CN110520188B - 双模式听觉刺激系统 - Google Patents

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Abstract

提出一种双模式听觉刺激系统，其包括：可植入的刺激组件(14)，其用于根据电刺激信号将神经刺激施加于患者的听觉；声刺激单元(21、23)，其用于根据声刺激信号将声刺激施加于患者的听觉；以及声音处理器(24)，其用于由输入音频信号产生电刺激信号和声刺激信号，其中，声音处理器配置为能够将输入音频信号分成多个频带，其中，声音处理器包括加权单元(54、60)，所述加权单元用于对于每个频带根据相应的频带中的输入音频信号的当前水平动态地确定电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重，其中，声音处理器配置为能够在生成电刺激信号和声刺激信号时应用加权函数。

Description

双模式听觉刺激系统
技术领域
本发明涉及一种双模式听觉刺激系统，其包括：可植入的刺激组件、如耳蜗植入物，所述可植入的刺激组件用于根据电刺激信号将神经刺激施加于患者的听觉；声刺激单元、例如助听器，其用于根据声刺激信号将声刺激施加于患者的听觉；以及声音处理器，其用于由输入音频信号产生电刺激信号和声刺激信号，所述输入音频信号通常由麦克风结构从周围环境捕获声音。
背景技术
通常，这种双模刺激系统将例如通过耳蜗植入物实现的神经刺激和声刺激相组合。耳蜗植入物包括电极阵列，用于在由相应电极的位置确定的各种刺激部位处电刺激耳蜗。用于听觉的双模刺激的典型系统包括在同侧耳朵处的耳蜗植入物和用于同侧耳朵或对侧耳朵的声刺激的装置。具有同一耳朵的电和声刺激的系统也称为混合装置或EAS装置。在具有对侧声刺激的系统中，声刺激装置通常是(电-声)助听器；替代地，可通过骨传导助听器实现声刺激。
为了调适双模刺激装置，调适装置连接至电刺激装置和声刺激装置，以便单独调节相应的刺激参数，以优化患者的听觉感应。在一个相对简单的模型中，刺激参数的影响可通过电刺激和声刺激的输入/输出(I/O)曲线来描述。对于声刺激，I/O曲线表示扬声器提供的输出水平随麦克风输入声级的变化；声刺激I/O曲线随音频信号的频率(或频带)而变化(在听觉仪器中，输入音频信号被分成各种频率通道以进行进一步的信号处理)。对于电刺激，I/O曲线表示每个刺激通道(例如，对于每个刺激电极)的刺激电流随麦克风处的输入声级的变化。
由于手术技术的改进，现在越来越多的耳蜗植入(CI)患者在手术后具有有用的残余声学听力，因此可受益于双模式(例如电学和声学)刺激的患者的数量当前在增大。通常，声频率范围被分为用于声刺激的第一子范围和用于电刺激的另一子范围，以避免两种刺激形式的重叠，因为通常电刺激和声刺激之间的重叠可能降低信号质量和/或言语理解性，因此是不期望的。通常，声刺激和电刺激之间的交叉频率是根据患者的声学听力图(例如在70dB HL获得)确定的。
US6231604B1涉及一种EAS系统，其中，电刺激信号代表声音频率的第一子范围，其中，声刺激信号代表声音频率的第二子范围。
US2006/0287690A1涉及一种EAS系统，其中，对声信号传递路径和电信号传递路径中的至少一个施加延迟，使得电刺激在相对于耳蜗处的声刺激的到达时间的期望时间被提供给耳蜗；由此，由电刺激表示的接收的声音的频率范围与由声刺激表示的接收的声音的频率范围被同时接收。
US7769467B1涉及一种CI系统，其中，经由至少一个附加电极施加补偿电流以影响由刺激电流引起的激励场，其中，根据刺激电流的幅度动态地调节补偿电流。
WO2013/142843A1涉及一种EAS系统，其基于声和电刺激的相互作用的测量来调适。
US2016/0235986A1涉及一种EAS系统，其可在仅采用声刺激的仅声学模式和应用声刺激和电刺激两者的EAS模式之间来回切换；使用仅声学模式的原因可能是EAS系统处于植入后时间段或发生了阻止CI装置应用电刺激的事件，例如头配件从声音处理器连接。
US2015/0012053A1涉及一种EAS系统，其中，在EAS刺激模式中，顶端电极被禁用于标准电刺激，并且可在检测到特定事件时暂时启用以应用调节刺激。子阈值电刺激可通过设置在耳蜗的顶部区域内的一个或多于一个电极与声刺激的应用一起施加于患者；这种子阈值刺激可附加地或替代地提供给条件刺激。根据检测到的声音内容的声级，子阈值刺激可具有可变的刺激水平；例如，子阈值刺激水平可与检测到的声音内容的声级的预定百分比有关。一旦患者失去残余听力，EAS系统可从EAS模式切换到仅电刺激模式。
