CN105920733A - 用于包括电极阵列的听觉设备的刺激策略 - Google Patents

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Abstract

本申请公开了用于包括电极阵列的听觉设备的刺激策略，其中所述听觉设备用于产生电极刺激信号并包括：滤波器组，配置成将输入音频信号滤波为多个带通有限的音频信号，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关；处理器，配置成根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的变化率提取激发电极的开始时间；信号发生器，用于根据所述开始时间产生用于电极的对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的电极刺激信号；及配置成将所述电极刺激信号传到耳蜗区域的多个可植入刺激电极。

Description

用于包括电极阵列的听觉设备的刺激策略
技术领域
本发明涉及包括电极阵列的听觉设备，例如包括植入的电极阵列的耳蜗植入系统。具体地，本发明涉及结合前述设备采用的声音处理策略。
背景技术
耳蜗植入物为可植入的系统，其可向深度聋或严重听力受损的人提供听觉。与以机械方式将放大的声音信号施加到中耳的传统助听器不同，耳蜗植入物将直接电刺激提供给多个植入的电极，其使内耳中的声神经兴奋因而给出听觉。
在耳蜗植入物改善全球范围内许多人的生活质量的同时，电听觉仍然缺乏正常听觉中发现的分辨能力。由于通过耳蜗植入电极电流实现的听觉神经激活并不忠实于正常生理学机理产生的模式，电听觉并不等同于正常听觉。应注意，电刺激缺少正常听觉机理的空间和时间分辨力，已知的原因在于CI用户理解有噪声环境中的语音及定位声音的能力降级。
大多数当前的耳蜗植入物使用语音编码策略，其将听信号编码为用于刺激听神经的电脉冲。一种常见的语音编码策略为所谓的“连续间隔采样策略”(CIS)。CIS语音编码策略以预定时间间隔对各个频带内的信号包络进行采样，从而通过仅对每一频带中的语音信号的振幅调制(AM)进行编码而提高语音理解水平。每一电极用对应于相应滤波器通道的瞬时振幅的强度进行刺激。在该策略中，分析时间段预先确定，因此每一电极的刺激频率或多或少固定。
另一编码策略即精细结构处理(FSP)分析带通信号的相位并使刺激脉冲与相应电极的相位中的特定事件同步。在FSP编码中，时间事件使用带通信号的零相交确定，其中所有通道按预定顺序依次刺激。提供一些时间精细结构信息的其它方法包括峰值导出的定时(PDT)编码，其从带通信号中的正峰值导出刺激脉冲的定时。基于尖峰信号的时间听觉表示(STAR)策略从带通信号的零相交提取脉冲定时。
公认的是，对于正常听者，用两只耳朵而不是一只耳朵进行听音使能提高噪声中的语音可懂度及提高更好地确定声音方向的能力。对正常听力和听力受损听者的研究已表明，相较于双耳听音(两只耳朵中的声音相同)，在双耳异声(diochotic)听音(两只耳朵中的声音不同)期间的性能明显增强。这样的提高可测量为双耳可懂度电平差(BILD)，其定义对于给定百分比的可懂度，两种双耳条件之间的信号电平的差。已知前述增强是耳间电平差线索(ILD)和耳间时间差线索(ITD)的函数。类似地，水平平面中的定位已被证明是依赖于这些ILD和ITD线索的函数。
发明内容
本发明提供当前编码技术的备选方案，即可更好地模仿健康耳蜗的神经放电模式从而在生理学上更适当的时间在耳蜗植入物中呈现刺激脉冲的刺激策略。因而，提出一种将声波处理为电信号的方法和系统，其捕获输入声音中的精细时间结构(FTS)信息并准确地将该信息导向空间上促使耳蜗活动的适当神经。
为说明目的，本发明描述了聚焦于耳蜗植入物的听觉设备。应当理解，在此描述的刺激策略可同等地应用于脑干植入物或蜗轴植入物或其它听觉神经刺激器。
根据一实施例，公开了用于产生电刺激信号的听觉设备。该设备包括配置成将输入音频信号滤波为多个带通有限的音频信号的滤波器组，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关。该设备还包括处理器，配置成根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的变化率提取使电极放电的开始时间；及包括信号发生器，用于根据开始时间产生电极的对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的电极刺激信号。最后，该设备还包括配置成将电极刺激信号传到耳蜗区域的多个可植入刺激电极。
在实施例中，该设备包括适于从用户环境接收声音信号的传声器。传声器适于基于所接收的声音信号产生输入音频信号。在一些实施例中，传声器可包括传声器阵列，例如用于按不同的波束形成模式提供随方向而变的音频信号处理。波束形成包括处理传声器阵列的传声器处接收到的音频信号使得该传声器阵列用作高度定向的传声器。
配置成接收输入信号的滤波器组包括频率特定信号滤波器的阵列，其将输入音频信号如语音或音乐分离为多个带通有限的音频信号。通常，滤波器组具有多个窄频带滤波器，每一滤波器与音频频率的特定频带相关联。因而，输入音频信号被滤波为多个带通有限的音频信号，其中每一信号对应于带通滤波器之一的频率的频带。
电极刺激信号包括用于产生电脉冲的信号。产生的电脉冲被提供给植入电极，其借助于听觉神经将脉冲发送给大脑，大脑将信号识别为声音。电极刺激信号为频带特定的信号并与电极阵列的特定电极相关联。多个电极中的每一电极包括相应音频频率范围确定的不同频率分布。例如，电极阵列可包括20个植入电极，其中靠近耳蜗蜗底的电极1与6800Hz到8000Hz之间的频率范围相关联，电极2与5800Hz到6800Hz之间的频率范围相关联，依此类推，电极20最靠近蜗顶区域并覆盖200Hz到300Hz之间的频率范围。显然，该电极阵列可包括比20个电极少或多的电极，及电极的频率分布可变化。对应于相关联的频率范围的电极沿耳蜗长度方向频率-位置匹配，使得携载特定频带的信息的电脉冲激活对应的通过分配的频率范围确定的电极，实际上激活沿耳蜗的听觉神经的特定频率区域。
如前面段落中说明的，电极阵列的每一电极与特定频率范围相关联。因此，“对应”于带通有限的音频信号和导出的带通有限的音频信号的电极指被分配以(导出的)带通有限的信号的频带中包括的频率的电极。可理解的，频带数量和音频频率范围可以相同或不同。同样显而易见的是，一个以上频率范围被覆盖在单一频带内，反之亦然。
