CN107371113B - 助听器系统及其运行方法 - Google Patents

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Abstract

本申请公开了助听器系统及其运行方法，其中所述助听器系统包括：通信连接到传声器的语音处理器，所述语音处理器配置成处理其处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号；所述语音处理器还配置成产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行；第一单元，包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件，耳蜗植入件包括可植入电极阵列，其配置成位于患者耳蜗内并在患者的非残余频率范围内基于电刺激信号向耳蜗提供电刺激；及第二单元，通信连接到语音处理器并适于至少在残余频率范围的所述部分内基于修改的声刺激信号向耳蜗提供修改的声刺激。

Description

助听器系统及其运行方法
技术领域
本发明涉及使用不同的刺激模式刺激助听器系统用户的耳朵。具体地，本发明涉及助听器系统，包括第一单元如耳蜗植入物和第二单元如声学助听器或骨导助听器。第一单元和第二单元适于刺激助听器用户的同一耳蜗。本发明还涉及助听器系统的运行方法。
背景技术
人类的天生听觉涉及耳蜗中毛细胞的使用，其将声学信号转换或变换为听觉神经脉冲。可能由许多不同原因引起的听力损失通常为两种类型：传导和感觉神经。传导听力损失在用于声音到达耳蜗的正常机械通路受到阻碍时出现。这些声音通路例如可因听骨链损伤、耳屎过多或畸形鼓膜而受到阻碍。传导听力损失可用声学助听器或骨导助听器进行处理。
另一方面，感觉神经听力损失主要因基膜上的毛细胞缺乏或破坏引起。为克服感觉神经听力损失，已开发多种耳蜗植入系统或耳蜗假体。耳蜗植入系统通过借助于植入在耳蜗中的电极阵列形成的一个或多个通道将电刺激直接呈现给听觉神经纤维而绕过耳朵的主要部分。听觉神经纤维的直接刺激导致声音在大脑中的感知及听觉功能的至少部分恢复。耳蜗植入物通常能够以较高的频率如高达8kHz甚至更高的频率提供信息。
有一群具有某种程度的残余听力的人，其也可包括中度到重度听力损失(通常在低频下，如低于1kHz)及重度到深度听力损失(通常在高频下，如高于1kHz)。然而，该群人也可包括在非相邻频率范围保持残余听力的人，如低于1kHz及在2和3kHz之间，等等。
由于通常在高频率下的听力损失严重性，这些具有残余听力的人不能受益于传统的放大。由于他们的大部分未遭损坏的残余听力，他们也非典型的耳蜗植入物候选人。
对于这群人，已开发多种不同的双模式刺激器如电-声刺激(EAS)系统，其向这样的患者提供在保留残余听力的频率范围即残余频率范围和不存在残余听力的频率范围即非残余频率范围中感知声音的能力。电声刺激指在同一耳朵中一起使用声助听器和耳蜗植入件。声助听器声学地放大残余频率范围中的信号，即通常在低频保留残余听力的频率，而耳蜗植入件在非残余频率范围中电刺激，即通常由于毛细胞的缺失或破坏而未保留或不存在残余听力的频率。听觉神经将声和电刺激组合为一个听觉信号。多个不同的研究结果已表明在助听器和耳蜗植入技术之间具有高度协合效应，在语音理解、音调辨别和音乐欣赏方面尤其明显。
然而，由于相比于在患者耳蜗中存在借助于包括可植入电极阵列的耳蜗植入件的电刺激时，在不存在电刺激时患者对声刺激的感知敏感性十分不同，电声刺激系统的性能变差。遗憾的是，目前可用的解决方案均未有效地解决该问题，从而使患者很难调节这样的双模式刺激及患者不知不觉地遭受欠佳的EAS系统性能。一些解决方案推荐部分插入或者短电极以避免在残余频率范围下对耳蜗机械学的影响。然而，这具有明显的缺陷，即如果残余听力的一部分失去，也就是说残余频率范围因耳蜗植入手术的后果或者随时间老化等原因而变窄，则残余频率范围下的电刺激不可能。
需要提供目前可用的解决方案的替代方案。
发明内容
根据一方面，公开了一种助听器系统。该系统包括通信连接到传声器的语音处理器。语音处理器配置成处理其处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号。语音处理器还配置成产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行。该系统还包括第一单元和第二单元。第一单元包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件，耳蜗植入件包括可植入电极阵列，其配置成位于患者耳蜗内并在患者的非残余频率范围内基于电刺激信号向耳蜗提供电刺激。第二单元通信连接到语音处理器并适于至少在残余频率范围的所述部分内基于修改的声刺激信号向耳蜗提供修改的声刺激。
总的来说，残余听力指即使患者存在听力损失仍能听见一些声音的能力。这不必然意味着在残余频率范围中的患者听觉阈与正常听力人员跨同一频率范围的听觉阈相同。换言之，短语“残余听力”指在刺激信号的频率特有振幅高于患者听觉阈时患者听见声音的能力。因而，残余频率范围指其中保留残余听力的频率，通常在低频中如低于1kHz。然而，残余听力也可在非毗邻频率范围中保留，如低于1kHz及在2和3kHz之间，等等。因此，残余频率范围还指前述非毗邻频率范围的情形。非残余频率范围指其中未保留/不存在残余听力的频率。这可能因如毛细胞缺失或破坏的原因引起。非残余频率范围通常在超过1kHz时存在，但鉴于在非毗邻频率范围中保持残余听力，非残余频率范围也可包括不连续的频率范围。例如，对于包括低于1kHz及2-3kHz的残余频率范围，非残余频率范围将包括1-2kHz和3-8kHz等。在该情形下，语音处理器配置成提供低于1kHz及2-3kHz的声刺激和从1kHz到2kHz及高于3kHz的电刺激。然而，在存在连续的残余和非残余频率范围的情形下，如低于1kHz形成残余频率范围和高于且包括1kHz形成非残余频率范围，1kHz的截止频率可被确定，语音处理器配置成使用第二单元对低于1kHz的频率提供声刺激及使用第一单元提供高于1kHz的电刺激。在任一情形下，滤波器组的带通滤波器可用于将传声器信号分为对应于残余频率范围和非残余频率范围的频带(即频带有限的传声器信号)。因而，语音处理器配置成处理频带有限的传声器信号以根据频带是位于残余频率范围内还是位于非残余频率范围内而产生频带特有声刺激信号和/或电刺激信号。
患者的残余频率范围可用传统已知的技术确定，如通过测量对声和/或电刺激的神经反应，和/或借助于标准听力测定测量程序，例如[Arlinger,S.(1991),Manual ofPractical Audiometry—Volume 2,London:Whurr Publishers Ltd.]。这些标准听力测定测量程序还可包括听性脑干反应(ABR)和电听性脑干反应(eABR)评估。
该助听器系统采用电刺激和声刺激的双刺激机制。在电刺激通路中，语音处理器处理传声器捕获的外部声音并将捕获的声音转换为耳蜗的处理过的信号。语音处理器将对应于非残余频率范围的处理过的信号发送给植入件。植入件将接收到的处理过的信号转换为电能并将该电能发送给位于耳蜗内的电极阵列。在声刺激通路中，语音处理器处理传声器捕获的外部声音并将捕获的声音转换为残余频率范围中包括放大增益的处理过的信号。该包括放大增益的处理过的信号之后发送给耳蜗，其借助于基于空气传导原理并沿正常听力通路的扬声器或者借助于利用振动器和骨导原理的骨导助听器进行。放大的处理过的信号在残余频率范围中使听觉神经活动。由电刺激和声刺激导致的神经听觉反应被发送给大脑，大脑将它们组合为感知的声音。
在实施例中，第二单元从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。