WO2016/004970A1涉及一种EAS系统，其中，声刺激和电刺激之间的交叉频率在适应期间作为时间的函数而改变。
发明内容
本发明的一个目的是提供一种特别适用于具有相对明显的残余声学听觉的患者的双模式听觉刺激系统。本发明的另一个目的是提供相应的双模式刺激方法。本发明的又一个目的是提供一种用于这种双模式刺激系统的调适方法。
根据本发明，这些目的是通过根据本发明的双模式刺激系统、双模式刺激方法和调适方法来实现。所述双模式听觉刺激系统包括：可植入的刺激组件，其用于根据电刺激信号将神经刺激施加于患者的听觉；声刺激单元，其用于根据声刺激信号将声刺激施加于患者的听觉；以及声音处理器，其用于由输入音频信号产生电刺激信号和声刺激信号，其中，声音处理器配置为能够将输入音频信号分成多个频带，其中，声音处理器包括加权单元，所述加权单元用于对于每个频带根据相应的频带中的输入音频信号的当前水平动态地确定电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重，其中，声音处理器配置为能够在生成电刺激信号和声刺激信号时应用加权函数。双模式听觉刺激方法包括：提供输入音频信号；将输入音频信号分成多个频带；产生用于将神经刺激施加于患者的听觉的电刺激信号以及用于将声刺激施加于患者的听觉的声刺激信号；对于每个频带，根据相应的输入音频信号的当前水平，动态地确定对于相应的频带的电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重；根据相对响度权重，将听觉刺激施加于患者。用于前述系统调适成适应患者的方法包括：确定患者的个性化的听觉损失，在每个频带中确定可用的声增益和反馈裕度；以及在每个频带中，根据相应的频带中的个性化的听觉损失、可用的声学增益和反馈裕度以患者特定的方式确定交叉水平。
本发明的有益之处在于，通过对于每个频带根据相应的频带中输入音频信号的当前水平动态地确定电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重，患者的残余听觉的利用可由于在每个频带中与输入水平有关地选择声刺激或电刺激而优化，从而可针对当前使用情况优化双模式刺激。优选地，声音处理器配置为能够根据当前的声学情况从多个刺激程序中选择一个刺激程序，其中，加权函数与声音处理器当前选择的刺激程序有关，从而进一步针对当前的使用情况优化双模式刺激。
例如，在低输入水平处，声学放大通常不足以确保可听性，因此电刺激是优越的，而在高输入水平时，通常声刺激是优越的，因为它使得能够成功得到时间精细结构线索并提供更好的频谱和时间分辨率，以便可以改善在嘈杂情况和空间收听中的语音理解。
对于音乐，声刺激是优选的，因为可由此保持音乐的谐波结构。然而，在具有声反馈的情况下，电刺激可能是优选的。另一方面，在电池电量低的情况下，仅声学刺激可能是优选的，因为它比电刺激更节能。
本发明还提出了优选实施例。
附图说明
在下文中，将参考附图说明本发明的示例，其中：
图1是本发明中要使用的系统的一个示例的示意图；
图2是更详细地示出了图1的系统的电刺激部分的示意图；
图3是人类耳蜗的示意性剖视图，其中，标记了刺激位点；
图4是与本发明一起使用的CI装置的信号处理结构的一个示例的方框图；
图5是如何实现电刺激和声刺激的加权特征的一个示例的框图；
图6是用于示意性地说明加权函数对信号处理的影响的框图；
图7是电刺激和声刺激的加权函数的一个示例，其中，相应的权重表示为输入的函数；
图8是给定频带中作为输入水平的函数的电刺激和声刺激的总响度和响度贡献的一个示例；
图9是其中刺激的类型被示为频率和音频信号输入水平的函数的示图；以及
图10是用于本发明的系统的替代性示例的示意图。
具体实施方式
图1是双模式刺激系统的示意图，根据一个示例(以虚线示出)，所述双模式刺激系统可以实施为将佩戴在患者17的一个耳朵处的EAS装置10(例如，在同侧耳朵处)，所述EAS装置10包括用于从环境声音中捕获输入音频信号的麦克风20、用于由输入音频信号产生电刺激信号和声刺激信号的声音处理器24、包括用于根据声刺激信号对同侧耳朵进行声刺激的扬声器23的声刺激单元21、以及用于根据电刺激信号对对侧耳朵的耳蜗进行电刺激的可植入的刺激组件12。
