CN115463346A - 听力假体编程 - Google Patents
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Abstract
本公开的实施例涉及听力假体编程。本文提供了通过使用耳蜗电图(ECoG)测量来间接检测接受者的镫骨肌反射的起始和持续时间来确定被植入的刺激触点的动态范围(即，舒适水平)的上限的客观技术。特别地，向接受者的耳蜗传递刺激以触发镫骨肌反射的起始，并且通过监测声学诱发的EcoG来检测所产生的声学阻抗改变。
Description
分案申请说明
本申请是申请日为2017年06月27日、申请号为201780043309.0、名称为“听力假体编程”的中国专利申请的分案申请。
技术领域
本发明总体上涉及听力假体。
背景技术
可能由于许多不同原因而导致的听力损失一般有两种类型：传导性和/或感觉神经性。当外耳和/或中耳的正常机械通路受到阻碍(例如，由于损坏骨链或耳道)时，发生传导性听力损失。当内耳受到损坏或者从内耳到大脑的神经通路受到损坏时，发生感觉神经性听力损失。
因为耳蜗中的毛细胞完好无损，所以遭受传导性听力损失的个体通常具有某种形式的残余听力。因此，遭受传导性听力损失的个体通常接收听力假体，其在耳蜗液体内生成压力波。这样的听力假体例如包括声学助听器、骨传导设备和直接声学刺激器。
然而，在许多深度耳聋的人中，他们耳聋的原因是感觉神经性听力损失。遭受某些形式的感觉神经性听力损失的那些人不能从生成耳蜗液体的机械运动的听力假体中获得合适的益处。这样的个体可能受益于可植入的听力假体，其以其他方式(例如，电、光学等)刺激接受者的听力系统的神经细胞。当感觉神经性听力损失是由于耳蜗毛细胞的缺失或破坏时，通常会建议耳蜗植入物，其将声学信号转换成神经脉冲。听力脑干刺激器是另一类型的刺激听力假体，当接受者由于听力神经损伤而经历感觉神经性听力损失时也可以建议该刺激听力假体。
某些个体仅遭受部分感觉神经性听力损失，因此保留至少一些残余听力。这些个体可能是电声听力假体的候选者。
发明内容
在一个方面，提供了一种方法。该方法包括：向听力假体的接受者传递声学测试刺激；当声学测试刺激被传递到接受者时，经由选择的耳蜗内刺激触点向接受者的耳蜗以逐渐增加的电流水平顺序地传递多组电测试刺激；响应于每组电测试刺激的传递，执行一个或多个耳蜗电图(ECoG)测量；以及基于一个或多个ECoG测量中的至少一个测量，确定接受者在所选择的耳蜗内刺激触点处的行为舒适水平。
在另一方面，提供了一种方法。该方法包括：同时向接受者的耳蜗传递声学刺激和电刺激，其中电刺激经由第一耳蜗内刺激触点被传递；逐渐增加经由第一耳蜗内刺激触点传递的电刺激的电流水平；以及经由耳蜗电图(ECoG)测量响应于逐渐增加的电流水平来监测耳蜗的声学阻抗。
在另一方面，提供了一种听力假体系统。该听力假体系统包括接收器，其被配置为向接受者的耳蜗传递声学信号；多个刺激触点，其被配置为被定位在接受者的耳蜗中，其中多个刺激触点中的一个第一刺激触点被配置为以逐渐增加的电流水平向耳蜗顺序地传递多组电流脉冲；一个或多个放大器，其被配置为在每组电流脉冲的传递之后，经由多个刺激触点中的至少一个第二刺激触点从耳蜗获得声学诱发的电位；以及一个或多个处理器，其被配置为基于声学诱发的电位来确定与第一刺激触点相关联的动态范围的上限。
附图说明
本文结合附图对本发明的实施例进行了描述，其中：
图1A是根据本文中所提供的实施例的电声听力假体的示意图；
图1B是图1A的电声听力假体的框图；
图2是根据本文中所提供的实施例的方法的详细流程图；
图3A和图3B是图示了耳蜗电图(ECoG)响应与接受者的镫骨肌反射之间的间接关系的示意图；
图4是图示了根据本文中所提供的实施例的声学刺激脉冲的示意图；
图5是根据本文中所提供的实施例的声音处理单元的框图；
图6是根据本文中所提供的实施例的方法的高级流程图；以及
图7是根据本文中所提供的实施例的另一方法的高级流程图。
具体实施方式
电刺激听力假体(诸如耳蜗植入物、电声听力假体、听力脑干植入物等)通过将接收的声音信号的至少一部分转换成电刺激信号(电流信号)以便传递到接受者的听力系统来操作。其中电刺激信号可以被传递到接受者的听力系统的电幅度(电流水平)的窗口/范围受到限制。特别地，如果电刺激信号的幅度太低，则用于生成电刺激信号的相关联的声音不会被接受者感知(即，刺激信号不会诱发耳蜗中的神经响应或诱发无法被接受者感知的神经响应)。相反地，如果电刺激信号的幅度太高，则用于生成电刺激信号的相关联的声音会被接受者感知为太大或不舒服。因此，电刺激信号通常在下限(被称为“阈值水平”)和上限(被称为“舒适水平”)之间被传递，在该下限处，接受者几乎听不到相关联的声音信号，高于该上限时，相关联的声音信号太响而令接受者不舒服。阈值水平和舒适水平之间的电幅度的差异在本文中被称为“动态范围”。
由于例如解剖特征、插入深度等，对于被植入接受者的不同刺激触点，动态范围可以不同。也就是说，被植入接受者的不同刺激触点可以具有不同的相关联的阈值水平和舒适水平。
由电刺激听力假体接收的声音信号的声学幅度范围远大于与刺激触点相关联的动态范围。因此，除了其他操作之外，将所接收的声音信号转换成电刺激信号以便传递给接受者还包括：将声学幅度映射(压缩)到在一个或多个对应的刺激触点(即，其中电刺激被传递到接受者的一个或多个刺激触点)的动态范围内的电幅度。
