD，但其中外部部分EXTp包括用于建立到植入部分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。在实施例中，处理部分BTEp配置成位于用户耳朵处。作为备选，处理部分BTEp和天线部分ANTp可通过无线链路连接。如果处理部分BTEp位于不同于用户耳朵的别处，这特别适宜。
图3A-3E示出了对在沿耳蜗神经的(单一、单极)位置Lz处激发的示例性空间刺激脉冲的神经反应的元素。
图3A-3E示意性地示出了在耳蜗植入物的示例性电刺激下，神经元的兴奋在用于刺激耳蜗神经的特定位置(区域)的电刺激周围怎样分布，多电极阵列mea针对其产生刺激(二阶段对称、方形脉冲波形，参见图3A)。
图3A示出了示例性时变(现有技术)二阶段方形对称波形刺激脉冲，在脉冲的正阶段SQPa和负阶段SQPc之间具有时延ΔTpn，正和负脉冲具有相等的高度As和宽度pwa＝pwc以保持电中和(由相应脉冲包围的区域相等进行指示，Area(AP)＝Area(CP))。时变波形按振幅(强度，如电荷密度或电流(如单位A))与时间T的关系绘制。
图3A的实线二阶段对称刺激脉冲(记为SQPa(Lz),SQPc(Lz))展现用于从所涉及电极(参见图3B中的Ez)接收脉冲的神经元的位置Lz处特定振幅(As，强度，如电荷/相位)的方形波形。当特定刺激脉冲到达位于距目标神经元Lz+/-ΔL距离处的神经元时，方形脉冲的振幅(强度)已被修改(降低到An，参见图3A中分别用于正和负阶段的虚线波形SQPa(Lz+/-ΔL)和SQPc(Lz+/-ΔL))。
图3B示意性地示出了因位置Lz处的单一特定电极Ez的刺激引起的沿耳蜗神经的神经元的刺激。刺激脉冲提供的电流由离子指示(在图3B中分别为带圆圈的+、-符号)。多电极阵列mea示意性地沿耳蜗神经示出，具有伴随的朝向载体(弄圆)尖部增加的长度指示(箭头L)。电极Ez-1,Ez,Ez+1,…,ENe，其中Ne为载体上的电极数量，例如根据适应特定用户或适应一般用户的方案间隔开。在实施例中，电极按预定距离Δde有规则地间隔开。示出了参考电极Ref，例如在单极刺激期间拾取电荷。参考电极优选位于耳蜗外面。
图3C示意性地示出了由位于受刺激电极Ez两侧的多个不同位置处的神经元体验的刺激脉冲的示例性波形。这些刺激脉冲的振幅随距受刺激电极的距离增加而减小，如图3C中耳蜗神经的神经元下面的点线椭圆圈中的曲线所示。脉冲的对应振幅分别记为A-2,A-1,A0,A+1,A+2。
图3D示意性地示出了因受刺激电极(图3B、3C中的Ez)处的刺激脉冲引起的空间电流分布SCSP。图3D中的曲线示出了电流与距离L之间的关系，在刺激电极的最大位置Lz的两侧电流减小。图3E示意性地示出了对应的因刺激电流引起的神经元兴奋(神经反应)的空间分布。图3E中的曲线示出了神经反应NRES与距离L之间的关系，在刺激电极的最大位置Lz的两侧反应减小。阈值ATH指明低于其时神经元将不放电的水平。指明了刺激电极的位置Lz周围对应的空间分布ΔL(A)。阈值ATH(因此及神经反应的空间分布ΔL(A))取决于刺激脉冲的特性，如与指明阈值ATH的虚线相关联的二阶段对称方形波形的插图所示。
在图3A-3E的例子中，采用使用单一刺激电极Ez和参考电极Ref的单极刺激。此外，二阶段对称方形刺激脉冲用于图示。然而，也可使用双极(或通常多极)刺激和/或单阶段(正)或非对称刺激(参见图4A-4D和5A-5F)。根据本发明，优选使用正斜率正刺激脉冲(参见图5A-5F)。如图3C中所示，更远离受刺激电极Ez的神经元感受的脉冲振幅随距受刺激电极的距离减小(参见Ai,i＝-2,-1,0,+1,+2)，当仍然足够大从而能由前述位置处的神经元感知(即激发)，如图3D、3E中所示。
