双侧助听系统及验配双侧助听系统的方法
双侧助听系统及验配双侧助听系统的方法
【技术领域】
[0001]本申请涉及助听装置的验配，尤其涉及包括植入的多通道电极阵列的前述装置。本发明具体涉及双侧助听系统和测量对双侧刺激的生理反应的方法。
[0002]本申请还涉及验配系统和验配双侧助听系统的方法，尤其涉及包括至少一耳蜗植入助听装置的系统。
[0003]本发明的实施例如可用在包括耳蜗植入物的助听装置的验配应用中。
【背景技术】
[0004]听力受损的患者可能被提议将刺激多通道电极阵列植入每一耳蜗内(双侧植入)或者将单耳蜗植入物与对侧耳朵中的助听器结合(双峰系统)。在两种情形下，通过双耳刺激，患者可体验改善的语音感知和声源定位(相对于单边刺激/听觉)。最近的研宄表明，如果进入的声音刺激两只耳朵中沿耳蜗的类似位置，使用双侧或双峰系统的患者将受到双耳听觉的最大益处。在双侧植入的情形下，这意味着声音将刺激一对良好匹配的电极(即左和右耳中的响应电极中的每一个将刺激相当的耳蜗区域)。来自正常听力听者的研宄或动物模型中的电刺激表明听觉诱发电位可用于测量双耳处理。概括地，已测量三种不同类型的双耳响应:
[0005]1、双耳交互作用分量(例如参见[Dobie&Norton, 1980], [Riedel&Kollmeier, 2006], [Smith and Delgutte, 2008], [He, Brown, Mbbas, 2012],或[Fowler&Horn, 2012])；
[0006]2、听觉稳态响应(例如参见[Maki, Kawase, &Kobayashi, 2009]或[Ishida&Stapells, 2009])；
[0007]3、迟诱发电位(例如参见[Dajani&Picton, 2006], [Massoud et al., 2011], [Ross, Tremblay&Picton, 2007]或[Ross, 2008])。
[0008]US2006100672A1涉及用于匹配双侧耳蜗植入物之间的音高信息以使患者的听音体验最大化的系统和方法。该系统通过利用虚拟电极允许第一耳蜗植入物的电极阵列与第二耳蜗植入物的电极阵列音高匹配，其使耳蜗刺激能处于电极阵列上的物理电极之间的位置处。第一电极阵列的至少一电极映射到第二电极阵列的虚拟电极。
[0009]US20090254149A1描述了耳蜗植入物运行的客观测度，其协调声信号和电信号传送给患者。声信号发展为到患者耳道的声刺激输入，电信号发展为到耳蜗植入物的耳蜗内电极的电刺激输入。之后测量患者对所传送的信号的诱发响应。
[0010]在本说明书中，双侧助听系统意于包括一对助听装置(第一和第二助听装置)，其适于分别佩戴在用户的左和右耳之处或之中，或者部分或完全植入在左和右耳处的头部中。该对助听装置可能没有在其间交换数据的能力。作为备选，该对助听装置可适于能在其间交换数据，“数据”为音频信号、控制信号(如频率分配图)、和/或其它参数(如每只耳朵中的信号之间的相对定时)。
【发明内容】
[0011]需要进行客观测度以评估双耳处理。
[0012]对于植入患者，用听觉诱发电位测度双耳处理可提供时间效率高和临床适当的手段从而确定向患者提供最佳双耳益处的时间和音质分布参数。我们提出通过记录诱发电位而客观测度双耳处理的系统。该系统通过刺激电极的改善的时间/位置匹配，使双侧或双峰患者能在语音感知和声源定位方面受到改善的益处。
[0013]本发明的实施例涉及测量用户对施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC，=>FFR-1PC)的频率跟随反应(FFR)。
[0014]本申请提供使能改善双侧植入Cl用户的拟合的测度。本发明的实施例在于提供客观测度以评估双侧耳蜗植入物助听系统中的处理。本发明还提供双侧助听系统中的双耳信号的匹配。本发明的另一目标在于提供更精确(客观)定义的匹配程序。
[0015]本发明根据所附权利要求书和下面的描述实施。
[0016]双侧助听系统
[0017]在本申请的一方面，本发明通过双侧助听系统实施，其包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个:
[0018]-适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及
[0019]-包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元；
[0020]该双侧助听系统还包括:
[0021]-一个或多个刺激单元，在助听系统的测试运行模式下，用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元。
[0022]该双侧助听系统还包括:
[0023]-记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及
[0024]-评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。
[0025]本发明的优点在于其提供用于确定双侧助听系统中双耳信号的感知质量的客观方案。
[0026]在本说明书中，术语“以使其能由用户感知为听觉信号的形式”包括“配置成提供用户听觉系统的电、机械或声刺激”，根据具体情况而定。
[0027]在本说明书中，术语对第一和/或第二电测试刺激信号的“生理反应”意为用户身体中因刺激信号诱发的反应。前述“生理”或“诱发”反应例如可通过记录电极捕获为来自用户神经系统的电位形式的神经反应或脑电波信号。记录电极可位于用户头部内部，或者外部电极附着到用户的(如头皮或耳道中)皮肤上。前述诱发反应例如可以是声学诱发电位(AEP)或电学诱发电位的形式，后者有时称为“电诱发听觉电位”(EAP)、电诱发复合动作电位(eCAP)、或电诱发听性脑干反应(eABR)。
[0028]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号中的每一个分别由相应的第一和第二刺激参数定义。
[0029]在特定测试运行模式下，控制单元优选可连接到一个或多个刺激单元。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号。在实施例中，控制单元配置成通过改变相应的第一和第二刺激参数而改变第一和/或第二电刺激信号。在实施例中，第一和/或第二电刺激信号的改变根据刺激信号的用户感知的客观测度进行。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号的开始。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号的开始时间的相互差。在实施例中，控制单元配置成改变第一和第二电刺激信号的开始的相互定时。在实施例中，控制单元适于使得相互定时的改变根据刺激信号的用户感知的客观测度进行。
[0030]在实施例中，控制单元连接到记录装置。在实施例中，控制单元配置成或修改第一刺激参数或修改第二刺激参数或者同时修改两个参数。
[0031]在实施例中，双侧助听系统包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置的相应输出单元。在实施例中，第一和第二助听装置通过同一处理单元控制。优选地，处理单元适于使各个(可能不同的)处理参数能应用于相应的第一和第二助听装置。在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个均包括处理单元，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号分别提供给第一和第二助听装置的输出单元。
[0032]在实施例中，控制单元完全或部分实施在第一和第二助听装置之一(如耳蜗植入装置)中的处理单元(如语音处理器)中。作为备选，控制单元可完全或部分实施在验配系统中或如记录单元的诊断设备中。
[0033]在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及提供处理后的电刺激信号。
[0034]在实施例中，双侧助听系统(如控制单元)配置成基于电测试刺激信号的用户感知的客观测度修改第一和/或第二助听装置的可配置处理参数。
[0035]在实施例中，控制单元配置成与第一和第二助听装置交换数据。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二助听装置的运行模式。在实施例中，第一和第二助听装置配置成能够至少以正常模式和测试模式运行。
[0036]在实施例中，记录单元可连接到或包括用于记录(获得)用户对第一和第二电刺激信号的生理反应的捕获系统。在实施例中，记录单元连接到或包括用户耳道中或头部中的电生理学捕获装置和/或位于头皮上的记录电极。在实施例中，电生理学装置配置成以模仿身体同侧、对侧或双侧刺激的同步方式记录患者的生理反应。在实施例中，电生理学装置包括外部捕获系统，其使用位于用户头皮上的记录电极记录小的电生理学信号(如ABR或EEG系统)。在实施例中，电生理学装置包括内部捕获系统，其为刺激装置的一部分(如eCAP测量系统)。在实施例中，电生理学装置包括植入的耳蜗外电极，例如参见US6428484。在实施例中，电生理学装置包括外部和内部捕获系统的组合。
[0037]在实施例中，双侧助听系统包括用户接口，其使用户能影响或控制助听系统(如控制单元)的功能，例如改变运行模式、开始刺激及随后记录诱发反应、选择刺激信号、查看客观测度结果、改变第一和/或第二助听装置的处理单元的处理参数等。
[0038]在实施例中，第一助听装置包括:
[0039]-适于植入在用户头部的身体同侧中的第一植入部分，该植入部分包括第一助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第一多通道电极阵列?’及
[0040]-第一电极控制单元，配置成使得第一多通道电极阵列中的特定电极被第一电测试刺激信号刺激。
[0041]在实施例中，第二助听装置包括:
[0042]-适于植入在用户头部的对侧中的第二植入部分，该植入部分包括第二助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第二多通道电极阵列?’及
[0043]-第二电极控制单元，配置成使得第二多通道电极阵列中的特定电极被第二电测试刺激信号刺激。
[0044]在实施例中，第二助听装置包括:
[0045]-适于位于用户头部对侧耳朵之中或之处的耳机，该耳机包括第二助听装置的输出单元，该输出单元适于将第二电测试刺激信号转换为输出声音并将该输出声音播放到用户耳朵内。
[0046]在实施例中，身体同侧上的(第一)助听装置为耳蜗植入型装置，及对侧上的(第二)助听装置为听觉脑干植入(ABI)装置。在实施例中，身体同侧上的(第一)助听装置为听觉脑干植入装置，及对侧上的(第二)助听装置为听觉脑干植入装置。
[0047]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号中的每一个包括脉冲序列。在实施例中，控制单元适于控制脉冲序列到达相应耳蜗植入助听装置的两个多通道阵列电极的相对定时，或者刺激声音(声音相位)和电脉冲序列(电相位)或相应的空气传导和耳蜗植入助听装置之间的相对定时。优选地，第一和第二电测试刺激信号分别通过第一和第二组刺激参数完全描述。在实施例中，控制单元配置成基于所记录的对每只耳朵的刺激的相对定时的定期快速跃迀的诱发生理反应更新刺激参数。作为备选，刺激参数可根据预定算法(如以预定步长经历同侧和对侧助听装置处呈现的信号之间的相对定时差范围)或自适应算法进行更新。作为例子，刺激可在两只耳朵中具有相同到达时间和一只耳朵中相对于另一只具有延迟的到达时间之间交替。因而可仿真不同值的耳间定时差。无论刺激是声刺激还是电刺激，均可应用该方案。在实施例中，控制单元配置成改变同侧或对侧情形分配给每一电极的频率分布的参数。在实施例中，控制单元配置成设定最小耳间时间差(ITD)以用于处理单元语音处理器将自动分配给声源的双耳处理。
[0048]在实施例中，双侧助听系统包括或可连接到验配系统，从而使能根据记录结果(客观测度)和验配方法中建立的算法修改第一和/或第二助听装置的处理器单元的参数。
[0049]里途
[0050]此外，本发明提供上面描述的、“【具 体实施方式】”中详细描述的及权利要求中限定的双侧助听系统的用途。在实施例中，提供在包括至少一具有多通道电极阵列的耳蜗植入助听装置的系统中的用途。在实施例中，提供在用于针对特定用户验配一对助听装置如一对耳蜗植入助听装置的验配系统中的用途。
[0051]方法
[0052]本申请还提供针对特定用户验配双侧助听系统的方法，双侧助听系统包括第一和第二助听装置，每一助听装置适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中，第一和第二助听装置中的每一个配置成使能用户听觉系统的电、机械或声刺激。该方法包括:
[0053]-产生给用户头部同侧的听觉系统的第一测试刺激(如由第一组参数定义)；
[0054]-产生给用户头部对侧的听觉系统的第二测试刺激(如由第二组参数定义)；
[0055]-记录用户对同侧、对侧或双侧刺激的生理反应?’及
[0056]-评估所记录的用户生理反应以提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。
[0057]当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“【具体实施方式】”中详细描述的及权利要求中限定的系统的部分或所有结构特征可与本发明方法的实施结合，反之亦然。方法的实施具有与对应系统一样的优点。
[0058]在实施例中，该方法包括基于所提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息(如所施加的第一和第二刺激的用户感知的客观测度)调整第一和第二助听装置的处理参数。
[0059]在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个包括耳蜗植入助听装置。在实施例中，第一助听装置包括耳蜗植入助听装置，及第二助听装置包括空气传导或骨导助听装置。
[0060]在实施例中，第一和第二刺激中的每一个包括(如电)脉冲序列。在实施例中，第一刺激包括电脉冲序列，第二刺激包括声脉冲序列。
[0061]在实施例中，由双耳信号产生的稳态听觉反应的强度或相位或者强度和相位用于评估双耳拟合参数的最优性。