在一实施例中，语音处理器配置为外部语音处理器并配置成位于患者体外。该语音处理器可配置成利用外部发射器线圈将耳蜗的处理过的信号传给可皮下植入在患者皮肤下面的接收器线圈。发射器线圈和接收器线圈可分别包括第一磁体和第二磁体，其中第一磁体和第二磁体可朝向彼此吸引，因而使能定位外部线圈及使外部线圈能与接收器线圈对准。接收器线圈配置成与耳蜗植入件的可植入刺激器单元通信，使得刺激器单元将对应于接收到的耳蜗的处理过的信号的电能传给位于患者耳蜗内的可植入电极阵列的电极。在声学助听器用于提供空气传导声刺激的情形下，语音处理器电连接到扬声器，其根据放大的处理过的信号产生放大的声音。然而，在骨导助听器用于提供骨导声刺激的情形下，语音处理器通信连接到骨导助听器的振动器，因而产生对应于放大的处理过的信号的振动，振动通过颅骨传到耳蜗。振动器可包括外部振动器或者可植入振动器。在前者情形下，外部语音处理器可通过有线装置或者通过包括所述外部发射器线圈和骨导助听器的外部接收器线圈的感应链路电连接到振动器，而在后者情形下，外部语音处理器的外部发射器线圈和可植入振动器的内部接收器线圈之间的感应链路使可植入振动器能接收放大的处理过的信号。
在另一实施例中，语音处理器可以是内部语音处理器并配置成皮下植入在患者皮肤下面。该语音处理器可以有线或无线(如通过感应链路)布置通信连接到可植入刺激器。耳蜗植入件的可植入刺激器单元将对应于接收到的耳蜗的处理过的信号的电能传给位于耳蜗内的可植入电极阵列的电极。在使用空气传导刺激的声刺激情形下，语音处理器可借助于感应链路将声学处理过的信号传给声学助听器，其中可植入语音处理器的内部发射器线圈将放大的处理过的信号传给向扬声器提供放大的处理过的信号的外部接收器线圈，扬声器根据放大的处理过的信号产生放大的声音。
然而，在骨导助听器用于提供骨导声刺激的情形下，语音处理器通信连接到骨导助听器的振动器，因而产生对应于放大的处理过的信号的振动，振动通过颅骨传到耳蜗。振动器可包括外部振动器或者可植入振动器。在前者情形下，内部语音处理器的内部发射器线圈和骨导助听器的外部接收器线圈之间的感应链路使可植入振动器能接收放大的处理过的信号，而在后者情形下，语音处理器可通过有线装置或者通过包括语音处理器的可植入发射器线圈和骨导助听器的可植入接收器线圈的可植入感应链路电连接到振动器。
在一实施例中，声学助听器可包括将来自外部语音处理器的空气传播声学信号引导入耳道内的管。在另一实施例中，声学助听器可包括语音处理器和安排成靠近或处于耳道的软骨区、耳廓或耳道的骨性区域中的扬声器之间的通信连接。
在一实施例中，语音处理器单元可定位为耳后型，即语音处理器单元被保持在患者耳廓上或者可定位在接收器线圈上方，其使用发射器线圈的第一磁体和接收器线圈的第二磁体之间的吸引力实现。在另一实施例中，可植入的语音处理器单元皮下定位在患者皮肤下面。
在一实施例中，骨导助听器为经皮骨锚式助听器，使得振动器使用传统已知的螺钉-固定装置机制安装在颅骨上。在另一实施例中，骨导助听器为直接驱动透皮骨导助听器，包括可植入振动器。术语“直接驱动”意为振动器的振动被直接传到颅骨。在另一实施例中，骨导助听器为被动驱动透皮骨导助听器，包括外部振动器。术语“被动驱动”意为振动器的振动间接如通过皮肤传到颅骨。
在实施例中，可植入的语音处理器单元包括传声器、滤波器组和语音处理器。在另一实施例中，语音处理器单元包括包含传声器、滤波器组和语音处理器的外部语音处理器单元。在另一实施例中，可植入的语音处理器单元包括滤波器组和语音处理器，而传声器为外部传声器。外部传声器可放在耳朵处或附近如耳后、放在耳朵或耳道中，等等。
在实施例中，传声器配置成如从环境或其它音频源接收声音并产生传声器信号。在实施例中，传声器可包括传声器阵列，例如用于在不同的波束形成模式下提供随方向而变的音频信号处理。波束形成包括处理该阵列的传声器处接收的音频信号，使得该阵列用作高度定向的传声器。
在实施例中，滤波器组通信连接到传声器。滤波器组包括频率特有信号滤波器的阵列，其将传声器信号分离为多个频带有限的传声器信号。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。传声器信号因而被滤波为多个频带有限的传声器信号，其中每一信号对应于带通滤波器之一的频带。滤波器组的窄频带滤波器配置成使得残余频率范围内的一个或多个频带有限的传声器信号不与非残余频率范围内的一个以上频带有限的传声器信号重叠。为产生声刺激信号和/或电刺激信号，语音处理器配置成根据频带有限的传声器信号的频率范围即频带有限的传声器信号在残余频率范围内还是非残余频率范围内而处理这些频带有限的传声器信号中的至少一个，因而产生声刺激信号和电刺激信号中的至少一个。
在实施例中，语音处理器通信连接到滤波器组并根据患者的听力图处理残余频率范围内的一个以上频带有限的传声器信号。通常，患者的听力图确定需要施加在频率特有频带有限的传声器信号上的频率(第一频率)特有的放大(第一增益)，使得在第二单元用于施加声刺激信号时放大的传声器信号(表示声刺激信号)由患者至少实质上以与具有正常听力的听者一样的响度和/或语音可懂度感知。
耳蜗为空间上分离信号的频率含量的微调生物机械结构。声能经卵圆窗进入耳蜗并开始沿基膜延伸的行波。对于每一频率含量，行波在沿基膜的指定地方增强至最大值，其对应于该位置的特征频率。这由振动结构如基膜的刚性和有效质量确定。此外，开始外毛细胞介于其间的处理。该耳蜗机械处理用于在特征频率位置放大行波的峰值。对于配置成既提供电刺激又提供声刺激的助听器系统，在患者耳蜗中引入可植入电极可改变耳蜗的机械性质如基膜的刚性，因而影响声刺激的感知。因此，提供在残余频率范围内的第一频率具有第一增益的声刺激出现欠佳的声刺激。因而，在实施例中，语音处理器配置成产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行。借助于该修改，尽管耳蜗的机械性质因在耳蜗中引入电极阵列而发生变化，语音处理器使能在残余频率范围内保留基于听力图的响度感知和/或语音可懂度。
在实施例中，语音处理器配置成根据患者的听力图产生包括第一增益的声刺激信号，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率。语音处理器还配置成修改第一增益和第一频率中的至少一个以产生包括下面至少一个的修改的声刺激信号：第一频率下的第二增益、第二频率下的第一增益、和第二频率下的第二增益。修改使能抵消可植入电极阵列对耳蜗机械性质的影响。
通常，第二增益高于第一增益，及第二频率低于第一频率。因而，在实施例中，耳蜗的机械性质因在耳蜗中存在可植入电极阵列而发生的变化导致相比于基于患者听力图的频率特有增益通常降低的增益和与较高的谐振频率的频率偏差，则在信号处理期间产生第二增益和第二频率中的至少一个抵消机械性质变化引起的降低和影响。修改的声刺激因而可包括在更低频率(第二频率)下补偿性的更高增益(第二增益)。因此，在可植入电极阵列处于适当位置的情形下，耳蜗机械性质变化对第二频率下的第二增益的影响将有效地产生第一频率下的第一增益。换言之，在电极阵列处于耳蜗内的适当位置时，施加修改的声刺激将模拟通过使用其中植入的电极阵列的影响被抵消的声刺激信号反映声刺激的信号处理的情形，因而提供修正的声刺激和最佳的双刺激性能如电声刺激器。
在实施例中，电极阵列对耳蜗机械性质的影响包括耳蜗中的微细结构完整性因耳蜗中电极阵列的存在引起的变化，从而至少在残余频率范围的一部分中影响耳蜗的机-电变换特性。微细结构可包括下面的至少一个：基膜、骨螺旋板和螺旋韧带。在实施例中，电极阵列对耳蜗机械性质的影响包括耳蜗的基膜的至少一部分的刚性因耳蜗中电极阵列的存在而增加。在一实施例中，刚性的增加沿基膜的与电极阵列相邻的长度。这可能因为电极阵列与基膜至少在基膜的一些不同部分如耳蜗的中圈处的至少一紧密接触。在另一实施例中，基膜的刚性的增加沿基膜的与电极阵列相邻的第一长度及基膜的延伸超过第一长度的距离的第二长度。第二长度延续第一长度并延伸超过电极阵列的尖端直到远离该尖端某一距离为止。在这些实施例中，刚性沿第一长度和/或第二长度的增加取决于可植入电极阵列的特性。这些特性可包括下述之一或其组合：可植入电极阵列的设计、可植入电极阵列的机械性质、可植入电极阵列的插入长度、在可植入电极阵列位于耳蜗内时其距基膜的距离、及用于将可植入电极阵列定位在耳蜗内的插入技术。例如，电极阵列的设计可包括电极阵列是否具有蜗轴抱紧能力，或者电极阵列是否直。在耳蜗内的位置，蜗轴抱紧电极阵列和基膜之间的距离小于基膜和直电极之间的距离，其通常位于鼓阶外周处。机械性质可包括至少下述之一：电极阵列的厚度、电极阵列的长度、电极阵列的均匀或变化的纵长刚性。电极阵列的厚度可包括均匀厚度电极阵列或者变化厚度的电极阵列，后者包括从电极的底端到电极阵列的尖端减小的厚度，处于植入位置时，底端接近蜗底。变化厚度的电极阵列的刚性通常从底端到尖端沿电极阵列的长度减小。