图4A-4D示出了单极和多极刺激方案的例子。图4A示出了沿包括将要刺激的神经元的耳蜗神经空间分布(L)的(多电极阵列)刺激电极mea。还示出了在单极刺激情形下使用的参考电极Ref。图4B示出了电极Ez用二阶段脉冲进行单极刺激时的振幅A(Ez)与时间t之间的关系(利用参考电极Ref用于返回电流)。图4C示出了第一多极(非对称)刺激，包括电极Ez用正脉冲刺激(A(Ez)-时间t)及相邻电极Ez+1和Ez-1用负脉冲刺激(分别A(Ez+1)和A(Ez-1)-时间t)。为保持电荷平衡，电极Ez+1和Ez-1处的刺激脉冲的组合负阶段的总电荷等于电极Ez处的正刺激脉冲的电荷(如脉冲的对应(阴影)区域所示)。图4D示出了第二多极刺激，包括电极Ez用二阶段脉冲刺激及相邻电极Ez+1和Ez-1用对应的反相二阶段脉冲刺激。再次地，电中和由正阶段的总面积和负阶段的总面积相等指明。上面的刺激方案仅为单极和多极刺激的例子。任何单极和多极刺激方案(提供电中和)均可结合根据本发明的刺激波形使用。
从一般刺激角度(空间和时间分辨率)，极性将因时间和空间分辨率而改变。即，正时间波形分辨率可随来自空间分辨率判据的电极极性颠倒而颠倒，换言之，物理上颠倒。
图5A-5F示出了根据本发明的六个不同示例性二阶段刺激“脉冲”波形及其在空间上与发射刺激脉冲的电极的主要目标神经元相隔定位的神经元处的修改。
图5A示出了参数化时变波形(强度-时间)，包括根据本发明的正斜率正脉冲刺激脉冲和任意的负脉冲(或没有)。(非必需的)负脉冲以点线框的形式示出。(非必需的)负脉冲的多个纯示例性的波形在点线框中用虚线示出，包括被动放电波形。正脉冲(SLPa(Lz)，图5A中的实线波形)的参数化时变波形包括由刺激位置Lz处的正脉冲的上升沿As1和下降沿As2的高度(导致倾角α)定义的正斜率波形。正脉冲具有时间宽度pwa。当特定正刺激脉冲到达位于距目标神经元ΔL距离处的神经元时，斜脉冲的振幅和斜率已被修改(均减小，分别减小到(An1,An2)和β，参见图5A中的虚线波形SLPa(Lz+/-ΔL))。通常，正脉冲的宽度pwa适应当前应用(及可能动态适应特定电极以其为目标的频率范围中的刺激的当前需要)。在实施例中，正脉冲的宽度为几十微秒级。在实施例中，正脉冲的宽度大于5μs。在实施例中，正脉冲的宽度小于100μs。负脉冲优选配置成连同正脉冲一起保持电中和。负脉冲可连同正脉冲一起形成单极刺激配置中的二阶段脉冲的一部分，或者可施加到多极刺激配置下的另一电极(参见图4A-4D)。
图5B的参数化时变波形刺激脉冲为二阶段非对称脉冲，因为其包括不同的正和负脉冲波形。展现正斜率波形的正刺激脉冲(正脉冲SLPa(Lz)，实线波形)与图5A中所示一样。负刺激脉冲(负脉冲SQPc(Lz)，虚线波形)为方形脉冲。负脉冲的脉冲宽度pwc等于正脉冲的脉冲宽度pwa。优选地，正和负脉冲的面积(电荷)相等(或者差异通过例如多极刺激补偿)。正和负阶段由时延ΔTpn隔开。在实施例中，时延为零(例如参见图5C)。
图5C示出了与图5B中所示一样的二阶段非对称波形刺激脉冲，但其中正和负脉冲具有不同的宽度(pwa<pwc)，及其中正和负脉冲之间的时延最小(例如零)。优选地，正和负脉冲的面积(电荷)相等。
图5D示出了根据本发明的二阶段倾斜对称波形刺激脉冲，包括二阶段脉冲的正和负阶段之间的任意时延ΔTpn。正脉冲为如图5A、5B和5C中所示的脉冲，负脉冲为其对称产生的版本(如绕水平轴镜像)。因此，正和负脉冲的面积(电荷)相等，从而保持电中和。
图5E示出了二阶段非对称波形刺激脉冲，包括根据本发明的正斜率(三角形)正脉冲TRPa(Lz)和方形负脉冲SQPc(Lz)，在二阶段脉冲的正和负阶段之间具有任意时延ΔTpn。三角形脉冲为图5A的参数化时变波形刺激脉冲的特殊情形，其中不存在垂直的上升沿(As1＝An1＝0)。否则，其表现与先前结合图5A所述的一样。如图5C中所示，正和负脉冲具有不同的宽度(pwa<pwc)。优选地，正和负脉冲的面积(电荷)相等。
图5F示出了根据本发明的二阶段倾斜(三角形)对称波形刺激脉冲，在二阶段脉冲的正和负阶段之间具有任意时延ΔTpn。正脉冲为如图5E中所示的三角形脉冲，负脉冲为其对称产生的版本。因此，正和负脉冲的面积(电荷)相等，从而保持电中和。