由于阈值水平和舒适水平取决于特定的接受者的特点/行为，并且可能在不同刺激触点(电极)之间不同，所以针对每个接受者来确定刺激触点动态范围。在传统/标准技术中，通常使用由训练有素的听力学家/临床医生实施的复杂设备和技术来在临床环境中确定阈值水平和舒适水平。这些传统的临床拟合/编程过程可能难以对幼儿和其他不能有效沟通的接受者进行管理。本文中所提供的是通过使用耳蜗电图(ECoG)测量来间接检测接受者的镫骨肌反射(也被称为声学反射)的起始和持续时间来确定被植入的刺激触点的动态范围的上限(即，舒适水平)的客观技术。在一个实施例中，电刺激以逐渐增加的电流水平被传递至接受者的耳蜗，以便触发镫骨肌反射的起始。通过监测声学诱发的ECoG来检测由镫骨肌反射改变产生的声学阻抗。在另一实施例中，声学刺激以逐渐增加的幅度被传递到接受者的耳蜗，以便触发镫骨肌反射的起始，并且再次，通过监测声学诱发的ECoG来检测所得的声学阻抗改变。这些完全整合的原位镫骨肌反射测量提供了一种方便有效的客观机制，用于确定接受者在不同刺激触点处的舒适水平。本文中所提供的技术可以由操作员运行，或者可以在临床或远程环境中完全自动化地运行，可能无需监督，因此可以适用于儿童和成人。
为了便于说明，本文中主要参考一种特定类型的电刺激听力假体，即，包括耳蜗植入物部分和助听器部分的电声听力假体，来描述实施例。然而，应当领会，本文中所提供的技术可以与其他类型的电刺激听力假体一起使用，诸如耳蜗植入物、听力脑干植入物、双模听力假体和/或包括其他类型的输出设备(例如，听力脑干刺激器部分、直接声学刺激器部分、骨传导设备部分等)的电声听力假体。
图1A和图1B是被配置为实现本文中所提供的技术的说明性可植入电声听力假体的图。更具体地，图1A和图1B图示了电声听力假体100，其包括外部部件102和内部/可植入部件104。外部部件102被配置为直接或间接地附接到接受者的身体，而可植入部件104被配置为被皮下植入接受者(即，在接受者的皮肤/组织101下)。
外部部件102包括声音处理单元110、外部线圈106、以及通常相对于外部线圈106固定的磁体(图1A中未示出)。外部线圈106经由电缆134而被连接到声音处理单元110。声音处理单元110包括一个或多个声音输入元件108(例如，麦克风、音频输入端口、电缆端口、拾音线圈(telecoil)、无线收发器等)、声音处理器112、电源116、以及基于耳蜗电图(ECoG)的编程模块118。声音处理单元110例如可以是耳背式(BTE)声音处理单元、体戴式声音处理单元、按钮声音处理单元等。
经由电缆135而被连接到声音处理单元110的是助听器部件141。助听器部件141包括接收器142(图1B)，其可以例如被定位于接受者的外耳中或附近。接收器142是声学换能器，其被配置为经由接受者的耳道和中耳向接受者传递声学信号(声学刺激信号)。
如图1B所示，可植入部件104包括植入物本体(主模块)122、引导区域124以及细长耳蜗内刺激组件126。植入物本体122通常包括气密密封的壳体128，其中设有内部收发器单元(收发器)130和刺激器单元132。植入物本体122还包括内部/可植入线圈136，其通常在壳体128外部，但是经由气密穿通件(图1B中未示出)而被连接到收发器130。可植入线圈136通常是导线天线线圈，其由多匝电绝缘单股或多股铂导线或金导线构成。可植入线圈136的电绝缘由柔性模制件(例如，硅树脂模制件)提供，其在图1B中未示出。通常地，磁体相对于可植入线圈136被固定。
细长刺激组件126被配置为至少部分地被植入接受者的耳蜗120(图1A)中并且包括多个纵向间隔的耳蜗内电刺激触点(电极)138，其共同形成触点阵列140，用于向接受者的耳蜗传递电刺激(电流)。
刺激组件126延伸穿过耳蜗中的开口121(例如，耳蜗造口术、圆窗等)，并且具有近端，其经由引导区域124和气密穿通件(图1B中未示出)连接到刺激器单元132。引导区域124包括多个导体(导线)，其将电极138电耦合到刺激器单元132。
返回到外部部件102，一个或多个声音输入元件108被配置为检测/接收输入声音信号并从其生成电输入信号。声音处理器112被配置为执行声音处理和编码，以将从声音输入元件接收的电输入信号转换为表示声学刺激和/或电(电流)刺激的输出信号，以便传递给接受者。也就是说，如所指出的，电声听力假体100操作以通过向接受者传递电刺激信号和声学刺激信号中的一个或两个来诱发接受者对由声音输入元件108接收的声音信号的感知。因此，依据多种因素，声音处理器112被配置为将从声音输入元件接收的电输入信号转换为代表电刺激的第一组输出信号和/或代表声学刺激的第二组输出信号。代表电刺激的输出信号在图1B中用箭头115表示，而代表声学刺激的输出信号在图1B中用箭头117表示。
输出信号115在图1A和图1B的示例中是编码数据信号，其经由外部线圈106而被发送到可植入部件104。更具体地，相对于外部线圈106和可植入线圈136固定的磁体便于外部线圈106与可植入线圈的操作对齐。线圈的该操作对齐使得外部线圈106能够向可植入线圈136传输编码数据信号以及从电源116接收的功率信号。在某些示例中，外部线圈106经由射频(RF)链路向可植入线圈136传输信号。然而，各种其他类型的能量传送(诸如红外(IR)、电磁、电容和电感传送)可以用于将功率和/或数据从外部部件传递到电声听力假体，因此，图1B仅图示了一个示例布置。
一般而言，编码数据和功率信号在收发器130处被接收并被提供给刺激器单元132。刺激器单元132被配置为利用编码数据信号生成电刺激信号(例如，电流信号)，以便经由一个或多个刺激触点138传递到接受者的耳蜗。这样，电声听力假体100以使得接受者感知接收的声音信号的一个或多个分量的方式电刺激接受者的听力神经细胞，从而绕过缺失的或有缺陷的毛细胞，该毛细胞通常将声学振动转换成神经活动。
如上文所指出的，听力假体接受者通常保留该正常听力功能的至少一部分(即，保留至少一个残余听力)。因此，听力假体接受者的耳蜗可以在向接受者的外耳传递声音信号时被声学刺激。在图1A和图1B的示例中，接收器142用于提供声学刺激。也就是说，接收器142被配置为利用输出信号117生成声学刺激信号，该声学刺激信号经由中耳骨和椭圆形窗口而被提供给接受者的耳蜗，从而在耳蜗内产生外淋巴的流体运动波。