[0062]在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的第二信号之间存在位置失配。在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的信号之间存在最小时延。在实施例中，前述最小时延随后用于修改双耳处理单元的拟合参数。在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的信号之间存在最大时延。在实施例中，前述最大时延随后用于修改双耳处理单元的拟合参数。
[0063]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号包括施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC)，及其中用户生理反应的记录包括记录对耳间相变的频率跟随反应(FFR-1PC)。在实施例中，第一和第二电测试刺激信号的载波信号的相位配置成在调制周期中产生最小量的离散IPC。
[0064]在实施例中，记录使用EEG获得。在实施例中，EEG系统具有两个通道或者三个以上通道。
[0065]在实施例中，评估所记录的用户对第一和第二测试刺激的生理反应的步骤包括基于所记录的反应提供第一和第二测试刺激的用户感知的客观测度及从该客观测度提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。
[0066]在实施例中，本发明方法包括修改对侧脉冲序列参数以“探宄”记录系统记录的反应。在本说明书中，“探宄”指依照每组参数之后记录的反应从先验知道的一组自适应修改参数对参数的迭代修改。
[0067]在实施例中，本发明方法包括修改第一脉冲序列的控制参数，其或依赖于所记录的反应或者不依赖于该反应。修改通过自适应程序或简单的参数探察程序的手段进行。
[0068]在实施例中，本发明方法包括修改患者的助听装置的处理单元(如语音处理器)的设置，与上面提及的方法的结果有关。
[0069]在实施例中，更新刺激参数的方法依赖于对每只耳朵的刺激的相对定时的定期快速跃迀的诱发生理反应。作为例子，刺激可在两只耳朵具有相同到达时间和一只耳朵相对于另一只具有延迟的到达时间之间交替。以与上面提出的方法一致的方式，可引入不同值的耳间定时差。无论刺激是声刺激还是电刺激，均可应用该方法。
[0070]定义
[0071]在本说明书中，“助听装置”指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置如听力仪器或有源耳朵保护装置或其它音频处理装置，其通过从用户环境接收声学信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。“助听装置”还指适于以电子方式接收音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵的装置如头戴式耳机或耳麦。听得见的信号例如可以下述形式提供:辐射到用户外耳内的声学信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声学信号、及直接或间接传到用户耳蜗神经的电信号。
[0072]助听装置可构造成以任何已知的方式进行佩戴，如安排在耳后的单元，具有将辐射的声信号导入耳道的管或具有安排成靠近耳道或位于耳道中的扬声器；整个或部分安排在耳廓和/或耳道中的单元；连到植入颅骨的固定装置的单元、整个或部分植入的单元等。助听装置可包括单一单元或几个彼此电子通信的单元。
[0073]更一般地，助听装置包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式(即有线或无线)接收输入音频信号的接收器、用于处理输入音频信号的信号处理电路、及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出装置。在一些助听装置中，放大器可构成信号处理电路。在一些助听装置中，输出装置可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构或液体传播的声信号的振动器。在一些助听装置中，输出装置可包括一个或多个用于提供电信号的输出电极。
[0074]在一些助听装置中，振动器可适于提供经皮或由皮传给颅骨的结构传播的声信号。在一些助听装置中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些助听装置中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些助听装置中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供在耳蜗液体中。在一些助听装置中，输出电极可植入在耳蜗中或植入在颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、听觉皮层、和/或大脑皮层的其它部分。
[0075]在实施例中，“助听装置”可包括一个以上输出单元如两个输出单元，例如用于将电信号转换为声学声音信号的输出变换器(或用于引起骨导的振动器)，及包括用于刺激耳蜗神经的一个或多个电极。这样的用于用户耳朵/耳蜗的组合声和电刺激的混合装置借助于经耳膜和中耳的刺激适合具有残留听力的用户，例如参见EP1522208A1。
[0076]“助听系统”指包括一个或两个助听装置的系统，及“双耳或双侧助听系统”指包括两个助听装置并适于向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。“双耳或双侧助听系统”在其间可以有也可没有交换数据的能力。在实施例中，“双耳或双侧助听系统”适于在第一和第二助听装置之间建立无线链路。作为备选或另外，“双耳或双侧助听系统”可包括第一和第二助听装置之间的有线连接，如植入在用户的头皮中，例如以结合两个耳蜗植入类型的助听装置。助听系统或双耳/双侧助听系统还可包括“辅助装置”，其与助听装置通信并影响和/或受益于助听装置的功能。辅助装置例如可以是遥控器、音频网关设备、移动电话(如智能电话)、广播系统、汽车音频系统或音乐播放器。助听装置、助听系统或双耳助听系统例如可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失、增强或保护正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。
[0077]本发明根据从属权利要求和本发明的详细描述进行实施。
[0078]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。
【附图说明】
[0079]本发明将在下面参考附图、结合优选实施方式进行更完全地说明。
[0080]图1a示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0081]图1b示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0082]图1c示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0083]图2a_2b示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的使用情况，其中图2a示出了包括两个电极阵列的实施例，每一耳蜗各一个；图2b示意性地示出了耳蜗中第一和第二多通道电极阵列位置失配的例子。
[0084]图3a_3b示出了双侧助听系统的两个实施例，其中图3a示出了包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置的系统，图3b示出了包括空气传导型助听装置和耳蜗植入型助听装置的系统。
[0085]图4a_4c示出了与包括脉冲序列的测试刺激信号有关的多个例子，其中图4a示出了包括调幅脉冲序列的测试刺激信号的实施例，图4b示出了通过脉冲序列的不同性质编码的突然相变的例子，及图4c示出了脉冲序列的三个性质，其可用于编码听觉稳态响应(ASSR)所必要的调制。
[0086]图5示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与确定测试信号在左和右耳处的感知之间的最小或最大时延有关。
[0087]图6示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与识别双侧耳蜗植入助听系统中的电极失配有关。
[0088]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。在所有附图中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。
[0089]通过下面给出的详细描述，本发明进一步的适用范围将显而易见。然而，应当理解，在详细描述和具体例子表明本发明优选实施例的同时，它们仅为说明目的给出。对于本领域的技术人员来说，从下面的详细描述可显而易见地得出其它实施方式。
【具体实施方式】
[0090]双侧耳蜗植入物(Cl)植入试图改善语音感知和恢复双耳处理。然而，几个因素可降低双侧植入的Cl用户的双耳性能。例如，每只耳朵中的通道之间的位置失配(例如参见图2b)或者电极-神经元界面变化对整体性能具有负作用。在单侧Cl用户可适应位置-频率失配的同时，正常听力(NH)听者中的刺激表明跨耳朵的位置失配损害语音感知且很难适应。
[0091]本发明涉及测量听觉系统/大脑对设计成模仿相对于听者耳朵从一侧移到另一侧的声学声音的信号的反应。这通过所提出的设计刺激信号的方法及伴随的测量方法实现。测量可通过拾取神经反应的外部或内部电极进行，如来自植入到耳蜗内的电极阵列的eCAP(如使用一电极用于刺激及另一电极用于记录eCAP反应)。作为备选，诊断仪器可用于拾取用户对刺激信号的反应。可在两只耳朵均给以电Cl刺激，或者在一只耳朵给以电Cl刺激及在另一只耳朵给以声学(或骨振动)刺激。
[0092]如果两个听力装置被同等地验配，对所施加的信号的反应为具有等于突然相变的时间段的周期性电生理学信号。由于突然耳间相变在稳定调制的每N周期出现，该时间段实际上为在刺激期间进行的恒定调制的分谐波，其中N为整数。另一方面，如果所施加的信号通过未拟合即未双耳匹配的通道(电极)，只有恒定调制的时间段(在整个刺激期间不变)将出现在所记录的信号中。
[0093]此外，必须注意，当两个通道(双耳)拟合(匹配)时，两只耳朵处施加的信号可被感知以感测从一侧到另一侧的移动。这仅在稳定调制足够慢且对客观测度工作并非必须做时才出现。可使用比双耳感知更快但仍然获得对应的双耳ASSR-1PC的稳定调制速率。变化位置的双耳感知已知为 慢知觉的对象，已知为双耳反应迟钝的现象。然而，当两只耳朵处施加的信号在两只耳朵处未被感知为一个信号时，即当通道未被双耳拟合时，测得的电生理学反应将不同，即为稳定调制速率下纯周期的。
[0094]最后，当在两只耳朵之间可获得多个双耳通道时，两个听力装置可被视为已进行(双耳)拟合，前述多个通道为所有装置通道的子集或者所有可能的双耳通道。
[0095]图1a-1c不同程度地示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的三个示意性图示的细节。
[0096]图1a示出了双侧助听系统HAS，包括控制单元CNT及第一和第二助听装置HAD1, HAD2。第一和第二助听装置适于位于用户U的耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中。助听装置HAD1，HAD2中的每一个分别包括输出单元0U1，0U2，适于将刺激信号以使其能由用户U感知为听觉信号的形式呈现给用户。该系统配置成在正常模式或测试模式下运行。在正常模式下，第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给其相应的输出单元0U1，0U2。双侧助听系统HAS还包括刺激单元STU，用于在测试模式下将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元OUl和0U2。第一和第二电测试刺激信号优选分别通过相应的第一和第二刺激参数定义。电测试刺激信号t-stiml, t-stim2 (或相应的刺激参数Stpl, Stp2)例如保存在刺激单元STU中(如图1a中所示)并受控于控制单元CNT转发给相应的第一和第二助听装置。双侧助听系统HAS还包括记录单元REC，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应，及包括在运行时连接到记录单元的评估单元EVU。评估单元EVU配置成分析所记录的用户生理反应并提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。记录单元REC包括具有记录电极ACQ的电生理学装置，记录电极如放在头皮上、耳道中或用户头部中。电生理学装置配置成记录用户身体(如大脑)中因电测试刺激信号t-stiml, t-stim2诱发的患者生理反应。记录电极例如可放在用户头皮上以记录小的电生理学信号(如适于拾取听性脑干反应(ABR)的EEG电极)。作为备选或另外，记录电极可植入在用户头部中，如植入在耳蜗之中或附近(以拾取eCAP)。在实施例中，刺激单元STU完全或部分位于第一和第二助听装置HAD1，HAD2中(参见虚线单元STU1，STU2)并在测试模式下电连接到相应的输出单元0U1，0U2以提供相应的电测试刺激信号t-stiml, t-stim2o
