CN110650775B - 声学电池充电 - Google Patents
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Abstract
本文提出了用于对可植入可再充电电池进行声学充电的技术。根据本文提出的实施例，声音传感器被植入在接受者中并且被配置为检测声音信号。声音传感器被配置为将检测到的声音信号转换成可以被用来对可植入可充电电池充电的电信号。
Description
技术领域
本发明一般涉及可植入听觉假体，并且更具体地涉及在可植入听觉假体中的声学电池充电。
背景技术
可能由于多种不同原因引起的听力损失通常为两种类型：传导性和感音神经性的。感音神经性听力损失是由于耳蜗中将声音信号转换成神经冲动的毛细胞的不存在或受破坏所致。各种听觉或听力假体是可商购的，以向患有感音神经性听力损失的个体提供感知声音的能力。例如，耳蜗植入物使用被植入在接受者的耳蜗中的电极阵列来绕过耳朵的机制。更具体地，经由电极阵列向听觉神经提供电刺激，从而引起听力感知。
当向耳蜗中的毛细胞提供声音的正常机械路径例如由于听小骨链或耳道的损伤而受到阻碍时，发生传导性听力损失。患有传导性听力损失的个体可能会保留某种形式的残余听力，因为耳蜗中的毛细胞可能保持完好无损。
患有传导性听力损失的个体通常接收声学助听器。助听器依靠空气传导原理来将声音信号传输到耳蜗。特别地，助听器通常使用位于接受者的耳道中或外耳上的布置来放大接受者的外耳所接收的声音。这种放大的声音到达耳蜗，引起外淋巴的运动并刺激听觉神经。
与主要依靠空气传导原理的助听器相比，诸如骨传导设备、中耳植入物等之类的某些类型的听觉假体将接收到的声音转换成振动。这些振动被传送到耳蜗，引起神经冲动的生成，其导致接收到的声音的感知。
发明内容
在一个方面，提供了一种可植入听觉假体。可植入听觉假体包括：声音处理器；至少一个可充电电池；电池充电电路系统，其被配置为对至少一个可再充电电池进行充电；压电传感器，其被配置为将在接受者的耳朵处接收到的声音转换成电信号；以及适应性转发电路系统，其被配置为将电信号传递给电池充电电路系统或声音处理器中的一个。
在另一方面，提供了一种可植入听觉假体。可植入听觉假体包括：至少一个可再充电电池系统；电池充电电路，其被配置为对至少一个可再充电电池进行充电；可植入声音传感器，其被配置为将声音信号转换成电信号；以及电路系统，该电路系统被配置为：将电信号的至少一部分传递给电池充电电路系统，以在对至少一个可再充电电池进行充电时使用。
在另一方面，提供了一种方法。该方法包括：在可植入声音传感器处，检测可植入听觉假体的接受者的耳朵的听觉元件的振动，其中该振动响应于进入接受者的外耳的声学声音而被生成；由可植入声音传感器将听觉元件的振动转换成电信号；用可植入电路系统将电信号的至少一部分提供给电池充电电路系统；以及在电池充电电路系统处，使用电信号的至少一部分对至少一个可充电电池进行再充电。
附图说明
在本文中结合附图描述本发明的实施例，在附图中：
图1A是图示出根据本文提出的实施例的植入到接受者中的可植入听觉假体的示意图；
图1B是图1A的可植入听觉假体的框图；
图2A是图示出根据本文提出的实施例的针对适应性转发电路系统的一个实施例的框图；
图2B是图示出根据本文提出的实施例的针对适应性转发电路系统的另一个实施例的框图；
图3是图示出根据本文提出的实施例的可植入听觉假体系统的框图；
图4是图示出根据本文提出的实施例的声学充电系统的框图；和
图5是图示出根据本文提出的实施例的方法的流程图。
具体实施方式
本文提出的实施例通常针对用于对可植入可再充电电池进行声学充电(再充电)的技术。根据本文提出的实施例，声音传感器被植入在接受者中并且被配置为检测声音信号。声音传感器被配置为将检测到的声音信号转换成可以被用来对可植入可再充电电池进行充电的电信号。在某些实施例中，将电信号提供给适应性转发电路系统，该适应性转发电路系统被配置为选择性地将电信号提供给声音处理器以用于在唤起听力感知时使用，或者提供给电池充电电路系统以用于对可植入可再充电电池进行充电。
仅为了便于说明，通常将参考特定的可植入听觉假体(即可植入中耳假体，有时被称为“中耳植入物”)来描述本文提出的声学充电技术。然而，应当理解，本文提出的声学充电技术可以在多个不同类型的可植入听觉假体中实现，诸如耳蜗植入物、听觉脑干刺激器、电声听力假体、双峰听力假体、直接耳蜗刺激器等。
图1A是图示出根据本文提出的实施例的可植入中耳假体100的示意图。示出了可植入中耳假体100被植入在接受者的头部125中。图1B是可植入中耳假体100的框图。为了便于描述，图1A和图1B将一起被描述。
在图1A中示出的是接受者的外耳101、中耳102和内耳103。在全功能的人类听力解剖结构中，外耳101包括耳廓105和耳道106。声音信号107，有时在本文中被称为声波或音波，由耳廓105收集，并被引导进入到耳道106并穿过耳道106。在耳道106的远端设置有鼓膜104，该鼓膜104响应于声音信号(即，声波)107而振动。该振动通过中耳102的三个骨骼联接到卵圆窗或椭圆窗110，中耳102的三个骨骼被统称为听小骨链或听小骨111并且包括锤骨112、砧骨113和镫骨114。中耳102的听小骨111用于过滤和放大声音信号107，使得卵圆窗110振动。这样的振动在耳蜗116内建立了流体运动波，其继而激活了排列在耳蜗116内部的毛细胞(未示出)。这些毛细胞的激活使得适当的神经冲动通过蜗螺旋神经节细胞和听觉神经118被传送到大脑(未示出)，在那里它们被感知为声音。