尽管图1A和图1B图示了使用接收器142向接受者传递声学刺激，但是应当领会，在其他实施例中可以使用其他类型的设备。还应当领会，本发明的实施例可以在其他听力假体和图1A和图1B中所示的其他布置中实现。
通过电刺激，接受者所感知的声音信号的音量取决于在接收到声音信号时传递到接受者的刺激电流的水平(即，与声音信号相关联的电刺激的幅度)。一般而言，随着传递的电流的水平增加，接受者所感知的声音信号的响度增加。因此，刺激电流的水平取决于由声音输入108所接收的声音信号的声压级(SPL)。接收的声音信号的声压级可以以不同的声学水平接收，其包括声学阈值水平和声学舒适水平。声学阈值水平(本文中被称为输出阈值SPL或动态阈值SPL(TSPL))表示这样的声音信号的SPL，低于该SPL时，需要放大以允许接受者感知声音信号。声学舒适水平(本文中被称为输出舒适SPL或动态舒适SPL(CSPL))表示这样的声音的SPL，高于该SPL时，声音太响令人不舒服。在动态TSPL和动态CSPL之间，对数输出随着对数-SPL输入而近似线性地增加。
如所指出的，刺激触点138的动态范围(即，其中可以传递的电刺激的幅度范围)是阈值水平(T-水平)(即，导致接受者只能听到给定频率的声音的刺激电流)和舒适水平(C-水平)(即，产生具有接受者可以舒服地感知到的一定音高感知的声音的、通过刺激触点对接受者的耳蜗施加的刺激电流)之间的差异。因此，当电声听力假体(诸如电声听力假体100)将接收的声音信号转换为电刺激信号时，该转换除其他操作之外还包括：将声学幅度(即，SPL)映射(压缩)到在接受者的动态范围内的电流水平。更具体地，对于SPL小于输出TSPL的声音信号，声音信号将被映射到T水平以下，并且不被感知。对于SPL介于动态TSPL和动态CSPL之间的声音信号，刺激电流随着声音的SPL(dB)而近似线性地变化。对于SPL大于动态CSPL(或C水平)的声音信号，刺激电流通常被固定在C水平。换句话说，动态CSPL是电极的饱和水平。因此，精确确定接受者在刺激触点(即，刺激触点的解剖位置)处的阈值水平和舒适水平(在本文中分别被称为“刺激触点阈值水平”和“刺激触点舒适水平”)对于向接受者适当地传递电刺激而言很重要。确定接受者的刺激触点阈值水平和刺激触点舒适水平是听力假体的拟合或编程过程的一部分。
如所指出的，电声听力假体100还包括基于耳蜗电图(ECoG)的编程模块118。如下文进一步描述的，基于ECoG的编程模块118被配置为使用声学诱发的耳蜗电图(ECoG)测量来确定原位刺激触点的舒适水平。如本文中所使用的，ECoG测量是指响应于向耳蜗传递声学刺激而在接受者的耳蜗中生成的一组声学诱发的电位(在本文中有时被称为耳蜗电位或内耳电位)的捕获。所捕获的一组声学诱发的耳蜗电位(即，ECoG响应)可以包括多个不同的刺激相关电位，诸如耳蜗微音电位(CM)、耳蜗总和电位(SP)、听力神经神经电位(ANN)、以及听力神经或复合动作电位(CAP)和更高阶电位(例如，来自脑干和听力皮层的诱发电位)，它们独立地或以各种组合方式而被测量。
耳蜗微音电位是交流(AC)电压，其在低水平、中水平和高水平的声学刺激下镜像声学刺激的波形。耳蜗微音电位由螺旋器的外毛细胞生成，并且取决于一个或多个记录电极与受刺激的毛细胞和基底膜的接近程度。一般而言，耳蜗微音电位通过行波现象与基底膜的位移成比例。
总和电位是螺旋器的外毛细胞在与基底膜一起移动时的直流(DC)响应(即，响应于刺激包络而反映了耳蜗隔(cochlear partition)的时间-位移模式)。总和电位是耳蜗的刺激相关电位，可以看作是耳蜗微音电位基线中的DC(单向)移位。该移位的方向(即，正或负)取决于刺激参数与一个或多个记录电极的位置之间的复杂相互作用。
听力神经神经电位是从听力神经记录的信号，而听力神经动作电位表示响应于声学刺激而同步激发神经纤维的总和响应，并且它表现为交流电压。听力神经动作电位的特征在于一系列短暂的主要为负的峰，包括第一负峰(N1)和第二负峰(N2)。听力神经动作电位还包括幅度和延迟。听力神经动作电位的幅度反映了正在激发的纤维的数目，而听力神经动作电位的延迟被测量为起始和第一负峰之间的时间(N1)。
图2是流程图，该流程图图示了根据本文中所提供的实施例的在使用上述所测量到的ECoG响应的分量的一个或多个分量来原位编程(即，确定和设置)接受者在刺激触点138处的舒适水平期间，由基于ECoG的编程模块118执行的操作。
图2的方法150开始于152，其中基于ECoG的编程模块118确定接受者的耳蜗的参考ECoG响应(即，一组参考的声学感生的电位)。特别地，在152处，基于ECoG的编程模块118指令声音处理器112仅经由接收器142向接受者传递声学刺激(即，而不会传递电刺激)。声学刺激(本文中被称为“声学测试刺激”)通常是强度(声学幅度)基本上固定(恒定)的纯音脉冲信号(即，以设定频率传递)。如下文进一步描述的，声学测试刺激的强度和频率可以依据多种因素变化，诸如特定的接受者的特点(例如，年龄、听力损失的类型或程度等)、刺激触点位置等。
响应于声学测试刺激的传递，基于ECoG的编程模块118使用耳蜗内刺激触点138中的一个或多个耳蜗内刺激触点来执行ECoG测量。也就是说，在只存在声学刺激(而没有电刺激)的情况下才执行初始ECoG测量。该初始ECoG测量的结果是上文所提及的参考ECoG响应，其表示接受者耳蜗的基线ECoG响应(即，耳蜗对声学测试刺激的基线响应)。在当镫骨肌不活动时为了捕获所记录的响应的所有方面的努力中，该基线响应可以表征声学感生的耳蜗电位的形态、幅度、频率成分和相位。形成参考ECoG响应的耳蜗电位由位于可植入部件104中的一个或多个放大器143(图1B)获得，然后传输回外部部件102以便存储和随后使用(即，耳蜗植入物的集成放大器捕获诱发活动的一个或多个记录窗口并经由遥测(无线地)发送回到声音处理单元110)。