开始时间确定电极何时放电。广义上讲，开始时间形成所提出的声音处理(编码)策略的基础，其中给定电极的刺激的时间(开始时间)与对应于该电极的滤波器输出的变化率同步或实质上同步。滤波器输出包括带通有限的音频信号或后包络产生，及导出的带通有限的音频信号。因而，用于对应声音信号的定时信息也被呈现给用户。
本质上，本发明聚焦于在输入音频信号的带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号中确定变化率满足预定条件时的开始时间以指明刺激何时将施加到耳蜗。通过聚焦于预定条件，开始时间反映正常听力个体的心理物理试验的结果。因而，变化率尤其是当包络针对带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号为最大值时的变化率，基于公开的开始时间更好地模仿健康耳蜗的自然神经放电模式，以在适当的时间(由开始时间确定)及耳蜗中的适当位置(由耳蜗内的电极的位置匹配确定)呈现刺激脉冲。这使输入音频信号中的时间信息能被更好地保留并向用户提供改善的实时刺激。
带通有限的音频信号可分解为大体上定义为信号时间的缓慢变化的信号包络和为信号的时间快速变化即载波的精细时间结构。该设备包括配置成产生带通有限的音频信号的信号包络的包络发生器，信号包络确定导出的带通有限的音频信号。包络发生器可基于希尔伯特变换和/或基于带通有限的音频信号的矫正和滤波计算信号包络。包络发生器的多种其它实施对本领域技术人员显而易见，且这些变化落在本发明的变化之内。例如，包络提取可通过开窗术进行，而不是希尔伯特变换，平均的窗口宽度(ms)跨频率可保持恒定或者对于每一滤波频带特定。应注意，在恒定窗口的情形下，所得的输出质量上将类似于在内毛细胞中测得的观察到的跨膜电位和/或听觉神经的兴奋性突触后电位(EPSP)。为了说明，该类型的开窗术将以同样的方式进行数学计算，但根据信号的输入频率和求平均窗口的持续时间之间的关系将导致不同的行为。该关系谱的相反端处的两种情形为：
a)具有其波长相较于求平均窗口的宽度长的频率的通道(频带)导致跟踪它们的通道的载波信号频率(并与其锁相)的输出；
b)具有其波长相较于求平均窗口的宽度短的频率的通道(频带)将产生跟踪它们的载波的包络的输出。
该设备还包括导数单元，配置成确定带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的导数。导数单元可包括本领域众所周知的信号导数技术如拉普拉斯导数算子。在实施例中，导数单元的功能可包括在处理器中。
该设备还可包括比较器，其配置成将变化率与预定条件进行比较。预定条件选自下组：
(i)带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的二阶导数的零交叉。因此，基于时间的二阶导数的零交叉确定最大包络，即变化率最大时。通常，前述确定限于对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的最大正包络的开始时间。然而，也可使用最大负包络。和/或
(ii)带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的一阶导数超出导数阈值的交叉。导数阈值可预先确定或自适应调节。
基于变化率的预定条件使能提前预感安静或大声事件。这有助于调节刺激信号到传给电极的各个电脉冲的目标电荷量的映射和/或在使用未调节的到目标电荷的映射的同时调节刺激电平，因而确保刺激分别高于听觉设备用户的阈电平和低于最大舒适电平(随后描述)。这可通过处理器实现，其配置成在带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的变化率低于第一导数阈值或超出第二导数阈值时调节确定的刺激电平和/或调节刺激电平到目标电荷量的映射。在实施例中，可使用第一或第二导数阈值。
在又一实施例中，开始时间也可通过带通有限的信号和/或导出的带通有限的音频信号的越过阈电平值的电平确定。
在健康耳蜗中，通常公认内毛细胞的作用是执行高频率和低频率的包络提取过程，它们代替提取时间精细结构。然而，由于开始定时遍及整个频率范围有用，因此，根据一实施例，不必要在耳蜗的低和高频率区域之间进行任何区分。例如，在上面描述的恒定窗口实施例中，“包络提取”按如上所述针对低和高频率区域已经产生不同的输出，但这些频率区域的开始定时提取可以一样。因此，在此描述的开始定时提取的类型可应用于刺激耳蜗的任何频率区域的任何电极并具有益处预期。
在另一实施例中，处理器适于确定带通有限的信号的频带，因而确定输入的带通有限的音频信号是否将发送给包络发生器。如果该确定导致跳过包络发生器的决定，则处理器可将带通有限的信号直接导向导数单元和/或信号电平检测器，代替导向包络发生器。处理器进行的前述确定可基于确定低频率和高频率的截止频率。低频率通常低于1500Hz，及高频率通常高于1500Hz。可使用其它频率范围确定低频率和高频率，因而确定带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号是否将用于确定开始时间。由于神经元对开始敏感，因此，在低频率下，这些开始可以是带通有限的音频信号的载波信号的一部分，神经元锁相到这些开始从而提供精细时间结构(FTS)。在高频率下，这些开始为包络开始。
根据一实施例，处理器还可配置成对输入听音频信号施加一些初始预处理，如自动增益控制、降噪及听觉设备的语音处理器中采用的其它传统已知的信号处理算法。
该设备还可包括信号电平检测器，配置成根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的信号电平确定电极刺激信号的刺激电平。信号电平检测器可配置成计算带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的量值或量值的平方以确定刺激电平。基于确定的刺激电平，信号发生器可配置成根据确定的刺激电平产生用于电极的电极刺激信号。
与该信号检测器有关的预定条件可包括带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的峰值振幅。在另一实施例中，预定条件包括对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的开始时间的振幅。可采用本领域已知的多种不同的信号检测器，例如信号电平检测器可包括峰值检测器。
