CN105376684A - 包括植入部分的具有改善的信号处理的助听系统 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了包括植入部分的具有改善的信号处理的助听系统，其包括用于接收所述输入信号并提供电输入信号的输入单元、用于根据一组处理参数处理所述电输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元，所述信号处理单元具有一个或多个用于影响所述处理参数的控制输；其还包括适于至少部分植入在用户头部中的植入部分，其中所述植入部分包括：能够测量沿耳蜗隔膜长度的一个或多个位置处的蜗内电位的感测单元；其还包括：解码器，配置成接收所述蜗内电位或源自其的信号并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作所述信号处理单元的控制输入；及其中所述信号处理单元配置成根据来自所述解码器的所述控制输入处理所述电输入信号。

Description

包括植入部分的具有改善的信号处理的助听系统
技术领域
本申请涉及根据特定用户的需要增强声音信号的助听系统。本发明尤其涉及包括适于至少部分植入在用户头部中的植入部分的助听系统及其用途。具体地，该助听系统包括能够感测沿耳蜗隔膜长度方向的一个或多个位置处的蜗内电位(EP)的感测单元。
本申请还涉及助听系统的运行方法。
本申请还涉及包括处理器和程序代码的数据处理系统，其中程序代码使处理器执行本发明方法的至少部分步骤。
本发明的实施例如可用在用于随时间自动调整设备特征如处理算法的助听装置的应用中。
背景技术
下面的现有技术说明涉及本申请的应用领域之一，助听器。
助听装置(声学或骨锚式助听器、植入物、头戴式耳机、电话等)在将输入信号呈现给耳朵之前以慎重的方式处理这些输入信号。在一些应用中，这种处理包括用于补偿与用户耳蜗正常函数之间的偏差的各个方面(如增益、频率响应、压缩、降噪)。目前，用户的耳蜗函数基于假设的平均函数(在针对据称正常听力听者的应用情形下)或基于诊断指示量(在听力受损听者情形下)粗略估计。在两种情形下，假定用户的耳蜗函数随时间稳定。此外，任何诊断指示量(如听觉阈)至多仅与耳蜗的生理状态间接相关。因而，听力装置中发生的信号处理不能真正考虑耳蜗的当前机能状态，其正接收并为用户变换那些信号以听见。这限制了用户可获得的好处。
[Mercieretal,2012]涉及从内耳中的电化过程进行能量提取的论题。提出使用内耳中产生的蜗内电位(EP)作为电子装置的电源，例如对化学和分子传感器或者用于听力损失及其它失调的诊断和治疗的药物递送执行机构进行供电。
US2012300964A1描述了用户听觉能力的测试方法。助听器适于输出声音以测试用户的听觉能力、检测用户身体中作为输出声音的结果而产生的电信号、放大电极单元检测到的电信号、及基于放大后的信号的波形的波峰特性确定助听器检测到的环境声音的放大比。
EP2200347A2涉及基于用户目前的认知负荷的估计的听力仪器运行方法，例如通过测量流动的脑电图(EEG)，例如使用助听器壳体表面中的适当电极，其接触耳道里面或外面的皮肤。
发明内容
哺乳动物耳蜗具有结构和电化过程，其包括提供电位即蜗内电位(EP)的“生物电池”。EP为对听力必要的变换过程提供能量。EP由耳蜗中的新陈代谢过程保持(“再充电”)。随着年龄的增长，保持EP的过程恶化，从而影响听力。当前已知或涉及的导致EP退化或变动的其它因素包括暴露于噪声、抽烟和梅尼埃(Menieres)病。
最近已证明，EP可在体内进行监视，此外，能量可从EP收获以对小型无线发射器供电[Mercieretal,2012]。
本发明提供一种助听系统，包括：
-感测单元，能够感测沿耳蜗隔膜长度方向的一个或多个位置处的蜗内电位并配置成传播该数据(例如周期性地，例如使用无线传输)；
-助听装置，包括：
--配置成接收来自感测单元的数据的(可能无线)接收器；
--解码器，配置成将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作助听装置中的控制变量；
--信号处理单元，配置成执行计算从而将耳蜗状态信号融入助听装置的总计算方案中，使得助听装置的输入信号的操纵可根据其进行修改。
所公开的助听系统相较先前已知的解决方案具有改进，因为：
1、其使听力装置中的信号处理能更好地根据用户耳朵的个体和时变函数进行调整；
2、其使能连续监视耳蜗功能并触发咨询消息。
已表明，蜗内电位的降级意味着听力损失或导致听力损失(灵敏度下降，听觉阈更大)，因为其频率相关性与典型的与年龄有关的听力损失(老年聋听力损失)类似。
本发明提出使用特定时间点的蜗内电位的测度指示耳蜗的“有效年限”(或“有效状态或负荷”)。通过使前述目前的“有效年限”或“有效状态”与平均听力损失数据(如保存在助听器中)相关联，处理参数可使用(如机载)验配算法进行优化。从而，重要的参数如随频率而变的增益、压缩等可适应用户耳朵的目前状态。其它处理算法如方向性、降噪等可类似地根据目前(测得的)蜗内电位随时进行调整。
本申请的目标是使能根据用户听觉系统的目前条件尤其是根据用户耳蜗的目前状态修改助听系统。
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，本申请的目标由用于根据用户需要处理表示声音的输入信号的助听系统实现。该助听系统包括用于接收所述输入信号并提供电输入信号的输入单元、用于根据一组处理参数处理所述电输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元，信号处理单元具有一个或多个用于影响所述处理参数的控制输入。该助听系统还包括适于至少部分植入在用户头部中的植入部分。植入部分包括能够测量沿耳蜗隔膜长度方向的一个或多个位置处的蜗内电位的感测单元。助听系统还包括解码器，配置成接收所述蜗内电位或源自其的信号并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作信号处理单元的控制输入。信号处理单元还配置成根据来自所述解码器的控制输入处理电输入信号。
该系统的优点在于助听系统中音频信号的处理可随时自动调整。
在实施例中，植入部分包括传输单元，用于传输所述蜗内电位或基于其的信号如电压差(例如传给助听系统的另一部分和/或传给另一装置)。在实施例中，传输单元包括天线和无线收发器，例如用于建立到助听系统的外部(非植入)部分的链路。在实施例中，传输单元基于到对应的外部接收单元的近场(如电容性或电感性)耦合。作为备选，传输单元基于远场电磁通信。
在实施例中，植入部分配置成根据预定准则测量(或记录(如保存)，及可能传输)所述蜗内电位，例如在不同时间点tn，其中tn为离散时间值(n为时间指数)，例如在预定时间点，或者在蜗内电位的值的变化已多于预定相对或绝对量时，和/或在蜗内电位的(随时间)变化率高于预定大小时。在实施例中，所述预定准则包括随时间周期性地测量蜗内电位，例如以预定(或自适应确定)的频率。