[0097]图1b示出了双侧助听系统HAS的第二实施例，其与图1a的实施例类似，但刺激单元STU分布为分别位于第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的单元STU1，STU2。第一刺激单元STUl配置成将第一电测试刺激信号(如由第一刺激参数Stpl定义)提供给第一输出单元0U1。类似地，第二刺激单元STU2配置成将第二电测试刺激信号(如由第二刺激参数Stp2定义)提供给第二输出单元0U2。第一和第二助听装置HAD1，HAD2包括相应的用于接收或提供电输入音频信号的输入单元IUl, IU2。输入单元在运行时连接到相应的处理单元PUl, PU2,其在正常运行模式下适于基于可配置的处理参数处理电输入音频信号(或源自其的信号)并将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置HAD1，HAD2的相应输出单元0U1，0U2。因此，在正常运行模式下，第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个配置成处理输入音频信号(来自相应输入单元IU1，IU2，如传声器或者电音频信号的有线或无线接收器)以将处理后的电刺激信号(如提供随频率而变的增益以补偿用户的听力受损)提供给其相应的输出单元0U1，0U2。输出单元适于将表示相应输入音频信号的输出刺激呈现给用户以感知为对应的(可能增强的)听觉信号。输出单元0U1，0U2中的至少一个(可能两个)可包括植入在用户头部中的多通道电极阵列从而使该多通道电极阵列的电极的电刺激能激活用户听觉系统的神经元以诱发大脑电位(参见图2a-3b)。输出单元0U1，0U2之一可包括用于将电刺激转换为声学声音信号的扬声器。作为备选，输出单元0U1，0U2之一可包括骨导振动器，用于将电刺激转换为用户骨头(如颅骨)的机械振动及通过用户大脑感知为声音信号。
[0098]双侧助听系统的多个不同的示例性配置包括:在一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为第二耳蜗植入物。两个植入物通过独立的处理器单元PUi控制。在另一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为第二耳蜗植入物。两个植入物通过共享的处理器单元控制。在又一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为向用户提供声学输入的助听器。在另一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，对侧上的刺激单元为听觉脑干植入物(ABI)。在又一实施例中，同侧上的刺激单元为听觉脑干植入物，对侧上的刺激单元为听觉脑干植入物(ABI)。在实施例中，记录装置为电生理学装置。
[0099]图1c示出了与图1a的实施例类似的双侧助听系统HAS的第二实施例，但其中控制单元CNT包括刺激单元STU。控制单元CNT还包括存储器单元MU，用于分别定义或产生第一和第二电测试刺激信号的刺激参数Stpl，Stp2保存于其中。控制单元CNT还包括评估单元EVU，其中进行所记录的用户生理反应的分析(或根据预定算法自动进行，或受控于操作员进行)以提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。控制单元CNT还包括使用户能影响或控制助听系统HAS的功能的用户接口 UI。用户接口 Π例如可使用户U (或另一人，如听觉病矫治专家或内科医生)能改变运行模式、开始刺激程序(启动测试刺激信号的发射)及随后记录诱发反应。用户接口 UI还可使能修改刺激信号(如来自多个预定刺激信号)以查看所得的、用户对测试刺激信号的感知的客观测度。在特定实施例中，用户接口 Π可使能修改第一和/或第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元的处理参数，如基于确定的客观测度的评估。控制单元CNT (如评估单元EVU)经信号crec (用于控制生理反应的记录的控制信号))和rec (表示用户的生理反应)与记录单元REC通信。记录单元REC包括从捕获电极ACQ接收输入或包括捕获电极ACQ的电生理学装置(其在测试模式下用于响应于测试刺激信号拾取诱发信号(电位))，该电极位于用户U的身体(如头部)之处或之中。
[0100]第一助听装置HADl (和第二助听装置HAD2)(中的每一个)包括正向通路，其包括向处理单元PUl (PU2)提供电输入信号einl(ein2)的输入单元IUl (IU2)，处理单元将处理后的信号psl (ps2)提供给选择单元SELl (SEL2)，选择单元将所得的电刺激信号estiml (estim2)提供给输出单元 OUl (0U2)。单元 IUi, PUi, SELi, OUi (i = I, 2)在运行时彼此连接以(在正常运行模式下)使输入音频信号能得以处理(根据用户需要增强)及作为由用户感知为听觉信号的刺激呈现给用户U。助听装置HADl的输出单元OUl被指明位于用户U的身体中(植入在头部中)，而助听装置HAD2的输出单元0U2被指明位于用户U的身体外面(如耳道之处或之中)。
[0101]第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个包括到控制单元的通信接口单元IF，从而使能在控制单元和每一助听装置之间交换数据(包括命令或控制信号，参见信号cnt-datl, cnt_dat2)。接口单元IF使控制单元CNT能控制双侧助听系统的运行模式，具体地，控制第一和第二助听装置HAD1，HAD2的运行模式。双侧助听系统HAS的运行模式可分别经第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的模式控制信号msell，msel2在测试模式和正常模式之间切换。在测试模式下，经通信接口单元IF从控制单元CNT接收的输入信号t-stiml和t-stim2分别被选择为第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的选择器单元SELl和SEL2的输出。在正常模式下，从处理单元PUl和PU2接收的输入信号psl和ps2分别被选择为第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的选择器单元SELl和SEL2的输出。
[0102]第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个还包括相应的存储器单元ΜΕΜ1,ΜΕΜ2ο用于分别确定第一和第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元PUl和PU2(的算法)的处理的多组处理参数Prp 1-1，Prp 1-2和Prp 1-2，Prp 2-2保存在相应存储器单元MEMl, MEM2中。存储器单元MBll和MEM2在运行时(分别经信号ppl和pp2)连接到相应处理单元PUl和TO2，从而使处理单元能访问所保存的处理参数组及用保存的一组参数交换当前的一组处理参数。这使第一和第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元PUl和PU2中当前使用的处理参数能由控制单元CNT经通信接口单元IF进行修改。作为备选，处理单元HJl和PU2中当前的处理参数组可根据评估单元的结果(用户对测试刺激信号的感知的客观测度)按预定方案进行改变。处理参数的修改可根据预定算法自动进行，如基于由评估单元从所记录的用户生理反应提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息(如基于客观测度)。作为备选或另外，处理参数的修改可基于所记录的用户生理反应的解释和/或客观测度经用户接口 Π进行。
[0103]图2a_2b示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的使用情况，其中图2a示出了包括两个电极阵列的实施例，每一耳蜗各一个；图2b示意性地示出了耳蜗中第一和第二多通道电极阵列位置失配的例子。
[0104]图2a中所示的双侧助听系统实施例包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置，每一装置包括具有植入在相应耳蜗神经内或附近的多通道电极阵列mCeal，mCea2的植入部分。如图2a中所示，第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2相对于所涉及的耳蜗或耳蜗神经并不同样或同等地定位。即，存在位置失配，在图2a中指明为Ax位置失配。如图2a中所示，在两个示意性示出的电极阵列mCeal，mCea2之间的纵向箭头处，耳蜗远端(图2a中的顶点)表示相对较低的频率(图2a中的低f)，而耳蜗近端(图2a中的基底)表示相对较高的频率(图2a中的高f)。如果不同且未进行补偿，失配将导致两个电极阵列的绝非最佳的刺激，因为计划用于同一频率范围(两只耳朵处耳蜗中毛细胞的同一相对位置)的刺激实际上用于刺激不同的频率范围，可能导致用户感知混乱。失配在图2b中进一步示意性示出，其中指明了第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2上的电极位置1,2，”.，9。物理失配被指明对应于两个相邻电极之间的基本距离的两倍(假定电极等距定位在载体上，但并不必须如此)。例如如果9个电极划分受激频率范围(如0-4kHz)，每一电极平均负责450Hz的带宽，从而“两个电极”的失配可引起受激频率范围相较于意图而言相当大的失配。
[0105]图2a中所示的双侧助听系统实施例还包括用于记录用户对测试刺激信号的生理反应的记录系统。该记录系统包括电连接到记录(或捕获)电极的记录单元REC，提供包括来自用户身体的诱发电位的信号rec0，recl，rec2，如脑电波信号。示出了了三个电极，一个为参考电极(在图2a中记为ACQ接地电极)。这些电极可以是外部电极或(作为备选)植入电极或其混合。两个记录电极(在图2a中记为ACQ外部记录电极)被指明位于用户头部上如头皮中(顶电极)和头内(左电极)。作为备选，这些电极可全部植入或全部位于外部。
[0106]施加到第一和第二多通道电极阵列mceal，mcea2的所选一对电极(如两个阵列上的电极I)的电测试刺激信号优选可包括结合图4a_4c所述的脉冲序列。用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应由记录电极记录，及信号recO, reel, rec2保存在记录单元REC中供随后分析。对于特定电极对，施加的刺激可自适应修改(或根据预定方案改变)以提供足够的数据从而推断是否检测到用户对特定电极对处的特定刺激的双耳感知。在优选实施例中，该方法基于记录对施加 在调幅刺激信号上的突然耳间相变的频率跟随反应(FFR-1PC)(参见图4a-4c)。相继的(相应)电极对随后可以同样的方式受激。如果检测到失配，可同时刺激新的电极对(如第一多通道电极阵列的电极I和第二多通道电极阵列的电极2)及可实现更好的电极对匹配，从而可获得电极对的最佳匹配。
[0107]图3a_3b示出了双侧助听系统的两个实施例，其中图3a示出了包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置的系统，图3b示出了包括空气传导型助听装置和耳蜗植入型助听装置的系统。
[0108]图3a中所示的双侧助听系统实施例类似于结合图2a所示和所述的实施例。该双侧助听系统包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置HAD1，HAD2，每一装置包括具有植入在相应耳蜗神经内或附近的多通道电极阵列mceal，mcea2的植入部分。每一助听装置还包括一个或多个外部部分，在此为适于位于用户U的耳朵后面的BTE部分及适于位于耳朵处的头部上的通信部分C0M，其处于使能建立到植入部分的(如无线)通信链路的位置(包括使能将刺激(或编码刺激)传到多通道电极阵列，可能使能将能量传到植入部分及可能使能将来自植入部分的数据(如神经反应(eCAP))接收在BTE部分中)。BTE和COM部分在此示为通过线缆电连接(图3a中的粗曲线连接)。如图中所示，第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2在相应耳蜗中的位置接近相应耳蜗神经(图3a中记为神经元)。从相应耳蜗神经(神经元)到大脑的听觉中心(初级听皮层，在图3a_3b中记为PAC)的神经连接由图3a-3b中的虚线指明。用于产生或定义给第一和第二助听装置HAD1，HAD2的相应输出单元的电测试刺激信号的刺激单元STU在图3a-3b中示出，参见从刺激单元STU到相应助听装置(的BTE部分)的信号t-stim-1，t-stim-2。记录单元REC从用户U接收对刺激信号的诱发反应。在图3a的实施例中，诱发反应由植入的记录电极记录，参见来自相应的第一和第二助听装置HAD1，HAD2的信号reel和rec2。在实施例中，记录电极位于第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2上(如当前刺激的电极附近)。
[0109]图3b中所示的双侧助听系统实施例与结合图3a所示和所述的实施例类似，除了第一助听装置HADl为基于空气传导的助听装置之外，其经耳鼓将刺激导向中耳(图3b中记为M-ear)和耳蜗。此外，记录电极被示为用户U头皮中的外部定位的电极ACQ。记录单元从三个记录电极接收信号recO, reel, rec2。在实施例中，位于头顶处的电极为参考电极(信号recO)。作为备选，记录电极可包括位于外部的电极和植入电极的混合(如使用第二(耳蜗植入型)助听装置HAD2的多通道阵列电极)。第一助听装置HADl的输出单元被指明为输出变换器0T，在此为用于将电刺激转换为输出声音的扬声器。作为备选，可包括骨导型助听装置的(可能骨锚式)振动器，用于将电刺激转换为由用户感知为听觉信号(声音)的骨振动。
[0110]在包括a)两个耳蜗植入型助听装置(图3a)或b)混合耳蜗植入型及空气或骨传导型助听装置(图3b)的双侧助听系统情形下，测试模式的目标相同。对于双侧助听系统的两个助听装置HAD1，HAD2，该目标是商定刺激方案使得在这些装置的工作频率范围的特定频率范围中的刺激(如20Hz-4kHz (或-6kHz或-8kHz或-1OkHz))同样由用户感知为同一频率范围(因为提供了双耳效应，其中空间线索可被感知，及语音可懂度增加)。
[0111]图4a_4c示出了与包括脉冲序列的测试刺激信号有关的多个例子。
[0112]图4a示出了测试刺激信号的实施例，其包括具有50Hz的恒定调幅速率的调幅脉冲序列及每两个调幅周期一突然耳间相变(即为25Hz的耳间相变速率)。这些突然耳间相变在调制周期期间调制信号具有最小强度的时间进行。在刺激期间发生稳定调制和反复的突然耳间相变。在此只示出了四个这样的稳定调制周期，同时只示出了一个耳间相变。