该设备还包括脉冲发生器，配置成产生对应于电极刺激信号的电流脉冲。电极配置成根据电流脉冲刺激与电极接触或相邻的目标组织。脉冲发生器下游连接到信号发生器，其提供电极刺激信号。根据一实施例，电流脉冲包括关于确定的开始时间的信息。根据另一实施例，电流脉冲包括关于确定的刺激电平的信息。根据又一实施例，电流脉冲包括关于开始时间和刺激电平的信息。
脉冲发生器利用映射函数或增强的映射函数。包括刺激电平的电流脉冲基于压缩器映射函数，其将用于电极的电流脉冲的电刺激电平定义为确定的刺激电平的函数。对数刻度的确定的刺激电平直接映射到电刺激电平。换言之，映射函数确定每一脉冲流中的各个电荷脉冲或者与植入电极相关联的确定的音频频率范围的听觉通道的目标电荷量可怎样使用线性或分段线性映射函数从确定的刺激电平进行计算。通常，映射函数在下拐点和上拐点之间线性延伸。在下拐点，映射函数将对应于用户的听觉阈的较低阈电平LT映射为阈电荷T。在上拐点，映射函数将对应于用户的UCL的最大舒适电平/较高阈电平LC映射为最大舒适电荷C。在下和上拐点之间，映射函数具有为(C-T)/(LC-LT)的恒定正增量增益Gi。然而，在另一实施例中，也可使用增强的映射函数。增强的映射函数与映射函数的区别仅在于其从下拐点经中间拐点延伸到上拐点，使得在下拐点和中间拐点之间的增量增益Gi大于中间拐点和上拐点之间的增量增益。在中间拐点，增强的映射函数将中间阈电平映射到中间电荷。相较于映射函数，增强的映射函数对低于中间阈电平的可听信号电平施加电平扩大及对高于中间阈电平的舒适信号电平施加电平压缩。中间拐点的目的主要是增强语音中传送的信息因而提高用户解码和理解语音的能力。
在实施例中，该设备还可包括适于区分哪些脉冲优先发送给脉冲发生器的脉冲排程器。这可用于避免硬件冲突。例如，前述冲突可在单独的电流源未用于每一电极且电流源可能忙于服务于另一电极时出现。
脉冲排程器配置成针对耳蜗延迟调整脉冲，如果前述延迟在处理的早期阶段尚未被考虑。为此，脉冲排程器可包括关于针对不同频道的耳蜗传播时间及其电平的信息。
因此，本发明提供：
a)基于时间导数的技术，其使能确定开始时间，即电极被激发时；
b)刺激电平确定和映射技术，其使能确定电刺激电平，即电极将被多强地激发；及
c)电极之间的频率分布和沿耳蜗的电极置放，其使能确定哪一电极将被激发，即耳蜗的哪一频率区域将被刺激。
在一实施例中，听觉设备包括耳蜗植入物(CI)，其为通过手术植入的假肢器官，用于对深度聋的人提供声音感觉。耳蜗植入物通常包括位于耳后的外部部分及通过手术放在皮肤下面的第二部分。
外部部分通常包括a)用于从环境拾取声音并产生输入音频信号的传声器；b)选择和处理通过传声器拾取的声音的语音处理器。语音处理器可包括滤波器组、处理器、包络发生器、导数单元、比较器、信号电平检测器、信号发生器；c)用于将处理后的信号如刺激信号从语音处理器传到植入的第二部分的发射器。第二部分通常包括a)用于接收传输的刺激信号的植入的接收器；b)植入的刺激器(如脉冲发生器)，其将接收到的刺激信号转换为电脉冲；及c)包括一组植入在耳蜗中的特定插入深度处的电极使得耳蜗内的电极位置复制正常听力的位置-频率映射的电极阵列。电极从刺激器收集对应于特定频率的电脉冲并借助于听觉神经将脉冲发送给大脑，大脑将信号识别为声音。本领域技术人员将意识到，对一般CI装置的可能修改是可能的。例如，其中所有元件均植入在受体中的可完全植入的CI也是可能的。在该设置中，可完全植入的CI中的电源可以从CI受体外面感应充电。在另一例子中，可完全植入的CI仍然可以在外部部分中具有传声器以相较于通过手术植入的传声器具有更好的声音捕获能力。
在实施例中，CI包括植入的多个电极，其配置成位于用户的耳蜗内。多个电极中的每一电极包括由对应的音频频率范围确定的不同的频率分布。因而，从带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号计算的开始时间和/或刺激电平用于触发分配给通过频带表示的频率的电极。
本发明公开的CI可包括公开的听觉设备的任何或所有特征。
在另一实施例中，听觉设备包括双侧耳蜗植入物系统(CIS)。双侧CIS包括两个植入物，每只耳朵中各一个，即左耳蜗植入物和右耳蜗植入物。在一实施例中，左CI和右CI包括分开的语音处理器。然而，在另一实施例中，左CI和右CI除传声器之外共享共同的语音处理器。在前面的具有分开的和共同的语音处理器的实施例中，与每只耳朵有关的传声器定位在相应耳朵处或其附近，即左传声器接收到达左耳的声音及右传声器接收到达右耳的声音。来自左传声器和右传声器的传声器左和右输入信号提供给相应的语音处理器。类似地，左CI和右CI也可包括分开或共同的植入刺激器。
左CI包括左传声器，其提供左输入音频信号。基于上面公开的技术，左输入音频信号用于针对左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号确定左开始时间和/或左刺激电平。左开始时间和/或左刺激电平用于产生基于其产生左电流脉冲的左电极刺激信号。左CI还包括左电极阵列，包含与左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号相关联的、左电流脉冲传到其的电极。左电流脉冲因而刺激用户的左耳蜗。
右CI包括右传声器，其提供右输入音频信号。基于上面公开的技术，右输入音频信号用于针对右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号确定右开始时间和/或右刺激电平。右开始时间和/或右刺激电平用于产生基于其产生右电流脉冲的右电极刺激信号。右CI还包括右电极阵列，包含与右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号相关联的、右电流脉冲传到其的电极。右电流脉冲因而刺激用户的右耳蜗。
左传声器和右传声器分别位于双侧CI用户的左耳和右耳的耳道之处、附近或之中。左和/或右传声器可包括多个输入传声器。可理解的，左输入音频信号和右输入音频信号通常分别为接近左和右耳定位的左和右传声器的输出信号。
在所公开的双侧CIS中，左开始时间和右开始时间之间的差形成耳间时间差(ITD)。另外或作为备选，左刺激电平和右刺激电平之间的差形成耳间电平差(ILD)。
在一实施例中，处理器配置成增强耳间时间差和/或耳间电平差。例如，ITD可通过在左开始时间和右开始时间之间包括另外的延迟而增强。另外或作为备选，能量可在左刺激电平和右刺激电平之间添加或扣减以增强ILD。