在实施例中，助听系统包括警报单元，配置成根据预定准则向用户发出警报指示(如信息信号)，例如在预定时间，和/或在参数因蜗内电位变化而改变时，例如在蜗内电位的变化多于预定相对或绝对量时，和/或在蜗内电位(随时间和/或耳蜗中的距离)的变化率高于预定大小时。
在实施例中，助听系统配置成基于蜗内电位跨一时间范围的变化估计跨该时间范围接收到的累积声学剂量。在实施例中，助听系统配置成在超过预定的估计声学剂量时发出警报指示。
在实施例中，警报指示单元适于在听觉阈(或变化率(差/时间比))超出预定阈值时(表明用户的听觉能力已衰退，可能跨相当短或者作为备选跨相当长的时间段，用户应行动以验证前述衰退的原因并找到适当的补救办法)发出警报信号。
在实施例中，植入部分(如感测单元)包括电极，称为EP电极，用于拾取沿耳蜗隔膜长度方向的位置处的蜗内电位(EP)。在实施例中，EP电极与感测单元通信。在实施例中，感测单元配置成放大来自(感测)EP电极(由其拾取)的蜗内电位。EP电极优选配置成位于耳蜗中，由其位于中阶中，优选与内淋巴液体接触。
在实施例中，植入部分(如感测单元)包括NEP个EP电极(NEP≥2)，用于拾取沿耳蜗隔膜长度方向的多个位置处的蜗内电位。这些EP电极配置成完全或部分位于中阶中，优选与内淋巴液体接触。在实施例中，这些EP电极电连接到感测单元(或形成其一部分)。
在实施例中，植入部分(如感测单元)包括参考电极。优选地，参考电极配置成位于耳蜗中，如鼓阶中，优选与外淋巴液体接触。参考电极例如用作蜗内电位的不同测量的共同电压以提供可比较的电压差ΔVEP，例如随时间t，ΔVEP(tn)，其中tn为离散时间值，n为时间指数。蜗内电压差可表示在不同时间点在一个EP电极处测得的蜗内电位或者在同一或不同时间点在不同(空间上分开的)EP电极处测得的蜗内电位(或二者)。
在实施例中，助听系统配置成对蜗内电位EP(xi)测量或确定所得的电压差ΔVEP(xi)(i＝1,2,…,NL)，其中NL为沿耳蜗神经的位置(电极)的数量，蜗内电位在这些位置处进行测量。在实施例中，NEP＝NL。
在实施例中，助听系统配置成基于测得的蜗内电位评估耳蜗或耳蜗神经的当前状态或条件。在实施例中，助听系统配置成使用测得的蜗内电位或源自其的信号如所得的电压差ΔVEP(xi)或其放大版评估耳蜗或耳蜗神经的当前状态或条件或/或其中的变化。
在实施例中，助听系统配置成使所述评估基于源自随时间和/或位置测得的蜗内电位的统计量。在实施例中，助听系统配置成确定在特定时间点(tn)跨位置xi的EP(xi)的平均值μEP(xi)和/或方差σEP(xi)，i＝1,2,…,NL。在实施例中，助听系统配置成确定跨时间tn的EP(xi,tn)的平均值μEP(xi,tn)和/或方差σEP(xi,tn)，n＝1,2,…,NT，其中NT为在特定位置xi(如对于所有位置xi，i＝1,2,…,NL)(在不同时间点)进行的测量数量。
在实施例中，助听系统包括数据库(如存储器)，其中保存使蜗内电位与估计的听力损失(如听觉阈)联系起来的数据。作为备选，助听系统包括到外部数据库的接口，从外部数据库可取回使蜗内电位与估计的听力损失(如听觉阈)联系起来的数据。在实施例中，数据库包括用户在一个或多个时间点(在多个刺激频率下)的蜗内电位和测得的听力损失的对应数据。优选地，用户的蜗内电位和测得的听力损失(如听觉阈)的前述对应值在针对用户验配助听系统期间进行测量并随后保存在助听系统可访问的数据库中。
在实施例中，助听系统包括或有权使用数据库，其中保存有使蜗内电位与估计的累积声学剂量联系起来的数据。优选地，用户的蜗内电位和施加的累积声学剂量的前述对应值在针对用户验配助听系统期间进行测量并随后保存在助听系统可访问的数据库中。
特定用户的蜗内电位可通过适当的医学治疗(如服药)和/或暴露于预定电平的声学剂量而进行操纵。在实施例中，用户的蜗内电位(如操纵的)或听觉阈的对应值在针对用户验配助听系统期间进行测量并随后保存在可由助听系统访问的数据库中。在实施例中，助听系统包括可编程的试探信号发生器，配置成跨预定时间段向系统的输出变换器施加多个不同的、可控的累积声学剂量。
在实施例中，助听系统配置成根据预定算法如统计算法或模型(如求平均算法，例如移动平均)从“原始”蜗内电位(由一个或多个感测电极拾取，可能相对于参考电位)确定一个或多个处理后的蜗内电位。在实施例中，一个或多个处理后的蜗内电位(或电压差)从蜗内电位的空间分布的“原始”值(如由多电极阵列感测电极在沿耳蜗隔膜的多个不同位置处拾取)确定。在实施例中，一个或多个处理后的蜗内电位从在不同时间点取得(如由同一电极拾取)的蜗内电位(或电压差)“原始”值确定。在实施例中，一个或多个处理后的蜗内电位(或电压差)从在相同或不同时间点取得并在沿耳蜗隔膜的多个不同位置拾取的蜗内电位值确定。
在实施例中，助听系统配置成从在特定时间或跨特定时间范围(如随时间的平均值，例如移动平均)和/或在沿耳蜗隔膜的空间不同位置测量的“原始”或“处理后的”蜗内电位估计用户目前的听觉阈。前述估计可基于经验数据。在实施例中，助听器系统包括(或有权使用)包含一个或多个频率或频率范围下多个不同年龄组(例如孩子、中年或老年)及性别(男、女)的听觉阈和蜗内电位的对应值的数据库。在实施例中，该数据库包括用户的听觉阈和蜗内电位的历史对应值。这些数据可由助听系统用于改善从测得的目前蜗内电位估计用户目前的听觉阈。
在实施例中，信号处理器适于基于估计的用户目前听觉阈(该估计例如受蜗内电位的目前值影响)修改助听系统的目前使用的处理参数(如电平压缩参数、频率压缩参数、随频率而变的增益等)。作为备选，这些参数可提前确定并保存在包含所涉及用户的蜗内电位的对应值的数据库中(因而用作查询表，其使用蜗内电位的目前值作为输入，处理参数作为输出)。
在实施例中，处理参数的前述修改根据预定方案进行，例如以预定更新频率和/或在当前估计的听觉阈与目前使用的听觉阈偏差预定量时。在实施例中，确定听觉阈差度量并用于确定前述预定量。在实施例中，听觉阈差度量包括当前估计的听觉阈(CEHT(f))和目前使用的听觉阈(PUHT(f))之间的差的和(ΔHTcur)，其中f为频率。在实施例中，听觉阈在NHT个预定频率f1,f2,…,fNHT下进行估计。在实施例中，NHT小于或等于12，例如在从1到10的范围中。在实施例中，预定频率包括250Hz、500Hz、1kHz、1.5kHz、2kHz、3kHz、4kHz和6kHz中的一个或多个(如大部分或全部)。在实施例中，基于目前蜗内电位的测量调整处理参数应用户请求进行，例如经助听系统的用户接口(如遥控器，如实施为智能电话的APP)请求。
