用于检测耳蜗的多个健康状况的方法
阅读说明：本技术 用于检测耳蜗的多个健康状况的方法 (Method for detecting multiple health conditions of the cochlea ) 是由 P·史达尔 A·弗拉特 M·塞戈维亚·马丁内斯 D·加奈斯亚 B·莫拉伊 T·德马尔西 于 2020-11-09 设计创作，主要内容包括：本申请公开了用于检测耳蜗的多个健康状况的方法,包括：施加多个声学刺激,其中多个声学刺激中的每一个包括猝发音,所述猝发音包括以一频率的单音进行调制的多个声学脉冲；将耳蜗电描记探针布置在受者耳蜗的外壁上；在将电极阵列插入到受者耳蜗内之前经所述耳蜗电描记探针基于多个声学刺激测量多个耳蜗基线响应；在电极阵列插入到受者耳蜗内期间,经所述耳蜗电描记探针基于多个声学刺激连续测量多个耳蜗响应；确定多个耳蜗基线响应与多个耳蜗响应之间的多个电响应差；及基于多个电响应差确定耳蜗在电极阵列插入期间的多个健康状况。(The application discloses a method for detecting multiple health conditions of a cochlea, comprising: applying a plurality of acoustic stimuli, wherein each of the plurality of acoustic stimuli comprises a tone burst comprising a plurality of acoustic pulses modulated with a tone of a frequency; disposing a cochlear electrographic probe on an outer wall of a recipient's cochlea; measuring a plurality of cochlear baseline responses based on a plurality of acoustic stimuli via the cochlear electrogram probe prior to inserting the electrode array into the recipient's cochlea; continuously measuring, via the cochlear electrogram probe, a plurality of cochlear responses based on a plurality of acoustic stimuli during insertion of the electrode array into the cochlea of the recipient; determining a plurality of electrical response differences between the plurality of cochlear baseline responses and the plurality of cochlear responses; and determining a plurality of health conditions of the cochlea during electrode array insertion based on the plurality of electrical response differences.)
技术领域
本发明涉及助听器装置。更具体地，本发明涉及用于检测耳蜗的多个健康状况的方法。
背景技术
众所周知，主要在电极阵列插入期间的耳蜗植入(CI)手术可在耳蜗内引起创伤。CI领域的科学和医疗群体已试图通过改进电极阵列设计、手术过程和解剖知识来使插入创伤的风险最小化。
已知为耳蜗电描记术(eCochG)的客观措施已表明可降低创伤手术的风险。eCochG的组成之一为耳蜗微音器电位(Cochlea Microphonics，CM)，即毛细胞对声学猝发音的反应。通常，eCochG从顺序或交替产生的声学正弦和余弦猝发音(即稀疏和密刺激)记录。CM是eCochG的组成之一，且容易从它们与刺激同相的反应进行检测。