电极阵列的特性的组合通常将确定基膜刚性的增加。例如，蜗轴抱紧弯曲且更硬材料的电极阵列将比直设计的更细的电极阵列使基膜变硬得多。因此，对于患者，针对可植入蜗轴抱紧更硬材料的电极阵列产生修改的声刺激所需要的修改值(幅移和/或频移)将高于直设计相对柔软电极阵列情形。技术人员将意识到，通常与电极相邻的基膜的前述变硬由电极靠着基膜的机械压力引起，及还可包括电极阵列与基膜的接触。在实施例中，插入技术可包括在电极阵列处于植入位置时电极阵列在耳蜗中的插入深度。这还可包括接近路线如耳蜗造口术对圆窗。
在实施例中，语音处理器配置成取得存储器中保存的转换模型以产生修改的声刺激信号。如先前所述，修改的声刺激信号配置成至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗机械性质的影响。在实施例中，存储器可以是语音处理器单元的一部分。在另一实施例中，语音处理器单元可配置成通过无线链路如蓝牙访问与语音处理器单元分开的远程存储器，例如访问通信连接的智能电话的存储器。
在实施例中，转换模型包括转换函数，其包含用于至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗机械性质的影响的、第一增益到第二增益的幅移和第一频率到第二频率的频移中的至少一个。通常，幅移和/或频移正比于对应于第一频率的基膜区域因引入电极阵列引起的刚性增加。
在实施例中，转换函数包括模拟模型的结果。在电极阵列存在于耳蜗中时，模拟证明沿耳蜗基膜的兴奋位置的偏差。此外，基膜上兴奋位置处的峰值振幅的降低也可通过这样的模拟模型预测。这意味着如果电极阵列存在于计划声刺激的位置处，实际的声刺激朝向更高频率移动，兴奋幅度也可被降低。在实施例中，模拟还可指明，如果基膜上的声刺激兴奋点处于耳蜗中电极阵列尖端后面或者远离电极阵列尖端某一距离后面的位置，频率移动和/或振幅降低可能不存在。在实施例中，通过模拟，可能预测应用于第一增益和/或第一频率的幅移和/或频移，其中幅移和/或频移分别等于或至少实质上等于增益降低和/或频率移动且与其相反。之后，幅移和/或频移作为转换函数保存在转换模型中。语音处理器经信号处理配置成访问转换函数并将幅移和频移中的至少一个应用于第一增益和/或第一频率以产生第二增益和/或第二频率从而抵消增益降低和/或频率移动，即抵消耳蜗机械性质因引入电极阵列引起的变化的影响。当患者使用该助听器系统时，这将导致声刺激的更好的表示。
在一实施例中，转换函数基于两阶段标准听力测定测试。第一阶段包括在将可植入电极阵列引入患者耳蜗之前进行前听力测定测试，及第二阶段包括在可植入电极阵列引入患者耳蜗之后进行后听力测定测试。来自第一阶段和第二阶段的针对特定频率的相应阈值(表示第一增益)被记录并进行比较。反映因引入电极阵列而增益降低和/或频率移动中的至少一个的比较结果之后用于创建包括幅移和/或频移中的至少一个的频率特有转换函数，其可由语音处理器用于抵消由植入的电极阵列产生的频率和/或增益的偏差。因而，转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。在另一实施例中，两阶段标准听力测定测试可对抽样人群使用，对抽样人群进行包括前听力测定测试和后听力测定测试的两阶段标准听力测定测试，对获得的比较结果求平均以确定转换函数。因而，转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化的平均。
因而，在实施例中，转换函数基于至少在残余频率范围的一部分内患者在插入耳蜗阵列之前和之后的听力测定数据的变化。该变化可包括至少下述之一：a)在插入耳蜗阵列之前第一频率下的第一增益和插入耳蜗阵列之后第一频率下的第二增益之间的差；及b)在插入耳蜗阵列之前对应于第一增益的第一频率和插入耳蜗阵列之后对应于第一增益的第二频率之间的差。患者的听力测定数据可通过传统已知的技术如纯音听力测定获得。鉴于该实施例，另一实施例包括用于定制第二单元的验配方法，其从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。该验配方法包括前面提及的两阶段标准听力测定测试。该验配方法因而使能通过考虑所述变化对第二单元进行编程，使得第二单元被编程为提供包括第一频率下的第二增益、第二频率下的第一增益和第二频率下的第二增益中的至少一个的修改的声刺激信号，其中所述变化抵消可植入电极阵列对耳蜗机械性质的影响。
在另一实施例中，转换函数基于计算模型如内耳的3D有限元素模型，其基于耳蜗的现实解剖性质(Bohnke F.,Arnold W,1999.3D finite element model of the humancochlea including fluid structure couplings.ORL J.Otorhinolaryngolrelat.Spec.61(5),305-310)。也可使用其它已知的说明耳蜗的参数3D模型的计算模型。调查耳蜗机械性质和行波传播基于频率特有刺激的手术后(在耳蜗植入手术之后)变化。在一实施例中，该模型中获得的结果与从仍然具有残余听力并被植入可植入电极阵列的患者获得的结果比较。反映因引入电极阵列而增益降低和频率移动中的至少一个的比较结果之后用于创建包括幅移和频移中的至少一个的频率特有转换函数，其可由语音处理器用于抵消由植入的电极阵列产生的频率和/或增益的偏差。因而，转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。在另一实施例中，模型中获得的结果与从至少在患者的一些重叠残余频率范围在仍然具有残余听力的一组患者(抽样人群)获得的结果比较，该组患者均植入有可植入电极阵列。从抽样人群获得的结果可求平均以产生平均人群结果。反映因引入电极阵列而增益降低和频率移动中的至少一个的比较平均结果之后用于创建包括幅移和频移中的至少一个的频率特有转换函数，其可由语音处理器用于抵消由植入的电极阵列产生的频率和/或增益的偏差。因而，在该实施例中，转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的平均变化。
在实施例中，至少确定电极尖端在耳蜗内的大约位置是有用的，即电极阵列在耳蜗内延伸直到该位置为止，因为对耳蜗机械性质的影响通常受限于与电极阵列相邻的基膜区域。然而，在一些情形下，影响可延伸直到远离电极阵列尖端某一距离为止。这例如取决于电极阵列的特性。因此，转换模型配置成考虑电极尖端在耳蜗内的位置。在一实施例中，大约的电极尖端位置在手术期间从电极的插入深度估计。手术期间插入深度的确定可表示针对患者的插入深度和/或针对使用同样特性的可植入电极阵列的抽样人群的平均插入深度值。因而，在该实施例中，转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化或者不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的平均变化。因为，不同患者的耳蜗形状有一定差异，(在手术期间)测得的电极插入深度可以是耳蜗中实际电极尖端位置的粗略预测参数。因此，在另一实施例中，大约的电极尖端位置使用扫描技术如患者或抽样人群的CT扫描进行估计。通过将耳蜗的参数模型应用于低分辨率CT扫描，使能更准确地预测电极尖端在耳蜗中的位置，所述参数模型从许多耳蜗的高分辨率微CT扫描得到。因而，在该实施例中，转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化或者不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。