在实施例中，助听系统包括用户接口。在实施例中，助听系统配置成由用户或听力护理专家(如经用户接口)启动感测(测量)蜗内电位。在实施例中，助听系统配置成经用户接口呈递与测得的(和/或保存的)蜗内电位有关的数据(包括警报指示或与其有关的信息)。
在实施例中，植入部分包括多电极阵列，例如包括适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中如完全或部分位于鼓阶中的多个电极的托架形式。托架优选柔软以使能将电极适当地定位在耳蜗中从而使得电极可插入在耳蜗中。优选地，各个电极沿托架的长度方向空间分布以提供沿耳蜗神经的对应空间分布，其在托架插入在人的耳蜗中时使电刺激信号能施加到听觉神经及可能使对前述刺激的(潜在)反应信号包括来自将要测量的神经的反应(即，每一电极可个别地接近以感测其电位)。
在实施例中，多电极阵列与感测单元通信。
在实施例中，多电极阵列的至少一电极配置成用作蜗内电位的参考电极。在该情形下，用作参考电极的至少一电极优选位于耳蜗中并与外淋巴液体接触，如位于鼓阶或前庭阶中。
在实施例中，多电极阵列的至少一电极配置成用作EP电极。在该情形下，多电极阵列优选适于沿耳蜗隔膜(包括耳蜗神经)进行定位，优选位于用户耳蜗的中阶中并配置成拾取其位置处(或它们的相应位置处)的蜗内电位。
在实施例中，助听装置为便携装置。
在实施例中，植入部分完全或部分从蜗内电位供电。在实施例中，感测单元和/或可能的传输单元由蜗内电位供电。
在实施例中，助听装置包括本机能源如电池例如可再充电电池。在实施例中，用于助听装置的能量部分由电池提供及部分由蜗内电位提供。
在实施例中，助听系统适于至少确定在测量(或确定)及可能保存蜗内电位(和/或听觉阈的估计量等)的两个时刻之间消逝的真实或绝对时间的估计量。在实施例中，助听系统适于从另一装置如从移动电话或充电单元或者从无线电时间信号的发射器(如DCF77或MSF)接收表示目前时间的信号。在实施例中，助听系统包括实时时钟电路及确保该时钟持续运行的电池。
在实施例中，助听系统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，助听系统包括用于将电信号转换为由用户感知为声信号的刺激的输出变换器。在实施例中，输出变换器包括多个耳蜗植入电极或者骨导听力装置的振动器。在实施例中，输出变换器包括用于将刺激作为声学信号提供给用户的接收器(扬声器)。在特定实施例中，助听系统包括具有多个用于电刺激耳蜗神经的电极的输出变换器及用于通过(普通)空气传导对耳朵进行声学刺激的扬声器形式的输出变换器。
在实施例中，助听系统(如输入单元)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，助听系统(如输入单元)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，助听系统包括输入变换器(传声器系统和/或直接电输入(如无线接收器))和输出变换器之间的正向或信号通路。在实施例中，信号处理单元位于该正向通路中。在实施例中，信号处理单元适于根据用户的特定需要提供随频率而变的增益。在实施例中，助听系统包括具有用于分析输入信号(如确定电平、调制、信号类型、声反馈估计量等)的功能件的分析通路。在实施例中，分析通路和/或信号通路的部分或所有信号处理在频域进行。在实施例中，分析通路和/或信号通路的部分或所有信号处理在时域进行。在实施例中，正向通路的部分或所有信号处理在时域进行，而分析通路的部分或所有信号处理在频域进行。
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，助听装置如输入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，助听系统考虑的、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，助听系统还包括用于所涉及应用的其它适宜功能，如反馈抵消、电平压缩、频率压缩、降噪等。
在实施例中，助听系统包括助听装置，例如助听器，例如听力仪器，例如适于位于用户处、或者完全或部分位于耳道中、或者完全或部分植入在用户头部中的听力仪器，例如头戴式耳机、耳麦、耳朵保护装置或其组合。
在实施例中，助听系统包括辅助装置。在实施例中，该系统适于在助听装置或辅助装置之间建立通信链路以使得信息(如控制和状态信号(如蜗内电位或源自其的信号)、可能音频信号)可在其间进行交换或者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，辅助装置是或包括移动电话如智能电话。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音频处理装置的功能的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，用户接口实施在辅助装置中。在实施例中，蜗内电位的测量可经用户接口开始。
在本说明书中，智能电话可包括(A)移动电话与(B)个人计算机的结合：
-(A)移动电话包括传声器、扬声器、和到公用电话交换网(PSTN)的(无线)接口；
-(B)个人计算机包括处理器、存储器、操作系统(OS)、用户接口(如键盘和显示器，例如集成在触敏显示器中)和无线数据接口(包括网页浏览器)，使用户能下载和执行实施特定功能特征(例如显示从因特网取回的信息，遥控另一装置，组合来自智能电话的多个不同传感器(如照相机、扫描仪、GPS、传声器等)和/或外部传感器的信息以提供特殊特征等)的应用程序(APP)。
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。
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。
方法
本申请还提供用于根据用户需要处理表示声音的输入信号的助听系统的运行方法，助听系统包括用于接收所述输入信号并提供电输入信号的输入单元、用于根据一组处理参数处理所述电输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元，信号处理单元具有一个或多个用于影响所述处理参数的控制输入。该方法包括：
-感测沿耳蜗隔膜长度方向的一个或多个位置处的蜗内电位(EP)；
-接收所述蜗内电位或源自其的信号并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作信号处理单元的控制输入；及
-根据所述控制输入处理电输入信号。
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系统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系统一样的优点。