所公开的双侧CIS的左CI和/或右CI可包括所公开的听觉设备的一个或多个特征。例如，左开始时间和/或右开始时间，具有或没有左刺激电平和/或右刺激电平，均可基于与听觉设备有关的公开内容进行计算。
显然，基于本发明，导出的带通有限的音频信号“开始”中包含的信息用于双耳ITD和声源定位。另外，这些开始还用于跨耳蜗的坐标同步的响应，这些响应指明大声事件。因而，神经元(因此电极)的放电与声音事件怎样大声和突然联系在一起。
根据一实施例，双侧耳蜗植入物系统包括第一听觉设备和第二听觉设备。第一听觉设备和第二听觉设备包括本说明书中公开的听觉设备的特征。双侧耳蜗植入物包括包含第一听觉设备的左耳蜗植入物，该左耳蜗植入物包括配置成提供左输入音频信号的左传声器。该左耳蜗植入物配置成针对左带通滤波的信号和/或导出的带通滤波的信号确定左开始时间和/或左刺激电平，及产生用于将左电流脉冲传给用于刺激用户的左耳蜗的左电极阵列的与左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号相关联的电极的左电极刺激信号。双侧耳蜗植入物包括包含第二听觉设备的右耳蜗植入物，该右耳蜗植入物包括配置成提供右输入音频信号的右传声器。该右耳蜗植入物配置成针对右带通滤波的信号和/或导出的带通滤波的信号确定右开始时间和/或右刺激电平，及产生用于将右电流脉冲传给用于刺激用户的右耳蜗的右电极阵列的与右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号相关联的电极的右电极刺激信号。
根据另一实施例，公开了通过包括多个植入的刺激电极的听觉设备产生电极刺激信号的方法。该方法包括将输入音频信号滤波为多个带通有限的音频信号，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关。该设备还包括根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的变化率提取使电极放电的开始时间。最后，该方法包括根据确定的开始时间产生用于电极的电极刺激信号。
该方法还包括产生带通有限的音频信号的信号包络，该信号包络确定导出的带通有限的音频信号。
在不同实施例中，预定条件选自下组：带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的二阶导数的零交叉；及带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的一阶导数超出导数阈值的交叉。
该方法还可包括步骤：根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的信号电平确定电极刺激信号的刺激电平；及根据确定的刺激电平产生用于电极的电极刺激信号。预定条件可选自下组：带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的峰值振幅；及对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的开始时间的振幅。
在处理后，刺激信号被传给电极，作为用于刺激与电极接触或相邻的目标组织的电流脉冲。
在不同实施例中，所公开的方法实施在耳蜗植入物或双侧耳蜗植入物系统中。在双侧耳蜗植入物系统中，左侧CI和右侧CI的相应开始时间和刺激电平确定ITD和ILD，因而提供定位线索。
所公开的方法配置成包括上面结合本发明的听觉设备描述的任何特征。
附图说明
本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。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。在整个说明书中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：
图1示出了根据本发明实施例的听觉设备的示意性表示。
图2示出了根据本发明不同实施例的映射函数。
图3A示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号的一部分。
图3B示出了根据本发明实施例的该部分带通有限的音频信号的一阶导数。
图3C示出了根据本发明实施例的该部分带通有限的音频信号的二阶导数的一部分。
图4示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号和导出的带通有限的音频信号。
图5A示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号和导出的带通有限的音频信号。
图5B示出了根据本发明实施例的导出的带通有限的音频信号的一阶导数。
图5C示出了根据本发明实施例的导出的带通有限的音频信号的二阶导数。
图6示出了根据本发明实施例的具有双侧耳蜗植入物系统的用户。
图7示出了根据本发明不同实施例的方法。
具体实施方式
下面结合附图提出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、功能单元、模块、元件、步骤、处理等(统称为“元素”)进行描述。
图1示出了根据本发明实施例的听觉设备100的示意性表示。听觉设备100包括用于产生电极刺激信号126的多个植入的刺激电极122。该设备包括配置成将输入音频信号128滤波为多个带通有限的音频信号130的滤波器组106，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关。尽管该图仅示出了来自滤波器组的一个输出，但可以理解，该输出包括由与滤波器组106中的滤波器相关联的音频频带确定的多个带通有限的音频信号。该设备还包括处理器124，配置成根据带通有限的音频信号130和/或导出的带通有限的音频信号132的满足预定条件的变化率提取激发电极122的开始时间136；及包括信号发生器116，用于根据确定的开始时间产生用于电极122的电极刺激信号126。
在实施例中，该设备100包括适于从用户环境接收声音信号102的传声器104。该传声器配置成基于所接收的声音信号102产生输入音频信号128。