如上所指出，传导性听力损失可能是由于阻碍向耳蜗116中的毛细胞提供声音的正常机械通路引起的。一种用于传导性听力损失的治疗方法是使用可植入中耳假体，诸如图1A和图1B中所示的可植入中耳假体100。通常，中耳假体100被配置为将进入接受者的外耳101的声音信号转换成直接或间接被传送到耳蜗116的机械振动，从而引起神经冲动的生成，其导致接收到的声音的感知。
可植入中耳假体100包括声音传感器(麦克风)120、声音处理单元122和输出换能器124。声音传感器120、声音处理单元122和输出换能器124都被植入到接受者的头部125中。声音传感器120和输出换能器124可以各自包括气密密封的壳体，为了易于说明，已从图1A和图1B中省略了该壳体。
声音传感器120被机械地联接到接受者的耳朵的听觉元件，该听觉元件响应于声音信号107的接收而振动，诸如鼓膜104、听小骨111(例如，锤骨112、砧骨113和镫骨114中的一个或多个)、卵圆窗110、接受者的圆形窗115、半圆形管117等。在图1A和图1B的说明性实施例中，声音传感器120经由联接元件126被机械地联接至锤骨112。
在图1A和图1B的实施例中，外耳101是功能性的，并且如上所指出，能够通过耳道106收集和引导声音信号107。声音信号107使鼓膜104振动，其继而引起锤骨112的振动。如所指出，声音传感器120经由联接元件126被机械地联接至锤骨112，联接元件126将锤骨112的振动中继给声音传感器。声音传感器120被配置为将(借助于与锤骨112的机械联接来检测的)锤骨112的振动转换成电信号，该电信号经由导线(例如，一个或多个气密密封线)128而被提供给声音处理单元122。图1B示意性地图示出电信号130，该电信号130基于(响应于)锤骨112的振动并且因此响应于声音信号107的接收而由声音传感器120生成。在图1A和图1B的实施例中，镫骨114与锤骨112和砧骨113脱离(分离)。
在某些实施例中，声音传感器120是压电式的(压电)传感器。压电传感器是一种包括压电材料的声音传感器，该压电材料感测振动(例如，锤骨112经由联接元件126的振动)。压电材料生成与感测到的振动相对应的电信号。通常，压电传感器是不需要电源即可操作的无源组件。在其他实施例中，声音传感器120可以是皮下麦克风、管式麦克风、电磁麦克风等。
如图1B中所示，声音处理单元122包括适应性转发电路系统132、声音处理器134、电池充电电路系统136、至少一个可再充电电池138和通信接口139，所有这些均被设置在气密密封壳体140中。通常，无线通信接口139包括使假体能够与一个或多个外部控制设备进行无线通信的一个或多个元件。图1B图示出了示例外部控制设备150，其例如可以是专用的或编程的远程控制设备、执行控制应用的移动计算设备(例如，移动电话、平板计算机等)、或者被配置为与可植入中耳假体100进行无线通信的其他设备。可植入中耳假体100和外部控制设备150在本文中有时被统称为可植入听觉假体系统。
至少一个可再充电电池138被配置为向可植入中耳假体100的其他组件供电。为便于说明，在图1B中已经省略了在至少一个可再充电电池138与可植入中耳假体100的各种电动组件之间的连接。
至少一个可再充电电池138只能存储有限量的电力以供可植入中耳假体100的其他电动组件使用。如此，至少一个可再充电电池138可能需要被充电(再充电)。根据本发明的实施例，使用从接受者的外耳101处接收到的声音信号中收获的能量来对至少一个可再充电电池138进行充电。即，如下面进一步描述的，电池充电电路系统136被配置为接收由声音传感器120生成的电信号130的全部或一部分，并且使用接收到的电信号来对至少一个可再充电电池138进行充电。
在图1A和图1B的实施例中，使用电信号130为至少一个可再充电电池138进行再充电取决于适应性转发电路系统132的配置/操作。适应性转发电路系统132被配置为在某些条件下选择性地转发从声音传感器接收到的电信号130的全部或一部分到声音处理器134或到电池充电电路系统136。转发到声音处理器134的电信号可以被用来唤起听力感知(即，使接受者能够感知声音信号107)，而转发到电池充电电路系统136的电信号可以被用来对至少一个可再充电电池138进行充电。
更具体地，在某些布置中(例如，给定在下面进一步描述的某些条件)，适应性转发电路系统132被配置为从声音传感器120接收电信号130，并且转发接收到的电信号130的全部或一部分到声音处理器134。从适应性转发电路系统132转发到声音处理器134的电信号在图1B中通过箭头153(A)来表示。