[0113]记录使用具有两个通道的EEG系统获得。操纵呈现给每只耳朵的载波信号的相位以在调制周期中产生最小量的离散IPC(IPC =耳间相变)。IPC在每只耳朵中对称性地相对，并具有在11°和135°之间范围的有效耳间相位差(iro)。IPC以三个不同速率(3.4、6.8和13.6切换)呈现，及载波使用几个速率(27-109HZ)调制。记录表明，频率跟随反应IPC(FFR-1PC)可从所有健康状况的所有参与者获得。然而，当IPC以6.8切换呈现时，信噪比(SNR)较大。平均地，对于在45°和90°之间范围中的IPD，FFR-1PC较大。总的来说，FFR-1PC随调制速率增加而增加。可以得出结论，在双侧验配的Cl用户中，FFR-1PC为适当的用于匹配跨耳电极的客观测度。
[0114]听觉诱发反应将因传送调幅刺激而引出，其中传给每只耳朵的刺激之间的相位差将在调制周期中最小限度的突然改变(参见图4a)。优选地，参数如其中相位差将保持恒定的调制周期数、相位宽度、刺激速率、耳间相位差和刺激振幅可配置，如经用户接口，及受控于研宄人员或临床医生或听觉病矫治专家，如经(验配)软件。
[0115]图4a示出了在双侧耳蜗植入物刺激情形下左和右耳(如第一和第二助听装置/输出单元)的刺激示例(振幅(-1和I之间的归一化刻度)对时间(秒，从O到0.8s，约4个调制周期))。在该例子中，呈现给每只耳朵的脉冲具有180°的耳间相位差，右耳在前两个调制周期超前。在两个调制周期之后(时间0.4s处的垂直线)，相位以最小调制量突然变为-180°。这可在图4a中观察到，其中左耳在两个调制周期之后超前(参见在时间=0.4s处的突然变化)。
[0116]刺激将以稳态方式呈现持续约Is的纪元(纪元为测试序列的时间长度，如图4a的4个周期)。纪元将以交替极性呈现，即对于每一纪元，脉冲的极性将颠倒，使得在对纪元求平均时电非自然信号将最小化。
[0117]HS
[0118]为匹配跨耳耳蜗内电极，诱发反应将通过将刺激(如图4a中所示)传给一只耳朵中的固定耳蜗内电极进行记录。第二刺激将在对侧耳朵中传给几个可能的电极之一。
[0119]第二电极的选择将自适应，基于下面阐述的对分方法。
[0120]因而，对于一只耳朵中的特定静态电极，将取得三个记录，每一个来自对侧耳朵中的不同电极(如电极1、5和9，可能包含整个阵列)。从这三个记录，新的子区间将通过从三个电极中确定出展现最大振幅响应的两个电极而一分为二。之后，将从新确定的子区间中间的电极(如电极7)取得新的记录。该程序将重复，直到确定最佳位置为止，即电极展现最大诱发反应。
[0121]该验配程序将重复三次，使用第一耳朵中的三个不同固定电极位置。更具体地，静态耳蜗内电极的位置将覆盖耳蜗中的顶点、中间和基底位置。因此，该程序将提供两个电极阵列的偏移量的三个估计量。应注意，当固定电极与对侧耳朵中的电极不物理上匹配时，验配将代替匹配对侧耳朵中的最近电极。该概念在图2b中示出。尽管明显偏移，静态电极1(红阵列)将与对侧的同一电极匹配。通过从固定电极5和9测量，对侧耳朵中的匹配电极分别为电极3和7。仅在这两种情形下偏移变得明显。因此，物理偏移的估计将通过对两个最大的电极偏移量求平均而进行计算。
[0122]示例性记录参数:
[0123]-生物学量值(频率)响应:100- 500nV
[0124]-刺激速率:载波可在O到lOOOpps之间的范围；
[0125]-纪元长度:其可根据所希望的频率分辨率变化。通常，希望<1Ηζ的频率分辨率。这对于双耳交互作用特别重要，因为我们寻找的信号低于20Hz。因而，低频率分辨率将导致有噪声的频率窗口。如果刺激参数可在记录纪元中拟合(使得刺激和调制的时间段为纪元的整数倍)，则平均记录的纪元可潜在地级联以产生更长的扫描从而提高频率分辨率。然而，在级联纪元之前需要消除非自然信号。在任何情形下，将需要连续保存时间窗口(纪元)，对于l-2Hz信号，这使能节约全周期，即500和100ms之间。
[0126]-典型配置:参考电极cz，活动电极同侧或对侧。接地可放在锁骨上或别处。
[0127]-非自然信号拒绝:交替极性加脉冲消隐。由于我们对静止反应感兴趣，我们需要测量被电脉冲重叠的生物反应。因此，交替极性和消隐有利于观察生物反应。
[0128]-放大器:最好使用DC放大器以防止因电脉冲滤波引起的非自然信号(参见[Hofmann ；2010])。
[0129]-采样速率:越高越好，因为我们需要消隐电脉冲。建议Fs>>16kHz。
[0130]-1ro/ITD值:可能需要导致ITD>100 μ s的IPD (其已被报告为Cl用户的阈值，参见[Van Hoesel, 2007])。
[0131]图4b示出了突然耳间相变的例子，同时脉冲序列的周期性调制或为脉幅调制(PAM)或为脉宽调制(PWM)。载波脉冲序列的周期性调制可通过脉冲序列的不同性质进行编码。
[0132]图4c示出了脉冲序列的三个性质，其可用于编码听觉稳态响应(ASSR)必要的调制。在电听力中，感知的声音电平已知随脉冲振幅的调制改变，或其持续时间或其脉冲形状(阳极与阴极相位的时间/振幅比)。这些参数中的每一个提供感知强度的可能调制。对于每一参数，稳定调制在该通道的动态范围中的最低可感知水平和另一水平之间变化。在最低可感知水平时(如调幅中的零振幅，参见图4a)，耳间相位的突然变化将产生双耳“合并”刺激消失及在另一位置重新出现的印象。
[0133]图5示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与确定测试信号在左和右耳处的感知之间的最小或最大时延有关。第一和第二助听装置属于耳蜗植入型，包括具有植入在相应耳蜗内或附近的相应第一和第二多通道电极阵列的植入部分，如图3a中所示。该方法假定包括第一和第二输出单元的双侧助听系统在运行时分别安装在用户的左和右耳处，及系统处于测试模式，其中用于施加电测试刺激信号的刺激单元连接到第一和第二助听装置的相应输出单元(多通道电极阵列)。该方法包括下述步骤:
[0134]开始。
[0135]S1:选择一对将要测试的电极进行匹配，该对电极分别来自第一和第二多通道电极阵列。
[0136]S2a:选择第一和第二电测试刺激信号。设定第一和第二电测试刺激信号之间的起始时延D。
[0137]S2b:将所选的第一和第二电测试刺激信号施加到第一和第二输出单元，两个信号之间具有时延D。
[0138]S2c:在+D和-D之间周期性交替时延。
[0139]S3:记录用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应(图5中未示出，隐含在Ql中)。
[0140]Ql:可从所记录的电生理学反应提取到周期性稳态分量？
[0141]Qla:如果否，去到步骤S4:根据预定或自适应算法改变时延D。去到步骤S2b。
[0142]Qlb:如果是，去到步骤S5:确定可从所记录的反应提取到周期性稳态分量的最小和/或最大时延(检测到双耳处理)。去到Q2。
[0143]Q2:所有相应电极对均已匹配？
[0144]Q2a:如果否，去到步骤SI。
[0145]Q2b:如果是，结束。
[0146]多个不同的、记录用户对施加的刺激信号的反应的方法可用，通常为某类脑电波信号映射的形式，如基于因神经元活动引起的电压波动(如EEG(脑电描记术)、eCAP测量)或者磁场(如MEG (脑磁描记术))或磁共振(MR)或核磁共振(NMR)。
[0147]图6示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与识别双侧耳蜗植入助听系统中的电极失配有关。图6中例示的方法采用与结合图5所提及一样的开始条件。该方法包括下述步骤:
[0148]开始。
[0149]S1:设定电极选择参数k = O。
[0150]S2:选择第一多通道电极阵列中的电极i。
[0151]S3:选择第二 多通道电极阵列中的电极j，j = i+ko
[0152]S4a:选择第一和第二电测试刺激信号。设定第一和第二电测试刺激信号之间的时延D0
[0153]S4b:将所选的第一和第二电测试刺激信号施加到第一和第二输出单元，两个信号之间具有时延D。
[0154]S4c:在+D和-D之间周期性交替时延。
[0155]S5:记录用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应(图6中未示出，隐含在Ql中)。
[0156]Ql:可从所记录的电生理学反应提取到周期性稳态分量？
[0157]Qla:如果否，去到步骤S6:根据预定算法改变电极选择参数k，如k = k+n.(_1)n，其中η为试验数。去到步骤S3。
[0158]Qlb:如果是，去到步骤S7:当前电极可被匹配。去到Q2。
[0159]Q2:所有相应电极对均已匹配？
[0160]Q2a:如果否，去到步骤SI (i = i+Ι)。
[0161]Q2b:如果是，结束。
[0162]本发明由独立权利要求的特征限定。从属权利要求限定优选实施方式。权利要求中的任何附图标记不用于限定保护范围。
[0163]一些优选实施方式已经在前面进行了说明，但是应当强调的是，本发明不受这些实施方式的限制，而是可以权利要求限定的主题内的其它方式实现。
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[0175].[Ross ;2008]Ross，B.(2008).A novel type of auditory responses: temporaldynamics of 40~Hz steady-state responses induced by changes in soundlocalizat1n.Journal of Neurophys1logy, 100(3)，1265 - 77.
[0176]# [Ross, Tremb I ay&Pi c ton ；2007] Ross, B.，Tremblay, K.L.，&Picton，T.W.(2007).Phys1logical detect1n of interaural phase differences.The Journal ofthe Acoustical Society of America, 121 (2), p.1017.
[0177]# [Smith and Delguttej 2008]
[0178]# [Van Hoeselj 2007].
【主权项】
1.一种双侧助听系统，包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个: -适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及 -包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元; 所述双侧助听系统还包括: -一个或多个刺激单元，在所述助听系统的测试运行模式下，其用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元； -记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及-评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供用户对电测试刺激信号的感知的客观测度。2.根据权利要求1所述的双侧助听系统，其中所述控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号。3.根据权利要求1或2所述的双侧助听系统，包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置的相应输出单元。4.根据权利要求1-3任一所述的双侧助听系统，其中所述控制单元适于基于所述刺激信号的用户感知的所述客观测度修改第一和第二电测试刺激信号。5.根据权利要求3或4所述的双侧助听系统，配置成基于所述测试刺激信号的用户感知的所述客观测度修改第一和/或第二助听装置的所述可配置的处理参数。6.根据权利要求1-5任一所述的双侧助听系统，其中第一助听装置包括: -适于植入在用户头部的同侧中的第一植入部分，该植入部分包括第一助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第一多通道电极阵列；及 -第一电极控制单元，配置成使得第一多通道电极阵列中的特定电极被第一电测试刺激信号刺激。7.根据权利要求6所述的双侧助听系统，其中第二助听装置包括: -适于植入在用户头部的对侧中的第二植入部分，该植入部分包括第二助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第二多通道电极阵列；及 -第二电极控制单元，配置成使得第二多通道电极阵列中的特定电极被第二电测试刺激信号刺激。8.根据权利要求6所述的双侧助听系统，其中第二助听装置包括: -适于位于用户头部对侧耳朵之中或之处的耳机，该耳机包括第二助听装置的输出单元，该输出单元适于将第二电测试刺激信号转换为输出声音并将所述输出声音播放到用户耳朵内。9.针对特定用户验配双侧助听系统的方法，所述双侧助听系统包括第一和第二助听装置，每一助听装置适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中，第一和第二助听装置中的每一个配置成使能用户听觉系统的电、机械或声刺激，所述方法包括: -产生给用户头部同侧的听觉系统的第一测试刺激； -产生给用户头部对侧的听觉系统的第二测试刺激； -记录用户对同侧、对侧或双侧刺激的生理反应；及 -评估所记录的用户生理反应以提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。10.根据权利要求9所述的方法，包括基于所提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息调整第一和第二助听装置的处理参数。11.根据权利要求9或10所述的方法，其中第一和第二助听装置中的每一个包括耳蜗植入助听装置。12.根据权利要求9-11任一所述的方法，其中第一和第二测试刺激中的每一个包括脉冲序列。13.根据权利要求9-12任一所述的方法，其中由第一和第二测试刺激产生的稳态听觉反应的强度或相位或者强度及相位用于评估双耳拟合参数的最优性。14.根据权利要求9-13任一所述的方法，其中第一和第二测试刺激包括施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC)，及其中用户生理反应的记录包括记录对所述耳间相变的频率跟随反应。15.根据权利要求14所述的方法，其中第一和第二测试刺激的载波信号的相位配置成在调制周期中产生最小量的离散IPC。