在实施例中，转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。在另一实施例中，转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的平均变化。在实施例中，短语“抽样人群”可指与患者具有类似概况的一群人。类似概况可包括至少下述之一：残余频率范围、年龄、性别、具有至少一共同特性的电极阵列。这些特性可包括下述之一或其组合：可植入电极阵列的设计、可植入电极阵列的机械性质、可植入电极阵列的插入长度、在可植入电极阵列位于耳蜗内时其距基膜的距离、及用于将可植入电极阵列定位在耳蜗内的插入技术。
在实施例中，可植入电极阵列的特性包括下述之一或其组合：可植入电极阵列的设计、可植入电极阵列的机械性质、可植入电极阵列的插入长度、在可植入电极阵列位于耳蜗内时其距基膜的距离、及用于将可植入电极阵列定位在耳蜗内的插入技术。例如，电极阵列的设计可包括电极阵列是否具有蜗轴抱紧能力，或者电极阵列是否直。在耳蜗内的位置，蜗轴抱紧电极阵列和基膜之间的距离小于基膜和直电极之间的距离，其通常位于鼓阶外周处。机械性质可包括电极阵列的厚度、电极阵列的材料、电极阵列的长度、电极阵列的均匀或变化的纵长刚性。因此，对于患者，针对可植入蜗轴抱紧更硬材料的电极阵列产生修改的声刺激所需要的修改值(幅移和/或频移)将高于直设计更细(柔软)电极阵列情形。技术人员将意识到，增益和/或频移值正比于基膜刚性的增加及通常在接近包括相邻于电极阵列的基膜区域中导致，其导致电极阵列靠着基膜的机械压力。电极阵列的厚度可包括均匀厚度电极阵列或者变化厚度的电极阵列，后者包括从电极的底端到电极阵列的尖端减小的厚度，处于植入位置时，底端接近蜗底。变化厚度的电极阵列的刚性通常从底端到尖端沿电极阵列的长度减小。
在实施例中，在电极阵列处于植入位置时，幅移和/或频移为电极阵列距基膜的距离的函数。该距离可与距对应于第一频率的基膜区域的距离有关。在另一实施例中，幅移和/或频移为第一频率的函数。例如，相较于较低的第一频率值，较高的第一频率值可说明较高的频移。在另一例子中，幅移和/或频移为电极阵列的挠性的函数。
在实施例中，转换函数配置成根据可植入电极阵列的特性随时间的变化进行更新。更新的转换函数包括更新的幅移和更新的频移中的至少一个。更新的增益偏移和/或更新的偏移可保存在存储器中并代替幅移和频移。语音处理器配置成访问更新的转换函数以抵消耳蜗机械性质基于时间的变化。语音处理器配置成根据更新的幅移和更新的频移中的至少一个修改声刺激以产生更新的修改的声刺激信号，其传给使用第二单元的耳蜗从而在残余频率范围中产生声音感知。更新的转换函数可根据先前公开的技术确定，如对患者使用两阶段听力测定测试和/或对患者使用基于计算模型的测试和/或对患者进行使用扫描技术的插入深度估计。另外或作为备选，更新的转换函数可根据先前公开的技术确定，如对抽样人群使用两阶段听力测定测试和/或对抽样人群使用基于计算模型的测试和/或对抽样人群进行使用扫描技术的插入深度估计。在该实施例中，由于更新的转换函数基于抽样人群而不是患者，患者可能不会为了更新转换模型而访问听力护理专家(HCP)位置。助听器系统适于从HCP位置远程接收更新的转换函数。在一二级实施例中，远程装置如智能电话或膝上型电脑适于使用HCP位置和远程装置之间的长程网络从HCP位置接收更新的转换函数，其在短程网络如蓝牙上通信连接到语音处理器。远程装置适于将接收到的更新的转换模型保存在其存储器中。语音处理器可访问远程装置的存储器中保存的更新的转换表以产生更新的修改的声刺激信号。在另一二级实施例中，远程装置如智能电话或膝上型电脑适于使用HCP位置和远程装置之间的长程网络从HCP位置接收更新的转换函数，其通信连接到语音处理器。助听器系统适于在短程网络如蓝牙上接收更新的转换模型，其被保存在助听器系统的存储器中。语音处理器可访问保存在该存储器中的更新的转换表以产生更新的修改的声刺激信号。
在前面部分描述的多个不同实施例中，语音处理器定义为配置成根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响将声刺激信号修改为修改的声信号。在一实施例中，声刺激信号包括调制的电信号，其根据患者的听力图产生，即提供对传声器信号应用调制以补偿患者的听力受损。调制包括将残余频率范围中包括的第一频率下的第一增益应用于传声器信号。在该实施例中，修改的声刺激信号通过根据可由语音处理器访问的转换函数进一步调制声刺激信号而产生。在另一实施例中，声刺激信号包括参数如与前面实施例中需要的调制的电信号的产生无关的频率特有放大值(即第一频率下的第一增益)。在该实施例中，修改的声刺激信号通过访问转换函数并利用对应于第一增益和第一频率的第二增益(或幅移)和/或第二频率(或频移)调制传声器信号及直接产生修改的声刺激信号而不产生修改的电信号进行产生。短语“通过修改声刺激信号产生修改的声刺激信号”或者本文中类似表达的短语用于覆盖本段中列举的至少一个或两个实施例。
根据一方面，公开了用于在患者耳蜗处产生双模式刺激的方法。该方法包括在通信连接到传声器的语音处理器处处理语音处理器处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号。该方法还包括在语音处理器处产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行。其后，电刺激和修改的声刺激分别使用第一单元和第二单元提供到患者耳蜗，电刺激基于给耳蜗的在患者的非残余频率范围内的电刺激信号，修改的声刺激基于残余频率范围的修改的声刺激信号。第一单元包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件，其中耳蜗植入件包括配置成位于患者耳蜗内的可植入电极阵列。第二单元通信连接到语音处理器。第二单元可从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。
在实施例中，该方法还包括使用语音处理器根据患者的听力图产生包括第一增益的声刺激信号，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率。其后，语音处理器修改第一增益和第一频率中的至少一个以产生包括第一频率下的第二增益、第二频率下的第一增益和第二频率下的第二增益中的至少一个的修改的声刺激信号。
在实施例中，声刺激信号的修改基于包括转换函数的转换模型，转换函数包括从第一增益到第二增益的幅移及从第一频率到第二频率的频移中的至少一个，以至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响。
在另一实施例中，公开了用于定制配置成产生给患者耳蜗的声刺激和电刺激的助听器系统的方法。该方法包括确定患者的残余频率范围、确定患者的包括基膜的耳蜗的机械性质是否因耳蜗内可植入电极阵列的存在受到影响。该方法还包括预测可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响；及创建包括转换函数的转换模型，其被保存在存储器中并可由语音处理器访问。转换函数包括从第一增益到第二增益的幅移及从第一频率到第二频率的频移中的至少一个，以至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响，第一增益和第一频率基于患者的听力图。此外，语音处理器配置成处理接收到的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号，语音处理器还配置成通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响至少针对残余频率范围的一部分修改声刺激信号而产生修改的声刺激信号。
在一实施例中，转换模型保存在被包括在语音处理器外壳中的存储器中。另外或作为备选，转换模型保存在与语音处理器单元分开的远程存储器中，例如通过无线链路如蓝牙访问通信连接的智能电话的存储器。
前面的实施例可使用在前面部分中公开的一个或多个特征实施。例如，用于确定残余频率范围的装置可使用标准的听力测定测量程序执行。类似地，确定可植入电极阵列对耳蜗机械性质的影响及创建包括转换函数的转换模型可对患者或抽样人群使用两阶段听力测定测试和/或计算模型进行实施。声刺激信号到修改的声刺激信号的修改可基于转换函数的频移和幅移中的至少一个。