作为响应，声音处理器134根据接受者的听力需要来处理(例如，调节放大等)接收到的电信号153(A)。即，声音处理器134将电信号153(A)转换成处理后的信号142。然后，由声音处理器134生成的处理后的信号142经由导线144被提供给输出换能器124。输出换能器124被配置为将处理后的信号142转换成振动，以用于传递到接受者的听力解剖结构。
在图1A和图1B的实施例中，输出换能器124经由联接元件146而被机械地联接到镫骨114。如此，联接元件146将由输出换能器124生成的振动中继到镫骨114，其继而引起卵圆窗110振动。卵圆窗110的这种振动在耳蜗116内建立了流体运动波，其继而激活了排列在耳蜗116内部的毛细胞(未示出)。这些毛细胞的激活使得适当的神经冲动通过蜗螺旋神经节细胞和听觉神经118被传送到大脑(未示出)，在那里它们被感知为声音。如上所指出，在图1A和图1B的实施例中，镫骨114与锤骨112和砧骨113脱离。如此，响应于声音信号107在鼓膜104上的撞击，锤骨112和/或砧骨113的振动不会引起镫骨114的振动。类似地，由输出换能器124传递到镫骨114的振动不会引起锤骨112或砧骨113的振动。
如上所指出，在某些布置中(例如，给定以下进一步描述的某些条件)，适应性转发电路系统132还被配置为从声音传感器120接收电信号130，并转发接收到的电信号130的全部或一部分到电池充电电路系统136。从适应性转发电路系统132转发到电池充电电路系统136的电信号在图1B中通过箭头153(B)表示。电池充电电路系统136被配置为使用从适应性转发电路系统132接收的电信号153(B)来对至少一个电池138进行再充电。在一个实施例中，电池充电电路系统136是连续充电电路。
适应性转发电路系统132可以以多种不同的方式进行配置，以便在某些条件下，将从声音传感器接收的电信号130的全部或一部分选择性地转发到电池充电电路系统136，以用于在对至少一个电池138进行充电时使用。在一个实施例中，适应性转发电路系统132被配置为基于可植入中耳假体100的操作模式或状态将电信号130的全部或一部分转发至可植入中耳假体100。例如，适应性转发电路系统132可以被配置为检测可植入中耳假体100何时被关闭/断电，使得声音处理器134不可操作/被禁用(即，声音处理器134无法处理电信号130)。在这些实施例中，在检测到可植入中耳假体100被关闭时，适应性转发电路系统132被配置为将所有电信号130转发到电池充电电路系统136。即，适应性转发电路系统132将在声音处理器134被禁用的时间段期间接收到的所有电信号130提供给电池充电电路系统136。
可以经由与外部控制设备150的无线通信来关闭可植入中耳假体100。如所指出，可植入中耳假体100包括使假体能够与外部控制设备150进行通信的无线通信接口139。
在进一步的实施例中，适应性转发电路系统132还被配置为或备选地被配置为基于由声音传感器120检测到的声音信号107的内容或属性，将电信号130的全部或一部分转发给电池充电电路系统136。图2A和图2B图示出了适应性转发电路系统132的实施例，其被配置为基于声音信号107的属性将电信号130的全部或一部分转发给电池充电电路系统136。
图2A图示出了被称为适应性转发电路系统232(A)的适应性转发电路系统132的实施例，其包括频率过滤器子系统252。由声音传感器120检测到的声音信号107可以包括不同的声音频率，并且因此，由声音传感器120生成的电信号130也可以与不同的声音频率相关联。然而，声音信号107的仅仅某些频率范围可被声音处理器107用来唤起听力感知。特别地，通常认为正常的人类听力的一般可听范围是从大约20赫兹(Hz)到大约20千赫兹(kHz)，但是这个一般范围可因个体而异。另外，诸如可植入中耳假体100之类的可植入听觉假体可以被配置为仅利用或处理可听范围频率范围的一部分。根据本文提出的实施例，被处理并被用来唤起听力感知的频率范围在本文中被称为可植入中耳假体100的“可操作频率范围”。可操作频率范围对于不同类型的可植入听觉假体、不同的接受者等等而言可以是不同的。
在一个可能的实施例中，仅需要将与可植入听觉假体的可操作频率范围相关联的电信号提供给声音处理器134。如此，在图2A的实施例中，频率过滤器子系统252被配置为确定哪些电信号与形成可植入中耳假体100的可操作频率范围的一部分的频率相关联，和/或确定哪些电信号与可植入中耳假体100的可操作频率范围之外的频率相关联。频率过滤器子系统252将与形成可植入中耳假体100的可操作频率范围的一部分的频率相关联的电信号转发给声音处理器134，并将与可植入中耳假体100的可操作频率范围之外的频率相关联的电信号转发给电池充电电路系统136。
换句话说，适应性转发电路系统232(A)，并且更具体地是频率过滤器子系统252，被配置为将与至少第一声音频率范围相关联的电信号提供给电池充电电路系统136并将与至少第二声音频率范围相关联的电信号提供给声音处理器134。在图2A中，箭头254(A)表示提供给声音处理器134的电信号130的频率部分，而箭头254(B)表示提供给电池充电电路系统136的电信号130的频率部分。
在某些实施例中，频率过滤器子系统252可以包括一个或多个高通过滤器、一个或多个低通过滤器和/或一个或多个带通过滤器。频率过滤器子系统252可以是无源组件，以确保系统中的净能量盈余。