该设备可包括接收带通有限的音频信号130并配置成产生带通有限的音频信号130的信号包络132的包络发生器108，信号包络132形成导出的带通有限的音频信号。该设备还可包括导数单元110，用于分别从滤波器组和包络发生器接收带通有限的音频信号130(虚线表示)和/或导出的带通有限的音频信号132(实线表示)。导数单元配置成确定带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的导数。该设备还可包括从导数单元110接收导数值134的比较器110。比较器配置成将变化率与预定条件进行比较。预定条件选自下组：带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的二阶导数的零交叉；及超过导数阈值的、带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的一阶导数的交叉。
基于确定的开始时间信息136，信号发生器116可配置成为与处理后的带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号相关联的电极产生包括开始时间信息的电极刺激信号126。该设备还包括接收电极刺激信号126的脉冲发生器118(通常植入)。脉冲发生器配置成产生对应于电极刺激信号的电流脉冲140，开始时间信息被包括于其中。产生的电流脉冲传给与处理后的带通有限的音频信号130和/或导出的带通有限的音频信号相关联的电极122(通常为植入的电极阵列120的一部分)。电极用所接收的电脉冲刺激与电极122接触或相邻的目标组织。因而，所公开的基于时间导数的技术使能确定开始时间，即电极将被激发时的时间。
在另一实施例中，该设备还包括信号电平检测器114，其分别从滤波器组和包络发生器接收带通有限的音频信号130(虚线表示)和/或导出的带通有限的音频信号132(实线表示)。信号电平检测器配置成根据带通有限的音频信号130和/或导出的带通有限的音频信号132的满足预定条件的信号电平确定电极刺激信号126的刺激电平138。预定条件可选自下述之一：带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的峰值振幅；及对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的开始时间的振幅。对于对应于开始时间的振幅确定刺激电平的后一实施例，开始时间信息从比较器112提供给信号电平检测器114(点线表示)。
基于确定的刺激电平信息138，信号发生器116可配置成为与处理后的带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号相关联的电极产生包括确定的刺激电平的电极刺激信号126。该设备还包括接收电极刺激信号126的脉冲发生器118(通常植入)。脉冲发生器配置成产生对应于电极刺激信号的电流脉冲140，刺激电平信息被包括于其中。产生的电流脉冲传给与处理后的带通有限的音频信号130和/或导出的带通有限的音频信号相关联的电极122(通常为植入的电极阵列120的一部分)。电极用所接收的电脉冲刺激与电极122接触或相邻的目标组织。
脉冲发生器118通常利用映射函数或增强的映射函数，其将用于电极的电流脉冲的电刺激电平确定为确定的刺激电平的函数。图2示出了根据本发明不同实施例的映射函数。映射函数200确定与植入电极相关联的确定的音频频率范围的听觉通道中各个电荷脉冲的目标电荷量E可怎样从确定的刺激电平L进行计算。在下拐点202，映射函数将对应于用户的听觉阈的较低阈电平LT映射为阈电荷T。在上拐点204，映射函数将对应于用户的UCL的最大舒适电平/较高阈电平LC映射为最大舒适电荷C。在一实施例中，在下和上拐点之间，映射函数206(虚线)具有为(C-T)/(LC-LT)的恒定正增量增益Gi。然而，在另一实施例中，增强的映射函数208-210(实线)从下拐点经中间拐点I延伸到上拐点，使得在下拐点和中间拐点之间的增量增益Gi大于中间拐点和上拐点之间的增量增益。在中间拐点，增强的映射函数将中间阈电平映射到中间电荷Ei。
在实施例中，对于特定频带，增强的映射函数的中间拐点I可响应于突然大声或安静事件预期进行调节。例如，对于预期安静的事件，中间阈电平被调节到IQ使得轻柔的输入音频信号在较低阈电平Lc和中间阈电平IS之间相较于在较低阈电平Lc和中间阈电平I之间接收更高的增量增益。在另一预期大声事件的例子中，之间阈电平被调节到IL使得大声的输入音频信号在较低阈电平Lc和中间阈电平IQ之间相较在较低阈电平Lc和中间阈电平I之间接收更低的增量增益。预期的安静或大声事件基于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的变化率确定，即导数值低于第一导数值或者导数值超过第二导数值。
因而，刺激电平确定和映射技术使能确定电刺激电平，即电极应被多强地激发。
确定使用带通有限的音频信号还是导出的带通有限的音频信号是由所公开的听觉设备处理的频带的函数。通常，带通有限的音频信号用于低频率，而导出的带通有限的音频信号用于高频率。处理器124可配置成基于截止频率确定分析的带通有限的音频信号130的频带是表示低还是高频率。基于前述确定，带通有限的音频信号130可导向用于产生信号包络132的包络发生器108或者直接导向导数单元110和/或信号电平检测器114。
处理器124可配置成包括一个或多个功能单元如包络发生器108、导数单元110、比较器112和信号电平检测器114的功能。处理器还可包括信号发生器116的功能。处理器可包括在听觉设备的语音处理器单元(未示出)中。包括在语音处理器单元中的语音还可包括传声器102和滤波器组104。
图3A示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号130的一部分。图3B示出了根据本发明实施例的该部分带通有限的音频信号的一阶导数130’。图3C示出了根据本发明实施例的该部分带通有限的音频信号的二阶导数130”的一部分。这些图均示为与带通有限的音频信号130有关，然而，所公开的原理也可应用于导出的带通有限的音频信号132。
在一实施例中，图3C示出了带通有限的音频信号130的基于时间的二阶导数的零交叉302。基于时间的二阶导数130”的零交叉确定图3B中的306表示的最大包络。最大包络对应于带通有限的音频信号中的点308，该点308确定激发电极的开始时间。在另一实施例中，参考图3B，带通有限的音频信号130的基于时间的一阶导数130’超过导数阈值304的交叉(310或312)确定开始时间(314或316)。
在又一实施例中，开始时间也可通过带通有限的信号的电平越过阈电平值318进行确定。
在实施例中，刺激电平为带通有限的音频信号的峰值振幅SL。在另一实施例中，刺激电平包括对应于带通有限的音频信号的开始时间(314或316)的振幅(与点314或316有关)。