在获得参考ECoG响应之后，在154处，电声听力假体100继续或重新开始向接受者传递声学测试刺激。此时，并且直到方法150在170处终止为止，向接受者连续地传递声学测试刺激。也就是说，通常在向接受者传递声学测试刺激的同时执行操作154至168。
在156处，基于ECoG的编程模块118指令刺激器单元132在所选择的耳蜗内刺激触点器138处(经由其)向接受者传递电刺激(电流脉冲)。电刺激(在本文中被称为电测试刺激)首先以初始水平(电流水平)而被传递。响应于电测试刺激的传递，基于ECoG的编程模块118执行ECoG测量以获得测量到的ECoG响应。测量到的ECoG响应表示在初始电流水平的电测试刺激存在的情况下由声学测试信号在耳蜗中诱发的耳蜗电位。测量到的ECoG响应由位于可植入部件104中的一个或多个放大器143(图1B)获得，然后传输回外部部件102以便存储和随后使用。
在160处，基于ECoG的编程模块118将测量到的ECoG响应与参考ECoG响应进行比较(例如，确定测量到的ECoG响应是否已经从参考ECoG响应发生显著更改)。更具体地，在图2的实施例中，基于ECoG的编程模块118在形态、幅度、频率方面、相位、时间方面等中的一项或多项上比较测量到的ECoG响应和参考ECoG响应。
根据本文中所提供的实施例，测量到的ECoG响应与参考ECoG响应之间的差异表明鼓膜(或耳膜)的声学阻抗由于镫骨肌反射的激活而改变。更具体地，镫骨肌反射是镫骨肌的不自觉的肌肉收缩，其根据本文中所提供的实施例是通过诱发足够响度的听力感知的电刺激的传递而触发的。换句话说，当电测试刺激具有足够幅度时，镫骨肌反射被激活。镫骨肌反射的激活降低了听骨链和鼓膜的顺应性(即，增加声学阻抗)。反过来，该顺应性改变降低了经由听骨链传递到内耳的声学信号的强度，从而相对于没有传递电刺激的参考ECoG响应更改了测量到的ECoG响应。
镫骨肌反射的激活也与接受者的舒适水平的上界相关。也就是说，当传递电刺激以诱发听力感知时，通常应该以不会诱发镫骨肌反射的幅度传递刺激。因此，在图2的示例中，如果在160处确定测量到的ECoG响应与参考ECoG响应不同，则在162处，基于ECoG的编程模块118将所传递的电测试刺激的水平存储为接受者在相关联的刺激触点(即，用于传递电测试刺激的刺激触点)处的舒适水平。换句话说，由于传递电测试刺激诱发了镫骨肌反射(如ECoG响应的改变所示)，所以电测试刺激的水平指示应当用于听力康复的最大电流水平，因为更高的电流水平会激活镫骨肌反射。
如果在160处确定测量到的ECoG响应与参考ECoG响应基本上相同，则方法150进行到164，其中电测试刺激的电流水平递增(增加)。该方法返回到156，其中电测试刺激以增加的水平重新传递。重复操作158、160、164和156，直到在160处确定测量到的ECoG响应在形态、幅度、频率成分、相位等中的一项或多项与参考ECoG响应不同为止。
换句话说，迭代操作156、158、160和164图示了以逐渐增加的电流水平(即，每组电测试刺激的电流水平相对于前一组电测试刺激增加)经由选择的耳蜗内刺激触点向接受者顺序地传递多组电刺激。ECoG测量是响应于每组电测试刺激的传递而进行的，并且分析用于确定是否由于镫骨肌反射的激活而存在声学阻抗的改变。应当领会，根据本文中所提供的实施例传递的电刺激可以采取若干种不同形式，诸如一个或多个脉冲的组，经调制的脉冲序列，多触点刺激(诸如相控阵列、三极)等。
电测试刺激的电流水平可能最初被设置为相对较低的电流水平，使得在第一ECoG测量时不会诱发接受者的镫骨肌反射。因此，在实践中，方法150将在确定测量到的ECoG响应与参考ECoG响应不同之前完成几个迭代操作156、158、160和164。从电测试刺激的低初始电流水平开始确保了舒适水平不会意外地被设置为过高的水平。在某些实施例中，在160处在第一次比较期间确定测量到的ECoG响应与参考ECoG响应不同可以触发错误条件，这使得该方法在用于电测试刺激的较低的初始电流水平下重新开始。
如本文中其他地方所指出的，舒适水平在接受者的刺激触点之间变化，并且需要为耳蜗内刺激触点138中的每个耳蜗内刺激触点设置舒适水平。因此，返回162，一旦为最初选择的刺激触点设置了电流水平，则方法150进行到168，其中确定是否已经为选择数目的刺激触点编程了舒适水平。如果是，则方法150在170处结束。
然而，如果在168处确定尚未针对选择数目的刺激触点编程舒适水平，则方法150进行到166，其中选择另一刺激触点用于测试。然后，对该新选择的刺激触点重复操作156、158、160、164以及最后162，直到编程新选择的刺激触点的舒适水平为止。在168处重新触发该迭代过程，直到已经确定了选择数目的触点的舒适水平为止，此后，方法150在170处结束。在到达170时，终止声学测试刺激。
应当领会，舒适水平不一定需要如上文参考图2所述针对植入接受者的所有刺激触点来进行编程。相反地，可以仅针对被植入的刺激触点的子集来如上文参考图2所述编程舒适水平，然后，舒适水平的子集可以被用来推断或以其他方式估计剩余刺激触点的舒适水平。也就是说，可以通过利用如上所述测量到的舒适水平的估计过程来编程舒适水平中的一个或多个舒适水平。
总结图2，向接受者传递声学信号，并且获取ECoG响应的基线/参考原位测量。声学信号被维持在固定强度，并且电刺激在给定刺激触点上被传递并且在电流水平(CL)步骤中增加。在每个电流水平步骤，测量诱发的ECoG响应。将测量到的ECoG响应的上述特点中的一个或多个特点与参考ECoG响应的特点进行比较，并且如果存在显著改变，则针对该给定的刺激触点在该舒适水平下存储针对该刺激触点的电刺激的电流。然后，对于若干个剩余触点，重复该过程，并且导出接受者的电舒适水平或‘上限’简档(即，所有刺激触点的舒适水平)。