图2B图示出了被称为适应性转发电路系统232(B)的适应性转发电路系统132的实施例，其包括幅度过滤器子系统262。由声音传感器120检测到的声音信号107可以包括不同的声音幅度，并且因此，声音传感器120生成的电信号130可以与不同的声音幅度相关联。然而，诸如可植入中耳假体100之类的可植入听觉假体可以仅利用或处理特定幅度的声音以用于在唤起听力感知时使用。例如，幅度很大的声音可能潜在地损害接受者的听力，并且在处理操作期间可能被丢掉、减弱等。根据本文提出的实施例，被处理并被用来唤起听力感知的幅度范围在本文中被称为可植入中耳假体100的“可操作幅度范围”。可操作幅度范围对于不同类型的可植入听觉假体、不同的接受者等等而言可以是不同的。
仅需要将与可植入听觉假体的可操作幅度范围相关联的电信号提供给声音处理器134。如此，在图2B的实施例中，幅度过滤器子系统262被配置为确定哪些电信号与形成可植入中耳假体100的可操作幅度范围的一部分的幅度相关联，和/或确定哪些电信号与可植入中耳假体100的可操作幅度范围之外的幅度相关联。幅度过滤器子系统262将与形成可植入中耳假体100的可操作幅度范围的一部分的幅度相关联的电信号转发给声音处理器134，并将与可植入中耳假体100的可操作幅度范围之外的幅度相关联的电信号转发给电池充电电路系统136。
换句话说，适应性转发电路系统232(B)，并且更具体地是幅度过滤器子系统262，被配置为将与至少第一声音幅度范围相关联的电信号提供给电池充电电路系统136，并将与至少第二声音幅度范围相关联的电信号提供给声音处理器134。在一种布置中，幅度过滤器子系统262将与高于预定阈值的声音幅度相关联的电信号提供给电池充电电路系统136，并将与低于预定阈值的声音幅度相关联的电信号提供给声音处理器134。在图2B中，箭头264(A)表示提供给声音处理器134的电信号130的一部分，而箭头254(B)表示提供给电池充电电路系统136的电信号130的一部分。
图1A、图1B、图2A和图2B图示出了根据本发明实施例的针对适应性转发电路系统的几个实施例。应当认识到，图1A、图1B、图2A和图2B的各种实施例不是互相排斥的，并且这些实施例可以以不同的布置进行组合。例如，根据本文提出的实施例的适应性转发电路系统可以被配置为：(1)基于可植入中耳假体100的操作模式或状态，将电信号130的全部或一部分转发给可植入中耳假体100，和/或(2)基于声音传感器120检测到的声音信号107的属性，将电信号130的全部或一部分转发给电池充电电路系统136。另外，根据本文提出的实施例的适应性转发电路系统可以包括频率过滤器子系统以及幅度过滤器子系统二者，使得与某些频率范围相关联的电信号或与某些幅度范围相关联的电信号被提供给电池充电电路系统136，并因此被用来对至少一个可再充电电池138进行再充电。
在本文提出的某些实施例中，适应性转发电路系统提供给电池充电电路系统的电信号是根据环境声音信号生成的。在本文提出的其他实施例中，外部声学充电器(外部声源)被用来生成“充电声音”，其具体旨在使得根据本文提出的实施例的适应性转发电路系统将电信号转发给电池充电电路系统。
更具体地，图3是图示出包括可植入中耳假体300、外部控制设备350和外部声学充电器372的可植入听觉假体系统370的框图。外部控制设备350与图1B的外部控制设备150基本相似。
在图3的说明性布置中，可植入中耳假体300包括以上参照参考图1A和图1B描述的声音传感器120和输出换能器124，以及声音处理单元322。声音处理单元322包括声音处理器134、电池充电电路系统136、至少一个电池138和无线通信接口139，所有这些都如上参考图1A和图1B所述。声音处理单元322还包括适应性转发电路系统332，其被配置为如上所述进行操作，以选择性地将电信号转发给声音处理器134和/或电池充电电路系统136。图3的适应性转发电路系统332被配置为基于可植入中耳假体300的操作模式或状态、基于由声音传感器120检测到的声音信号的一个或多个属性等等，将接收到的电信号的全部或一部分转发给电池充电电路系统136。
外部声学充电器372是被配置为将所选择的声音信号307传递给可植入中耳假体300的设备。所选择的声音信号307(在本文中有时被称为“充电声音”)由声学充电器373中的接收器(扬声器)374生成。
声音传感器120接收充电声音307并将充电声音转换成被提供给适应性转发电路系统332的电信号330，在本文中有时将其称为“充电信号”。充电声音307具体被配置为使得当在适应性转发电路系统332处接收到相关联的充电信号330时，适应性转发电路系统332将至少大部分的充电信号转发给电池充电电路系统136。相对于使用环境声音进行电池充电而言，通过生成专门旨在实现电池充电的充电声音307，至少一个电池138可以在较短的时间段内被充电。
在某些示例中，充电声音307可以是被设计为接受者以及潜在地位于接受者附近的其他人听不见的一种或多种声音。例如，充电声音307可以以超声或次声频率之一(即，在正常人的正常听力范围之外的频率)生成。如果充电声音307是听不见的，则也可以以高幅度生成充电声音，以增加能量传送(即，以最佳频率和幅度进行充电)。