图4示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号130和导出的带通有限的音频信号132。带通有限的信号130为滤波器组的带通滤波器之一的输出。带通滤波器之一包括较低的转角频率如325Hz和较高的转角频率如490Hz，其定义带通滤波器的频带。导出的带通有限的音频信号132为包络发生器(参见图1中的108)的输出。
图5A-5C原理上示出了图3A-3C的基于信号描述的部分的基于信号的表示。此外，图5A-5C的描述与导出的带通有限的音频信号有关，但该描述可同等地应用于带通有限的音频信号。
图5A示出了根据本发明实施例的带通有限的音频信号130的平方及导出的带通有限的音频信号132。导出的带通有限的音频信号为对应于带通有限的信号的信号包络。图5B示出了根据本发明实施例的导出的带通有限的音频信号的一阶导数132’。图5C示出了根据本发明实施例的导出的带通有限的音频信号的二阶导数132”。
图5C示出了导出的带通有限的音频信号132的基于时间的二阶导数的、确定开始时间的零交叉302。基于时间的二阶导数132”的零交叉302确定图5B中的306表示的最大包络。最大包络对应于导出的带通有限的音频信号中的点308，该点308确定激发电极的开始时间。在另一实施例中，参见图5B，导出的带通有限的音频信号132的基于时间的一阶导数132’超过导数阈值304的交叉(310或312)确定开始时间(314或316)。
在又一实施例中，开始时间也可通过带通有限的信号的电平越过阈电平值318进行确定。
在实施例中，刺激电平为带通有限的音频信号的峰值振幅(对应于502)。在另一实施例中，刺激电平包括对应于带通有限的音频信号的开始时间(314或316)的振幅(与点314或316有关)。
在实施例中，听觉设备包括双侧耳蜗植入物系统。双侧耳蜗植入物包括包含说明书中公开的听觉设备的特征的左耳蜗植入物。左耳蜗植入物还包括配置成提供左输入音频信号的左传声器，左耳蜗植入物配置成确定左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号的左开始时间和/或左刺激电平，及配置成产生左电极刺激信号以将左电流脉冲传给用于刺激用户的左耳蜗的左电极阵列的与左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号相关联的电极。双侧耳蜗植入物包括包含说明书中公开的听觉设备的特征的右耳蜗植入物。右耳蜗植入物还包括配置成提供右输入音频信号的右传声器，右耳蜗植入物配置成确定右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号的右开始时间和/或右刺激电平，及配置成产生右电极刺激信号以将右电流脉冲传给用于刺激用户的右耳蜗的右电极阵列的与右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号相关联的电极。
图6示出了根据本发明实施例的具有双侧耳蜗植入物系统的用户。在所示情形下，用户604佩戴包括左耳蜗植入物100和右耳蜗植入物100’的双侧耳蜗植入物系统100-100’，左外部部分位于左耳602之处/附近，右外部部分位于右耳602’之处/附近。如果声源608位于相对于左CI和右CI的空间关系处，则左CI 100的左传声器处接收的声音606和右CI 100’的右传声器处接收的声音606’特性如到达时间和振幅不同。这导致左传声器和右传声器产生的左输入音频信号和右输入音频信号之间的差。应用上面描述的与听觉设备有关的技术，可估计左电极阵列120的电极和右电极阵列120’的电极的左开始时间和右开始时间。确定的左和右开始时间用于产生左和右刺激信号，基于其可产生用于左电极阵列的左电脉冲和用于右电极阵列的右电脉冲。对于特定频带，左开始时间和右开始时间之间的差表示耳间时间差。
另外或作为备选，左刺激电平和右刺激电平也可使用上面公开的与听觉设备有关的技术进行估计。确定的左和右刺激电平用于产生左刺激信号和右刺激信号，基于其可产生用于左电极阵列的左电脉冲和用于右电极阵列的右电脉冲。左刺激电平和右刺激电平之间的差使能确定耳间电平差。
在一实施例中，确定的ITD或ILD也可被增强以改善定位线索的感知。
图7示出了根据本发明不同实施例的通过听觉设备产生电极刺激信号的方法。
在一实施例中，在702，输入音频信号被滤波为多个带通有限的音频信号，其中每一带通有限的音频信号与一音频频带有关。在704，确定将针对其产生刺激信号的带通有限的音频信号是否低于截止频率。截止频率确定带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号是否将用于确定开始时间和/或刺激电平。可理解的，该确定可颠倒，即确定分析的频带是否高于截止频率。在任一实施中，本发明依赖于在706对频带高于截止频率的信号产生导出的带通有限的音频信号。在708，确定带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号的开始时间。开始时间的确定基于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号满足预定条件的变化率。基于确定的开始时间，其确定与该频带相关联的电极何时将被激发，在710产生刺激信号。产生的刺激信号形成用于在712产生脉冲图的基础，其之后在714传给相关联的植入电极。该电极之后刺激与其接触或相邻的目标组织。
另外或作为备选，在另一实施例中(由图7中的虚线图示)，根据分析的带通有限的音频信号的频带，在716确定用于带通有限的音频信号或导出的带通有限的音频信号的刺激电平。刺激电平基于预定条件确定。确定的刺激电平之后在710用于产生刺激信号，基于其在712产生脉冲图。产生的脉冲图之后在714传给与分析的频带相关联的电极。该电极之后刺激与其接触或相邻的目标组织。
预定条件选自下组：带通有限的音频信号和/或对应的导出的带通有限的音频信号的峰值振幅；及对应于带通有限的音频信号和/或相应的导出的带通有限的音频信号的开始时间的振幅。对于后一实施例，来自708步骤的确定的开始时间信息提供给步骤716(如点线表示的)。
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。
应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。