根据本文中所提供的实施例，选择的刺激触点138用于传递电测试刺激，而一个或多个其他(不同的)刺激触点138用于执行ECoG测量。选择用于执行ECoG测量的一个或多个刺激触点138可以基于例如与传递电测试刺激的触点的相对位置或接近程度、接受者的特点等来在不同的实施例中变化。在一个实施例中，最顶端的刺激触点可以用于执行基本上所有的ECoG测量。
在其他实施例中，评价刺激触点，并且选择被确定用来提供最大ECoG响应的触点用于ECoG测量。更具体地，基于ECoG的编程模块118可以被配置为自动选择用于ECoG测量的刺激触点并且自动选择适当的声学测试刺激频率以用于确定刺激触点的舒适水平。在一个说明性的这样的布置中，电声听力假体100被配置为传递250Hz音调，然后在刺激触点138中的一个或多个刺激触点处执行ECoG测量。然后，电声听力假体100可以传递500Hz音调，并且在一个或多个刺激触点处重复ECoG测量。可以以其他音调重复该过程(例如，重复750Hz等)。然后，电声听力假体100可以比较跨越一个或多个刺激触点和频率组而测量到的ECoG响应的幅度，以选择产生最大耳蜗微音电位的触点/频率组合。
在根据本文中所提供的实施例的一种特定技术中，接受者被植入有刺激组件，该刺激组件包括二十二(22)个间隔开的刺激触点，其被称为刺激触点1至22。脉冲声学纯音信号(声学测试刺激)以250Hz在强度大约为70dBSPL的情况下被传递到接受者，其是已知不会激活接受者的镫骨肌反射的声学输入水平。作为响应，在最远端(顶端)的刺激触点(即，刺激触点22)处执行ECoG测量，以确定接受者的参考ECoG响应。随后，在将声学纯音信号传递到接受者的同时，例如在刺激触点17处传递电刺激(电测试刺激)。然后，在刺激触点22处执行ECoG测量以获得测量到的ECoG响应。在该示例中，刺激触点17与电极22充分间隔开，使得来自电刺激的刺激伪影不会破坏ECoG记录。在某些实施例中，因为由于考虑到信号沿着听力通路上达到中脑并返回到镫骨肌的互导，在刺激之后存在约20ms至30ms的延迟，镫骨肌反射将在电刺激之后保留，因此可以在ECoG响应记录之前(例如，在记录之前0.5ms)传递电刺激。
如上文所指出的，传递到接受者的电刺激可以具有若干种不同形式中的任一形式。在一个具体示例中，电刺激可以是长度为0.5ms的脉冲的脉冲序列，其中速率反映临床图。在某些示例中，响应于相同的电刺激测量ECoG响应几次(例如，5次)，以使得能够生成平均测量到的ECoG响应。然后，可以将平均测量到的ECoG响应与参考ECoG响应进行比较，以评价电刺激的水平是否处于舒适水平。还可以以类似方式确定参考ECoG响应的平均值。
如所指出的，如果测量到的ECoG响应(例如，平均ECoG响应)与参考ECoG响应之间基本上没有差异，则电刺激的电流水平递增。在每次电流水平递增之后，执行新测量到的ECoG响应与参考ECoG响应的比较，直到标识出它们之间的差异为止。在一个示例中，如果观察到改变大于选择的阈值，例如，3dB，则在相同的电流水平下重复测量。如果出现第二肯定结果(即，差异再次超过阈值)，则为刺激触点和电流水平设置标志。然后，可以针对其他刺激触点重复该过程，如上所述。
在具有残余听力的接受者中，耳蜗中经常存在这样的区域，在本文中有时被称为截止区域，在该区域中声学刺激与电刺激重叠。也就是说，在该截止区域中，声学刺激和电刺激都被接受者感知，结果，声音可能在该区域内被感知为相对“更响亮”。
本文中所提供的某些实施例涉及为截止区域内的刺激触点设置舒适水平以考虑到声学刺激的存在。更具体地，针对被估计为驻留在接受者的截止区域中的刺激触点，向接受者传递复音(例如，双频(250Hz和750Hz)音调)。复音的一个音调分量(例如，250Hz分量)用于跟踪镫骨肌反射活动，而第二音调分量(例如，750Hz分量)被与刺激触点上的电刺激结合，针对该接受者该电刺激被映射到该频率。结果，随后的ECoG测量表示接受者的耳蜗对电刺激和复音的第二音调分量的响应。这允许系统评估声学刺激与电刺激的重叠的影响。换句话说，这些技术允许确定考虑到电声学刺激(即，电刺激结合声学刺激)影响的精确的舒适水平，而非仅考虑到电刺激的影响。
图1A、图1B和图2图示了其中经由形成电声听力假体100的一部分的接收器142传递声学测试刺激的实施例。然而，如上文所指出的，本发明的实施例可以在其他类型的听力假体和听力假体系统(例如，其中听力假体使用与听力假体分开的外部设备操作的布置)中实现，这些听力假体系统包括其中听力假体不包括用于传递声学刺激的内置接收器的布置。在这样的实施例中，声学测试刺激可以由接收器传递，该接收器是与听力假体分开的外部设备的一部分，诸如形成计算机或移动设备(例如，移动电话、平板计算机等等)的接收器。在某些这样的实施例中，外部设备与听力假体通信以发起、修改、终止等传递的声学测试刺激。
图1A、图1B和图2还参考使用电刺激来触发接受者的镫骨肌反射进行描述。然而，应当领会，在本文中所提出的备选实施例中，可以通过传递声学刺激来诱发镫骨肌反射。例如，在一个说明性示例中，首先向接受者传递声学刺激(例如，70dBSPL的纯音)，并且测量ECoG响应以创建参考ECoG响应。然后，逐渐地且递增地增加声学刺激的水平，并且在每个步骤增加时测量ECoG响应。将测量到的ECoG响应与参考ECoG响应进行比较，以标识那些在传递的声学水平增加期间没有预期到的(例如，波形等的改变)，从而指示接受者的镫骨肌反射的触发。一旦检测到镫骨肌反射，则选择新频率并重复该过程，以便创建舒适水平简档。换句话说，在这些实施例中，声学刺激既用于触发接受者的镫骨肌反射，也用于经由ECoG响应改变检测所得声学阻抗的改变。