计算机可读介质
本发明进一步提供保存包括程序代码的计算机程序的有形计算机可读介质，当计算机程序在数据处理系统上运行时，使得数据处理系统执行上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。除了保存在有形介质如磁盘、CD-ROM、DVD、硬盘、或任何其它机器可读的介质上，计算机程序也可经传输介质如有线或无线链路或网络如因特网进行传输并载入数据处理系统从而在不同于有形介质的位置处运行。
数据处理系统
本发明进一步提供数据处理系统，包括处理器和程序代码，程序代码使得处理器执行上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。
定义
在本说明书中，“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听力仪器或有源耳朵保护装置或其它音频处理装置，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的音频信号、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的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。“助听装置”还指适于以电子方式接收音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵的装置如头戴式耳机或耳麦。听得见的信号例如可以下述形式提供：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、及直接或间接传到用户耳蜗神经的电信号。
助听装置可构造成以任何已知的方式进行佩戴，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。
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输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式(即有线或无线)接收输入音频信号的接收器、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听得见的信号提供给用户的输出装置。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，输出装置可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构或液体传播的声信号的振动器。在一些助听装置中，输出装置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，振动器可适于经皮或由皮将结构传播的声信号传给颅骨。在一些助听装置中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些助听装置中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些助听装置中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供到耳蜗液体。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、听觉皮层和/或大脑皮层的其它部分。
“助听系统”指包括一个或两个助听装置的系统。“双耳听音系统”指包括一个或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。听音系统或双耳听音系统还可包括“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、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、听音系统或双耳听音系统例如可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失、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。
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“一”、“该”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-1D示出了根据本发明的助听系统的实施例，其中图1A示出了该系统的框图，图1B示意性地示出了包括蜗内电位拾取或感测电极的耳蜗截面，图1C和1D示意性地示出了具有相应感测电极的透视截面。
图2A-2C示意性地示出了根据本发明的助听系统的多个不同分割部分，在图2A中，助听系统处于其最基本的形式，仅包括(独立的)植入部分；在图2B中，助听系统包括植入部分和外部部分及其间具有无线通信链路；在图2C中，与图2B的助听系统类似，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，天线部分和处理部分通过有线链路(如线缆)连接。
图3A-3B示意性地示出了女性(图3A)和男性(图3B)用户的平均(如随年龄而变的)听力损失与频率和蜗内电位之间的联系。
图4示出了包括彼此通信的第一和第二听力仪器的双耳助听系统的实施例，每一听力仪器包括蜗内电位感测单元。
图5示出了根据本发明的助听系统的实施例，其中图示了处理参数的确定受蜗内电位的测量的影响。
图6示出了根据本发明的助听系统的实施例，包括用于影响蜗内电位的测量和/或用于基于蜗内电位更新处理参数和/或用于呈现与蜗内电位有关的信息的用户接口。
图7A-7D示出了根据本发明的助听系统的四种不同配置。
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
本发明提出使用不同时间点(及非必须地，沿耳蜗神经的不同位置)的蜗内电位测量结果指示耳蜗(或其特定部分)在这些时间点的“有效状态”。通过将前述目前的“有效状态”与平均听力损失数据(如保存在助听系统中或可由其访问)相关联，处理参数可使用(如机载)验配算法优化。
图1A-1D示出了根据本发明的助听系统的实施例及图示了EP和参考电极的多个不同耳蜗截面。