在实施例中，公开了一种用于保存计算机可读指令的计算机可读介质，所述计算机可读指令在执行时使得通信连接到传声器的语音处理器处理语音处理器处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号；产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行；使用包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件的第一单元基于给耳蜗的在患者的非残余频率范围内的电刺激信号提供电刺激，耳蜗植入件包括配置成位于患者耳蜗内的可植入电极阵列；及使用通信连接到语音处理器的第二单元基于给耳蜗的至少在残余频率范围的所述部分内的修改的声刺激信号提供修改的声刺激。
在实施例中，用于保存计算机可读指令的计算机可读介质，所述计算机可读指令在执行时使得语音处理器根据患者的听力图产生包括第一增益的声刺激信号，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率；及修改第一增益和第一频率中的至少一个以产生包括第一频率下的第二增益、第二频率下的第一增益和第二频率下的第二增益中的至少一个的修改的声刺激信号，其中该修改抵消可植入电极阵列对耳蜗机械性质的影响。
在实施例中，用于保存计算机可读指令的计算机可读介质，所述计算机可读指令在执行时产生转换表，其具有在本发明的不同实施例中阐述的特性。计算机可读指令的执行使能将转换表保存在第二单元的存储器中。
在实施例中，用于保存计算机可读指令的计算机可读介质，所述计算机可读指令在执行时使得语音处理器访问保存在存储器中的转换模型以产生修改的声刺激信号，修改的声刺激信号配置成至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响。
在实施例中，计算机可读介质保存计算机可读指令，所述计算机可读指令在执行时使得语音处理器执行在本发明的多个不同实施例中描述的另外的任务。
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示出了包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统。
图2A示出了由声学助听器产生的声刺激。
图2B示出了由耳蜗植入件产生的电刺激。
图3A示出了包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统的声刺激的变化。
图3B示出了根据本发明实施例的包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统的声刺激。
图4示出了根据本发明实施例的包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统。
图5示出了根据本发明实施例的用于使用双刺激模式助听器系统产生声音感知的方法。
图6示出了根据本发明实施例的用于定制配置成产生声刺激和电刺激的助听器系统的方法。
图7示出了根据实施例的植入的电极阵列对基膜的机械性质的影响。
图8示出了根据实施例的植入的电极阵列对基膜的机械性质的影响。
具体实施方式
下面结合附图给出的详细描述用作根据本发明的方法和系统的非限制性实施例的描述。
下面的公开涉及双刺激模式助听器系统，其中第一单元包括适于产生电刺激的耳蜗植入件，及第二单元包括用于产生空气传导声刺激的声学助听器。然而，本发明也可应用于其中第一单元包括适于产生电刺激的耳蜗植入件及第二单元包括配置成提供骨导声刺激的骨导助听器的双刺激模式助听器系统。
在一实施例中，本发明表示第一单元和第二单元接近同一耳朵物理定位的情形。在另一实施例中，本发明表示第一单元和第二单元物理定位在两边耳朵上即双侧定位的情形。然而，在前面的两实施例中，第一单元和第二单元均配置成刺激同一耳蜗。
图1示出了示例性的双刺激模式助听器系统如EAS系统100。该助听器系统100可包括传声器102、EAS语音处理器104、具有位于其中的发射器线圈的头件106、耳蜗植入件108、多个电极112位于其上的可植入电极阵列110、和扬声器114(也称为“接收器”)。对于特定实施，可包括另外或备选的部件。
如图所示，系统100的多个不同部件可位于患者体外，包括但不限于传声器102、EAS语音处理器104、头件106和接收器114。系统100的多个不同部件可植入在患者体内，包括但不限于耳蜗植入件108和电极阵列110。如将在下面更详细描述的，对于特定实施，另外或备选的部件可包括在系统100内。图1中所示的部件现在将进行更详细的描述。
传声器102可配置成检测呈现给患者的音频信号(即声音)。传声器102可以任何适当的方式实施。例如，传声器102可包括“T-Mic”或构造来靠近耳道入口放在耳蜗内和/或放在保持在患者耳后耳廓处的单元中的类似传声器。传声器选择性地连接到EAS语音处理器104。另外或作为备选，传声器102可通过位于头件106内的一个或多个传声器、位于EAS语音处理器104内的一个或多个传声器、和/或任何其它适当的传声器实施。
EAS语音处理器104(即包括在EAS语音处理器104内的一个或多个部件)可配置成引导耳蜗植入件108产生和施加表示一个或多个电刺激信号的电刺激(在此也称为“刺激电流”或“电能”)，一个或多个电刺激信号对应于患者的非残余频率范围内的一个或多个频带有限的传声器信号及对应于与听觉通路(如听觉神经)相关联的一个或多个刺激点。示例性的刺激点包括但不限于耳蜗内的一个或多个位置、耳蜗核、下丘、和/或听觉通路中的任何其它的核。为此，EAS语音处理器104可根据所选声音处理策略或程序处理非残余频率范围内的一个或多个频带有限的传声器信号以产生适当的用于控制耳蜗植入件108的刺激参数。EAS语音处理器104可包括耳后(BTE)单元、体戴装置和/或任何其他声音处理单元或者通过其实施。
在一些例子中，EAS语音处理器104可借助于头件106和耳蜗植入件108之间的无线通信链路116将刺激参数(如包括在正向遥测序列中的数据字形式)和/或功率信号无线传给耳蜗植入件108。应当理解，通信链路116可包括双向通信链路和/胡一个或多个专用单向通信链路。
EAS语音处理器104还可配置成引导扬声器114施加表示残余频率范围内的传声器信号的声刺激。因而，扬声器114可将残余频率范围内的传声器信号的放大版呈现给患者。扬声器114可以任何适当的方式通信连接到语音处理器104。例如，扬声器114可至少部分位于语音处理器外壳的头件模块106的壳体内，放大的声音经声音管从扬声器114传到耳膜。作为备选，扬声器114可至少部分集成在构造来位于患者外耳内并用一根或多根导线通信连接到语音处理器104的耳模内。
当患者在残余频率范围(如低于1000Hz)中具有残余听力及在非残余频率范围(如高于1000Hz)中具有严重听力损失时，可使用系统100。为此，EAS声音处理器104可引导耳蜗植入件108借助于电极阵列110中包括的一个或多个电极112将表示包括在非残余频率范围中的声音的电刺激施加到患者体内(如患者耳蜗内)的一个或多个刺激点，及引导扬声器114将表示包括在残余频率范围中的音频含量的声刺激施加到患者。在一些备选实施例中，患者可具有残余听力的非毗邻频区。例如，患者可具有被损坏的外毛细胞的非毗邻区域，这可导致患者在非相邻频带中具有残余听力。系统100也可用于这些类型的患者。
头件106可通信连接到语音处理器104并可包括配置成有助于将语音处理器104选择性无线连接到耳蜗植入件108的外部天线(如线圈和/或一个或多个无线通信部件)。另外或作为备选，头件106可用于将任何其他外部装置选择性及无线连接到耳蜗植入件108。为此，头件106可配置成可固定在患者头部并定位成使得包封在头件106内的外部天线通信连接到包括在耳蜗植入件108内或与其相关联的对应可植入天线(其也可以通过线圈和/或一个或多个无线通信部件实施)。这样，刺激参数和/或功率信号可经通信链路116(其可包括双向通信链路和/或一个或多个专用单向通信链路)在语音处理器104和耳蜗植入件108之间无线传输。
耳蜗植入件108可包括任何类型的可植入刺激器，其包括可位于患者耳蜗内的通信连接的可植入电极110。