如上所述，本文中所提供的实施例依赖于ECoG响应与镫骨肌反射之间的间接关系(即，由于传递刺激而导致的ECoG响应改变与镫骨肌反射有关，由于所传递的刺激改变了圆形窗口的顺应性并且改变了毛细胞对声学刺激的敏感性)。在图3A和图3B中示意性地示出了该间接关系。更具体地，图3A和图3B是示意图，每个示意图包括四(4)个部分174、176、178和180。部分174示意性地图示了根据本文中所提供的实施例的可以传递到接受者的电测试刺激。在图3A中，与图3B中传递的电刺激相比较，电刺激以相对较低的电流水平传递。
部分176描述了响应于部分174的电刺激而观察到的耳鼓顺应性。如所示出的，耳鼓顺应性在图3A中是“中性的”，但是在图3B中是“减小的”。换句话说，在图3A中，耳鼓顺应性不受电测试刺激的影响，而在图3B中，传递的电测试刺激已经更改了(减小了)耳鼓顺应性。也就是说，镫骨肌反射已经被激活(诱发)。
部分178图示了在声学刺激存在的情况下(图3A和图3B中未示出)响应于部分174的电测试刺激而测量到的ECoG响应，即，耳蜗微音电位。如所示出的，图3A的测量到的耳蜗微音电位的幅度大于图3B的测量到的耳蜗微音电位的幅度。最后，部分180图示了响应于电测试刺激的镫骨肌反射的状况或状态。在图3A中，镫骨肌反射是不活跃的，而在图3B中，镫骨肌反射是活跃的。换句话说，图3A和图3B图示了当电测试刺激具有足够幅度时，镫骨肌反射被激活。激活会减小听骨链的顺应性(增加声学阻抗)。反过来，顺应性改变会降低传递到内耳的声学信号的强度，从而降低ECoG幅度。
如上所述，根据本文中所提供的实施例，恒定的(已知的)声学测试刺激以固定强度/幅度被施加到接受者。一般而言，声学测试刺激的幅度足以诱发可测量到的ECoG响应(例如，可测量的耳蜗微音电位)但不激活镫骨肌反射。在听力正常(完好无损)的个体中，对于75dBSPL至90dBSPL范围内的声音，触发镫骨肌反射。对于患有低频损失的听力受损者，镫骨肌反射阈值将根据损失水平而升高。由于一些接受者在低频中接近正常听力，所以初始声学测试刺激可以例如在传递频率下保持恒定70dBSPL。这也会确保正在经受编程的接受者的感觉舒服。
尽管以固定幅度传递，但是声学测试刺激是脉冲信号。图4是图示了可以在根据本文中所提供的实施例中采用的示例性纯音声学测试刺激脉冲182的图。在图4的示例中，输入频率默认为500Hz。然而，如下文进一步描述的，可以基于例如刺激触点的插入深度和/或其他参数来定制频率。
在图4的示例中，声学测试刺激脉冲182的上升时间和下降时间分别约为35毫秒(ms)。声学测试刺激脉冲182的平台期约为20ms至40ms(即，足以捕获输入频率)。因此，声学测试刺激脉冲182的净持续时间(即，上升时间+平台期时间+下降时间)约为90ms至110ms。
如所指出的，根据本文中所提供的实施例，不同的参数可以影响传递到接受者的声学测试刺激的参数。在一个示例中，处于测试的刺激触点(电极)的插入深度可以影响例如声学测试刺激的声学频率。例如，最顶端刺激触点e与耳蜗中外毛细胞的(响应于声学输入)激发地点的相对位置可能指定了测量到的耳蜗微音电位幅度。因此，对于耳蜗中的更深插入(例如，大于360度)，可以使用更低的频率，而更高的频率可以用于更浅的插入。因此，根据本文中所提供的某些实施例，基于ECoG的编程模块可以变化或改变用于不同刺激触点的声学测试刺激。
图5是图示了根据本发明的实施例的用于诸如声音处理单元110之类的声音处理单元的布置的示意性框图。如所示出的，声音处理单元110包括一个或多个处理器184和存储器185。该存储器185包括声音处理器逻辑186和基于ECoG的编程逻辑190。
存储器185可以是只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)或其他类型的物理/有形存储器存储设备。因此，一般而言，存储器185可以包括一个或多个有形(非暂态)计算机可读存储介质(例如，存储器设备)，其编码有包括计算机可执行指令的软件，并且当软件被执行(由一个或多个处理器184)时，其可操作以执行本文中参考声音处理器112和基于ECoG的编程模块118所描述的操作。
图5图示了利用板载数字信号处理器(DSP)或微处理器的声音处理器112和基于声音ECoG的编程模块118的软件实现方式。然而，应当领会，与声音处理器112和/或基于ECoG的编程模块118相关联的一个或多个操作可以部分地或完全地使用一个或多个专用集成电路(ASIC)中的数字逻辑门来实现。
仅仅为了便于说明，已经示出并描述了基于ECoG的编程模块118作为与声音处理器112分开的元件。应当领会，基于ECoG的编程模块118的功能可以并入声音处理器112中。
另外，图5图示了一种布置(即，完全集成的原位镫骨肌反射测量)，其中基于ECoG的编程模块118完全集成在听力假体中。然而，如本文其他地方所述，本文中所提供的技术可以在听力假体系统中实现，其中上文所描述的操作中的一些操作(例如，基于ECoG的编程模块118的操作)由与听力假体一起操作的外部设备执行。例如，声学测试刺激可以由作为与听力假体分开的外部设备的一部分的接收器传递，诸如形成计算机或移动设备(例如，移动电话、平板计算机等)的一部分的接收器。在某些实施例中，ECoG响应的分析(例如，测量到的ECoG响应与参考ECoG响应的比较)可以由外部设备和/或外部设备形成。
图6是根据本文中所提供的实施例的方法192的流程图。方法192开始于193，其中向听力假体的接受者传递声学测试刺激。在194处，在向接受者传递声学测试刺激的同时，经由选择的耳蜗内刺激触点向接受者的耳蜗以逐渐增加的电流水平顺序地传递多组电测试刺激。在195处，响应于每组电测试刺激的传递，执行一个或多个ECoG测量。在196处，基于一个或多个ECoG测量中的至少一个ECoG测量，确定选择的耳蜗内刺激触点的舒适水平。
图7是根据本文中所提供的实施例的另一方法201的流程图。方法201开始于203，其中同时向接受者的耳蜗传递声学刺激和电刺激。经由第一耳蜗内刺激触点传递电刺激。在205处，逐渐增加经由第一耳蜗内刺激触点传递的电刺激的电流水平。在207处，经由耳蜗电图(ECoG)测量来监测响应于逐渐增加的电流水平的耳蜗的声学阻抗。然后，可以基于ECoG测量来确定第一耳蜗内刺激触点的舒适水平。