eCochG可用耳蜗内电极(在电极插入期间来自耳蜗植入件的电极阵列的电极)或用耳蜗外电极(布置在耳蜗外壁上的表面电极，或与外部记录系统组合，或嵌入在CI中作为记录、浮动外部电极，例如CI的参考电极)记录。
已证明通过eCochG系统记录的CM可在CI手术期间向外科医生提供关于耳蜗健康状况的信息。在电极阵列插入期间，eCochG恒定地通过作为电极阵列的最顶点电极的记录电极响应于一频率优选500Hz的声学猝发音进行记录(耳蜗内eCochG)。通过插入电极阵列，记录电极变得更靠近毛细胞(位于蜗顶)的兴奋中心。之后，CM据推测随着电极阵列插入而增加，直到达到饱和稳定状态为止。在电极正损伤耳蜗的情形下(阻止基膜振动、易位到前庭阶、刺入耳蜗壁等)，CM突然下降。已证明在患者的耳蜗植入手术之后的残余听力与CM的这些突然下降极度相关。
eCochG监视CI手术已知对无创CI插入有作用。
然而，上面描述的方法的一个可能的缺陷在于，关于损伤发生时因电极插入损伤的耳蜗区域及电极插入深度，没有反馈给予外科医生。对于外科医生而言，在eCochG下降出现时即CM度量下降时估计电极阵列导致的可能创伤较复杂。
发明内容
本发明的一方面是提供在插入耳蜗植入系统的电极阵列期间检测耳蜗的健康状况的方法。
本发明的另一方面是提供提高插入耳蜗植入系统的电极阵列的外科手术能力的方法，从而在电极阵列插入之后最小程度地降低用户的残余听力。
本发明的又一方面是提供在手术后基于患者反应而个性化且自动地拟合耳蜗植入件频率分配图。
本发明的一方面由在耳蜗植入系统的电极阵列插入到受者耳蜗内期间检测耳蜗的多个健康状况的方法实现。该方法包括：施加多个声学刺激，其中多个声学刺激中的每一个包括具有不同频率的猝发音。多个声学刺激可通过接收器或振动器施加，接收器可以是放在用户耳道处或耳道中的变换器，振动器配置成将机械振动施加到用户的颞骨上。猝发音包括以选自听得见的频率范围的一频率的单音进行调制的多个声学脉冲。耳蜗电描记探针布置在受者耳蜗的外壁上，用于在将电极阵列插入到受者耳蜗内之前基于多个声学刺激测量多个耳蜗基线响应。
对于多个声学刺激中的每一声学刺激，耳蜗电描记探针在电极阵列插入到受者耳蜗内之前测量耳蜗基线响应。耳蜗基线响应包括在任何可能的创伤因电极阵列插入而在耳蜗引起之前基于声学刺激的耳蜗响应。之后，在电极阵列插入到受者耳蜗内期间，耳蜗电描记探针基于多个声学刺激连续测量多个耳蜗响应。确定多个耳蜗基线响应与多个耳蜗响应之间的多个电响应差。多个电响应差中的每一个包括多个耳蜗基线响应中的一耳蜗基线响应与多个耳蜗响应中的一耳蜗响应之间确定的差，其中该耳蜗基线响应和耳蜗响应均基于包括同一猝发音的声学刺激进行测量。在电极阵列插入期间基于多个电响应差确定耳蜗的多个健康状况。
声学刺激可经扬声器或骨锚式听力系统提供给电极阵列的受者。
耳蜗电描记探针可以是耳蜗外探针。使用耳蜗外探针而不是使用电极阵列的电极作为耳蜗电描记探针(例如在耳蜗内系统中)的优点在于提高记录耳蜗响应的稳定性，同样提高耳蜗外探针的用户友好性。其原因在于，耳蜗内探针的耳蜗响应记录的信噪比(SNR)由于电极阵列插入期间电极阵列的移动而变化。在实践中，在使用一个或多个电极作为耳蜗响应的记录电极时，在电极插入期间可看到SNR下降，而SNR的下降将导致耳蜗健康状况及电极阵列在耳蜗中的位置的确定不准确。然而，如果向电极阵列的多个电极中的每一个顺序施加电刺激、在电极阵列插入到受者耳蜗内期间基于电刺激进行多个电极中的每一个的多个阻抗测量、及基于多个阻抗测量和多个电响应差确定多个相关信号，则耳蜗内探针的稳定性和用户友好性将得以优化。阻抗测量将明显有助于在SNR下降情形确定健康状况及电极阵列的位置。
作为备选，多个耳蜗基线响应可基于先前从电极阵列的受者或耳蜗植入件的其它用户测得或记录的耳蜗基线响应而统计确定。
耳蜗的多个健康状况通过改变猝发音的频率而在耳蜗的不同位置进行确定或评估。