图1A示出了根据本发明的助听系统HAS的框图。助听系统包括助听装置，其包括从输入端元IU到输出单元OU的正向通路，输入端元IU从声音输入Sound-in提供电输入信号IN，输出单元OU从电输出信号OUT提供可由用户感知为声音的输出信号Sound-out。正向通路包括信号处理单元DSP，用于处理输入端元IU(如传声器和/或无线接收器)拾取或接收的信号(如对其应用随频率而变的增益)并将增强信号OUT提供给输出单元OU(如输出变换器或多电极阵列或无线收发器)。输入和输出单元例如可分别包括模数(AD)和数模(DA)转换器以使能在正向通路中(及可能在系统中的其它地方，只要适当)对信号进行数字处理。输入和输出单元还可分别包括分析和合成滤波器组，以使正向通路中(可能及系统中其它地方，只要适当)的信号的处理能在(时域)频域进行。信号处理单元DSP包括一个或多个用于影响信号处理单元使用的处理参数的控制输入CNTi，从而使电输入信号IN的处理能根据前述控制输入CNTi进行修改。助听系统还包括多个即NEP个电极(称为EP电极)，其适于位于用户耳蜗中(如植入或插入在耳蜗中)并适于拾取(测量)沿耳蜗神经长度方向的对应多个位置处的蜗内电位(EP)(信号EP(1:NEP))。至少部分电极(如一个或几个，例如所有EP电极)适于位于中阶中并与内淋巴接触。在实施例中，助听装置包括为蜗内电位提供公共电位的参考电极。在实施例中，参考电极位于中阶外面，例如位于鼓阶或前庭阶中，并与外淋巴接触。在实施例中，参考电极位于耳蜗外面。在实施例中，参考电极位于外部(相对于用户的头部，即并非植入，而是例如安排成与用户的头皮接触)。EP电极(非必须地，及参考电极)电连接到感测单元SU(或形成其一部分)，感测单元用于捕获EP电极的蜗内电位并将捕获的电位(或源自其的信号)EPa转发给传输单元TU。传输单元TU(根据实际解决方案，其为无线收发器或者用于有线连接的驱动器)将所得的EP信号EPb转发给解码单元DEC。解码单元DEC配置成从感测单元SU接收所传输/转发的蜗内电位或源自其的信号(所得EP信号EPb，如电压差)并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作信号处理单元SPU的控制输入CNTi。感测单元SU可包括所捕获的蜗内电位的某些类的处理，例如产生电压差、放大、降噪、求平均等。信号处理单元SPU配置成根据来自解码单元DEC的控制输入CNTi处理电输入信号IN。因此，信号处理单元适于根据当前蜗内电位处理正向通路的信号(或影响其处理)。在实施例中，助听系统HAS包括存储器MEM，其包括预定蜗内电位(或者源自这些电位的适当处理后的信号，如相对于公共参考电位的电压差)的对应数据EPpdi(1:NEP)及反映耳蜗神经状态(如特定听觉阈或估计的听力损失)的控制信号CNTi的数据库。当解码单元DEC从传输单元接收当前的一组所得EP信号EPb时，其从存储单元MEM获得对应于该组预定蜗内电位EPpdi(1:NEP)的控制信号CNTi，这些信号(最接近地)类似于当前组的所得EP信号EPb(如基于插值)，参见解码单元DEC和存储器单元MEM之间的信号EP-CNT。作为备选，用于从当前的一组所得EP信号EPb确定适当控制信号CNTi的算法可保存在存储器单元中并用于确定指明耳蜗的当前状态的控制信号CNTi。
解码单元例如可位于助听系统的外部部分中。在该情形下，传输单元TU包括无线收发器，例如电容性或电感性收发器。
EP电极和参考电极可植入并持续(如几个月、几年、永久)位于耳蜗中。对于与用户的蜗内反应的特性(如电平)有关的初始调查(如在验配期间进行的测量)，EP电极和/或参考电极可临时插入在耳蜗中(如通过卵圆窗)。
图1A的助听系统可根据用途以多种方式进行分割。例如其可按植入部分和外部部分实施。前述分割的多个不同例子结合图2A-2C进行描述。
图1B示意性地示出了耳蜗的(横断)截面，包括蜗内电位的拾取或感测电极(图1B中的EP电极)和参考电极。感测电极(EP电极)位于中阶中并与内淋巴液体接触。在图1B的耳蜗横断剖视图中，参考电极位于鼓阶右侧的内壁处。然而，其也可位于鼓阶或前庭阶中的其它地方(在两种情形下，均优选浸入在外淋巴中)。容纳(一部分)耳蜗神经并将中阶和前庭阶与鼓阶分开的耳蜗隔膜也在图1B中示意性示出。耳蜗神经包括伸入中阶内的毛细胞。
图1C和1D示意性地示出了耳蜗的相应透视截面图，具有蜗内电位的感测电极(EP电极)和参考电极的相应示例性实施。这些示意性截面通过记为L(长度)并指示蜗孔方向的虚线箭头图示耳蜗的纵向(螺旋状)延伸，鼓阶和前庭阶在蜗孔处相遇。在图1C的实施例中，EP电极为位于中阶入口处的单一电极(靠近卵圆窗，相较于蜗孔在耳蜗的另一端)。类似地，参考电极为位于鼓阶入口处的单一电极，如通过卵圆窗接近。两个电极连接到可连接到感测单元SU的电连接(如导线)。
图1D的实施例包括多个用于捕获蜗内电位的电极(图1D中的EP电极)，其为位于纵向起始于卵圆窗的中阶中的多电极阵列形式。类似地，参考电极被示为多电极阵列，其可以是耳蜗植入型助听装置的多电极阵列(图1D中的“多电极阵列(mea)”)(用于刺激沿耳蜗延伸方向的不同位置处的耳蜗神经(非必须地，及用于捕获对应的神经反应))。两个多电极阵列均包括托架，其包括沿托架长度方向(参见记为L的虚线箭头)分布的多个电极。每一电极配置成电连接到感测单元SU(参见图1A)，由图1D中记为“电连接”的粗线图示。在该实施例中，可选择沿耳蜗长度方向的适当参考电极，或者多个电极(如全部)可电连接以具有分布参考电极。在实施例中，构成EP电极的多电极阵列可沿中阶的整个长度分布(或者如图所示，跨一部分长度分布)。在实施例中，蜗内电位EP(xi)(i＝1,2,…,NL)可通过个别地读多电极阵列的每一电极的电位(按时间顺序或者并行(同时))而沿耳蜗神经的长度进行捕获，其中NL为沿耳蜗神经的位置(电极)的数量。蜗内电位EP(xi)的获得和/或参考电极的配置可从感测单元SU控制，例如经用户接口(参见图6)，或者在系统的验配或生产期间固定。
图2A-2C示出了根据本发明的助听系统的多种不同分割。
图2A示出了仅包括优选独立的植入部分IMPp的助听系统HAS。在实施例中，植入部分由电池驱动。在实施例中，植入部分包括输入单元IU和输出单元OU，输入单元如输入变换器、传声器(或传声器系统)和/或无线接收器，输出单元如包括扬声器、振动器或者一个或多个用于刺激听觉神经的电极。另外，植入部分IMPp包括如图1A中所示的助听系统的另一基本功能部分，包括用于感测耳蜗的内淋巴的蜗内电位的感测单元。在图2A的实施例中，传输单元TU配置成将从感测单元SU接收的(可能放大的)蜗内电位转播给解码单元DEC，即不需要(无线)传输。
图2B示出了包括植入部分IMPp和外部部分EXTp的助听系统HAS，二者之间具有使能将蜗内电位(或源自其的信号)从植入部分IMPp传到外部部分EXTp的无线(如感应)通信链路(“无线链路”)。外部部分EXTp例如可包括助听系统的正向通路，其包括输入单元IU、用于增强所接收的电输入信号IN的信号处理单元DSP、及输出单元OU。外部部分EXTp还可包括解码单元DEC，用于确定对应于目前测得的蜗内电位的处理参数及用于将前述处理参数应用于正向通路的信号处理单元DSP。作为备选，输出单元OU可形成植入部分IMPp的一部分并具有位于耳蜗中用于刺激用户的耳蜗神经的多阵列电极形式。作为备选，输出单元OU可分布在植入部分和外部部分之间，例如包括植入部分中的用于刺激用户的耳蜗神经的多阵列电极，及包括作为外部部分的用于骨导的机电变换器(振动器)和/或用于空气传导的扬声器。