【专利摘要】本发明公开了双侧助听系统及验配双侧助听系统的方法，其中双侧助听系统包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个：适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元；所述双侧助听系统还包括：一个或多个刺激单元，在所述助听系统的测试运行模式下，其用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元；记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供用户对电测试刺激信号的感知的客观测度。
【IPC分类】A61F11/00
【公开号】CN104905909
【申请号】CN201510107013
【发明人】J·劳丹斯基, J·A·昂度拉格, N·哈伍德, T·马奎尔德, D·麦克阿尔潘
【申请人】奥迪康医疗有限公司, 伦敦大学学院
【公开日】2015年9月16日
【申请日】2015年3月11日
【公告号】EP2919483A1, US20150264492
【技术领域】
[0001]本申请涉及助听装置的验配，尤其涉及包括植入的多通道电极阵列的前述装置。本发明具体涉及双侧助听系统和测量对双侧刺激的生理反应的方法。
[0002]本申请还涉及验配系统和验配双侧助听系统的方法，尤其涉及包括至少一耳蜗植入助听装置的系统。
[0003]本发明的实施例如可用在包括耳蜗植入物的助听装置的验配应用中。
【背景技术】
[0004]听力受损的患者可能被提议将刺激多通道电极阵列植入每一耳蜗内(双侧植入)或者将单耳蜗植入物与对侧耳朵中的助听器结合(双峰系统)。在两种情形下，通过双耳刺激，患者可体验改善的语音感知和声源定位(相对于单边刺激/听觉)。最近的研宄表明，如果进入的声音刺激两只耳朵中沿耳蜗的类似位置，使用双侧或双峰系统的患者将受到双耳听觉的最大益处。在双侧植入的情形下，这意味着声音将刺激一对良好匹配的电极(即左和右耳中的响应电极中的每一个将刺激相当的耳蜗区域)。来自正常听力听者的研宄或动物模型中的电刺激表明听觉诱发电位可用于测量双耳处理。概括地，已测量三种不同类型的双耳响应:
[0005]1、双耳交互作用分量(例如参见[Dobie&Norton, 1980], [Riedel&Kollmeier, 2006], [Smith and Delgutte, 2008], [He, Brown, Mbbas, 2012],或[Fowler&Horn, 2012])；
[0006]2、听觉稳态响应(例如参见[Maki, Kawase, &Kobayashi, 2009]或[Ishida&Stapells, 2009])；
[0007]3、迟诱发电位(例如参见[Dajani&Picton, 2006], [Massoud et al., 2011], [Ross, Tremblay&Picton, 2007]或[Ross, 2008])。
[0008]US2006100672A1涉及用于匹配双侧耳蜗植入物之间的音高信息以使患者的听音体验最大化的系统和方法。该系统通过利用虚拟电极允许第一耳蜗植入物的电极阵列与第二耳蜗植入物的电极阵列音高匹配，其使耳蜗刺激能处于电极阵列上的物理电极之间的位置处。第一电极阵列的至少一电极映射到第二电极阵列的虚拟电极。
[0009]US20090254149A1描述了耳蜗植入物运行的客观测度，其协调声信号和电信号传送给患者。声信号发展为到患者耳道的声刺激输入，电信号发展为到耳蜗植入物的耳蜗内电极的电刺激输入。之后测量患者对所传送的信号的诱发响应。
[0010]在本说明书中，双侧助听系统意于包括一对助听装置(第一和第二助听装置)，其适于分别佩戴在用户的左和右耳之处或之中，或者部分或完全植入在左和右耳处的头部中。该对助听装置可能没有在其间交换数据的能力。作为备选，该对助听装置可适于能在其间交换数据，“数据”为音频信号、控制信号(如频率分配图)、和/或其它参数(如每只耳朵中的信号之间的相对定时)。
【发明内容】
[0011]需要进行客观测度以评估双耳处理。
[0012]对于植入患者，用听觉诱发电位测度双耳处理可提供时间效率高和临床适当的手段从而确定向患者提供最佳双耳益处的时间和音质分布参数。我们提出通过记录诱发电位而客观测度双耳处理的系统。该系统通过刺激电极的改善的时间/位置匹配，使双侧或双峰患者能在语音感知和声源定位方面受到改善的益处。
[0013]本发明的实施例涉及测量用户对施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC，=>FFR-1PC)的频率跟随反应(FFR)。
[0014]本申请提供使能改善双侧植入Cl用户的拟合的测度。本发明的实施例在于提供客观测度以评估双侧耳蜗植入物助听系统中的处理。本发明还提供双侧助听系统中的双耳信号的匹配。本发明的另一目标在于提供更精确(客观)定义的匹配程序。
[0015]本发明根据所附权利要求书和下面的描述实施。
[0016]双侧助听系统
[0017]在本申请的一方面，本发明通过双侧助听系统实施，其包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个:
[0018]-适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及
[0019]-包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元；
[0020]该双侧助听系统还包括:
[0021]-一个或多个刺激单元，在助听系统的测试运行模式下，用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元。
[0022]该双侧助听系统还包括:
[0023]-记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及
[0024]-评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。
[0025]本发明的优点在于其提供用于确定双侧助听系统中双耳信号的感知质量的客观方案。
[0026]在本说明书中，术语“以使其能由用户感知为听觉信号的形式”包括“配置成提供用户听觉系统的电、机械或声刺激”，根据具体情况而定。
[0027]在本说明书中，术语对第一和/或第二电测试刺激信号的“生理反应”意为用户身体中因刺激信号诱发的反应。前述“生理”或“诱发”反应例如可通过记录电极捕获为来自用户神经系统的电位形式的神经反应或脑电波信号。记录电极可位于用户头部内部，或者外部电极附着到用户的(如头皮或耳道中)皮肤上。前述诱发反应例如可以是声学诱发电位(AEP)或电学诱发电位的形式，后者有时称为“电诱发听觉电位”(EAP)、电诱发复合动作电位(eCAP)、或电诱发听性脑干反应(eABR)。
[0028]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号中的每一个分别由相应的第一和第二刺激参数定义。
[0029]在特定测试运行模式下，控制单元优选可连接到一个或多个刺激单元。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号。在实施例中，控制单元配置成通过改变相应的第一和第二刺激参数而改变第一和/或第二电刺激信号。在实施例中，第一和/或第二电刺激信号的改变根据刺激信号的用户感知的客观测度进行。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号的开始。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号的开始时间的相互差。在实施例中，控制单元配置成改变第一和第二电刺激信号的开始的相互定时。在实施例中，控制单元适于使得相互定时的改变根据刺激信号的用户感知的客观测度进行。
[0030]在实施例中，控制单元连接到记录装置。在实施例中，控制单元配置成或修改第一刺激参数或修改第二刺激参数或者同时修改两个参数。
[0031]在实施例中，双侧助听系统包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置的相应输出单元。在实施例中，第一和第二助听装置通过同一处理单元控制。优选地，处理单元适于使各个(可能不同的)处理参数能应用于相应的第一和第二助听装置。在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个均包括处理单元，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号分别提供给第一和第二助听装置的输出单元。
[0032]在实施例中，控制单元完全或部分实施在第一和第二助听装置之一(如耳蜗植入装置)中的处理单元(如语音处理器)中。作为备选，控制单元可完全或部分实施在验配系统中或如记录单元的诊断设备中。
[0033]在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及提供处理后的电刺激信号。
[0034]在实施例中，双侧助听系统(如控制单元)配置成基于电测试刺激信号的用户感知的客观测度修改第一和/或第二助听装置的可配置处理参数。
[0035]在实施例中，控制单元配置成与第一和第二助听装置交换数据。在实施例中，控制单元配置成控制第一和第二助听装置的运行模式。在实施例中，第一和第二助听装置配置成能够至少以正常模式和测试模式运行。
[0036]在实施例中，记录单元可连接到或包括用于记录(获得)用户对第一和第二电刺激信号的生理反应的捕获系统。在实施例中，记录单元连接到或包括用户耳道中或头部中的电生理学捕获装置和/或位于头皮上的记录电极。在实施例中，电生理学装置配置成以模仿身体同侧、对侧或双侧刺激的同步方式记录患者的生理反应。在实施例中，电生理学装置包括外部捕获系统，其使用位于用户头皮上的记录电极记录小的电生理学信号(如ABR或EEG系统)。在实施例中，电生理学装置包括内部捕获系统，其为刺激装置的一部分(如eCAP测量系统)。在实施例中，电生理学装置包括植入的耳蜗外电极，例如参见US6428484。在实施例中，电生理学装置包括外部和内部捕获系统的组合。
[0037]在实施例中，双侧助听系统包括用户接口，其使用户能影响或控制助听系统(如控制单元)的功能，例如改变运行模式、开始刺激及随后记录诱发反应、选择刺激信号、查看客观测度结果、改变第一和/或第二助听装置的处理单元的处理参数等。
[0038]在实施例中，第一助听装置包括:
[0039]-适于植入在用户头部的身体同侧中的第一植入部分，该植入部分包括第一助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第一多通道电极阵列?’及
[0040]-第一电极控制单元，配置成使得第一多通道电极阵列中的特定电极被第一电测试刺激信号刺激。
[0041]在实施例中，第二助听装置包括:
[0042]-适于植入在用户头部的对侧中的第二植入部分，该植入部分包括第二助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第二多通道电极阵列?’及
[0043]-第二电极控制单元，配置成使得第二多通道电极阵列中的特定电极被第二电测试刺激信号刺激。
[0044]在实施例中，第二助听装置包括:
[0045]-适于位于用户头部对侧耳朵之中或之处的耳机，该耳机包括第二助听装置的输出单元，该输出单元适于将第二电测试刺激信号转换为输出声音并将该输出声音播放到用户耳朵内。
[0046]在实施例中，身体同侧上的(第一)助听装置为耳蜗植入型装置，及对侧上的(第二)助听装置为听觉脑干植入(ABI)装置。在实施例中，身体同侧上的(第一)助听装置为听觉脑干植入装置，及对侧上的(第二)助听装置为听觉脑干植入装置。
[0047]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号中的每一个包括脉冲序列。在实施例中，控制单元适于控制脉冲序列到达相应耳蜗植入助听装置的两个多通道阵列电极的相对定时，或者刺激声音(声音相位)和电脉冲序列(电相位)或相应的空气传导和耳蜗植入助听装置之间的相对定时。优选地，第一和第二电测试刺激信号分别通过第一和第二组刺激参数完全描述。在实施例中，控制单元配置成基于所记录的对每只耳朵的刺激的相对定时的定期快速跃迀的诱发生理反应更新刺激参数。作为备选，刺激参数可根据预定算法(如以预定步长经历同侧和对侧助听装置处呈现的信号之间的相对定时差范围)或自适应算法进行更新。作为例子，刺激可在两只耳朵中具有相同到达时间和一只耳朵中相对于另一只具有延迟的到达时间之间交替。因而可仿真不同值的耳间定时差。无论刺激是声刺激还是电刺激，均可应用该方案。在实施例中，控制单元配置成改变同侧或对侧情形分配给每一电极的频率分布的参数。在实施例中，控制单元配置成设定最小耳间时间差(ITD)以用于处理单元语音处理器将自动分配给声源的双耳处理。
[0048]在实施例中，双侧助听系统包括或可连接到验配系统，从而使能根据记录结果(客观测度)和验配方法中建立的算法修改第一和/或第二助听装置的处理器单元的参数。
[0049]里途
[0050]此外，本发明提供上面描述的、“【具 体实施方式】”中详细描述的及权利要求中限定的双侧助听系统的用途。在实施例中，提供在包括至少一具有多通道电极阵列的耳蜗植入助听装置的系统中的用途。在实施例中，提供在用于针对特定用户验配一对助听装置如一对耳蜗植入助听装置的验配系统中的用途。
[0051]方法
[0052]本申请还提供针对特定用户验配双侧助听系统的方法，双侧助听系统包括第一和第二助听装置，每一助听装置适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中，第一和第二助听装置中的每一个配置成使能用户听觉系统的电、机械或声刺激。该方法包括:
[0053]-产生给用户头部同侧的听觉系统的第一测试刺激(如由第一组参数定义)；
[0054]-产生给用户头部对侧的听觉系统的第二测试刺激(如由第二组参数定义)；
[0055]-记录用户对同侧、对侧或双侧刺激的生理反应?’及
[0056]-评估所记录的用户生理反应以提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。