根据图1所示的一个替代性示例，同侧装置仅用于同侧耳朵的电刺激(即，在这种情况下，装置10不包括声刺激单元21，而是仅包括麦克风20、声音处理器24和可植入的刺激组件12，而声刺激单元21实施为将佩戴在对侧耳朵处用于对侧耳朵的声刺激的单独的装置，其中，声刺激单元21连接至声音处理器24以用于接收声刺激信号；例如，对于患有“双耳干扰”的患者而言，这种变体可能是有益的。
在图2中更详细地示出了图1的系统的示例。声音处理器24用于检测或感应音频信号，且将音频信号分成多个分析通道，每个分析通道包含代表音频信号的区别频率部分的频域信号(或仅“信号”)。对于每个分析通道通过分析相应频域信号确定信号水平值。刺激参数基于频域信号产生且传递到可植入的刺激组件12。
依据从声音处理器接收的刺激参数，可植入的刺激组件12用于产生电刺激(在此也称为“刺激电流”和/或“刺激脉冲”)且向位于患者17的耳蜗内的听觉神经处的刺激部位施加所述电刺激。电刺激经由包括多个刺激通道的CI刺激组件18提供给患者17。
刺激参数可控制向刺激部位施加的电刺激的各种参数，包括但不限于向刺激部位施加的刺激电流的频率、脉冲宽度、幅度、波形(例如，正方形或正弦形)、电极极性(即，阴阳极分配)、位置(即，哪个电极对或电极组接收刺激电流)、突发模式(例如，实时突发和延时突发)、占空比或突发重复间隔、频谱倾斜、实时斜率、以及延时斜率。
图3示出人类耳蜗200的示意性结构。如图3所示，耳蜗200是从基部202开始且在顶点204结束的螺旋形状。听觉神经组织206位于耳蜗200内，所述听觉神经组织206以音质分布方式在耳蜗200内组织。低频在耳蜗200的顶点204处编码，而高频在基部202处编码。因此，沿耳蜗200长度的每个位置对应于不同被感知的频率。可植入的刺激组件12配置成向在耳蜗200内的不同位置(例如，沿听觉神经组织206的不同位置)施加刺激，以提供听觉。
回到图2，声音处理器24和可植入的刺激组件12可配置成能够依据一个或多于一个控制参数操作。这些控制参数可配置成能够指定一个或多于一个刺激参数、操作参数、和/或可用于具体应用的任何其它参数。示例性控制参数包括但不限于最舒适的电流水平和阈值电流水平(如下文将详细讨论的那样)、输入动态范围参数、通道声频增益参数、前端和后端动态范围参数、电流引导参数、幅值、脉冲率值、脉冲宽度值、极性值、过滤特征、和/或可用于具体应用的任何其它控制参数。特别地，控制参数可包括频率分配表(FAT)，所述频率分配表决定分配给特定电极的相应的频率范围。
在图2中示出的示例中，可植入的刺激组件12包括可植入的耳蜗刺激器(“ICS”)14、引线16和布置在引线16上的刺激组件18。刺激组件18包括用于电刺激听觉神经的多个“刺激触头”19。引线16可插入耳蜗管内使得刺激触头19与在耳蜗内的一个或多于一个刺激部位连通，即，刺激触头19邻近于、大致相邻于、非常接近于、直接靠近于相应刺激部位、或直接在相应刺激部位上。
在图2中示出的示例中，非植入部分包括捕捉来自环境声音的音频信号的麦克风20、麦克风链路22、经由链路22从麦克风20接收音频信号的声音处理器24、和头配件26，所述头配件在其中布置有线圈28。声音处理器24配置成能够依据选定的声音处理策略处理被捕捉的音频信号以产生用于控制ICS 14的适当刺激参数，且可包括或被实施在耳后(BTE)单元或便携式语音处理器(“PSP”)内。在图2的示例中，声音处理器24配置成能够经由无线经皮通信链路30向ICS 14经皮传递数据(尤其是代表一个或多于一个刺激参数的数据)。头配件26可附连到患者头部且定位成使得线圈28通信地联接至被包括在ICS 14内的对应线圈(未示出)，以建立链路30。链路30可包括双向通信链路和/或一个或多于一个专门的单向通信链路。根据替代性实施方式，声音处理器24和ICS 14可由线材直接连接。
图4中示出声音处理器24的示意性示例。由麦克风20捕捉的音频信号在音频前端电路32中被放大，其中放大的音频信号由模数转换器34转换成数字信号。产生的数字信号然后通过利用合适的自动增益控制(AGC)单元36经历自动增益控制。
在适当自动增益控制之后，数字信号经历包括配置成能够将数字信号分成m个分析通道40的多个过滤器F1…Fm(例如，带通过滤器)的过滤器组38，每个分析通道包含代表由麦克风20感应的音频信号的区别频率部分的信号。例如，这种频率过滤可通过向音频信号施加离散傅立叶变换而后将产生的频格分布在分析通道40上而实施。