总结图5A-5F，根据本发明，刺激脉冲的重要性质是正阶段的时间波形。正和负阶段之间的可能时滞及负阶段的波形不重要。倾斜刺激脉冲方案的优点在于其使能使用斜率变化编码强度。方形脉冲也使能强度编码。优选地，可使用方形脉冲和三角形脉冲(在此称为“斜脉冲”，参见图5B、5C、5D)的组合。如图5A-5F中所示，斜率可以是恒定上升的电流，或者快速连续的平坦和上升电流，就像楼梯一样，或者强度从较低开始值到较高最终值的任何其它增长。
目标是：
-减少空间电流分布(提高空间选择性)；
-改善强度编码(例如使用斜脉冲代替方形脉冲，以较少能量进行同样的振幅编码)。
对于斜脉冲(参见图5A-5F)，位于距用于刺激的神经元一距离处的神经元看见较小脉冲。然而，除脉冲的较小振幅外，脉冲(刺激电流)的斜率也已减小。
假定听觉系统中的神经元对去极化速率敏感。这意味着它们将仅在刺激斜率高于某一值时放电。这假定因存在快速激活阈下钾通道而引起。
由于该速率阈值，使用其时间曲线具有斜坡的脉冲(斜脉冲)将使能降低刺激空间选择性(如图7A-7C中所示)。
图6A示出了到达耳蜗神经的神经元的正斜率(正)脉冲(例如参见图5A)的斜率与使神经元放电的概率(参见图7A-7C)之间的示例性(台阶状)关系，图6B示出了分别具有低于和高于阈斜率SLTH的值的示例性刺激脉冲斜率。相信观察到的听觉系统中的神经元的将随刺激脉冲的斜率而变的性质与(低电压激活的)钾(K+)电流IKLVA的存在有联系。
图7A-7C为对于两种不同刺激脉冲波形即图3A中所示的方形波形和图5D中所示的根据本发明的正斜率波形，兴奋神经元的空间范围的组合图示。图7A(对应于图3C，涉及同样的问题，但对于现有技术，方形波形)示意性地示出了由位于(单一、单极)受刺激电极Ez两侧的多个不同位置处的神经元看见的正斜率刺激脉冲的波形。如图5A-5F中所示，脉冲的振幅Ai,i＝-2,-1,0,+1,+2和斜率βi,i＝-2,-1,0,+1,+2随距刺激电极Ez的距离减小而减小。图7B示意性地示出了因受刺激电极Ez处的刺激脉冲引起的空间电流分布SCSP。图7B的曲线示出了电流SCSP和距离L之间的关系，刺激电极的最大位置Lz两侧电流减小。图7C示意性地示出了对应的因刺激电流引起的神经元兴奋(神经反应)的空间分布，其通过示出对于两个不同二阶段刺激脉冲波形(分别如图3A和5D中所示，由与两个不同神经反应曲线相关联的插图指示)沿耳蜗神经长度方向的神经元兴奋绕受刺激电极Ez的位置Lz居中的概率表示，对于两个波形，导致不同的神经元兴奋分布ΔL。阈值指明低于其时神经元将不放电的水平(虚线)。对于两个刺激脉冲波形中的每一个，方形SQ和倾斜SL，分别指明刺激电极的位置Lz周围的对应空间分布ΔL(SQ)和ΔL(SL)。如图7C中所示，方形刺激脉冲波形的神经反应的空间分布ΔL(SQ)大于倾斜刺激脉冲波形的神经反应的空间分布ΔL(SL)。
图8示出了包括按图2C中示意性所示划分的植入部分的助听装置的实施例。图8示出了“正常运行情形”，其中植入部分IMPp的柔性多电极阵列mea的电极Ez,z＝1,2,…,Ne(插入到耳蜗阶之一如鼓阶内，并使其电极沿耳蜗神经的范围分布)。各个电极Ez根据系统的外部部分EXTp(参见图2B或2C，在此为外部部分BTEp，例如适于位于用户耳后)的传声器拾取的声输入信号AInS进行刺激。在图8的实施例中，在外部部分BTEp中产生的相应电流刺激方案及附随的必要电能经植入部分IMPp和外部天线部分ANTp之间的通信链路Com-Link传给植入部分。
外部部分BTEp包括正向信号通路，其包括：
-传声器(或传声器系统，例如用于在特定DIR模式下提供方向性)；
-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(具有基于用户特有数据的设置)，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(具有基于用户特有数据的设置)，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，用于产生将施加到植入部分的对应电极的刺激的表示，对应于在特定时间点特定频率范围的特定强度(反映当前输入音频信号)；