权利要求不限于在此所示的各个方面，而是包含与权利要求语言一致的全部范围，其中除非明确指出，以单数形式提及的元件不意指“一个及只有一个”，而是指“一个或多个”。除非明确指出，术语“一些”指一个或多个。
因而，本发明的范围应依据权利要求进行判断。

Claims (20)

1.用于产生电刺激信号的听觉设备，所述听觉设备包括：
滤波器组，配置成将输入音频信号滤波为多个带通有限的音频信号，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关；
处理器，配置成根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的变化率提取激发电极的开始时间；
信号发生器，用于根据所述开始时间产生用于电极的对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的电极刺激信号；及
配置成将所述电极刺激信号传到耳蜗区域的多个可植入刺激电极。
2.根据权利要求1所述的设备，还包括配置成产生带通有限的音频信号的信号包络的包络发生器，信号包络形成导出的带通有限的音频信号。
3.根据权利要求1所述的设备，还包括导数单元，配置成确定带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的导数。
4.根据权利要求1所述的设备，还包括比较器，配置成将变化率与预定条件进行比较，所述预定条件包括带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的二阶导数的零交叉。
5.根据权利要求4所述的设备，其中所述零交叉对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的最大正包络。
6.根据权利要求4所述的设备，其中所述零交叉对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的最大负包络。
7.根据权利要求4所述的设备，还包括配置成将变化率与预定条件进行比较的比较器，所述预定条件包括带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的一阶导数超出导数阈值的交叉。
8.根据权利要求1所述的设备，还包括：
信号电平检测器，配置成根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的信号电平确定电极刺激信号的刺激电平；及
信号发生器，配置成根据所述刺激电平产生用于电极的电极刺激信号。
9.根据权利要求8所述的设备，其中所述预定条件选自下组：
带通有限的音频信号和/或相应导出的带通有限的音频信号的峰值振幅；及
对应于带通有限的音频信号和/或相应导出的带通有限的音频信号的开始时间的振幅。
10.根据权利要求1所述的设备，还包括脉冲发生器，配置成产生对应于电极刺激信号的电流脉冲，及所述电极配置成根据电流脉冲刺激与其接触或相邻的目标组织。
11.根据权利要求1所述的设备，其中所述听觉设备包括耳蜗植入物，所述耳蜗植入物包括配置成位于用户耳蜗内的多个可植入电极，多个电极中的每一电极包括相应音频频率范围确定的不同频率分布。
12.一种双侧耳蜗植入物系统，包括根据权利要求1所述的第一听觉设备和第二听觉设备，
包含第一听觉设备的左耳蜗植入物，左耳蜗植入物包括配置成提供左输入音频信号的左传声器，左耳蜗植入物配置成
针对左带通滤波的信号和/或导出的带通滤波的信号确定左开始时间和/或左刺激电平，及
产生用于将左电流脉冲传给用于刺激用户的左耳蜗的左电极阵列的、与左带通滤波的信号和/或导出的左带通滤波的信号相关联的电极的左电极刺激信号；
包含第二听觉设备的右耳蜗植入物，右耳蜗植入物包括配置成提供右输入音频信号的右传声器，右耳蜗植入物配置成
针对右带通滤波的信号和/或导出的带通滤波的信号确定右开始时间和/或右刺激电平，及
产生用于将右电流脉冲传给用于刺激用户的右耳蜗的右电极阵列的与右带通滤波的信号和/或导出的右带通滤波的信号相关联的电极的右电极刺激信号。
13.根据权利要求12所述的设备，其中所述处理器配置成
增强左开始时间和右开始时间之间的差从而形成耳间时间差；和/或
增强左刺激电平和右刺激电平之间的差从而形成耳间电平差。
14.根据权利要求12所述的设备，其中所述处理器配置成在带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的变化率低于第一导数阈值或超过第二导数阈值时调节确定的刺激电平或调节刺激电平到目标电荷量的映射。
15.通过包括多个植入的刺激电极的听觉设备产生电极刺激信号的方法，所述方法包括：
将输入音频信号滤波为多个带通有限的音频信号，每一带通有限的音频信号与一音频频带有关；
根据带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的满足预定条件的变化率提取激发电极的开始时间；及
根据确定的开始时间产生用于对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的电极的电极刺激信号。
16.根据权利要求15所述的方法，还包括产生带通有限的音频信号的信号包络，所述信号包络确定导出的带通有限的音频信号。
17.根据权利要求15所述的方法，还包括将所述变化率与预定条件比较，所述预定条件包括带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的二阶导数的零交叉。
18.根据权利要求17所述的方法，其中所述零交叉对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的最大正包络。
19.根据权利要求17所述的方法，其中所述零交叉对应于带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的最大负包络。
20.根据权利要求15所述的方法，还包括将所述变化率与预定条件比较，所述预定条件包括带通有限的音频信号和/或导出的带通有限的音频信号的基于时间的一阶导数超出导数阈值的交叉。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN106621033A (zh) * 2016-11-30 2017-05-10 深圳信息职业技术学院 一种电子耳蜗言语处理方法和系统
CN109890338A (zh) * 2016-11-04 2019-06-14 Med-El电气医疗器械有限公司 耳蜗植入物的双侧同步通道选择