在每个分析通道40内的信号被输入包络检测器42，以确定包含在分析通道40内的每个信号内的能量的量且评估在每个通道内的噪音。在包络检测之后，在分析通道40内的信号可被输入降噪模块44，其中，信号以降低信号噪音的方式处理，以提高例如对于患者而言的语言可懂度。降噪模块44的示例在文献WO 2011/032021A1中描述。
选择性降噪信号被供应到用于将分析通道40中的信号映射到刺激通道S1…Sn的映射模块46。例如，降噪信号的信号水平可被映射到幅值，所述幅值用于限定由ICS 14经由M个刺激通道52向患者17施加的电刺激脉冲。例如，m个刺激通道52中的每个可与刺激触头19其中之一或与一组刺激触头19相关联。
声音处理器24还包括刺激策略模块48，所述刺激策略模块用于基于降噪信号且依据特定刺激策略(其可从多个刺激策略选定)产生一个或多于一个刺激参数。例如，刺激策略模块48可产生刺激参数，所述刺激参数指导ICS 14产生且同时经由多个刺激通道S1…Sn52施加加权刺激电流，以完成电流引导刺激策略。附加地或替代地，刺激策略模块48可配置成能够产生刺激参数，所述刺激参数指导ICS 14仅经由刺激通道52的子集N施加电刺激，以实现M中的N个刺激策略。
声音处理器24也包括多路复用器(multiplexer)50，所述多路复用器用于序列化由刺激策略模块48产生的刺激参数，以使得所述刺激参数能够经由通信链路30、即经由线圈28传递到ICS 14。
声音处理器24可以根据由控制单元54设定的至少一个控制参量来操作。可储存在存储器56中的这种控制参量可以是听觉上最舒适的电流等级(MCL，也被称作“M等级”)、阈值电流等级(也被称作“T等级”)、动态区间参量、通道声学增益参量、前端和后端动态区间参量、电流操纵参量、幅值、脉率值、脉宽值、极性值、配属于各电极的相应的频率范围和/或滤波器特性。如上所述的这种听觉假体装置的示例可以从例如WO2011/032021A1中知晓。
声音处理器24配置为能够例如通过使用过滤器组38将由麦克风20提供的输入音频信号分成多个频带，并根据当前的声学情况从多个刺激程序中选择一个刺激程序。如示出了根据本发明的双模式系统的一个示例的示意性框图的图5所示，这种程序选择可通过使用分类器单元62自动发生，所述分类器单元62通过分析输入音频信号来自动地确定当前的声学情况，或者刺激程序可基于声音处理器24的用户界面70上的手动用户输入来选择。过滤器组38的输出被提供给产生要提供给输出换能器23(通常是扬声器)的声刺激信号的音频信号处理单元27和用于产生提供给可植入的刺激组件12的电刺激信号的单元45。控制器54设置成用于控制单元27和单元45中的信号处理。过滤器组38的输出也被提供给控制器54，以便能够根据当前的输入音频信号进行动态控制。控制器54可以包括分类器52，并且还可从用户界面70接收输入。如上所述，控制器54可用于选择最适合于系统的当前使用情况的刺激程序，特别是适合于由分类器62确定的当前声学情况。
另外，控制器54可用于实现加权单元，以用于对于频带中的每一个，根据相应的频带中的输入音频信号的当前水平，动态地确定电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重，其中，加权函数与当前选择的刺激程序有关。通过对信号处理单元27和45起作用，控制器54用于在产生声刺激信号和电刺激信号时应用相应的加权函数。
优选地，在刺激程序中的至少一个中，用于包括至少一部分频带的双模式频率组的加权函数为：就响度而言，在相应的频带的交叉水平(crossover level)以下的输入水平处，主要是电刺激，在交叉水平以上的输入水平处，主要是声刺激。图7中示出了这种加权函数的一个示例，其中电刺激的权重(实线)和声刺激的权重(虚线)作为输入信号水平的函数给出。在图7的示例中，声刺激权重在第一阈值水平L1以下的输入水平处为零，所述第一阈值水平L1低于交叉水平Lx，电刺激权重在第二阈值水平L2以上的输入水平处为零，所述第二阈值水平L2高于交叉水平Lx。因此，在第一阈值水平L1以下的输入水平处，可听到的刺激仅为电刺激，在第二阈值水平L2以上的输入水平处，可听到的刺激仅为声刺激，而第一阈值水平L1和第二阈值水平L2限定了其间的水平交叉范围，在所述水平交叉范围中，当输入水平从第一阈值水平L1增大至第二阈值水平L2时，电刺激的权重从100％减小到0％而声刺激的权重从0％增大到100％，其中在交叉水平Lx处，电刺激和声刺激具有相等的50％的权重。