-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-PLS(具有基于用户特有数据的设置)，用于产生方案，包括提供用于刺激植入部分IMPp的每一(活动)电极Ez(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BTEp部分的存储器中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)。前述数据可包括随频率而变的听阈和不舒适电平(与各个电极的电刺激有关)。用户特有数据可包括年龄、性别等。
在备选实施例中，外部部分BTEp的元件包括在植入部分IMPp中，藉此助听装置为自含式装置(参见图2A)。在该实施例中，只需要到外部验配系统的通信链路。
在图8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部分BTEp连接到天线部分ANTp。该线缆向天线部分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，从而使能建立与植入部分IMPp的通信链路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。
植入部分IMPp包括：
-感应天线线圈Ant和接收器(及后链发射器)RX(Tx)；
-包括具有多个电极Ez的(通常柔性)载体(如由硅酮橡胶制成)的多电极阵列mea，每一电极可个别连接到刺激单元STU的电流源，和优选用于通过电容器捕获神经反应的电压测量单元；
-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Ez的刺激电流(基于所提取的刺激数据)；
-到电极Ez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(如形成测量单元MEU的一部分)及优选用于处理和识别神经反应测量(如eCAP)的处理单元PU；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和波形及相应刺激电极(经开关单元SW)到刺激单元STU的连接和在测量时间段中所得反应的非必需的测量及相应记录电极(经开关单元SW)到测量单元MEU的非必需的连接。
感应优选双向通信链路Com-link(如包括4MHz载波)由天线部分ANTp和植入部分IMPp的感应线圈Ant在二者位于工作位置(耳朵附近，人皮肤的每一侧上)时建立。从植入部分到天线部分(及BTE部分)的后链基于“负载通信”。由于两个天线线圈之间的感应耦合，任何电流流到植入部分中可在天线部分感测到。从而数据-消息可传给BTE部分的处理器(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)或振幅调制编码在信号中。作为备选，可应用数字编码方案。
外部部分BTEp和ANTp可按不同于图8中所示的任何其它适当方式进行划分。在实施例中，BTE部分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。在实施例中，助听装置的所有非植入部分均位于单一外部装置EXTp中，及植入部分和外部部分之间的通信链路(无线链路)使能在两个部分(及可能在植入(和/或外部)部分与验配系统)之间交换必要信息，例如参见图2B。
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部分BTEp传送。
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排列。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的一部分，例如400Hz到6kHz。