[0057]当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“【具体实施方式】”中详细描述的及权利要求中限定的系统的部分或所有结构特征可与本发明方法的实施结合，反之亦然。方法的实施具有与对应系统一样的优点。
[0058]在实施例中，该方法包括基于所提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息(如所施加的第一和第二刺激的用户感知的客观测度)调整第一和第二助听装置的处理参数。
[0059]在实施例中，第一和第二助听装置中的每一个包括耳蜗植入助听装置。在实施例中，第一助听装置包括耳蜗植入助听装置，及第二助听装置包括空气传导或骨导助听装置。
[0060]在实施例中，第一和第二刺激中的每一个包括(如电)脉冲序列。在实施例中，第一刺激包括电脉冲序列，第二刺激包括声脉冲序列。
[0061]在实施例中，由双耳信号产生的稳态听觉反应的强度或相位或者强度和相位用于评估双耳拟合参数的最优性。
[0062]在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的第二信号之间存在位置失配。在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的信号之间存在最小时延。在实施例中，前述最小时延随后用于修改双耳处理单元的拟合参数。在实施例中，稳态电生理学反应表明第一耳朵中的测试信号和对侧耳朵中的信号之间存在最大时延。在实施例中，前述最大时延随后用于修改双耳处理单元的拟合参数。
[0063]在实施例中，第一和第二电测试刺激信号包括施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC)，及其中用户生理反应的记录包括记录对耳间相变的频率跟随反应(FFR-1PC)。在实施例中，第一和第二电测试刺激信号的载波信号的相位配置成在调制周期中产生最小量的离散IPC。
[0064]在实施例中，记录使用EEG获得。在实施例中，EEG系统具有两个通道或者三个以上通道。
[0065]在实施例中，评估所记录的用户对第一和第二测试刺激的生理反应的步骤包括基于所记录的反应提供第一和第二测试刺激的用户感知的客观测度及从该客观测度提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。
[0066]在实施例中，本发明方法包括修改对侧脉冲序列参数以“探宄”记录系统记录的反应。在本说明书中，“探宄”指依照每组参数之后记录的反应从先验知道的一组自适应修改参数对参数的迭代修改。
[0067]在实施例中，本发明方法包括修改第一脉冲序列的控制参数，其或依赖于所记录的反应或者不依赖于该反应。修改通过自适应程序或简单的参数探察程序的手段进行。
[0068]在实施例中，本发明方法包括修改患者的助听装置的处理单元(如语音处理器)的设置，与上面提及的方法的结果有关。
[0069]在实施例中，更新刺激参数的方法依赖于对每只耳朵的刺激的相对定时的定期快速跃迀的诱发生理反应。作为例子，刺激可在两只耳朵具有相同到达时间和一只耳朵相对于另一只具有延迟的到达时间之间交替。以与上面提出的方法一致的方式，可引入不同值的耳间定时差。无论刺激是声刺激还是电刺激，均可应用该方法。
[0070]定义
[0071]在本说明书中，“助听装置”指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置如听力仪器或有源耳朵保护装置或其它音频处理装置，其通过从用户环境接收声学信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。“助听装置”还指适于以电子方式接收音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵的装置如头戴式耳机或耳麦。听得见的信号例如可以下述形式提供:辐射到用户外耳内的声学信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声学信号、及直接或间接传到用户耳蜗神经的电信号。
[0072]助听装置可构造成以任何已知的方式进行佩戴，如安排在耳后的单元，具有将辐射的声信号导入耳道的管或具有安排成靠近耳道或位于耳道中的扬声器；整个或部分安排在耳廓和/或耳道中的单元；连到植入颅骨的固定装置的单元、整个或部分植入的单元等。助听装置可包括单一单元或几个彼此电子通信的单元。
[0073]更一般地，助听装置包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式(即有线或无线)接收输入音频信号的接收器、用于处理输入音频信号的信号处理电路、及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出装置。在一些助听装置中，放大器可构成信号处理电路。在一些助听装置中，输出装置可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构或液体传播的声信号的振动器。在一些助听装置中，输出装置可包括一个或多个用于提供电信号的输出电极。
[0074]在一些助听装置中，振动器可适于提供经皮或由皮传给颅骨的结构传播的声信号。在一些助听装置中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些助听装置中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些助听装置中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供在耳蜗液体中。在一些助听装置中，输出电极可植入在耳蜗中或植入在颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、听觉皮层、和/或大脑皮层的其它部分。
[0075]在实施例中，“助听装置”可包括一个以上输出单元如两个输出单元，例如用于将电信号转换为声学声音信号的输出变换器(或用于引起骨导的振动器)，及包括用于刺激耳蜗神经的一个或多个电极。这样的用于用户耳朵/耳蜗的组合声和电刺激的混合装置借助于经耳膜和中耳的刺激适合具有残留听力的用户，例如参见EP1522208A1。
[0076]“助听系统”指包括一个或两个助听装置的系统，及“双耳或双侧助听系统”指包括两个助听装置并适于向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。“双耳或双侧助听系统”在其间可以有也可没有交换数据的能力。在实施例中，“双耳或双侧助听系统”适于在第一和第二助听装置之间建立无线链路。作为备选或另外，“双耳或双侧助听系统”可包括第一和第二助听装置之间的有线连接，如植入在用户的头皮中，例如以结合两个耳蜗植入类型的助听装置。助听系统或双耳/双侧助听系统还可包括“辅助装置”，其与助听装置通信并影响和/或受益于助听装置的功能。辅助装置例如可以是遥控器、音频网关设备、移动电话(如智能电话)、广播系统、汽车音频系统或音乐播放器。助听装置、助听系统或双耳助听系统例如可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失、增强或保护正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。
[0077]本发明根据从属权利要求和本发明的详细描述进行实施。
[0078]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。
【附图说明】
[0079]本发明将在下面参考附图、结合优选实施方式进行更完全地说明。
[0080]图1a示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0081]图1b示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0082]图1c示意性地示出了根据本发明实施例的双侧助听系统。
[0083]图2a_2b示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的使用情况，其中图2a示出了包括两个电极阵列的实施例，每一耳蜗各一个；图2b示意性地示出了耳蜗中第一和第二多通道电极阵列位置失配的例子。
[0084]图3a_3b示出了双侧助听系统的两个实施例，其中图3a示出了包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置的系统，图3b示出了包括空气传导型助听装置和耳蜗植入型助听装置的系统。
[0085]图4a_4c示出了与包括脉冲序列的测试刺激信号有关的多个例子，其中图4a示出了包括调幅脉冲序列的测试刺激信号的实施例，图4b示出了通过脉冲序列的不同性质编码的突然相变的例子，及图4c示出了脉冲序列的三个性质，其可用于编码听觉稳态响应(ASSR)所必要的调制。
[0086]图5示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与确定测试信号在左和右耳处的感知之间的最小或最大时延有关。
[0087]图6示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与识别双侧耳蜗植入助听系统中的电极失配有关。
[0088]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。在所有附图中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。
[0089]通过下面给出的详细描述，本发明进一步的适用范围将显而易见。然而，应当理解，在详细描述和具体例子表明本发明优选实施例的同时，它们仅为说明目的给出。对于本领域的技术人员来说，从下面的详细描述可显而易见地得出其它实施方式。
【具体实施方式】
[0090]双侧耳蜗植入物(Cl)植入试图改善语音感知和恢复双耳处理。然而，几个因素可降低双侧植入的Cl用户的双耳性能。例如，每只耳朵中的通道之间的位置失配(例如参见图2b)或者电极-神经元界面变化对整体性能具有负作用。在单侧Cl用户可适应位置-频率失配的同时，正常听力(NH)听者中的刺激表明跨耳朵的位置失配损害语音感知且很难适应。
[0091]本发明涉及测量听觉系统/大脑对设计成模仿相对于听者耳朵从一侧移到另一侧的声学声音的信号的反应。这通过所提出的设计刺激信号的方法及伴随的测量方法实现。测量可通过拾取神经反应的外部或内部电极进行，如来自植入到耳蜗内的电极阵列的eCAP(如使用一电极用于刺激及另一电极用于记录eCAP反应)。作为备选，诊断仪器可用于拾取用户对刺激信号的反应。可在两只耳朵均给以电Cl刺激，或者在一只耳朵给以电Cl刺激及在另一只耳朵给以声学(或骨振动)刺激。
[0092]如果两个听力装置被同等地验配，对所施加的信号的反应为具有等于突然相变的时间段的周期性电生理学信号。由于突然耳间相变在稳定调制的每N周期出现，该时间段实际上为在刺激期间进行的恒定调制的分谐波，其中N为整数。另一方面，如果所施加的信号通过未拟合即未双耳匹配的通道(电极)，只有恒定调制的时间段(在整个刺激期间不变)将出现在所记录的信号中。
[0093]此外，必须注意，当两个通道(双耳)拟合(匹配)时，两只耳朵处施加的信号可被感知以感测从一侧到另一侧的移动。这仅在稳定调制足够慢且对客观测度工作并非必须做时才出现。可使用比双耳感知更快但仍然获得对应的双耳ASSR-1PC的稳定调制速率。变化位置的双耳感知已知为 慢知觉的对象，已知为双耳反应迟钝的现象。然而，当两只耳朵处施加的信号在两只耳朵处未被感知为一个信号时，即当通道未被双耳拟合时，测得的电生理学反应将不同，即为稳定调制速率下纯周期的。
[0094]最后，当在两只耳朵之间可获得多个双耳通道时，两个听力装置可被视为已进行(双耳)拟合，前述多个通道为所有装置通道的子集或者所有可能的双耳通道。
[0095]图1a-1c不同程度地示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的三个示意性图示的细节。
[0096]图1a示出了双侧助听系统HAS，包括控制单元CNT及第一和第二助听装置HAD1, HAD2。第一和第二助听装置适于位于用户U的耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中。助听装置HAD1，HAD2中的每一个分别包括输出单元0U1，0U2，适于将刺激信号以使其能由用户U感知为听觉信号的形式呈现给用户。该系统配置成在正常模式或测试模式下运行。在正常模式下，第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给其相应的输出单元0U1，0U2。双侧助听系统HAS还包括刺激单元STU，用于在测试模式下将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元OUl和0U2。第一和第二电测试刺激信号优选分别通过相应的第一和第二刺激参数定义。电测试刺激信号t-stiml, t-stim2 (或相应的刺激参数Stpl, Stp2)例如保存在刺激单元STU中(如图1a中所示)并受控于控制单元CNT转发给相应的第一和第二助听装置。双侧助听系统HAS还包括记录单元REC，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应，及包括在运行时连接到记录单元的评估单元EVU。评估单元EVU配置成分析所记录的用户生理反应并提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。记录单元REC包括具有记录电极ACQ的电生理学装置，记录电极如放在头皮上、耳道中或用户头部中。电生理学装置配置成记录用户身体(如大脑)中因电测试刺激信号t-stiml, t-stim2诱发的患者生理反应。记录电极例如可放在用户头皮上以记录小的电生理学信号(如适于拾取听性脑干反应(ABR)的EEG电极)。作为备选或另外，记录电极可植入在用户头部中，如植入在耳蜗之中或附近(以拾取eCAP)。在实施例中，刺激单元STU完全或部分位于第一和第二助听装置HAD1，HAD2中(参见虚线单元STU1，STU2)并在测试模式下电连接到相应的输出单元0U1，0U2以提供相应的电测试刺激信号t-stiml, t-stim2o