为了确定电刺激和声刺激的相对响度权重，图7的权重应用(通过相乘)到相应的电输入/输出(I/O)函数和相应的声学I/O函数，从而得到电刺激和声刺激的作为输入水平的函数的相应的响度贡献。在图8所示的示例中，在L1以下的输入水平处，唯一的响度贡献是电刺激(即没有可听到的声刺激)，在L2以上的输入水平处，唯一的响度贡献是声刺激(即没有可听到的电刺激)。I/O函数可以是标准的电I/O函数和声I/O函数。加权函数和I/O函数优选地使得在交叉水平Lx处，所得的加权的响度对于电刺激和声刺激是相同的。此外，优选地，加权函数使得总响度、即由电刺激产生的响度和由声刺激产生的响度的总和是输入水平的单调函数，如图8所示(其中，总响度用粗实线表示。这特别适用于水平L1与L2之间的交叉范围。通常，由于作为基础的电I/O函数和声I/O函数的形状，如图8所示，由声刺激和电刺激产生的总响度随着输入水平的增大而增大。
应注意的是，加权概念涉及电刺激和声刺激在响度方面的权重，因此0％电刺激的权重例如意味着没有可听到的电刺激，其中，100％电刺激例如意味着所有的可听到的刺激都是电刺激，而50％电刺激和50％声刺激意味着电刺激和声刺激提供相同的响度。
图6是具有图7所示形状的加权函数对信号处理的影响的示意图。根据图6，加权函数的作用可由单元60-1、…、60-m示出，单元60-1、…、60-m设置在过滤器组38产生的每个频带/分析通道中并且用作选择器单元，所述选择器单元根据控制器54提供的输入选择电刺激或声刺激(或者，如果输入水平落在L1与L2之间的交叉范围内，则选择电刺激和声刺激的混合)。
理想情况下，根本没有交叉范围，以便避免电刺激和声刺激之间的任何重叠。然而，为了避免间隙，可能必需图7中所示类型的转换，以便提供响度感知的平滑且单调的转换入口。
根据一个示例，在第二阈值水平L2以上根本没有电刺激。然而，根据一个替代性示例，至少对于第二阈值水平L2以上的水平范围的一部分可存在听不到的电刺激，以便支持声刺激的感知(因为加权函数涉及响度加权)，这种听不见的电刺激的响度权重仍为0％，如图7所示。
图7和图8的示例涉及频带中的单个频带，图9是其中刺激类型(声刺激/电刺激/混合刺激/无刺激)被示为频率(即，频带的中心频率)和输入水平的函数的示图。可以看出，在可用于刺激程序中的一个的图9的示例中，对于所有频率而言，对于感知阈值水平Lp以下的输入水平，没有可听到的刺激；感知阈值水平Lp的具体值可能略微与频率有关。对于低于第一阈频率F1的频率而言，对于仅在感知阈值水平Lp以上的所有输入水平，仅存在声刺激而没有可听到的电刺激(然而，如在图7和8中的第二阈值水平L2以上的声学范围的情况下那样，可能存在听不见的电刺激，以便支持声刺激的感知)。原因在于，通常对于具有非常低频率的残余声学听觉的患者而言，即使在低输入水平下，声刺激也比电刺激更有效。
对于高于第一阈频率F1的频率而言，对于在感知阈值水平Lp以上且在交叉水平Lx以下(或者，如图9中所示，在存在重叠范围的情况下在第一阈值水平L1以下)的输入水平，存在可听到的电刺激(没有可听到的声刺激)，而在交叉水平Lx以上的水平处(或在存在交叉范围的情况下在第二阈值水平L2以上，如图9所示)，存在声刺激(没有可听到的电刺激，不排除听不见的电刺激，如上所述)。在存在L1与L2之间的交叉范围的情况下，如图9所示，存在混合的激励区域，在混合的激励区域中存在电刺激和声刺激。声刺激和电刺激之间的边界在图9中由虚线表示，其标记为“Lx”。
从图9中可以看出，该示例中的交叉水平Lx随着频率的增大而增大。
与阈频率F1以下的仅声学频率组相比，第一阈频率F1以上的频带可以被认为形成双模式组。
在一些情况下，对于高于第二阈频率F2的频率可存在第三频率范围，对于所述第三频率范围仅电学组，其中，仅有可听到的电刺激而没有可听到的声刺激。只要辅助声学阈值超过最大声功率输出，就可以选择这种“仅电刺激”。然而，在听觉上，甚至更低的限制可能是有意义的，因为无失真的声信号传输需要一定的动态范围(约被辅助时60dB HL或无辅助时90dB HL)。