图9A-9B示意性地示出了根据本发明的包括植入部分的助听装置的两个另外的使用情形，两个情形均展现了双侧(或双耳)验配第一和第二助听装置(其可以(双耳)也可不(双侧)彼此通信)。图9A示出了一种使用情形，其中每一助听装置包括根据本发明的植入部分。各个第一和第二助听装置的功能部分结合图1A和图8描述。图9B示出了另一种使用情形(所谓的双峰配置)，其中助听装置之一(第二)包括根据本发明的植入部分，及另一助听装置(第一)包括用于机械或声学(如扬声器)提供由用户解释为声音的刺激的输出变换器OT1。图9B中的第一助听装置的输出变换器OT1示为用于产生声刺激的扬声器，但作为备选或另外，可包括用于机械激发用户的骨头(如颅骨)的振动器。在备选实施例中，助听装置之一可包括扬声器及包含多电极阵列的植入部分。第一助听装置可包括普通的空气传导型助听装置。第二助听装置(包括植入部分)的功能部分结合图1A和图8描述。第一和第二助听装置可配置成能够在其间交换信息。在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个包括使能在其间建立有线或无线链路的收发器单元。使用根据本发明的处于双峰验配的助听装置的优点在于可提高植入装置的频率分辨率以更好地匹配对应空气传导型听力装置的频率分辨率。
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 (15)

1.一种助听装置，包括用于电刺激用户的听觉神经的可植入部分，所述植入部分包括：
-电流源发生器；
-电极阵列，配置成位于耳蜗阶之一内或与听觉神经相邻或者位于听觉脑干处；
所述助听装置配置成产生由所述电流源发生器传送的时变波形，所述时变波形包括正斜率正脉冲。
2.根据权利要求1所述的助听装置，其中包括正斜率正脉冲的所述时变波形包括上升沿和下降沿，其中所述下降沿的高度大于所述上升沿的高度。
3.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述时变波形包括负斜率负脉冲。
4.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述助听装置配置成使所述时变波形动态适应所述当前输入信号。
5.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述助听装置配置成使得时变波形刺激脉冲根据当前输入信号的频率含量进行宽度和/或振幅调制。
6.根据权利要求1所述的助听装置，其中所述时变波形包括二阶段倾斜对称波形刺激脉冲。
7.助听装置的运行方法，所述助听装置包括可植入部分，所述方法包括：
-提供包括一个或多个刺激电极的电极阵列，其配置成位于耳蜗阶之一内或邻近听觉神经或者位于听觉脑干处；
-提供刺激电流以产生给一个或多个刺激电极的电刺激脉冲；
-使用所述刺激电流提供给一个或多个刺激电极的电刺激脉冲的参数化时变波形，所述参数化时变波形包括正斜率正脉冲。
8.根据权利要求7所述的方法，包括提供神经或神经元中存在的离子电流的模型，从其计算拟传送电流的时间图案，从而获得特定放电概率和/或时间准确度。
9.根据权利要求7所述的方法，包括一个或多个下述步骤：
-使用参数化时变波形的模型计算初过时间概率密度；
-计算一组纤维，其由参数化时变波形的单一脉冲激活；
-计算参数化时变波形的脉冲序列中随后脉冲之间的交互作用。
10.根据权利要求7所述的方法，包括使用特别设计成限制兴奋分布的参数化脉冲波形调制使耳蜗神经的神经元放电的概率。
11.根据权利要求7所述的方法，包括通过作用于兴奋分布或放电概率或放电潜伏时间而调制参数化时变波形。
12.根据权利要求7所述的方法，包括验配程序，其中患者估计特定电刺激脉冲的兴奋分布范围。
13.根据权利要求7所述的方法，包括验配程序，其中提供与掩蔽范例的使用有关的主观测度，其中患者被要求在同时或早前呈现的掩模同时检测目标刺激的存在。
14.根据权利要求7所述的方法，包括验配程序，其中提供用于验配脉冲波形的客观测度，所述客观测度基于记录刺激之后的神经反应或因刺激产生的任何诱发神经反应。
15.一种验配系统，配置成估计根据权利要求12的助听装置运行方法的不同参数化时变波形的兴奋分布范围。
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