如上所述，本文中所提供的技术使用耳蜗电图(ECoG)来间接监测镫骨肌收缩的活动，并因此间接监测镫骨肌反射的起始，以便使得能够确定接受者的舒适水平简档。当在听力假体处执行时，本文中所提供的技术提供了可以使用个体的任一只耳朵执行的镫骨肌反射的完全整合的间接测量。这些技术允许接受者在编程过程期间移动并且基本上是自动化的，以便可以远程执行编程，而无需专业技能(即，听力学家的直接参与)。
应当领会，本文中所提供的实施例不是相互排斥的。
本文中所描述和要求保护的发明不限于本文中所公开的具体优选实施例的范围，由于这些实施例旨在说明而非限制本发明的几个方面。任何等同的实施例都在本发明的范围内。实际上，除了本文中所示出的和所描述的那些修改之外，本发明的各种修改对于本领域技术人员来说将从前面的描述中变得显而易见。这些修改也旨在落入所附权利要求的范围内。
Claims (13)
1.一种计算机可读的存储介质，其中，所述存储介质包括存储的计算机程序，其中，在所述计算机程序被处理器运行时控制所述存储介质所在设备执行以下步骤：
向听力假体的接受者传递声学测试刺激；
在所述声学测试刺激被传递给所述接受者的同时，经由所选择的一个或多个电极向接受者的听力系统以逐渐增加的电流水平顺序地传递多组电测试刺激；
响应于每组电测试刺激的所述传递，执行一个或多个电刺激信号的测量用于确定所述电刺激信号的变化；以及
基于所述一个或多个电刺激信号测量中的至少一个电刺激信号测量，确定所述接受者在所选择的电极处的上限阈值。
2.根据权利要求1所述的存储介质，其中确定所述接受者在所选择的一个或多个电极处的上限阈值包括：
基于所述一个或多个电刺激信号测量中的至少一个电刺激信号测量，确定电测试刺激的电流水平，所述电测试刺激的所述电流水平激活所述接受者的镫骨肌反射。
3.根据权利要求1所述的存储介质，其中传递声学测试刺激包括：
传递复音，所述复音包括被配置为与所述电测试刺激相结合的至少一个音调分量，
其中所述一个或多个电刺激信号测量表示所述接受者的听力系统对所述电测试刺激和所述复音的所述至少一个音调分量两者的响应。
4.根据权利要求1所述的存储介质，其中确定所述接受者在所选择的一个或多个电极处的上限阈值包括：
基于所述电刺激信号测量来检测所述接受者的所述听力系统的声学阻抗改变。
5.根据权利要求1所述的存储介质，其中所述听力假体是电声听力假体，并且其中所述声学测试刺激由所述电声听力假体传递。
6.根据权利要求1所述的存储介质，其中向所述接受者传递所述声学测试刺激包括：
传递具有基本上固定的强度的纯音脉冲声学信号。
7.根据权利要求1所述的存储介质，所述听力系统包括以下至少一项：耳道、中耳、听力神经。
8.一种计算机可读的存储介质，其中，所述存储介质包括存储的计算机程序，其中，在所述计算机程序被处理器运行时控制所述存储介质所在设备执行以下步骤：
同时向接受者的听力系统传递声学刺激和电刺激，其中所述电刺激经由第一电极被传递；
逐渐增加经由所述第一电极传递的所述电刺激的电流水平；以及
经由电刺激信号测量，响应于逐渐增加的所述电流水平来监测所述听力系统的声学阻抗。
9.根据权利要求8所述的存储介质，还包括：
基于所述电刺激信号测量来确定所述接受者在所述第一电极处的上限阈值。
10.根据权利要求9所述的存储介质，还包括：
经由第二电极传递所述电刺激，所述第二电极与所述第一电极不同，
逐渐增加经由所述第二电极传递的所述电刺激的所述电流水平；以及
基于一个或多个附加的电刺激信号测量，响应于经由所述第二电极传递的所述电刺激的逐渐增加的所述电流水平，来监测所述听力系统的所述声学阻抗，以确定所述接受者在所述第二电极处的上限阈值。
11.根据权利要求10所述的存储介质，还包括：
至少基于所述接受者在所述第一电极处的所述上限阈值和所述接受者在所述第二电极处的所述上限阈值，来生成针对所述接受者的上限阈值简档。
12.根据权利要求8所述的存储介质，还包括：
在同时向接受者的所述听力系统传递声学刺激和电刺激之前，确定参考电刺激信号测量，其中所述参考电刺激信号测量是对响应于仅向所述接受者传递所述声学刺激而在所述接受者的所述听力系统中感生的电位的测量。
13.根据权利要求8所述的存储介质，其中所述声学刺激和所述电刺激均由电声听力假体传递。
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|---|---|---|---|---|
| AUPN533195A0 (en) * | 1995-09-07 | 1995-10-05 | Cochlear Pty. Limited | Derived threshold and comfort level for auditory prostheses |
| CA2258008A1 (en) | 1996-06-20 | 1997-12-24 | Advanced Bionics Corporation | Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same |
| US6208882B1 (en) | 1998-06-03 | 2001-03-27 | Advanced Bionics Corporation | Stapedius reflex electrode and connector |
| US6415185B1 (en) * | 1998-09-04 | 2002-07-02 | Advanced Bionics Corporation | Objective programming and operation of a Cochlear implant based on measured evoked potentials that precede the stapedius reflex |