如上所指出，在某些实施例中，声音传感器120是压电传感器。压电传感器以及可能的其他类型的传感器具有关联的谐振频率。在一个实施例中，以与压电传感器或其他传感器的共振频率基本匹配的频率生成充电声音307。该频率匹配可以通过减少能量转换中(即，在将感测到的振动转换成电信号330中)的损失来提高效率。
根据某些实施例，取决于适应性转发电路系统332的布置，接受者可以在声学充电器373的使用期间继续感知环境声音。例如，适应性转发电路系统332可以被配置为从充电声音307中过滤/分离环境声音，并因此将环境声音提供给声音处理器134。备选地，声学充电器373可以被配置为周期性地中止/暂停充电声音307的生成，以使得能够接收环境声音。
在某些实施例中，可以使用频率过滤系统和/或幅度频率系统从充电声音307中过滤环境声音。通常，传感器的共振频率应在听力频率范围内，并且专用的充电声源应被设计为对正常听力的人是听不见的。在这种布置中，可以同时充电和唤起听力感知。
上面已经主要参照在特定的可植入听觉假体即可植入中耳假体中的技术实现描述了声学充电技术。然而，如上所指出，应当理解，本文提出的声学充电技术可以在多个其他可植入听觉假体中实现，诸如耳蜗植入物、听觉脑干刺激器、电声听力假体、双峰听力假体、直接耳蜗刺激器等。图4是图示出声学充电系统480的框图，该声学充电系统可以被并入到现在已知或以后开发的任何上述或其他可植入听觉假体中。
声学充电系统480通常包括声音传感器420和联接元件426，该联接元件426用于将声音传感器420机械地联接到接受者的耳朵的听觉元件(例如，鼓膜、锤骨、砧骨或镫骨中的一个或多个、卵圆窗、接受者的圆形窗、半圆形管等)，它们会响应于声音信号的接收而振动。在某些实施例中，声音传感器420是压电传感器。
声学充电系统480还包括适应性转发电路系统432和电池充电电路系统436。在操作中，声音传感器420被配置为将检测到的振动(由在接受者的耳朵处接收到声音信号所引起的振动)转换成被提供给适应性转发电路系统432的电信号。适应性转发电路系统432被配置为将从声音传感器420接收的电信号的全部或一部分提供给电池充电电路系统436，以用于在对可植入电池充电时使用。
应当理解，根据本文提出的实施例的声学充电系统，诸如声学充电系统480，可以以多种不同的方式被并入到可植入听觉假体中，并且可以被用于多种不同的目的。例如，声学充电系统480可以操作为主电池充电机构或操作为补充电池充电机构。另外，声音传感器420可以是用于可植入听觉假体的主声音传感器，其被用来生成供声音处理器使用的电信号，以及生成供电池充电电路系统436使用的电信号。在这种实施例中，声学充电系统480有时被称为与声音处理器“内联”(即，在声音处理路径中)，并且适应性转发电路系统432操作以选择性地将电信号提供给每个声音处理器和电池充电电路系统436。
在这些实施例中，可以以多种不同的方式来配置适应性转发电路系统432，以便在某些条件下，将从声音传感器420接收的电信号的全部或一部分选择性地转发给电池充电电路系统436。例如，适应性转发电路系统432可以被配置为：(1)基于可植入听觉假体的操作模式或状态，将电信号130的全部或一部分转发给电池充电电路系统436，(2)基于声音传感器420等检测到的声音信号的一个或多个属性，将电信号的全部或一部分转发给电池充电电路系统436。另外，适应性转发电路系统432可以包括频率过滤器子系统以及幅度过滤器子系统二者，以使与某些频率范围相关联的电信号和/或与某些幅度相关联的电信号被提供给电池充电电路系统436，并因此被用来对至少一个可再充电电池138进行再充电。
应当理解，使用与可植入听觉假体的声音处理器“内联”的声学充电系统480是一个示例。在备选实施例中，声音传感器420可以是专用于电池充电操作的补充声音传感器，其在本文中有时被称为“充电声音传感器”。在这样的实施例中，适应性转发电路系统432被连接到电池充电电路系统436，而不是连接到声音处理器。如此，适应性转发电路系统432可以将由充电声音传感器420生成的基本上所有的电信号提供给电池充电电路系统436，以用于在电池充电操作中使用。
图5是根据本文提出的实施例的方法590的流程图，方法590始于592，在这里，可植入声音传感器检测可植入听觉假体的接受者的耳朵的听觉元件的振动。响应于进入接受者的外耳的声学声音而生成振动。在594处，可植入声音传感器将听觉元件的振动转换成电信号。在596处，可植入电路将电信号的至少一部分提供给电池充电电路系统。在598处，电池充电电路系统使用电信号的至少一部分来对至少一个可再充电电池进行再充电。
如上所述，本文提出了用于可植入听觉假体的声学充电技术。根据声学充电技术，植入到接受者中的声音传感器被配置为检测声音信号。声音传感器被配置为将检测到的声音信号转换成可以被用来对可植入可再充电电池进行充电的电信号。在某些实施例中，将电信号提供给适应性转发电路系统，该适应性转发电路系统被配置为选择性地将电信号提供给声音处理器以用于在唤起听力感知时使用，或者提供给电池充电电路系统以用于对可植入可再充电电池进行再充电。