通常，不同的刺激程序特别适用于某种声学情况，如“音乐”、“噪音下的语音”、“安静时的语音”、“反馈”等，其中，对于不同的刺激程序，电/声刺激加权函数可不相同。
例如，刺激程序中的一个可以是音乐程序，音乐程序被选择用于音乐输入，其中，与被选择用于语音输入的语音程序相比，对于至少一部分频带，由于声刺激比电刺激更适合于保留音乐的谐波结构，因此，声刺激的相对响度权重增大，电刺激的相对响度权重相应减小，其中，声刺激的这种增强特别适用于低输入水平。
在至少对于一个频带存在不能被通常的声反馈消除算法抑制的残余反馈的声学情况下，可选择具有反馈消除特征的刺激程序，其中，首先，交叉水平在临界频带中增大(减少所需的声学增益量)；如果仍然有反馈，则与在相应的频带中没有检测到残余声反馈的情况相比，声刺激在临界频带中的相对响度权重进一步减小，并且电刺激在该频带中的相对响度权重频带相应地增大。这种反馈消除特征可将声刺激的相对响度权重至少暂时降低到零，如果这种减少是克服相应的频带中的反馈问题所需的话。
根据另一示例，刺激程序中的一个可以是低电池电量程序，在检测到系统的低电池电量状态的情况下选择所述低电池电量程序，其中，至少在一部分频带中对于所有输入水平，电流的相对响度权重减小到零，声刺激的相对响度权重相应增大；换句话说，更需要功率的电刺激减少，有利于较不需要功率的声刺激。这意味着应该相应地调整声信号的放大和压缩，使得相关的输入动态范围，尤其是这种柔和的声音，对于用户来说是声学上可听见的。
所有刺激程序中的交叉水平都可通过调适装置根据相应的频带中的个性化的听觉损失、可用的声学增益和反馈裕度(feedback margin)以患者特定的方式确定。反馈裕度可由调适装置通过开环增益测量来确定。根据一个示例，加权函数(包括交叉水平)可首先先验地基于经验和患者特定的听力图数据确定，然后可在调适期间基于患者反馈进行微调以便针对不同情况提供电动和声刺激的权重的优化的个性化调节。
优选地，调适装置系统包括图形用户界面，所述图形用户界面识别并如图10的示例中那样对于给定的刺激程序，显示输入水平与频带的频率的图中的声刺激占主导和电刺激占主导的相应区域，通过显示作为频率的函数的交叉水平的值并且通过显示输入水平的在其之下没有作为频率的函数的声刺激和电刺激的值。
替代地或附加地，对于给定的刺激程序，图形用户界面可针对每个频带显示作为输入水平的函数的由声刺激和电刺激产生的总响度以及相应地作为输入水平的函数的仅由声刺激产生的部分响度和由电刺激产生的部分响度，如图8的示例中那样。
在图1中，双模式刺激系统与调适系统的一个示例一起示意性地示出，所述调适系统包括调适/编程单元13，所述调适编程单元13可实现为包括屏幕31和编程接口15的计算机。编程单元13通过编程接口15与声音处理器通信，编程接口15可实现为有线或无线连接结构(或者，可存在用于电刺激和声刺激的单独的编程接口)。应当理解，编程单元13仅与声音处理器24一起用于调整/调适，而不是在声音处理器24的正常操作期间使用。调适系统通常具有图形用户界面、例如屏幕31，所述图形用户界面使得听力学家能够查看患者的特征听力测量数据、例如听觉阈值水平和对于各种刺激频率的最舒适的水平(这种听力图示通常用于调适声刺激装置，如助听器)，并使得听力学家能够手动调节刺激参数、例如患者的声刺激的I/O曲线，从而个性化地优化相应的辅助阈值和最舒适的水平。
根据图10中示出的作为图1中所示的系统的替代例的另一个示例，双模式系统可设计为双侧系统，所述双侧系统还包括与同侧EAS装置10类似的第二对侧EAS装置110，并且包括可植入的刺激组件112、包括扬声器123的声刺激单元121和用于对侧耳的刺激的声音处理器124，其中，同侧EAS装置10的声音处理器24和对侧EAS装置110的声音处理器124经由有线或无线双耳链路相互通信，以便使对于各频带的电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重的动态确定双向同步，由此可保留听觉定位所需的双耳线索。
虽然根据到当前为止所描述的示例，神经刺激装置可以是用于(同侧)耳蜗的电刺激的耳蜗植入物，但是替代地，它可以是用于神经听觉刺激的任何其它装置，例如用于耳蜗的光学刺激的耳蜗植入物或听觉脑干植入物。
声刺激装置是下述意义上的声刺激装置，它提供同侧和/或对侧耳朵的振动刺激；例如，如在上面的示例中那样，声刺激装置可以是包括作为输出变换器的扬声器的电声助听器、骨传导助听器、中耳植入物(MEI)或直接声学耳蜗式刺激器(DACS)。