在一些例子中，耳蜗植入件108可配置成根据由EAS语音处理器104传给其的一个或多个刺激参数产生表示由语音处理器104处理的传声器信号(如传声器102检测到的音频信号)的电刺激。为此，耳蜗植入件108可包括一个或多个电流发生器。
图2A示出了声学助听器产生的声刺激。在实施例中，声学助听器包括语音处理器单元206，其包括语音处理器(未示出)和适于从声源202接收声音204的传声器(未示出)。语音处理器单元206可使用耳钩定位在耳后。接收器114可定位在耳道208中并使用导线212电连接到语音处理器。传声器处的声音204被变换为传声器信号，其由语音处理器处理。语音处理器将频率特有放大应用于该声音并将放大的信号传给接收器114。接收器将放大的信号作为声刺激信号通过中耳216发送到内耳的耳蜗218。内耳包括从蜗底到蜗顶逐渐变得更宽和更柔软的基膜220。因此，基膜的每一区域针对特定声音频率优先地振动。高频声波导致最靠近蜗底的基膜区域的最大振动，中频波影响基膜的中心，及低频波优先刺激基膜的顶点。响应于声刺激，耳蜗流体与刺激同相振荡，导致整个基膜以刺激频率振动。然而，由于基膜沿其长度变化，沿基膜有一个基膜的谐振频率与刺激频率匹配的位置，该位置222展现最大量的振动。因而，每一频率可映射到单一最大振动的位置。这称为纯音区域定位或者频率-位置映射。在哥蒂氏器官内，对振动敏感的细胞称为毛细胞。这些毛细胞具有伸出的纤毛，当基膜振动时，其靠着耳蜗覆膜切变。纤毛的弯曲释放神经传递素，其进入一个或多个神经细胞的突触内，突触激发以指明振动。激发量因而与振动量有关，使得哥蒂氏器官的神经兴奋的总模式也遵循位置原理。由于神经传递素仅在纤毛在一个方向弯曲时释放，激发趋于与基膜移动同相。
图2B示出了耳蜗植入系统产生的电刺激。耳蜗植入系统包括外部部分和内部部分。外部部分包括包含语音处理器和传声器的语音处理器单元206，其适于从声源202接收声音204并产生传声器信号。语音处理器单元206可使用耳钩定位在耳朵处，作为耳后型外壳。语音处理器处理接收到的传声器信号并使用包括发射器线圈的头件106将处理后的传声器信号发送到耳蜗植入件刺激器单元108，其包括适于接收所传输的处理后的信号的接收器线圈。刺激器108适于利用接收到的处理后的信号并根据映射函数产生电脉冲，映射函数将用于电极的电流脉冲的电刺激水平(％电荷)定义为处理后的信号的刺激水平的函数。产生的电脉冲被提供给可植入电极阵列110的植入的电极112，其借助于听觉神经将脉冲224发送到大脑，大脑将信号识别为声音。电极刺激信号为频带特有刺激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不同的频率分布，如对应的音频范围定义的。例如，电极阵列可包括20个植入电极，其中电极1靠近与6800Hz到8000Hz的频率范围相关联的蜗底，电极2与5800Hz到6800Hz的频率范围相关联，依此类推，电极20最靠近顶点区域并覆盖如200Hz到300Hz的频率范围。显然，电极阵列可包括少于或多于20个的电极，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进行频率-位置匹配使得携载特定频带的信息的电脉冲使对应的电极活动，及实际上沿耳蜗的听觉神经的特定频区。118表示植入的电极阵列的尖端，220表示耳蜗的基膜。
图3A示出了包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统的声刺激的变化。来自声源202的声音204被传声器检测到，其可包括在语音处理器单元302中或者位于不同位置如耳廓处或耳道中。传声器将检测到的声音变换为传声器信号。位于耳朵206处的语音处理器单元302包括语音处理器，其处理传声器信号并产生电刺激信号和声刺激信号。电刺激信号经头件106传给耳蜗植入件108及作为电脉冲使用植入的电极阵列110的电极112传到听觉神经。声刺激信号使用导线212从语音处理器传到接收器113。声刺激经外耳、中耳和内耳的空气通路传到听觉神经。对于配置成提供电刺激和声刺激的助听器系统，在患者耳蜗中引入可植入电极可改变内耳的机械性质如基膜的刚性。通常，基膜越硬，谐振频率越高。因此，引入电极阵列影响基膜的天然纯音区域定位映射。相较于当电极阵列不存在时及当同样的刺激水平施加到同一耳蜗时，这导致在基膜220的区域222的谐振频率112可能在基膜的振动水平114中的至少一个的刺激变化。谐振频率位置和/或基膜振动的这种变化影响基本音高确定机制，因而负面影响声音的感知。因此，当在耳蜗中存在电极阵列时，恢复音高辨别变得有用。232表示电极阵列在耳蜗内的插入深度，也对应于与电极阵列相邻的基膜的长度(第一长度)。234表示基膜的第二长度。在一实施例中，刚性的增加沿与电极阵列相邻的基膜长度。这可能因为电极阵列与基膜至少在基膜的一些不同部分如耳蜗的中圈处的紧密接触。在另一实施例中，基膜的刚性的增加沿基膜的与电极阵列相邻的第一长度及基膜的延伸超过第一长度的距离的第二长度。第二长度延续第一长度并延伸超过电极阵列的尖端直到远离该尖端某一距离为止。在这些实施例中，刚性沿第一长度和/或第二长度的增加取决于可植入电极阵列的特性。
图3B示出了根据本发明实施例的包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统的声刺激。来自声源202的声音204被传声器检测到，其可包括在语音处理器单元302中或者位于不同位置如耳廓处或耳道中。传声器将检测到的声音变换为传声器信号。位于耳朵206处的语音处理器单元302包括语音处理器，其处理传声器信号并产生电刺激信号和声刺激信号。电刺激信号经头件106传给耳蜗植入件108及作为电脉冲224使用植入的电极阵列110的电极112传到听觉神经。如先前指明的，将电极阵列110引入到耳蜗内影响耳蜗的机械性质，导致相较于不存在耳蜗植入件时声音感知被改变。为克服该问题，语音处理器还配置成修改声刺激信号以产生修改的声刺激信号，其使用导线212从语音处理器传到接收器114。修改的声刺激经外耳、中耳和内耳的空气通路传到听觉神经。修改的声刺激信号可使得因植入的电极阵列对耳蜗机械性质的影响引起的振动被补偿。例如，222表示基膜上对应于谐振频率f1(第一频率)的位置，其是声刺激信号的频率。然而，由于电极阵列的存在，位置222将对应于低于f1的谐振频率。因此，具有频率f1的刺激信号将不刺激基膜上的位置222，而是由于机械性质如位置228的刚性的变化将刺激位置228(相对于222朝向基底位置)，位置228现在表示谐振频率f1。耳蜗机械性质的变化影响耳蜗中的位置-频率映射并由于音高辨别的变坏产生欠佳的感知。因此，本发明的实施例提出利用具有第二频率f2的修改的声刺激信号，第二频率比第一频率f1低等于频移Δf＝(f2’–f1)的频移值。在对应于比所希望的刺激频率低并低Δf值的频率的位置226刺激基膜使能补偿位置-频率映射因植入的电极阵列的存在引入的变化。在另一与先前例子结合的例子中，技术人员将意识到，当施加增益到传声器信号时，可使用类似的原理。换言之，电极阵列的引入可降低基膜的振动产生能力。因此，如果在不存在电极阵列时声刺激信号在频率f1需要L1的增益(第一增益)来补偿患者损失，及电极阵列的引入降低对应于增益L2’的振动，则修改的声刺激的增益L2(第二增益)大于第一增益L1并大ΔL＝L1–L2’的幅移值。用高于所需增益水平L1并高ΔL值的增益刺激基膜使能补偿因植入的电极阵列的存在引入的基膜振动变化。
植入电极对耳蜗机械性质的影响还借助于图7到图8的例子说明。该图在x轴上表示距蜗底的距离，鉴于耳蜗的纯音区域定位结构，其还表示从蜗底处的高频率开始朝向蜗顶处的低频率的沿耳蜗的特征频率。y轴表示在谐振频率下基膜及行波的包络的峰值振幅的移位。
图7示出了根据一实施例的植入的电极阵列对基膜的机械性质的影响。702表示在不存在植入的电极阵列情形下行波响应于在1kHz刺激频率具有第一增益的声刺激信号的包络。704、706、708、710、712表示当电极阵列存在于耳蜗中时行波响应于在1kHz刺激频率具有第一增益的声刺激信号的包络，及电极阵列和基膜之间的距离(d，还在图3B中示出)被系统性减小。在所示实施例中，显然，电极阵列的引入降低增益(ΔL,ΔL’,ΔL”,ΔL”’，未示出针对712的增益)并引入基底频移(Δf,Δf’,Δf”,Δf”’，未示出针对712的频移)，即对于行波(704,706,708,710)响应于1kHz刺激频率的声刺激信号，朝向耳蜗的更高频区的频率偏差。同样显而易见的是，对于同一电极阵列，电极阵列和基膜之间的距离d越大，电极阵列对值的影响越小，参见下表：