多个耳蜗基线响应可对应于多个基线eCochG度量，及多个耳蜗响应对应于多个eCochG度量，及多个电响应中的每一个对应于基线eCochG度量与电极插入期间相应的eCochG度量之间求减。
多个健康状况中的每一个可包括eCochG或者eCochG创伤指数的确定，其中eCochG创伤指数指明测得的耳蜗微音器电位因插入的电极阵列与耳蜗内壁之间的碰撞引起的减小量。
本发明的另一方面由一种系统实现，其包括配置成向受者施加多个声学刺激的接收器，其中多个声学刺激中的每一个包括具有不同频率的猝发音。此外，该系统包括耳蜗植入系统，其包括配置成向受者耳蜗的听觉神经提供电刺激的电极阵列，电极阵列包括多个电极。另外，该系统包括刺激器处理器，配置成向多个电极中的一个或多个施加电刺激。刺激器处理器可以是耳蜗植入系统的一部分或者是连接到处理器单元的外部刺激器的一部分。
本发明系统包括耳蜗电描记探针，其布置到受者耳蜗的外壁上，其中耳蜗电描记探针配置成在电极阵列插入到受者耳蜗内之前基于多个声学刺激进行多个耳蜗基线响应的测量，及在电极阵列插入到受者耳蜗内期间基于多个声学刺激连续或顺序进行多个耳蜗响应的测量。
耳蜗电描记探针是包括用于测量eCochG响应的传感器的医疗装置。
本发明系统还包括至少连接到耳蜗电描记探针的处理器单元，其中该处理器单元配置成确定多个耳蜗基线响应与多个耳蜗响应之间的多个电响应差，及基于多个电响应差在电极阵列插入期间确定耳蜗内不同位置的多个健康状况。
处理器单元可以是经有线或无线接口连接到耳蜗植入系统的计算机的一部分，其中计算机与耳蜗植入系统之间的通信包括多个耳蜗基线响应和多个耳蜗响应。处理器单元则配置成将确定的多个健康状况传给计算机的图形用户接口。作为备选，处理器单元可以是平板电脑、智能电话或任何类型的计算机设备的一部分。
本发明方法和系统的优点在于，外科医生能够在将电极阵列插入到耳蜗内的同时监视耳蜗的健康。在多个声学刺激中的每一个正连续施加到用户的情形下，外科医生能监视耳蜗的健康状况及耳蜗上创伤的位置。例如，受者接收250Hz和1000Hz的猝发音，如果外科医生看到eCochG度量在两个频率中的一个或两个时下降，即确定的电响应差变为负，则外科医生可能定位创伤是否已出现在蜗顶区域和/或蜗底区域。
创伤位置的准确确定取决于多个声学刺激的数量。声学刺激的数量越高，提供越好的创伤位置确定分辨率，这意味着，已提高创伤位置的确定精确度。
多个基线响应和多个耳蜗响应包括耳蜗微音器电位的测量结果。
耳蜗微音器电位(CM)为镜像来自耳蜗的声学刺激的波形的交流(AC)电压。
声学刺激由配置成提供诱发基膜振动的多个刺激的接收器提供。多个刺激可源自耳道声学刺激器(经从计算机或助听器装置驱动的扬声器)、配置成在受者中耳提供小骨振动支持的中耳植入刺激器、或者配置成经受者的颞骨提供多个声学刺激的骨导装置。
电极阵列可包括多个电极，及其中本发明方法还包括向电极阵列的多个电极中的每一电极顺序施加电刺激、基于电刺激在电极阵列插入到受者耳蜗内期间进行或记录多个电极中的每一电极的多个阻抗测量、及基于多个阻抗测量和多个电响应差确定多个相关信号。
电极的阻抗测量用于检测相应电极是在耳蜗内还是耳蜗外面。当电极阵列的电极在耳蜗外面时，阻抗不可测量，即阻抗无限。当电极阵列的电极在耳蜗内时，阻抗可测量，即阻抗有限。
多个耳蜗基线响应可由耳蜗电描记探针在电极阵列插入到受者耳蜗内之前进行记录，但在电极阵列插入期间或之后，探针的位置可在基于多个阻抗测量调整多个耳蜗基线响应的同时在耳蜗上移到新的探针位置。例如，当将探针在耳蜗上的位置从第一位置变为第二位置时，从探针放在第一位置时到探针放在第二位置时，电极阵列将看到记录的多个阻抗测量的变化。多个阻抗测量的变化可用于使多个耳蜗基线响应适应新的探针位置。
多个相关信号中的每一个通过多个阻抗测量中的一阻抗测量与多个电响应差之间的关系确定。
通过多个阻抗测量，可能确定电极阵列在耳蜗内的位置，及通过使多个阻抗测量与多个电响应差相关，可能确定健康状况变化的原因。例如，如果电极阵列的位置被确定为在蜗底区域及创伤位置基于多个电响应差确定为在蜗顶区域，则创伤的原因可能是耳蜗电描记探针误差，因为电极阵列尚未进入蜗底区域。因而，如果电极阵列的位置被确定为在蜗顶区域内及创伤位置在蜗顶区域中，则创伤的原因可能是电极阵列与耳蜗壁之间的碰撞，更具体地，电极阵列尖部与耳蜗壁之间的碰撞。因而，如果电极阵列的位置被确定为在蜗顶区域内及创伤位置在蜗底区域中，创伤的原因可能是电极阵列的不是尖部的部分与耳蜗壁之间的碰撞或者耳蜗电描记探针的误差。