[0097]图1b示出了双侧助听系统HAS的第二实施例，其与图1a的实施例类似，但刺激单元STU分布为分别位于第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的单元STU1，STU2。第一刺激单元STUl配置成将第一电测试刺激信号(如由第一刺激参数Stpl定义)提供给第一输出单元0U1。类似地，第二刺激单元STU2配置成将第二电测试刺激信号(如由第二刺激参数Stp2定义)提供给第二输出单元0U2。第一和第二助听装置HAD1，HAD2包括相应的用于接收或提供电输入音频信号的输入单元IUl, IU2。输入单元在运行时连接到相应的处理单元PUl, PU2,其在正常运行模式下适于基于可配置的处理参数处理电输入音频信号(或源自其的信号)并将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置HAD1，HAD2的相应输出单元0U1，0U2。因此，在正常运行模式下，第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个配置成处理输入音频信号(来自相应输入单元IU1，IU2，如传声器或者电音频信号的有线或无线接收器)以将处理后的电刺激信号(如提供随频率而变的增益以补偿用户的听力受损)提供给其相应的输出单元0U1，0U2。输出单元适于将表示相应输入音频信号的输出刺激呈现给用户以感知为对应的(可能增强的)听觉信号。输出单元0U1，0U2中的至少一个(可能两个)可包括植入在用户头部中的多通道电极阵列从而使该多通道电极阵列的电极的电刺激能激活用户听觉系统的神经元以诱发大脑电位(参见图2a-3b)。输出单元0U1，0U2之一可包括用于将电刺激转换为声学声音信号的扬声器。作为备选，输出单元0U1，0U2之一可包括骨导振动器，用于将电刺激转换为用户骨头(如颅骨)的机械振动及通过用户大脑感知为声音信号。
[0098]双侧助听系统的多个不同的示例性配置包括:在一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为第二耳蜗植入物。两个植入物通过独立的处理器单元PUi控制。在另一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为第二耳蜗植入物。两个植入物通过共享的处理器单元控制。在又一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，及对侧上的刺激单元为向用户提供声学输入的助听器。在另一实施例中，同侧上的刺激单元为耳蜗植入物，对侧上的刺激单元为听觉脑干植入物(ABI)。在又一实施例中，同侧上的刺激单元为听觉脑干植入物，对侧上的刺激单元为听觉脑干植入物(ABI)。在实施例中，记录装置为电生理学装置。
[0099]图1c示出了与图1a的实施例类似的双侧助听系统HAS的第二实施例，但其中控制单元CNT包括刺激单元STU。控制单元CNT还包括存储器单元MU，用于分别定义或产生第一和第二电测试刺激信号的刺激参数Stpl，Stp2保存于其中。控制单元CNT还包括评估单元EVU，其中进行所记录的用户生理反应的分析(或根据预定算法自动进行，或受控于操作员进行)以提供电测试刺激信号的用户感知的客观测度。控制单元CNT还包括使用户能影响或控制助听系统HAS的功能的用户接口 UI。用户接口 Π例如可使用户U (或另一人，如听觉病矫治专家或内科医生)能改变运行模式、开始刺激程序(启动测试刺激信号的发射)及随后记录诱发反应。用户接口 UI还可使能修改刺激信号(如来自多个预定刺激信号)以查看所得的、用户对测试刺激信号的感知的客观测度。在特定实施例中，用户接口 Π可使能修改第一和/或第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元的处理参数，如基于确定的客观测度的评估。控制单元CNT (如评估单元EVU)经信号crec (用于控制生理反应的记录的控制信号))和rec (表示用户的生理反应)与记录单元REC通信。记录单元REC包括从捕获电极ACQ接收输入或包括捕获电极ACQ的电生理学装置(其在测试模式下用于响应于测试刺激信号拾取诱发信号(电位))，该电极位于用户U的身体(如头部)之处或之中。
[0100]第一助听装置HADl (和第二助听装置HAD2)(中的每一个)包括正向通路，其包括向处理单元PUl (PU2)提供电输入信号einl(ein2)的输入单元IUl (IU2)，处理单元将处理后的信号psl (ps2)提供给选择单元SELl (SEL2)，选择单元将所得的电刺激信号estiml (estim2)提供给输出单元 OUl (0U2)。单元 IUi, PUi, SELi, OUi (i = I, 2)在运行时彼此连接以(在正常运行模式下)使输入音频信号能得以处理(根据用户需要增强)及作为由用户感知为听觉信号的刺激呈现给用户U。助听装置HADl的输出单元OUl被指明位于用户U的身体中(植入在头部中)，而助听装置HAD2的输出单元0U2被指明位于用户U的身体外面(如耳道之处或之中)。
[0101]第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个包括到控制单元的通信接口单元IF，从而使能在控制单元和每一助听装置之间交换数据(包括命令或控制信号，参见信号cnt-datl, cnt_dat2)。接口单元IF使控制单元CNT能控制双侧助听系统的运行模式，具体地，控制第一和第二助听装置HAD1，HAD2的运行模式。双侧助听系统HAS的运行模式可分别经第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的模式控制信号msell，msel2在测试模式和正常模式之间切换。在测试模式下，经通信接口单元IF从控制单元CNT接收的输入信号t-stiml和t-stim2分别被选择为第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的选择器单元SELl和SEL2的输出。在正常模式下，从处理单元PUl和PU2接收的输入信号psl和ps2分别被选择为第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的选择器单元SELl和SEL2的输出。
[0102]第一和第二助听装置HAD1，HAD2中的每一个还包括相应的存储器单元ΜΕΜ1,ΜΕΜ2ο用于分别确定第一和第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元PUl和PU2(的算法)的处理的多组处理参数Prp 1-1，Prp 1-2和Prp 1-2，Prp 2-2保存在相应存储器单元MEMl, MEM2中。存储器单元MBll和MEM2在运行时(分别经信号ppl和pp2)连接到相应处理单元PUl和TO2，从而使处理单元能访问所保存的处理参数组及用保存的一组参数交换当前的一组处理参数。这使第一和第二助听装置HAD1，HAD2的处理单元PUl和PU2中当前使用的处理参数能由控制单元CNT经通信接口单元IF进行修改。作为备选，处理单元HJl和PU2中当前的处理参数组可根据评估单元的结果(用户对测试刺激信号的感知的客观测度)按预定方案进行改变。处理参数的修改可根据预定算法自动进行，如基于由评估单元从所记录的用户生理反应提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息(如基于客观测度)。作为备选或另外，处理参数的修改可基于所记录的用户生理反应的解释和/或客观测度经用户接口 Π进行。
[0103]图2a_2b示出了根据本发明的双侧助听系统实施例的使用情况，其中图2a示出了包括两个电极阵列的实施例，每一耳蜗各一个；图2b示意性地示出了耳蜗中第一和第二多通道电极阵列位置失配的例子。
[0104]图2a中所示的双侧助听系统实施例包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置，每一装置包括具有植入在相应耳蜗神经内或附近的多通道电极阵列mCeal，mCea2的植入部分。如图2a中所示，第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2相对于所涉及的耳蜗或耳蜗神经并不同样或同等地定位。即，存在位置失配，在图2a中指明为Ax位置失配。如图2a中所示，在两个示意性示出的电极阵列mCeal，mCea2之间的纵向箭头处，耳蜗远端(图2a中的顶点)表示相对较低的频率(图2a中的低f)，而耳蜗近端(图2a中的基底)表示相对较高的频率(图2a中的高f)。如果不同且未进行补偿，失配将导致两个电极阵列的绝非最佳的刺激，因为计划用于同一频率范围(两只耳朵处耳蜗中毛细胞的同一相对位置)的刺激实际上用于刺激不同的频率范围，可能导致用户感知混乱。失配在图2b中进一步示意性示出，其中指明了第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2上的电极位置1,2，”.，9。物理失配被指明对应于两个相邻电极之间的基本距离的两倍(假定电极等距定位在载体上，但并不必须如此)。例如如果9个电极划分受激频率范围(如0-4kHz)，每一电极平均负责450Hz的带宽，从而“两个电极”的失配可引起受激频率范围相较于意图而言相当大的失配。
[0105]图2a中所示的双侧助听系统实施例还包括用于记录用户对测试刺激信号的生理反应的记录系统。该记录系统包括电连接到记录(或捕获)电极的记录单元REC，提供包括来自用户身体的诱发电位的信号rec0，recl，rec2，如脑电波信号。示出了了三个电极，一个为参考电极(在图2a中记为ACQ接地电极)。这些电极可以是外部电极或(作为备选)植入电极或其混合。两个记录电极(在图2a中记为ACQ外部记录电极)被指明位于用户头部上如头皮中(顶电极)和头内(左电极)。作为备选，这些电极可全部植入或全部位于外部。
[0106]施加到第一和第二多通道电极阵列mceal，mcea2的所选一对电极(如两个阵列上的电极I)的电测试刺激信号优选可包括结合图4a_4c所述的脉冲序列。用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应由记录电极记录，及信号recO, reel, rec2保存在记录单元REC中供随后分析。对于特定电极对，施加的刺激可自适应修改(或根据预定方案改变)以提供足够的数据从而推断是否检测到用户对特定电极对处的特定刺激的双耳感知。在优选实施例中，该方法基于记录对施加 在调幅刺激信号上的突然耳间相变的频率跟随反应(FFR-1PC)(参见图4a-4c)。相继的(相应)电极对随后可以同样的方式受激。如果检测到失配，可同时刺激新的电极对(如第一多通道电极阵列的电极I和第二多通道电极阵列的电极2)及可实现更好的电极对匹配，从而可获得电极对的最佳匹配。
[0107]图3a_3b示出了双侧助听系统的两个实施例，其中图3a示出了包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置的系统，图3b示出了包括空气传导型助听装置和耳蜗植入型助听装置的系统。
[0108]图3a中所示的双侧助听系统实施例类似于结合图2a所示和所述的实施例。该双侧助听系统包括耳蜗植入型的第一和第二助听装置HAD1，HAD2，每一装置包括具有植入在相应耳蜗神经内或附近的多通道电极阵列mceal，mcea2的植入部分。每一助听装置还包括一个或多个外部部分，在此为适于位于用户U的耳朵后面的BTE部分及适于位于耳朵处的头部上的通信部分C0M，其处于使能建立到植入部分的(如无线)通信链路的位置(包括使能将刺激(或编码刺激)传到多通道电极阵列，可能使能将能量传到植入部分及可能使能将来自植入部分的数据(如神经反应(eCAP))接收在BTE部分中)。BTE和COM部分在此示为通过线缆电连接(图3a中的粗曲线连接)。如图中所示，第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2在相应耳蜗中的位置接近相应耳蜗神经(图3a中记为神经元)。从相应耳蜗神经(神经元)到大脑的听觉中心(初级听皮层，在图3a_3b中记为PAC)的神经连接由图3a-3b中的虚线指明。用于产生或定义给第一和第二助听装置HAD1，HAD2的相应输出单元的电测试刺激信号的刺激单元STU在图3a-3b中示出，参见从刺激单元STU到相应助听装置(的BTE部分)的信号t-stim-1，t-stim-2。记录单元REC从用户U接收对刺激信号的诱发反应。在图3a的实施例中，诱发反应由植入的记录电极记录，参见来自相应的第一和第二助听装置HAD1，HAD2的信号reel和rec2。在实施例中，记录电极位于第一和第二多通道电极阵列mceal, mcea2上(如当前刺激的电极附近)。
[0109]图3b中所示的双侧助听系统实施例与结合图3a所示和所述的实施例类似，除了第一助听装置HADl为基于空气传导的助听装置之外，其经耳鼓将刺激导向中耳(图3b中记为M-ear)和耳蜗。此外，记录电极被示为用户U头皮中的外部定位的电极ACQ。记录单元从三个记录电极接收信号recO, reel, rec2。在实施例中，位于头顶处的电极为参考电极(信号recO)。作为备选，记录电极可包括位于外部的电极和植入电极的混合(如使用第二(耳蜗植入型)助听装置HAD2的多通道阵列电极)。第一助听装置HADl的输出单元被指明为输出变换器0T，在此为用于将电刺激转换为输出声音的扬声器。作为备选，可包括骨导型助听装置的(可能骨锚式)振动器，用于将电刺激转换为由用户感知为听觉信号(声音)的骨振动。
[0110]在包括a)两个耳蜗植入型助听装置(图3a)或b)混合耳蜗植入型及空气或骨传导型助听装置(图3b)的双侧助听系统情形下，测试模式的目标相同。对于双侧助听系统的两个助听装置HAD1，HAD2，该目标是商定刺激方案使得在这些装置的工作频率范围的特定频率范围中的刺激(如20Hz-4kHz (或-6kHz或-8kHz或-1OkHz))同样由用户感知为同一频率范围(因为提供了双耳效应，其中空间线索可被感知，及语音可懂度增加)。
[0111]图4a_4c示出了与包括脉冲序列的测试刺激信号有关的多个例子。
[0112]图4a示出了测试刺激信号的实施例，其包括具有50Hz的恒定调幅速率的调幅脉冲序列及每两个调幅周期一突然耳间相变(即为25Hz的耳间相变速率)。这些突然耳间相变在调制周期期间调制信号具有最小强度的时间进行。在刺激期间发生稳定调制和反复的突然耳间相变。在此只示出了四个这样的稳定调制周期，同时只示出了一个耳间相变。