行波 距离(d) 增益降低 基底位移
704 150μm ΔL Δf
706 50μm ΔL’ Δf’
708 25μm ΔL” Δf”
710 15μm ΔL”’ Δf”’
表1：电极阵列的影响为距离(d)的函数
技术人员将意识到，电极阵列的不同于距离(d)的特性可用于产生所希望的刺激频率特有增益降低和/或基底位移值，其之后可用作幅移和/或频移以产生修改的声刺激信号。例如，对于植入的电极阵列放在距天然与1kHz有关的基膜区域50μm距离处，修改的声刺激将需要第二增益(＝第一增益+幅移ΔL’)和第二频率(-第一频率(1kHz)-频移Δf’)以产生同样的对应于行波702的感知刺激，其表示在不存在植入的电极阵列时在第一频率(1kHz)、第一增益时的声刺激。
在实施例中，两种影响中只有一种如增益降低可被观察。这可以是当行波峰值区域为电极尖端的顶点时出现峰值振幅降低的情形。
在另一实施例中，幅移和/或频移为电极阵列的挠性的函数。这在图8中示出，其示出了植入的电极阵列对基膜的机械性质的影响。电极挠性对行波的影响通过将电极阵列的杨氏模量(E)减小为30的因子因而增大挠性进行调查。电极到基膜的距离类似于图8所示进行变化，其结果在此通过虚线指明以进行比较。显然，幅移和/或频移为挠性的函数。例如，对于同样的距离(d)，更柔软的电极阵列的幅移更低(参见704’同704相比或者706’同706相比或者708’同708相比或者710’同710相比的峰值振幅)。频移可保持不变，例如704’同704相比，或者706’同706相比更高或者710’同710相比更低。
在一实施例中，残余频率范围和非残余频率范围连续。例如，图3B示出了非残余频率范围228和残余频率范围230。对本领域技术人员显而易见的是，非残余频率范围可不连续。类似地，残余频率范围可非毗邻。换言之，残余频率范围和非残余频率范围可彼此交错。在一实施例中，残余频率范围的至少一部分与植入的电极阵列110的长度相邻，如图3B中所示。使电极阵列与残余频率范围相邻在残余听力的至少一部分在将来在基膜的与电极阵列相邻的部分中失去的情形下有用。这可能因耳蜗植入手术的后果或者随时间老化而发生。这使能与电极阵列相邻的残余频率范围的电刺激，其在将来变成非残余频率范围的一部分并可使用耳蜗阵列而不是声刺激进行电刺激。
在另一实施例中，残余频率范围与电极阵列的长度不重叠。
图4示出了根据本发明实施例的包括声学助听器和耳蜗植入件的双刺激模式助听器系统。该助听器系统400包括先前描述的助听器系统100(参见图1)的所有特征。然而，助听器系统400的语音处理器104至少还配置成产生修改的声刺激。为此目的，可提供另外的部件如包括转换模型404/404’的存储器402/402’。助听器系统400包括通信连接到传声器102的语音处理器104，并配置成处理语音处理器104处接收的传声器信号102’以产生电刺激信号116’和声刺激信号，语音处理器还配置成通过根据可植入电极阵列110对患者耳蜗的机械性质的影响至少针对患者的残余频率范围(参见图3B，230)的一部分处理所述声刺激信号而产生修改的声刺激信号114’。该系统还包括包含通信连接到语音处理器104的耳蜗植入件108的第一单元，耳蜗植入件包括构造来位于患者耳蜗内并基于电刺激信号向耳蜗提供非残余频率范围(图3B，228)内的电刺激的可植入电极阵列110；及包括通信连接到语音处理器104并适于基于修改的声刺激信号114’向耳蜗提供至少在残余频率范围(图3，230)的所述部分内的修改的声刺激的第二单元。
在一实施例中，第二单元114从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。
在实施例中，电极阵列110对耳蜗(图2B，118)的机械性质的影响包括耳蜗的微细结构的完整性因耳蜗中存在电极阵列110发生的变化，从而至少在残余频率范围(图3B，230)的所述部分中影响耳蜗的机电变换特性。
在实施例中，电极阵列110对耳蜗(图2B，118)的机械性质的影响包括耳蜗的基膜(图2B，220)的至少一部分的刚性因耳蜗中存在电极阵列110而增加。
在实施例中，语音处理器104配置成根据患者的听力图产生包括对应于包括在残余频率范围(图3B，230)内的第一频率(图3B，f1)的第一增益L1的声刺激信号。另外，该语音处理器还配置成修改第一增益L1和第一频率(图3B，f1)中的至少一个以产生包括第一频率(图3B，f1)下的第二增益L2、第二频率(图3B，f2)下的第一增益L1和第二频率(图3B，f2)下的第二增益L2中的至少一个的修改的声刺激信号，其中该修改抵消可植入电极阵列110对耳蜗的机械性质的影响。在实施例中，第二增益低于第一增益，及第二频率高于第一频率。
在实施例中，语音处理器配置成访问保存在存储器402/402’中的转换模型404/404’以产生修改的声刺激信号114’，修改的声刺激信号114’配置成至少实质上抵消可植入电极阵列110对患者耳蜗的机械性质的影响。存储器402可包含在助听器系统内，如在语音处理器单元(图3B，302)内。另外或作为备选，存储器为与语音处理器单元(图3B，302)分开的远程存储器402’并为远程装置408如智能电话的一部分。语音处理器104可经无线链路如蓝牙网络406通信连接到远程装置408。
在实施例中，转换模型404/404’包括转换函数，其包括从第一增益L1到第二增益L2的幅移ΔL和从第一频率f1到第二频率f2的频移Δf中的至少一个，以至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响。
在实施例中，转换函数基于患者的声刺激的第一增益L1和第一频率f1中的至少一个响应于可植入电极阵列110的至少一特性的变化。
在实施例中，转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益L1和第一频率f1中的至少一个响应于可植入电极阵列110的至少一特性的平均变化。
在实施例中，可植入电极阵列110的特性包括下述之一或其组合：可植入电极阵列的设计、可植入电极阵列的机械性质、可植入电极阵列的插入长度、在可植入电极阵列位于耳蜗内时其距基膜的距离、及用于将可植入电极阵列定位在耳蜗内的插入技术。
在实施例中，转换函数配置成根据可植入电极阵列110的特性随时间的变化进行更新。
图5示出了根据本发明实施例的用于使用双刺激模式助听器系统产生声音感知的方法。公开了在患者耳蜗处产生双模式刺激的方法。该方法可包括，在502，在传声器处接收声音并产生对应的传声器信号；在504，语音处理器处接收的传声器信号被处理，语音处理器配置成在510产生电刺激信号和在508产生声刺激信号。该方法还可包括，在510，语音处理器访问转换模型并根据转换函数处理声刺激信号。在512，语音处理器通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号而产生修改的声刺激信号。其后，分别使用第一单元和第二单元在514将非残余频率范围内的基于电刺激信号的电刺激提供给患者耳蜗及在516将残余频率范围内的基于修改的声刺激信号的修改的声刺激提供给患者耳蜗。最后，在518，修改的声刺激和电刺激产生给患者的声音的感知。
第一单元包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件，其中该耳蜗植入件包括构造来位于患者耳蜗内的可植入电极阵列。第二单元通信连接到语音处理器。第二单元可从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。
图6示出了根据本发明实施例的用于定制配置成产生声刺激和电刺激的助听器系统的方法。该方法包括，在602，确定患者的残余频率范围。在604，确定患者的包括基膜的耳蜗的机械性质是否因耳蜗内可植入电极阵列的存在受到影响。如果是，则在606，预测可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响；及在608，创建包括转换函数的转换模型，及在610，转换模型被保存在可由语音处理器访问的存储器中。