多个相关信号还可基于电极阵列的长度、多个电极中的每一电极的长度和/或多个电极中的每一电极之间的距离确定。从而，可能更准确地确定电极阵列在耳蜗内的位置。
多个阻抗测量包括实时和/或连续确定多个电极中的每一电极的阻抗测量。
通过结合实时和/或连续的阻抗测量及实时和/或连续的多个健康状况，外科医生能够在检测到创伤时停止电极阵列的插入。从而，相较于外科医生不知道创伤并继续插入电极阵列的情形，可降低对受者残余听力的损害。
电极阵列可包括多个电极，如至少15个电极。
刺激器处理器配置成向电极阵列的多个电极中的每一电极顺序施加电刺激，及基于电刺激，刺激器处理器配置成在电极阵列插入到受者耳蜗内期间进行每一电极的多个阻抗测量。刺激器处理器然后配置成基于多个阻抗测量和多个电响应差确定多个相关信号。
电极阵列的每一电极的第一状态和第二状态可基于多个阻抗测量中的每一个确定，其中，如果阻抗测量高于第一阻抗水平，则电极阵列的电极处于第一状态，及如果阻抗测量低于第一阻抗水平，则电极处于第二状态。
如果电极处于第一状态，则电极阵列的该电极位于耳蜗外面，及如果电极处于第二状态，则多个电极中的该电极位于耳蜗内。在第一状态，测得的阻抗无限，即不可测量电导。在第二状态，测得的阻抗有限，即可测量电导。
多个健康状况包括第一健康状况和第二健康状况，其中，如果多个电响应差中的相应电响应差大于第一响应差阈值，则耳蜗处于第一健康状况；及如果多个电响应差中的相应电响应差低于第一响应差阈值，则耳蜗处于第二健康状况。
多个健康状况包括至少第一健康状况和至少第二健康状况，其中，如果多个电响应差中的相应电响应差高于或等于响应差阈值，则耳蜗处于至少第一健康状况；及如果多个电响应差中的相应电响应差低于响应差阈值，则耳蜗处于至少第二健康状况。
响应差阈值基于多个耳蜗基线响应中的一耳蜗基线响应确定，其中确定的电响应差和响应差阈值基于同样的声学刺激确定。从而，耳蜗基线响应、耳蜗响应、电响应差和响应差阈值均与同样的声学刺激有关。
多个健康状况的确定包括实时或连续确定多个健康状况。
本发明系统可包括图形用户接口，其中该图形用户接口配置成将多个电响应差的图形表示提供为插入时间、生理学耳蜗位置-频率、和/或插入深度的函数。
本发明系统可包括警报单元，其配置成在第一电响应差和/或第二电响应差低于第一响应差阈值时即耳蜗处于第二健康状况时产生警报信号。警报单元可以是包括处理器单元的计算机的一部分。警报信号可传给图形用户接口，或者警报信号可作为声学警报声音传给外科医生。图形用户接口可配置成将警报信号转换为警示消息或警示声音，其由图形用户接口的用户用于停止电极阵列的插入或者转动电极阵列。
图形用户接口可配置成将多个相关信号的图形表示提供为生理学耳蜗位置-频率和/或插入深度的函数。
本发明系统可包括诊断单元，其配置成产生包括警报信号的原因和/或电极阵列的每一电极的状态的消息。诊断单元连接到处理器单元和/或警报单元。
本发明系统可包括存储器，其中存储例如从Greenwood(1961)得出的生理学耳蜗位置-频率图。图形用户接口连接到该存储器。生理学耳蜗位置-频率图可使用受者耳蜗的3D图像针对耳蜗植入系统的受者进行定制。
猝发音可包括扫频音，其为频率随时间变化的连续声学信号。扫频音可覆盖全部听得见的频谱(20到20000Hz)，但也可使用更有限的频谱，如以连续方式产生的两个以上的音。
猝发音可包括由几个音如两个以上纯音组成的谐波复合声学信号。这些音的组成可以是多个音的卷积或相乘。
扫频音或谐波复合声学信号的形状可适应耳蜗电描记曲线，其提供时间长度、每一音的振幅及每一音何时开始的定时。例如，在具有第一时间长度的第一时间窗口内，一个或多个音的振幅随时间逐渐增大，在具有第二时间长度的第二时间窗口内，一个或多个音的振幅随时间保持恒定，在具有第三时间长度的第三时间窗口内，一个或多个音的振幅随时间逐渐减小。第二时间窗口在第一时间窗口后面，第三时间窗口在第二时间窗口后面。