图2C示出了与图2B一样的助听系统，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(如线缆)连接。处理部分BTEp例如可包括结合图2B所述一样的功能部分((感应)天线和可能的调制/解调电路除外)。
根据实际应用，其它分割方式也可能，例如根据需要包括有线或无线连接/链路。
图3A-3B示意性地示出了女性(图3A)和男性(图3B)用户的平均(随年龄而变)听力损失(HL[dB])与频率(f[kHz])和蜗内电位(EP[mV])之间的联系。这些数据在本领域众所周知，例如在[Schmiedt；2010]中提出(图2.4,18页ff.)。忽略(典型的)年龄关系(由“年龄[岁]”周围的圆括号指示)，这些曲线分别使女性和男性的听力损失(HL(f))与蜗内电位(EP)有关。这些数据(及来自文献的其它类似数据)可用于产生听力损失(如听觉阈与频率之间的关系或者在特定频率下)和蜗内电位(相对于公共参考电位，如接地)的对应值。作为备选，对于每一性别(或者一次对于两种性别)，可提取算法。蜗内电位的具体值EPj可与具体的听力损失曲线HLj(f)相关联，j＝1,2,…,NEPdata，其中NEPdata为不同的多组EP值和相关联的听力损失曲线的组数，其也被保存(例如保存在可由助听器系统访问的数据库中)。再次说明，从EP值提供HL(f)的连续值的算法可从经验数据提取和/或从针对个体用户的测量结果提取(例如在验配期间，例如使用声学剂量和/或医学治疗以按受控方式修改蜗内电位从而产生前述听觉阈和蜗内电位之间的个性化关系)。
图4示出了双耳助听系统的实施例，其包括适于位于用户的左耳和右耳之处或之中的第一和第二听力仪器HI-1,HI-2及包括完全或部分植入在用户头部中的部分。听力仪器适于经无线通信链路如特定的耳间(IA)无线链路IA-WL或者作为备选经有线连接在其间交换信息。两个听力仪器HI-1,HI-2适于使能将特定耳朵处的仪器拾取的蜗内电位(如信号EPb)交换给另一只耳朵处的仪器。为建立耳间链路，每一听力仪器包括天线和收发器电路(在此由模块IA-Rx/Tx表示)。每一听力仪器HI-1和HI-2为本申请中描述的例如结合图1A-1D所述的助听系统的实施。在图4的实施例中，感测单元SU、传输单元TU和解码单元DEC示为(如集成)在一个单元中，记为SU-DEC-TU。此外，图1A-1D的输入单元IU和输出单元OU在图4的每一听力仪器HI-1,HI-2中分别体现为传声器MIC(提供电输入信号INm)和扬声器SP(将输出信号OUT转换为声音信号以呈现给用户的左耳和右耳)。包括预定蜗内电位和反映耳蜗神经状态的控制信号的对应数据的数据库的存储器单元MEM在图4的实施例中示为与控制和信号处理单元SPU电接触。控制信号(在图4中记为EP-HT)可由组合单元SU-DEC-TU经控制和信号处理单元SPU访问，其包括图1A实施例的信号处理单元DSP的功能。在图4的双耳助听器系统中，由听力仪器之一(如HI-1)的控制和信号处理单元SPU的控制部分产生的并包括蜗内电位(或源自其的数据，如用户耳蜗的“有效状态”)的信号IAS传给另一听力仪器(如HI-2)，反之亦然。来自本地及对侧装置的控制信号例如一起用于影响本地装置中的决策或参数设置。控制信号例如可包括针对用户增强系统质量的其它信息，例如改善信号处理。控制信号IAS例如(除蜗内电位之外)还可包括方向信息或者与佩戴听力仪器的用户的当前声环境的分类有关的信息。在实施例中，双耳助听系统还包括音频网关设备(如移动电话，例如智能电话)，用于接收多个音频信号及用于将至少一所接收的音频信号传给助听系统(如经天线和收发器电路ANT,Rx/Tx，参见听力仪器HI-1,HI-2的所接收的音频信号INw)，例如根据通信标准如蓝牙例如蓝牙低功率进行传输。
图4的助听系统HI-1,HI-2分别包括分析滤波器组A-FB((从输入音频信号INm和INw中的一个或两个)产生频带拆分的输入信号IFB1:IFBNI，其中NI为输入频带的数量)和合成滤波器组S-FB(从频带拆分的输出信号OFB1:OFBNO产生输出信号OUT，其中NO为输出频带的数量)以提供(时-)频域的信号处理。
图4的听力仪器HI-1,HI-2还包括分析试探信号发生器PSG，配置成产生适于在测量蜗内电位之前在特定时间点(或经用户接口(如遥控器、如智能电话)启动)激发内淋巴的特定试探信号PEP。在实施例中，分析试探信号发生器PSG配置成根据预定方案激发特定频率和/或产生预定声学剂量(跨预定时间)。在实施例中，蜗内电位和听力损失的对应值连同分析试探信号发生器PSG的启动进行确定(测量)，例如在验配会话中，以产生用于保存在助听系统中(如一个或两个听力仪器的MEM单元中)的用户特有数据库。
图5示出了根据本发明的助听系统HAS，其中示出了适于测量蜗内电位(在时间tp测得的值EP1(tp),EP2(tp),…,EPNEP(tp))的、助听系统HAS的正向通路的信号处理单元DSP的处理参数G(f1),G(f2),…,G(fNHT)(随频率(f)而变)的确定。图5的助听系统包括与结合图1A所述一样的功能元件。助听系统HAS包括植入部分IMPp和外部部分EXTp。植入部分IMPp包括连接到感测单元SU(AMP-AD)的蜗内电极EP1,EP2,…,EPNEP和参考电极REF(感测单元包括适当的放大AMP和模数转换AD功能)。植入部分IMPp还包括(经信号EPa)连接到感测单元SU的传输单元TU。感测单元SU(AMP-AD)向传输单元TU提供一个或多个捕获的蜗内电位EPa(或源自其的信号，例如相对于参考电极REF提供的参考电压ref取得的电压差)。传输单元TU将这些所得的电位EPb经适当的通信接口如无线接口例如感应通信接口、基于分别位于植入部分和外部部分中(如在相应的传输和接收单元中)的电感线圈彼此接近时(如仅由用户的皮肤/组织分开)其间的感应耦合而转发给外部部分EXTp。外部部分EXTp包括接收单元RU(如包括电感线圈和适当的解调电路)，配置成接收所得的电位EPb并将对应的信号EPb’(如包括在时间tp测得的信号EP1(tp),EP2(tp),…,EPNEP(tp))提供给解码单元DEC。解码单元与存储器MEM和信号处理单元DSP通信。存储器单元MEM包括男性(M)和女性(F)的预定蜗内电位(或源自其的信号)和听力损失曲线HT(fi),i＝1,2,…,NHT)的对应值的数据库。对于男性的当前(在时间＝tp时)测得的蜗内电位EP1(tp),EP2(tp),…,EPNEP(tp)的特定值EP(AMx)(如平均值<EP(AMx)>)，对应的听力损失曲线HT(fi,AMx)(在NHT个频率下听觉阈与频率之间的关系)从数据库读取并输入到感测单元SU。使用用于确定适当的随频率而变的增益G(f1),G(f2),…,G(fNHT)的算法(验配逻辑依据)，信号处理单元DSP的信号处理参数G(tp)(在此记为增益G)对应于当前(t＝tp)蜗内电位进行更新。从而，由输入单元IN提供的正向通路的信号IN根据耳蜗的当前状态进行处理，增强信号OUT提供给输出单元OU。应提及的是，不同于蜗内电位的其它效果(如电流反馈情形)可贡献于“最终当前信号处理参数”，但这样的贡献在此为简单起见而被忽略。