CN111053970A (zh) * 2018-10-17 2020-04-24 奥迪康医疗有限公司 互相关阈值估计方法

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3954428B1 (en) 2020-08-14 2023-10-11 Oticon Medical A/S Cochlear implant system with an improved selection of temporal features to be encoded into stimulation pulses

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040172101A1 (en) * 2001-05-24 2004-09-02 Richard Van Hoesel Peak-derived timing stimulation strategy for a multi-channel cochlear implant
CN101801455A (zh) * 2007-09-11 2010-08-11 Med-El电气医疗器械有限公司 同时的耳蜗内刺激
CN102361588A (zh) * 2009-02-17 2012-02-22 神经芯片公司 用于产生认知节律的系统和方法
CN102470247A (zh) * 2009-07-30 2012-05-23 沙皮恩斯脑部刺激控制有限公司 用于深部脑刺激的系统和方法
US20120303093A1 (en) * 2011-05-27 2012-11-29 Jan Wouters Interaural time difference enhancement strategy
CN102958561A (zh) * 2010-06-30 2013-03-06 Med-El电气医疗器械有限公司 包络特定刺激定时
US20140058475A1 (en) * 2002-02-04 2014-02-27 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Method for programming implantable device
WO2014065831A1 (en) * 2012-10-24 2014-05-01 Advanced Bionics Ag Systems and methods for facilitating sound localization by a bilateral cochlear implant patient

Family Cites Families (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
AU2003903576A0 (en) * 2003-07-11 2003-07-24 Cochlear Limited Audio path diagnostics

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20040172101A1 (en) * 2001-05-24 2004-09-02 Richard Van Hoesel Peak-derived timing stimulation strategy for a multi-channel cochlear implant
US20140058475A1 (en) * 2002-02-04 2014-02-27 Boston Scientific Neuromodulation Corporation Method for programming implantable device
CN101801455A (zh) * 2007-09-11 2010-08-11 Med-El电气医疗器械有限公司 同时的耳蜗内刺激
CN102361588A (zh) * 2009-02-17 2012-02-22 神经芯片公司 用于产生认知节律的系统和方法
CN102470247A (zh) * 2009-07-30 2012-05-23 沙皮恩斯脑部刺激控制有限公司 用于深部脑刺激的系统和方法
CN102958561A (zh) * 2010-06-30 2013-03-06 Med-El电气医疗器械有限公司 包络特定刺激定时
US20120303093A1 (en) * 2011-05-27 2012-11-29 Jan Wouters Interaural time difference enhancement strategy
WO2014065831A1 (en) * 2012-10-24 2014-05-01 Advanced Bionics Ag Systems and methods for facilitating sound localization by a bilateral cochlear implant patient

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109890338A (zh) * 2016-11-04 2019-06-14 Med-El电气医疗器械有限公司 耳蜗植入物的双侧同步通道选择
US11426581B2 (en) 2016-11-04 2022-08-30 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Bilateral synchronized channel selection for cochlear implants
CN106621033A (zh) * 2016-11-30 2017-05-10 深圳信息职业技术学院 一种电子耳蜗言语处理方法和系统
CN106621033B (zh) * 2016-11-30 2019-09-27 深圳信息职业技术学院 一种电子耳蜗言语处理方法和系统
CN111053970A (zh) * 2018-10-17 2020-04-24 奥迪康医疗有限公司 互相关阈值估计方法
CN111053970B (zh) * 2018-10-17 2024-04-09 奥迪康医疗有限公司 互相关阈值估计方法

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