[0113]记录使用具有两个通道的EEG系统获得。操纵呈现给每只耳朵的载波信号的相位以在调制周期中产生最小量的离散IPC(IPC =耳间相变)。IPC在每只耳朵中对称性地相对，并具有在11°和135°之间范围的有效耳间相位差(iro)。IPC以三个不同速率(3.4、6.8和13.6切换)呈现，及载波使用几个速率(27-109HZ)调制。记录表明，频率跟随反应IPC(FFR-1PC)可从所有健康状况的所有参与者获得。然而，当IPC以6.8切换呈现时，信噪比(SNR)较大。平均地，对于在45°和90°之间范围中的IPD，FFR-1PC较大。总的来说，FFR-1PC随调制速率增加而增加。可以得出结论，在双侧验配的Cl用户中，FFR-1PC为适当的用于匹配跨耳电极的客观测度。
[0114]听觉诱发反应将因传送调幅刺激而引出，其中传给每只耳朵的刺激之间的相位差将在调制周期中最小限度的突然改变(参见图4a)。优选地，参数如其中相位差将保持恒定的调制周期数、相位宽度、刺激速率、耳间相位差和刺激振幅可配置，如经用户接口，及受控于研宄人员或临床医生或听觉病矫治专家，如经(验配)软件。
[0115]图4a示出了在双侧耳蜗植入物刺激情形下左和右耳(如第一和第二助听装置/输出单元)的刺激示例(振幅(-1和I之间的归一化刻度)对时间(秒，从O到0.8s，约4个调制周期))。在该例子中，呈现给每只耳朵的脉冲具有180°的耳间相位差，右耳在前两个调制周期超前。在两个调制周期之后(时间0.4s处的垂直线)，相位以最小调制量突然变为-180°。这可在图4a中观察到，其中左耳在两个调制周期之后超前(参见在时间=0.4s处的突然变化)。
[0116]刺激将以稳态方式呈现持续约Is的纪元(纪元为测试序列的时间长度，如图4a的4个周期)。纪元将以交替极性呈现，即对于每一纪元，脉冲的极性将颠倒，使得在对纪元求平均时电非自然信号将最小化。
[0117]HS
[0118]为匹配跨耳耳蜗内电极，诱发反应将通过将刺激(如图4a中所示)传给一只耳朵中的固定耳蜗内电极进行记录。第二刺激将在对侧耳朵中传给几个可能的电极之一。
[0119]第二电极的选择将自适应，基于下面阐述的对分方法。
[0120]因而，对于一只耳朵中的特定静态电极，将取得三个记录，每一个来自对侧耳朵中的不同电极(如电极1、5和9，可能包含整个阵列)。从这三个记录，新的子区间将通过从三个电极中确定出展现最大振幅响应的两个电极而一分为二。之后，将从新确定的子区间中间的电极(如电极7)取得新的记录。该程序将重复，直到确定最佳位置为止，即电极展现最大诱发反应。
[0121]该验配程序将重复三次，使用第一耳朵中的三个不同固定电极位置。更具体地，静态耳蜗内电极的位置将覆盖耳蜗中的顶点、中间和基底位置。因此，该程序将提供两个电极阵列的偏移量的三个估计量。应注意，当固定电极与对侧耳朵中的电极不物理上匹配时，验配将代替匹配对侧耳朵中的最近电极。该概念在图2b中示出。尽管明显偏移，静态电极1(红阵列)将与对侧的同一电极匹配。通过从固定电极5和9测量，对侧耳朵中的匹配电极分别为电极3和7。仅在这两种情形下偏移变得明显。因此，物理偏移的估计将通过对两个最大的电极偏移量求平均而进行计算。
[0122]示例性记录参数:
[0123]-生物学量值(频率)响应:100- 500nV
[0124]-刺激速率:载波可在O到lOOOpps之间的范围；
[0125]-纪元长度:其可根据所希望的频率分辨率变化。通常，希望<1Ηζ的频率分辨率。这对于双耳交互作用特别重要，因为我们寻找的信号低于20Hz。因而，低频率分辨率将导致有噪声的频率窗口。如果刺激参数可在记录纪元中拟合(使得刺激和调制的时间段为纪元的整数倍)，则平均记录的纪元可潜在地级联以产生更长的扫描从而提高频率分辨率。然而，在级联纪元之前需要消除非自然信号。在任何情形下，将需要连续保存时间窗口(纪元)，对于l-2Hz信号，这使能节约全周期，即500和100ms之间。
[0126]-典型配置:参考电极cz，活动电极同侧或对侧。接地可放在锁骨上或别处。
[0127]-非自然信号拒绝:交替极性加脉冲消隐。由于我们对静止反应感兴趣，我们需要测量被电脉冲重叠的生物反应。因此，交替极性和消隐有利于观察生物反应。
[0128]-放大器:最好使用DC放大器以防止因电脉冲滤波引起的非自然信号(参见[Hofmann ；2010])。
[0129]-采样速率:越高越好，因为我们需要消隐电脉冲。建议Fs>>16kHz。
[0130]-1ro/ITD值:可能需要导致ITD>100 μ s的IPD (其已被报告为Cl用户的阈值，参见[Van Hoesel, 2007])。
[0131]图4b示出了突然耳间相变的例子，同时脉冲序列的周期性调制或为脉幅调制(PAM)或为脉宽调制(PWM)。载波脉冲序列的周期性调制可通过脉冲序列的不同性质进行编码。
[0132]图4c示出了脉冲序列的三个性质，其可用于编码听觉稳态响应(ASSR)必要的调制。在电听力中，感知的声音电平已知随脉冲振幅的调制改变，或其持续时间或其脉冲形状(阳极与阴极相位的时间/振幅比)。这些参数中的每一个提供感知强度的可能调制。对于每一参数，稳定调制在该通道的动态范围中的最低可感知水平和另一水平之间变化。在最低可感知水平时(如调幅中的零振幅，参见图4a)，耳间相位的突然变化将产生双耳“合并”刺激消失及在另一位置重新出现的印象。
[0133]图5示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与确定测试信号在左和右耳处的感知之间的最小或最大时延有关。第一和第二助听装置属于耳蜗植入型，包括具有植入在相应耳蜗内或附近的相应第一和第二多通道电极阵列的植入部分，如图3a中所示。该方法假定包括第一和第二输出单元的双侧助听系统在运行时分别安装在用户的左和右耳处，及系统处于测试模式，其中用于施加电测试刺激信号的刺激单元连接到第一和第二助听装置的相应输出单元(多通道电极阵列)。该方法包括下述步骤:
[0134]开始。
[0135]S1:选择一对将要测试的电极进行匹配，该对电极分别来自第一和第二多通道电极阵列。
[0136]S2a:选择第一和第二电测试刺激信号。设定第一和第二电测试刺激信号之间的起始时延D。
[0137]S2b:将所选的第一和第二电测试刺激信号施加到第一和第二输出单元，两个信号之间具有时延D。
[0138]S2c:在+D和-D之间周期性交替时延。
[0139]S3:记录用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应(图5中未示出，隐含在Ql中)。
[0140]Ql:可从所记录的电生理学反应提取到周期性稳态分量？
[0141]Qla:如果否，去到步骤S4:根据预定或自适应算法改变时延D。去到步骤S2b。
[0142]Qlb:如果是，去到步骤S5:确定可从所记录的反应提取到周期性稳态分量的最小和/或最大时延(检测到双耳处理)。去到Q2。
[0143]Q2:所有相应电极对均已匹配？
[0144]Q2a:如果否，去到步骤SI。
[0145]Q2b:如果是，结束。
[0146]多个不同的、记录用户对施加的刺激信号的反应的方法可用，通常为某类脑电波信号映射的形式，如基于因神经元活动引起的电压波动(如EEG(脑电描记术)、eCAP测量)或者磁场(如MEG (脑磁描记术))或磁共振(MR)或核磁共振(NMR)。
[0147]图6示出了针对特定用户验配双侧助听系统的方法实施例的流程图，具体与识别双侧耳蜗植入助听系统中的电极失配有关。图6中例示的方法采用与结合图5所提及一样的开始条件。该方法包括下述步骤:
[0148]开始。
[0149]S1:设定电极选择参数k = O。
[0150]S2:选择第一多通道电极阵列中的电极i。
[0151]S3:选择第二 多通道电极阵列中的电极j，j = i+ko
[0152]S4a:选择第一和第二电测试刺激信号。设定第一和第二电测试刺激信号之间的时延D0
[0153]S4b:将所选的第一和第二电测试刺激信号施加到第一和第二输出单元，两个信号之间具有时延D。
[0154]S4c:在+D和-D之间周期性交替时延。
[0155]S5:记录用户对所施加的电测试刺激信号的生理反应(图6中未示出，隐含在Ql中)。
[0156]Ql:可从所记录的电生理学反应提取到周期性稳态分量？
[0157]Qla:如果否，去到步骤S6:根据预定算法改变电极选择参数k，如k = k+n.(_1)n，其中η为试验数。去到步骤S3。
[0158]Qlb:如果是，去到步骤S7:当前电极可被匹配。去到Q2。
[0159]Q2:所有相应电极对均已匹配？
[0160]Q2a:如果否，去到步骤SI (i = i+Ι)。
[0161]Q2b:如果是，结束。
[0162]本发明由独立权利要求的特征限定。从属权利要求限定优选实施方式。权利要求中的任何附图标记不用于限定保护范围。
[0163]一些优选实施方式已经在前面进行了说明，但是应当强调的是，本发明不受这些实施方式的限制，而是可以权利要求限定的主题内的其它方式实现。
[0164]参考文献
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【主权项】
1.一种双侧助听系统，包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个: -适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及 -包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元; 所述双侧助听系统还包括: -一个或多个刺激单元，在所述助听系统的测试运行模式下，其用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元； -记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及-评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供用户对电测试刺激信号的感知的客观测度。2.根据权利要求1所述的双侧助听系统，其中所述控制单元配置成控制第一和第二电刺激信号。3.根据权利要求1或2所述的双侧助听系统，包括处理单元，在正常运行模式下，其适于基于可配置的处理参数处理输入音频信号及将处理后的电刺激信号提供给第一和第二助听装置的相应输出单元。4.根据权利要求1-3任一所述的双侧助听系统，其中所述控制单元适于基于所述刺激信号的用户感知的所述客观测度修改第一和第二电测试刺激信号。5.根据权利要求3或4所述的双侧助听系统，配置成基于所述测试刺激信号的用户感知的所述客观测度修改第一和/或第二助听装置的所述可配置的处理参数。6.根据权利要求1-5任一所述的双侧助听系统，其中第一助听装置包括: -适于植入在用户头部的同侧中的第一植入部分，该植入部分包括第一助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第一多通道电极阵列；及 -第一电极控制单元，配置成使得第一多通道电极阵列中的特定电极被第一电测试刺激信号刺激。7.根据权利要求6所述的双侧助听系统，其中第二助听装置包括: -适于植入在用户头部的对侧中的第二植入部分，该植入部分包括第二助听装置的输出单元，及其中该输出单元包括适于接近用户听觉系统的神经元定位的第二多通道电极阵列；及 -第二电极控制单元，配置成使得第二多通道电极阵列中的特定电极被第二电测试刺激信号刺激。8.根据权利要求6所述的双侧助听系统，其中第二助听装置包括: -适于位于用户头部对侧耳朵之中或之处的耳机，该耳机包括第二助听装置的输出单元，该输出单元适于将第二电测试刺激信号转换为输出声音并将所述输出声音播放到用户耳朵内。9.针对特定用户验配双侧助听系统的方法，所述双侧助听系统包括第一和第二助听装置，每一助听装置适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中，第一和第二助听装置中的每一个配置成使能用户听觉系统的电、机械或声刺激，所述方法包括: -产生给用户头部同侧的听觉系统的第一测试刺激； -产生给用户头部对侧的听觉系统的第二测试刺激； -记录用户对同侧、对侧或双侧刺激的生理反应；及 -评估所记录的用户生理反应以提取关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息。10.根据权利要求9所述的方法，包括基于所提取的关于第一和第二助听装置的当前拟合的信息调整第一和第二助听装置的处理参数。11.根据权利要求9或10所述的方法，其中第一和第二助听装置中的每一个包括耳蜗植入助听装置。12.根据权利要求9-11任一所述的方法，其中第一和第二测试刺激中的每一个包括脉冲序列。13.根据权利要求9-12任一所述的方法，其中由第一和第二测试刺激产生的稳态听觉反应的强度或相位或者强度及相位用于评估双耳拟合参数的最优性。14.根据权利要求9-13任一所述的方法，其中第一和第二测试刺激包括施加在调幅信号上的突然耳间相变(IPC)，及其中用户生理反应的记录包括记录对所述耳间相变的频率跟随反应。15.根据权利要求14所述的方法，其中第一和第二测试刺激的载波信号的相位配置成在调制周期中产生最小量的离散IPC。
【专利摘要】本发明公开了双侧助听系统及验配双侧助听系统的方法，其中双侧助听系统包括控制单元及第一和第二助听装置，第一和第二助听装置中的每一个：适于位于用户耳朵之处或之中或者部分或完全植入在用户耳朵处的头部中；及包括适于将刺激信号以使其能由用户感知为听觉信号的形式呈现给用户的输出单元；所述双侧助听系统还包括：一个或多个刺激单元，在所述助听系统的测试运行模式下，其用于将第一和第二电测试刺激信号分别传给第一和第二助听装置的输出单元；记录单元，配置成记录用户对第一和/或第二电测试刺激信号的生理反应；及评估单元，配置成分析所记录的用户生理反应并提供用户对电测试刺激信号的感知的客观测度。
【IPC分类】A61F11/00
【公开号】CN104905909
【申请号】CN201510107013
【发明人】J·劳丹斯基, J·A·昂度拉格, N·哈伍德, T·马奎尔德, D·麦克阿尔潘
【申请人】奥迪康医疗有限公司, 伦敦大学学院
【公开日】2015年9月16日
【申请日】2015年3月11日
【公告号】EP2919483A1, US20150264492
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