Claims (31)

1.一种双模式听觉刺激系统，其包括：可植入的刺激组件（14），其用于根据电刺激信号将神经刺激施加于患者的听觉；声刺激单元，其用于根据声刺激信号将声刺激施加于患者的听觉；以及声音处理器（24），其用于由输入音频信号产生电刺激信号和声刺激信号，其中，声音处理器配置为能够将输入音频信号分成多个频带，其中，声音处理器包括加权单元（54、60），所述加权单元用于对于每个频带动态地确定用于根据相应的频带中的输入音频信号的当前水平指定电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重的加权函数，其中，声音处理器配置为能够在生成电刺激信号和声刺激信号时应用加权函数，其中，声音处理器（24）配置为能够根据当前声学情况从多个刺激程序中选择一个刺激程序，其中，加权函数与当前选择的刺激程序有关，其中，在刺激程序中的至少一个中，包括频带中的至少一部分频带的双模式组的加权函数使得：就响度而言，在相应的频带的交叉水平以下的输入水平处，主要为电刺激，而在交叉水平以上的输入水平处，主要为声刺激。
2.如权利要求1所述的系统，其特征在于，用于频带的所述双模式组的加权函数使得：在双模式组的每个频带中，就响度而言，至少在低于比交叉水平低的第一阈值水平的输入水平处，声刺激为零，至少在高于比交叉水平高的第二阈值水平的输入水平处，电刺激为零。
3.如权利要求2所述的系统，其特征在于，第一阈值水平和第二阈值水平限定出水平交叉范围，在所述水平交叉范围中，就响度而言，当输入水平从第一阈值水平增大到第二阈值水平时，电刺激减小并且声刺激增大，其中，在交叉水平处，声刺激的响度和电刺激的水平是相同的。
4.如权利要求3所述的系统，其中，加权函数使得在水平交叉范围内，由电刺激和声刺激产生的总响度是输入水平的单调函数。
5.如权利要求2-4中任一项所述的系统，其中，至少对于第二阈值水平以上的一部分输入水平，存在听不见的电刺激以便支持声刺激。
6.如权利要求1-4中任一项所述的系统，其中，双模式组由具有高于第一阈频率的频率的邻近频带组成。
7.如权利要求6所述的系统，其中，用于具有低于第一阈频率的频率的频带组成的仅声学组的加权函数使得：就响度而言，只有声刺激而没有可听到的电刺激。
8.如权利要求7所述的系统，其中，在仅声学组中，至少对于一部分输入水平，存在听不见的电刺激以便支持声刺激。
9.如权利要求6所述的系统，其中，双模式组的频带的频率低于第二阈频率，其中，用于由具有高于第二阈频率的频率的频带组成的仅电学组的加权函数使得：就响度而言，只有电刺激而没有可听到的声刺激。
10.如权利要求1-4、7-9中任一项所述的系统，其中，刺激程序中的一个是音乐程序，所述音乐程序被选择用于音乐输入，其中，对于频带中的至少一部分频带，与将被选择用于语音输入的语音程序相比，声刺激的相对响度权重增大，电刺激的相对响度权重相应地减小。
11.如权利要求1-4、7-9中任一项所述的系统，其中，刺激程序中的至少一个包括反馈消除特征，其中，在声音处理器（24）检测到不能被声学反馈消除抑制的残余反馈的频带中，与没有检测到残余声反馈的情况相比，交叉水平增大，进而电刺激的相对响度权重相应地增大。
12.如权利要求11所述的系统，其中，反馈消除特征将声刺激的相对响度权重至少暂时地减小到零。
13.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，刺激程序中的一个是低电池电量程序，所述低电池电量程序被选择用于所述系统的低电池电量状态，其中，与其它刺激程序相比，至少在频带中的一部分频带中，对于所有输入水平，电刺激的相对响度权重减小到零，声刺激的相对响度权重相应地增大。
14.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，声音处理器（24）包括用于通过分析输入音频信号自动确定当前的声学情况的分类器单元（62），以便自动地选择当前的激励程序。
15.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，声音处理器（24）包括用户界面（70），以用于基于用户界面上的手动用户输入来选择当前的刺激程序。