转换函数包括从第一增益到第二增益的幅移及从第一频率到第二频率的频移中的至少一个，以至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响，第一增益和第一频率基于患者的听力图。此外，语音处理器配置成处理接收到的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号，语音处理器还配置成通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号而产生修改的声刺激信号。
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，其中除非另行明确指出，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”。除非另行明确指出，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 (15)

1.一种助听器系统，包括：
语音处理器，适于通信连接到传声器并适于处理其处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号；所述语音处理器还配置成产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行，其中所述语音处理器适于
根据患者的听力图产生包括第一增益的声刺激信号，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率；
修改所述第一增益和所述第一频率中的至少一个以产生所述修改的声刺激信号；及
访问保存在存储器中的转换模型以产生所述修改的声刺激信号，所述修改的声刺激信号配置成至少部分抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响，其中所述转换模型包括转换函数，及所述转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化；
第一单元，包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件，耳蜗植入件包括可植入电极阵列，其配置成位于患者耳蜗内并在患者的非残余频率范围内基于电刺激信号向耳蜗提供电刺激；及
第二单元，通信连接到语音处理器并适于至少在残余频率范围的所述部分内基于修改的声刺激信号向耳蜗提供修改的声刺激。
2.根据权利要求1所述的助听器系统，其中所述第二单元从下组选择：配置成提供空气传导声刺激的声学助听器和配置成提供骨导声刺激的骨导助听器。
3.根据权利要求1所述的助听器系统，其中电极阵列对耳蜗机械性质的影响包括耳蜗中的微细结构完整性因耳蜗中电极阵列的存在发生的变化，从而至少在残余频率范围的一部分中影响耳蜗的机-电变换特性。
4.根据权利要求1所述的助听器系统，其中电极阵列对耳蜗机械性质的影响包括耳蜗的基膜的至少一部分的刚性因耳蜗中电极阵列的存在而增加。
5.根据权利要求1所述的助听器系统，其中所述语音处理器配置成修改第一增益和第一频率中的至少一个以产生包括第一频率下的第二增益、第二频率下的第一增益和第二频率下的第二增益中的至少一个的修改的声刺激信号，其中该修改抵消可植入电极阵列对耳蜗机械性质的影响。
6.根据权利要求3所述的助听器系统，其中第二增益高于第一增益和/或第二频率低于第一频率。
7.根据权利要求1所述的助听器系统，其中所述转换函数包括从第一增益到第二增益的幅移及从第一频率到第二频率的频移中的至少一个，以至少部分抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响。
8.根据权利要求1所述的助听器系统，其中转换函数基于患者声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。
9.根据权利要求1所述的助听器系统，其中转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的平均变化。
10.根据权利要求1所述的助听器系统，其中可植入电极阵列的特性包括下述之一或其组合：可植入电极阵列的设计、可植入电极阵列的机械性质、可植入电极阵列的插入长度、在可植入电极阵列位于耳蜗内时其距基膜的距离、及用于将可植入电极阵列定位在耳蜗内的插入技术。
11.根据权利要求1所述的助听器系统，其中转换函数基于至少在残余频率范围的所述部分内患者的听力测定数据在耳蜗阵列插入之前和耳蜗阵列插入之后的变化。
12.根据权利要求1所述的助听器系统，其中转换函数配置成根据可植入电极阵列的特性随时间的变化进行更新。
13.用于在患者耳蜗处产生双模式刺激的方法，包括：
在通信连接到传声器的语音处理器处处理语音处理器处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号，根据患者的听力图，所述声刺激信号包括第一增益，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率；
在语音处理器处产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行，所述修改的声刺激信号通过修改所述第一增益和所述第一频率中的至少一个产生；
使用包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件的第一单元将患者的非残余频率范围内的基于电刺激信号的电刺激提供到耳蜗，耳蜗植入件包括构造来位于患者耳蜗内的可植入电极阵列；
使用通信连接到语音处理器的第二单元将至少在残余频率范围的一部分内的基于修改的声刺激信号的修改的声刺激提供到所述耳蜗；及
访问保存在存储器中的转换模型以产生所述修改的声刺激信号，所述修改的声刺激信号配置成至少部分抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响；
其中所述转换模型包括转换函数，及所述转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。
14.根据权利要求13所述的方法，其中修改声刺激信号基于包括转换函数的转换模型，转换函数包括从第一增益到第二增益的幅移及从第一频率到第二频率的频移中的至少一个，以至少实质上抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响。
15.用于保存计算机可读指令的计算机可读介质，所述计算机可读指令在执行时使得通信连接到传声器的语音处理器
处理语音处理器处接收的传声器信号以产生电刺激信号和声刺激信号，根据患者的听力图，所述声刺激信号包括第一增益，第一增益对应于包括在残余频率范围内的第一频率；
产生修改的声刺激信号，其通过根据可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响而至少针对患者的残余频率范围的一部分修改声刺激信号进行，所述修改的声刺激信号通过修改所述第一增益和所述第一频率中的至少一个产生；
使用包括通信连接到语音处理器的耳蜗植入件的第一单元基于给耳蜗的在患者的非残余频率范围内的电刺激信号提供电刺激，耳蜗植入件包括配置成位于患者耳蜗内的可植入电极阵列；
使用通信连接到语音处理器的第二单元基于给耳蜗的至少在残余频率范围的所述部分内的修改的声刺激信号提供修改的声刺激；及
访问保存在存储器中的转换模型以产生所述修改的声刺激信号，所述修改的声刺激信号配置成至少部分抵消可植入电极阵列对患者耳蜗的机械性质的影响；
其中所述转换模型包括转换函数，及所述转换函数基于不同于患者的抽样人群的声刺激的第一增益和第一频率中的至少一个响应于可植入电极阵列的至少一特性的变化。
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