图6示出了根据本发明的助听系统HAS的实施例，包括用于基于蜗内电位影响处理参数的更新和/或用于呈现与蜗内电位有关的信息的用户接口UI。图6的实施例与图1A的实施例等同，除附加的用户接口UI和警报指示单元ALU外。用户接口例如可用于基于目前蜗内电位的测量结果开始处理参数的调整。用户接口UI例如可实施为助听系统HAS上的按钮或另一启动元件。作为备选或另外，用户接口UI可实施在遥控单元中，如实施在智能电话中。警报单元ALU，例如包括可视和/或声学和/或振动指示器，可配置成在关于蜗内电位的一个或多个特定条件满足时发出警报指示。在实施例中，用户接口UI和/或警报单元ALU集成在智能电话的APP中。
图7A-7D示出了根据本发明的助听系统的四种不同配置。
图7A示出了根据本发明的包括骨锚型助听装置和用于捕获蜗内电位的电极EPe(及参考电极RFEe)的助听系统。助听系统的输出单元OU位于外部部分EXTp中、安装在用户U的第一耳朵ear1处，为用于将电刺激转换为配置成由用户感知为听觉信号(声音)的骨振动的骨导型助听装置的(可能骨锚式)振动器。植入部分IMPp由用户U的头部中的虚线外围指示并包括植入在用户耳蜗内的EP电极和参考电极(分别为EPe和REFe)及感测和传输单元TU-SU。
图7B示出了根据本发明的包括空气传导型助听装置和用于捕获蜗内电位的电极的助听系统。助听系统的输出单元OU位于外部部分EXTp中、安装在用户U的第一耳朵ear1处。输出单元包括位于用户U的耳道中并用于以机械振动刺激用户的耳鼓和中耳的扬声器ITE。扬声器单元经电导体CONITE连接到BTE部分BTE，其位于用户U的耳朵ear1后面。植入部分IMPp包括植入在用户耳蜗内的EP电极和参考电极(分别为EPe和REFe)及感测和传输单元TU-SU。蜗内电位(或源自其的信号)经植入部分的传输单元TU、外部通信单元COM、实施无线链路的TU单元和COM单元、通信单元COM和BTE单元之间的电连接CONEP如线缆传给外部部分(在此为BTE部分)。
图7C和7D示出了双侧助听系统的两个实施例。
图7C和7D的双侧助听系统包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置，每一装置包括植入部分，其分别包括靠近相应耳蜗神经植入在耳蜗内的多通道电极阵列mceCI1,mceCI2。植入部分还包括相应的用于拾取蜗内电位的电极(分别为EPe1,EPe2)及包括感测和传输单元(分别为TU-SU1,TU-SU2)，如结合图1A和图7A、7B所述。每一助听装置还包括一个或多个外部部分，在此为适于位于用户U的耳朵(分别为ear1,ear2)后面的部分(分别BTE1,BTE2为)，及包括适于位于耳朵处的头部上的通信部分(分别为COM1,COM2)，其位置使能建立到植入部分的(如无线)通信链路(包括使能将刺激(或编码的刺激)传给多通道电极阵列，可能使能将能量传给植入部分及可能使能将来自植入部分的数据(如神经反应(eCAP)、蜗内电位(EP)等)接收在相应BTE部分中)。相应的BTE和COM部分在此示为通过线缆(由图7C和7D中的粗曲线连接指示)电连接。
图7C示出了根据本发明的包括第一和第二耳蜗植入和空气传导型混合助听装置及用于捕获蜗内电位的相应电极的助听系统。第一和第二助听装置中的每一个实施为混合解决方案，包括用于电刺激耳蜗神经的耳蜗植入多电极阵列(分别为mceCI1,mceCI2)和用于声学刺激耳鼓和中耳(空气传导)的电声变换器(如分别为扬声器ITE1,ITE2)，以利用未受损伤的毛细胞提供的残余听力(如在相当低的频率下)，如果有的话。
图7D示出了根据本发明的包括第一和第二耳蜗植入型助听装置及包括用于捕获蜗内电位的相应电极(分别为EPe1和EPe2)的助听系统。在该系统中，从相应耳蜗的中阶中的蜗内电位测量结果收集的信息可贡献于用户听觉系统的状态的动态评估，尤其是耳蜗的当前条件。再次说明，这些关于耳蜗当前状态的信息可用于影响多电极阵列(分别为mceCI1和mceCI2)的电极的刺激。
可以预见助听装置与本发明的蜗内电极概念的其它组合。
尽管迄今的描述涉及监视EP并使用测得的值控制助听装置中的处理算法，但本发明概念也可使能到现在为止未知的其它耳蜗状态信号的EP供电的传输。
另外的可能性包括所接收的耳蜗状态信号的遥测使用(可能与声学输入信号的参数组合)以触发给用户的消息，例如“您的当前曝噪正导致您的耳朵出现代谢压力并危及您的听力，建议寻找较少噪声的地方”或者“耳蜗状态表明您的Meniere’s症状不久可能恶化”(可表现为口袋智能电话上的屏幕消息，即该装置不必处于使用状态)。作为代替，消息可传给护理人员或医生等。
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。
参考文献
·[Mercieretal,2012]PatrickPMercier,AndrewCLysaght,SauravBandyopadhyay,AnanthaPChandrakasan,KonstantinaMStankovic,Energyextractionfromthebiologicbatteryintheinnerear,naturebiotechnologyletters,publishedonline8November2012,5pages,doi:10.1038/nbt.2394.
·[Schmiedt；2010]RichardA.Schmiedt,ThePhysiologyofCochlearPresbycusis,Chapter2,pp.9-38,inS.Gordon-Salantetal.(eds.),TheAgingAuditorySystem,SpringerHandbookofAuditoryResearch34,DOI10.1007/978-1-4419-0993-0_2,SpringerScience+BusinessMedia,LLC,2010.
·US2012300964A1(SAMSUNG)29-11-2012
·EP2200347A2(OTICON)23-06-2010.