该技术在没有相关联的外部方法的可植入听觉假体中可能是特别有利的。这种假体通常包括无法再充电的植入式电池。相反，在电池耗尽后执行整修以更换电池(例如，每隔几年更换一次电池)。将根据本文提出的实施例的声学充电系统并入到这种设备中，再加上用可充电电池替换植入的电池，可以大大减少对这些定期整修的需求。
应当理解，本文提出的实施例不是互相排斥的。
本文描述和要求保护的发明在范围上不受本文公开的特定优选实施例的限制，因为这些实施例旨在作为本发明的若干方面的例示，而不是限制本发明的若干方面。任何等同的实施例都旨在落入本发明的范围内。实际上，除了本文中示出和描述的那些之外，根据前述描述，本发明的各种修改对于本领域技术人员将变得明显。这样的修改也旨在落入所附权利要求的范围内。
Claims (26)
1.一种可植入听觉假体，包括：
声音处理器；
至少一个可再充电电池；
电池充电电路系统，所述电池充电电路系统被配置为对所述至少一个可再充电电池进行充电；
压电传感器，所述压电传感器被配置为将在接受者的耳朵处接收到的声学声音信号转换成电信号；以及
适应性转发电路系统，所述适应性转发电路系统被配置为将从所述声学声音信号生成的所述电信号选择性地传递给所述电池充电电路系统或所述声音处理器中的一个，
其中所述电信号与不同的声音频率相关联，并且其中所述适应性转发电路系统包括频率过滤器子系统，所述频率过滤器子系统被配置为：将与至少第一声音频率范围相关联的电信号提供给所述电池充电电路系统，并且将与至少第二声音频率范围相关联的电信号提供给所述声音处理器。
2.根据权利要求1所述的可植入听觉假体，其中所述声音处理器被配置为在一个时间段内被禁用，并且其中所述适应性转发电路系统被配置为：将在所述声音处理器被禁用的所述时间段期间接收到的所有电信号提供给所述电池充电电路系统。
3.根据权利要求1所述的可植入听觉假体，其中所述压电传感器具有在正常人类的可听频率范围之外的谐振频率，并且其中所述适应性转发电路系统被配置为：将与所述谐振频率整体相对应的电信号传递给所述电池充电电路系统。
4.一种可植入听觉假体系统，包括根据权利要求1所述的可植入听觉假体、以及外部声学充电器，其中所述外部声学充电器被配置为将充电声音传递给所述接受者的所述耳朵，其中所述充电声音使所述压电传感器生成充电电信号，并且其中所述适应性转发电路系统被配置为将所述充电电信号传递给所述电池充电电路系统。
5.根据权利要求4所述的系统，其中所述压电传感器具有相关联的谐振频率，并且其中所述充电声音在与所述压电传感器的所述谐振频率相对应的频率处被生成。
6.根据权利要求5所述的系统，其中所述充电声音在超声频率或次声频率中的一个频率处被生成。
7.一种可植入听觉假体，包括：
至少一个可再充电电池；
电池充电电路系统，所述电池充电电路系统被配置为对所述至少一个可再充电电池进行充电；
可植入声音传感器，所述可植入声音传感器被配置为将声学声音信号转换成电信号；
声音处理器；以及
电路系统，所述电路系统被配置为：将从所述声学声音信号生成的所述电信号的各部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统，以在对所述至少一个可再充电电池进行充电时使用。
8.根据权利要求7所述的可植入听觉假体，其中所述电路系统被配置为：基于所述可植入听觉假体的操作模式，将所述电信号的各部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统。
9.根据权利要求7所述的可植入听觉假体，其中所述电路系统被配置为：基于所述声学声音信号的属性，将所述电信号的各部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统。
10.根据权利要求9所述的可植入听觉假体，其中所述电路系统被配置为：基于被用来生成相应的所述电信号的所述声学声音信号的频率，将所述电信号的各部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统。
11.根据权利要求9所述的可植入听觉假体，其中所述电路系统被配置为：基于被用来生成相应的所述电信号的所述声学声音信号的幅度，将所述电信号的各部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统。
12.根据权利要求7所述的可植入听觉假体，其中所述可植入声音传感器是压电传感器。
13.根据权利要求7所述的可植入听觉假体，其中所述可植入声音传感器是皮下麦克风。
14.根据权利要求7所述的可植入听觉假体，其中所述可植入声音传感器是管式麦克风。
15.一种用于可植入听觉假体中的电池充电的方法，包括：
在可植入声音传感器处，检测所述可植入听觉假体的接受者的耳朵的听觉元件的振动，其中所述振动响应于进入所述接受者的外耳的声学声音而被生成；
由所述可植入声音传感器将所述听觉元件的所述振动转换成电信号；
基于所述可植入听觉假体的状态，用可植入电路系统将所述电信号的至少一部分提供给电池充电电路系统；以及