| US6496734B1 (en) | 2000-04-24 | 2002-12-17 | Cochlear Limited | Auditory prosthesis with automated voice muting using the stapedius muscle reflex |
| AUPQ820500A0 (en) * | 2000-06-19 | 2000-07-13 | Cochlear Limited | Travelling wave sound processor |
| DE10041726C1 (de) * | 2000-08-25 | 2002-05-23 | Implex Ag Hearing Technology I | Implantierbares Hörsystem mit Mitteln zur Messung der Ankopplungsqualität |
| AUPS318202A0 (en) | 2002-06-26 | 2002-07-18 | Cochlear Limited | Parametric fitting of a cochlear implant |
| AU2002951218A0 (en) * | 2002-09-04 | 2002-09-19 | Cochlear Limited | Method and apparatus for measurement of evoked neural response |
| US7206640B1 (en) | 2002-11-08 | 2007-04-17 | Advanced Bionics Corporation | Method and system for generating a cochlear implant program using multi-electrode stimulation to elicit the electrically-evoked compound action potential |
| US8126572B2 (en) | 2004-03-15 | 2012-02-28 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant electrode with adjustable subdivision for middle ear functions |
| US8086319B2 (en) * | 2004-05-10 | 2011-12-27 | Cochlear Limited | Cochlear implant fitting |
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| US8103354B2 (en) * | 2006-07-17 | 2012-01-24 | Advanced Bionics, Llc | Systems and methods for determining a threshold current level required to evoke a stapedial muscle reflex |
| US7925355B2 (en) * | 2006-07-17 | 2011-04-12 | Advanced Bionics, Llc | Systems and methods for determining a threshold current level required to evoke a stapedial muscle reflex |
| US7792587B2 (en) | 2006-09-12 | 2010-09-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Middle ear fixation structure |
| US8165687B2 (en) | 2008-02-26 | 2012-04-24 | Universidad Autonoma Metropolitana, Unidad Iztapalapa | Systems and methods for detecting and using an electrical cochlear response (“ECR”) in analyzing operation of a cochlear stimulation system |
| AU2012205282B2 (en) * | 2008-04-03 | 2013-07-18 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Synchronized diagnostic measurement for cochlear implants |
| US20110060384A1 (en) * | 2009-09-10 | 2011-03-10 | Cochlear Limited | Determining stimulation level parameters in implant fitting |
| AU2010298142B2 (en) | 2009-09-25 | 2014-04-10 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Hearing implant fitting |
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