16.如权利要求1-4、7-9中任一项所述的系统，其中，交叉水平随着频带的中心频率增大而增大。
17.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，对于每个频带，对于在感知阈值水平以下的输入水平，既没有电刺激也没有声刺激。
18.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，声音处理器（24）配置为能够在每个频带中生成声刺激信号和电刺激信号，使得由于声I / O函数和电I/O函数的形状，声刺激和电刺激产生的总响度随着输入水平增大而增大。
19.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，可植入的刺激组件（14）和声刺激单元形成EAS装置的用于同侧耳朵的刺激的部分。
20.如权利要求19所述的系统，其中，所述系统是双侧系统，并且还包括对侧EAS装置（110），所述对侧EAS装置包括可植入的刺激组件、声刺激单元（121、123）和用于对侧耳朵的刺激的声音处理器，其中，同侧EAS装置的声音处理器（24）和对侧EAS装置的声音处理器配置为能够彼此通信以便使对于各频带的电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重的动态确定双向同步，由此可保留听觉定位所需的双耳线索。
21.如权利要求1-4、7-9、12中任一项所述的系统，其中，可植入的刺激组件（14）用于同侧耳朵的刺激，声刺激单元用于对侧耳朵的刺激。
22.如权利要求1-4、7-9、12、20中任一项所述的系统，其中，所述系统包括用于由环境声音产生输入音频信号的麦克风装置（20）。
23.如权利要求1-4、7-9、12、20中任一项所述的系统，其中，可植入的刺激组件是耳蜗植入物。
24.如权利要求1-4、7-9、12、20中任一项所述的系统，其中，声刺激单元是包括扬声器的助听器。
25.一种听觉系统，其包括前述权利要求中任一项的双模式听觉刺激系统和与双模式听觉刺激系统通信的调适装置（15），其中，调适装置配置成能够根据相应的频带中的个性化的听觉损失、可用的声学增益和反馈裕度以患者特定的方式确定交叉水平。
26.如权利要求25所述的听觉系统，其中，调适装置（15）配置为能够经由开环增益测量来确定反馈裕度。
27.如权利要求25和26中任一项所述的听觉系统，其中，调适装置（15）配置为能够基于患者反馈通过微调来优化交叉水平。
28.如权利要求25或26所述的听觉系统，其中，调适装置（15）包括图形用户界面（31），所述图形用户界面（31）配置为能够：通过显示作为频率的函数的交叉水平的值，并且通过显示输入水平的在其之下没有作为频率的函数的声刺激和电刺激的值，来识别、显示或调整输入水平与频带的频率的图中的声刺激占主导和电刺激主导的相应区域。
29.如权利要求25或26所述的听觉系统，其中，调适装置（15）包括图形用户界面（31），所述图形用户界面（31）配置为能够：针对每个频带，显示或调整作为输入水平的函数的由声刺激和电刺激产生的总响度，以及显示或调整相应地作为输入水平的函数的仅由声刺激产生的部分响度和仅由电刺激产生的部分响度。
30.一种患者的双模式听觉刺激方法，所述方法包括：提供输入音频信号；将输入音频信号分成多个频带；产生用于将神经刺激施加于患者的听觉的电刺激信号以及用于将声刺激施加于患者的听觉的声刺激信号；对于每个频带，动态地确定用于指定根据相应的输入音频信号的当前水平对于相应的频带的电刺激的相对响度权重和声刺激的相对响度权重的加权函数；根据相对响度权重，将听觉刺激施加于患者；根据当前的声学情况从多个刺激程序中选择一个刺激程序，其中，加权函数与当前选择的刺激程序有关；其中，在刺激程序中的至少一个中，包括频带中的至少一部分频带的双模式组的加权函数使得：就响度而言，在相应的频带的交叉水平以下的输入水平处，主要为电刺激，而在交叉水平以上的输入水平处，主要为声刺激。
31.一种用于将权利要求1-24中任一项的系统调适成适应患者的方法，所述方法包括：确定患者的个性化的听觉损失，在每个频带中确定可用的声增益和反馈裕度；以及在每个频带中，根据相应的频带中的个性化的听觉损失、可用的声学增益和反馈裕度以患者特定的方式确定交叉水平。
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