在所述电池充电电路系统处，使用所述电信号的所述至少一部分对至少一个可再充电电池进行再充电。
16.根据权利要求15所述的方法，其中由所述可植入声音传感器将所述听觉元件的所述振动转换成电信号包括：
用压电传感器将所述振动转换成电信号。
17.根据权利要求15所述的方法，还包括：
在外部声学充电器处生成所述声学声音，其中所述声学声音是专门被配置用于在对所述至少一个可再充电电池进行充电时使用的充电声音。
18.根据权利要求17所述的方法，其中所述声音传感器具有相关联的谐振频率，其中在所述外部声学充电器处生成所述声学声音包括：
生成在与所述声音传感器的所述谐振频率相对应的频率处的所述声学声音。
19.根据权利要求17所述的方法，其中在所述外部声学充电器处生成所述声学声音包括：
生成在超声频率或次声频率中的一个频率处的所述声学声音。
20.根据权利要求15所述的方法，其中所述可植入听觉假体包括声音处理器，并且其中所述方法还包括：
将所述电信号的一个或多个部分选择性地传递给所述声音处理器或所述电池充电电路系统。
21.一种可植入听觉假体，包括：
声音处理器；
至少一个可再充电电池；
电池充电电路系统，所述电池充电电路系统被配置为对所述至少一个可再充电电池进行充电；
压电传感器，所述压电传感器被配置为将在接受者的耳朵处接收到的声学声音信号转换成电信号；以及
适应性转发电路系统，所述适应性转发电路系统被配置为将从所述声学声音信号生成的所述电信号选择性地传递给所述电池充电电路系统或所述声音处理器中的一个，
其中所述电信号与不同的声音幅度相关联，并且其中所述适应性转发电路系统包括幅度过滤子系统，所述幅度过滤子系统被配置为：将与高于预定阈值的声音幅度相关联的电信号提供给所述电池充电电路系统，并且将与低于所述预定阈值的声音幅度相关联的电信号提供给所述声音处理器。
22.根据权利要求21所述的可植入听觉假体，其中所述声音处理器被配置为在一个时间段内被禁用，并且其中所述适应性转发电路系统被配置为：将在所述声音处理器被禁用的所述时间段期间接收到的所有电信号提供给所述电池充电电路系统。
23.一种用于可植入听觉假体中的电池充电的方法，包括：
在可植入声音传感器处，检测所述可植入听觉假体的接受者的耳朵的听觉元件的振动，其中所述振动响应于进入所述接受者的外耳的声学声音而被生成；
由所述可植入声音传感器将所述听觉元件的所述振动转换成电信号；
基于所述声学声音的属性，用可植入电路系统将所述电信号的至少一部分提供给电池充电电路系统；以及
在所述电池充电电路系统处，使用所述电信号的所述至少一部分对至少一个可再充电电池进行再充电。
24.根据权利要求23所述的方法，其中基于所述声学声音的属性将所述电信号的所述至少一部分提供给所述电池充电电路系统包括：
基于被用来生成相应的所述电信号的所述声学声音的频率，将所述电信号的所述至少一部分提供给所述电池充电电路系统。
25.根据权利要求23所述的方法，其中基于所述声学声音的属性将所述电信号的所述至少一部分提供给所述电池充电电路系统包括：
基于被用来生成相应的所述电信号的所述声学声音的幅度，将所述电信号的所述至少一部分提供给所述电池充电电路系统。
26.根据权利要求23所述的方法，其中由所述可植入声音传感器将所述听觉元件的所述振动转换成电信号包括：
用压电传感器将所述振动转换成电信号。
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| US15/597,278 US10594163B2 (en) | 2017-05-17 | 2017-05-17 | Acoustical battery charging |
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Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN110650775A CN110650775A (zh) | 2020-01-03 |
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|---|---|
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| CN (1) | CN110650775B (zh) |
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Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102027757A (zh) * | 2008-04-11 | 2011-04-20 | 诺尔生物系统 | 一种使用红外数据通信的ite(耳内)式耳蜗植入系统 |
| CN104799971A (zh) * | 2015-04-28 | 2015-07-29 | 张景 | 无线供电并电量提醒的植入式助听装置 |