Claims (15)

1.用于根据用户需要处理表示声音的输入信号的助听系统，所述助听系统包括用于接收所述输入信号并提供电输入信号的输入单元、用于根据一组处理参数处理所述电输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元，所述信号处理单元具有一个或多个用于影响所述处理参数的控制输入，所述助听系统还包括适于至少部分植入在用户头部中的植入部分，其中所述植入部分包括：
-能够测量沿耳蜗隔膜长度的一个或多个位置处的蜗内电位的感测单元；
所述助听系统还包括：
解码器，配置成接收所述蜗内电位或源自其的信号并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作所述信号处理单元的控制输入；及
其中所述信号处理单元配置成根据来自所述解码器的所述控制输入处理所述电输入信号。
2.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分包括用于将所述蜗内电位或基于其的信号传给外部接收单元的传输单元。
3.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分配置成在不同时间点测量所述蜗内电位。
4.根据权利要求1的助听系统，其中所述助听系统包括配置成根据预定条件向用户发出警报指示的警报单元。
5.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分包括用于在沿耳蜗隔膜的长度的位置处拾取所述蜗内电位的电极。
6.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分包括用于在沿耳蜗隔膜的长度的多个位置处拾取所述蜗内电位的多个蜗内电位EP电极。
7.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分包括参考电极。
8.根据权利要求6的助听系统，配置成测量或确定在沿耳蜗神经的多个(NL)位置处测得的蜗内电位(EP(xi),i＝1,2,…,NL)的所得电压差(ΔVEP,(xi))。
9.根据权利要求1的助听系统，配置成基于测得的蜗内电位评估耳蜗或耳蜗神经的当前状态或条件。
10.根据权利要求9的助听系统，配置成使所述评估基于源自随时间和/或位置测得的蜗内电位的统计度量。
11.根据权利要求1的助听系统，包括其中保存使蜗内电位与估计的听力损失相联系的数据的数据库。
12.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分包括托架形式的多电极阵列，托架包括适于接近用户的听觉神经位于耳蜗中的多个电极。
13.根据权利要求1的助听系统，其中所述植入部分完全或部分由蜗内电位供电。
14.根据权利要求1的助听系统，包括下述形式的助听装置：适于位于用户耳朵处、或者完全或部分位于耳道中、或者完全或部分植入在头部中的助听器、头戴式耳机、耳麦、耳朵保护装置或其组合。
15.用于根据用户需要处理表示声音的输入信号的助听系统的运行方法，所述助听系统包括用于接收所述输入信号并提供电输入信号的输入单元、用于根据一组处理参数处理所述电输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理单元，所述信号处理单元具有一个或多个用于影响所述处理参数的控制输入，所述方法包括：
-感测沿耳蜗隔膜长度的一个或多个位置处的蜗内电位；
-接收所述蜗内电位或源自其的信号并将所接收的信号变换为已适当调节的信号以用作所述信号处理单元的控制输入；及
-根据所述控制输入处理所述电输入信号。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108721777A (zh) * 2017-04-21 2018-11-02 财团法人交大思源基金会 人工电子耳装置及其刺激方法
CN111226445A (zh) * 2017-10-23 2020-06-02 科利耳有限公司 用于假体辅助通信的先进辅助设备

Families Citing this family (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9369005B2 (en) * 2013-03-01 2016-06-14 Massachusetts Eye & Ear Infirmary Energy extraction
US20160059014A1 (en) 2014-09-02 2016-03-03 Benjamin Peter Johnston Event Detection In An Implantable Auditory Prosthesis
US10575108B2 (en) * 2015-08-24 2020-02-25 Cochlear Limited Prosthesis functionality control and data presentation
DK3139636T3 (da) 2015-09-07 2019-12-09 Bernafon Ag Høreanordning, der omfatter et tilbagekoblingsundertrykkelsessystem baseret på signalenergirelokation
US10097937B2 (en) * 2015-09-15 2018-10-09 Starkey Laboratories, Inc. Methods and systems for loading hearing instrument parameters
US10757517B2 (en) 2016-12-19 2020-08-25 Soundperience GmbH Hearing assist device fitting method, system, algorithm, software, performance testing and training
CN110269626B (zh) * 2019-06-21 2022-07-19 佛山博智医疗科技有限公司 一种客观的模拟并调控真耳听力状态的装置及方法

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20070078177A1 (en) * 2005-09-30 2007-04-05 Washington University In St. Louis Methods and compositions for treating non age related hearing impairment in a subject
US20080221640A1 (en) * 2002-11-08 2008-09-11 Overstreet Edward H Multi-electrode stimulation to elicit electrically-evoked compound action potential
US20100016922A1 (en) * 2001-07-06 2010-01-21 Cochlear Limited Configuration of implanted devices
US20120302859A1 (en) * 2005-03-16 2012-11-29 Sonicom, Inc. Test battery system and method for assessment of auditory function
CN103108671A (zh) * 2010-09-15 2013-05-15 Med-El电气医疗器械有限公司 基于电流的耳蜗植入物的加快适配的方法和系统
WO2013142843A1 (en) * 2012-03-22 2013-09-26 Advanced Bionics Ag Methods and systems for fitting an electro-acoustic stimulation system to a patient
CN103716744A (zh) * 2012-10-08 2014-04-09 奥迪康有限公司 具有随脑电波而变的音频处理的听力装置

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5758651A (en) * 1992-12-22 1998-06-02 Nygard; Tony Mikeal Telemetry system and apparatus
AU2003286792A1 (en) * 2002-10-29 2004-05-25 Oregon Health And Science University Fludrocortisone treatment for hearing loss
DK2571289T3 (en) 2008-12-22 2015-05-26 Oticon As Hearing aid system comprising EEG electrodes
US20120245666A1 (en) * 2011-03-25 2012-09-27 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Implantable Auditory Prosthesis with Temporary Connector
KR20120131778A (ko) 2011-05-26 2012-12-05 삼성전자주식회사 청력 검사를 수행하는 방법과 이것을 이용한 청력 보조 장치
US9185501B2 (en) * 2012-06-20 2015-11-10 Broadcom Corporation Container-located information transfer module

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20100016922A1 (en) * 2001-07-06 2010-01-21 Cochlear Limited Configuration of implanted devices
US20080221640A1 (en) * 2002-11-08 2008-09-11 Overstreet Edward H Multi-electrode stimulation to elicit electrically-evoked compound action potential
US20120302859A1 (en) * 2005-03-16 2012-11-29 Sonicom, Inc. Test battery system and method for assessment of auditory function
US20070078177A1 (en) * 2005-09-30 2007-04-05 Washington University In St. Louis Methods and compositions for treating non age related hearing impairment in a subject
CN103108671A (zh) * 2010-09-15 2013-05-15 Med-El电气医疗器械有限公司 基于电流的耳蜗植入物的加快适配的方法和系统
WO2013142843A1 (en) * 2012-03-22 2013-09-26 Advanced Bionics Ag Methods and systems for fitting an electro-acoustic stimulation system to a patient
CN103716744A (zh) * 2012-10-08 2014-04-09 奥迪康有限公司 具有随脑电波而变的音频处理的听力装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
PATRICK P MERCIER ET AL: ""Energy extraction from the biologic battery in the inner ear"", 《NATURE BIOTECHNOLOGY》 *

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108721777A (zh) * 2017-04-21 2018-11-02 财团法人交大思源基金会 人工电子耳装置及其刺激方法
CN108721777B (zh) * 2017-04-21 2021-12-31 财团法人交大思源基金会 人工电子耳装置及其刺激方法
CN111226445A (zh) * 2017-10-23 2020-06-02 科利耳有限公司 用于假体辅助通信的先进辅助设备

Also Published As

Publication number Publication date
US9895535B2 (en) 2018-02-20
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EP2982297A1 (en) 2016-02-10

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