Family Cites Families (12)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5749909A (en) * | 1996-11-07 | 1998-05-12 | Sulzer Intermedics Inc. | Transcutaneous energy coupling using piezoelectric device |
| US8412342B2 (en) * | 2003-11-14 | 2013-04-02 | Hearworks Pty, Limited | Implantable acoustic sensor |
| US8538050B2 (en) | 2006-02-17 | 2013-09-17 | Zounds Hearing, Inc. | Method for communicating with a hearing aid |
| DE102007009176A1 (de) * | 2007-02-26 | 2008-09-04 | Siemens Audiologische Technik Gmbh | Hörvorrichtung mit einem speziellen Energieaufnahmesystem und entsprechendes Verfahren |
| CN102105192B (zh) | 2008-06-13 | 2015-11-25 | 耳蜗有限公司 | 用于听力假体的可植入式声音感测器 |
| US8200339B2 (en) * | 2008-10-13 | 2012-06-12 | Cochlear Limited | Implantable microphone for an implantable hearing prothesis |
| US20100164433A1 (en) * | 2008-12-30 | 2010-07-01 | Motorola, Inc. | Wireless Battery Charging Systems, Battery Systems and Charging Apparatus |
| US8894562B2 (en) | 2009-11-24 | 2014-11-25 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Implantable microphone for hearing systems |
| US8649541B2 (en) * | 2011-07-11 | 2014-02-11 | Starkey Laboratories, Inc. | Hearing aid with magnetostrictive electroactive sensor |
| US20130018216A1 (en) | 2011-07-13 | 2013-01-17 | Beckerle Travis M | Fully-implantable microphoneless cochlear implant |
| EP2805526B1 (en) | 2012-01-18 | 2019-01-02 | Sonova AG | Hearing device with a means for receiver current estimation and a method of estimating a receiver current for a hearing device |
| DE102013202930A1 (de) | 2013-02-22 | 2014-09-11 | Siemens Aktiengesellschaft | Kabelloses Ladesystem für Hörinstrumente |
-
2017
- 2017-05-17 US US15/597,278 patent/US10594163B2/en active Active
-
2018
- 2018-05-09 CN CN201880032658.7A patent/CN110650775B/zh active Active
- 2018-05-09 WO PCT/IB2018/053230 patent/WO2018211362A1/en active Application Filing
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN102027757A (zh) * | 2008-04-11 | 2011-04-20 | 诺尔生物系统 | 一种使用红外数据通信的ite(耳内)式耳蜗植入系统 |
| CN104799971A (zh) * | 2015-04-28 | 2015-07-29 | 张景 | 无线供电并电量提醒的植入式助听装置 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
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Legal Events
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