耳蜗电描记曲线可存储在系统的存储器中。
耳蜗电描记曲线可具有至少两个不同或相同时间长度的时间窗口，在至少两个时间窗口中的第一时间窗口，一个或多个音以第一速率随时间逐渐变化，及在至少两个时间窗口中的第二时间窗口，一个或多个音以第二速率随时间逐渐变化，其中第一速率不同于第二速率。
耳蜗电描记探针的位置可基于包括不同频率即不同音的猝发音确定。针对每一频率，由该探针测量耳蜗响应，及确定每一频率测得的耳蜗响应中的最大耳蜗响应。耳蜗响应可以是多个耳蜗响应的一部分。最大耳蜗响应在多个耳蜗响应中具有最高的响应振幅。耳蜗电描记探针的位置可通过基于提供最大耳蜗响应的频率从生理学耳蜗位置-频率图提取位置而确定。探针位置可由处理器单元确定。
生理学耳蜗位置-频率图可存储在本发明系统的存储器中。
在猝发音中，多个频率在不同的时间到达耳蜗。例如，猝发音的最底音在猝发音的最顶音之后来到，及不同音之间的不同时移已知并存储在本发明系统的存储器中。耳蜗电描记探针基于猝发音测量多个耳蜗响应，及多个耳蜗响应之间的时移通过处理器单元确定。基于时移，处理单元配置成确定耳蜗的残余听力在电极阵列插入期间和/或插入后是否已变得更差。例如，如果时移已增加，则耳蜗的残余听力已减少。
在电极阵列插入之后，可确定电极阵列的电极的频率图。该频率图包括每一电极的最佳刺激频率。该频率图可通过耳蜗植入系统的声音处理器确定，其中声音处理器连接到电极阵列，或者通过耳蜗植入系统的处理器单元确定，其中处理器单元经耳蜗植入系统的声音处理器或经耳蜗植入系统的植入件连接到电极阵列。首先，必须找到电极阵列的给定电极的基线频率和基线耳蜗响应。这通过向包括插入的电极阵列的耳蜗植入系统的用户施加多个声学刺激实现，其中多个声学刺激中的每一个包括具有不同频率的音或猝发音，例如300Hz、350Hz、400Hz、450Hz、500Hz、550Hz和600Hz。之后，通过电极阵列的一个或多个电极并针对不同频率中的每一频率测量耳蜗响应即eCOchG振幅响应。例如，不同频率中提供最高耳蜗响应即最高eCochG振幅响应的频率为基线频率，及最高耳蜗响应为基线耳蜗响应。所述一个电极优选为电极阵列的最顶点电极。例如基线频率为400Hz，及所述一个电极为最顶点电极即电极号20。
所述一个电极的基线频率和基线耳蜗响应可存储在系统的存储器单元中或者耳蜗植入系统的存储器内。
所述一个电极记为基线电极。
接下来，单一声学刺激被施加给用户，其中单一声学刺激包括基线频率如400Hz。耳蜗响应通过一组电极测得，其包括电极阵列的不同于基线电极如不同于电极号20的电极。例如，该组电极包括电极号13、10、7和3。
包括对于给定音沿耳蜗的耳蜗响应分布的耳蜗响应模型可基于收集的数据、沿耳蜗的耳蜗响应分布曲线的一般形状、耳蜗的表面图像或3D场图像得出。
耳蜗响应模型的耳蜗响应分布包括最大耳蜗响应，最大耳蜗响应以基线频率为中心，及最大耳蜗响应等于基线耳蜗响应。对所述一组电极如电极号13、10、7和3中的每一电极测得的耳蜗响应与假设频率匹配，其中测得的耳蜗响应等于耳蜗响应模型的理论耳蜗响应。
所述一组电极中的每一电极与假设频率匹配。
从而，电极阵列的频率图可包括基线电极的基线频率和所述一组电极的假设频率。
电极阵列的频率图可通过将曲线拟合方法应用于基线电极的基线频率和所述一组电极的假设频率从而确定电极阵列的每一电极或者电极阵列的其余电极的假设频率而得到。
布置在外壁上的耳蜗电描记探针可通过将电极阵列的多个电极中的一个或多个电极用作记录电极而代替，其用于在电极阵列插入到受者耳蜗内之前基于一个或多个电极中的每一个上的多个声学刺激进行多个耳蜗基线响应的测量，及在电极阵列插入到受者耳蜗内期间基于所述多个声学刺激连续进行多个耳蜗响应的测量。
知道相较于耳蜗外探针使用耳蜗内探针的缺点，有利地，结合耳蜗内探针和阻抗测量，从而在经历电极阵列提供的耳蜗响应度量的SNR下降时提高确定多个健康状况和位置的精确度。
为减小插入电极阵列时的摩擦力，从而降低电极阵列接触耳蜗内壁时损害残余听力的风险，振动器可放在头部的将插入电极阵列的那一侧同侧，或者放在头部的对侧。在电极阵列插入期间，振动器将声学声波诱发到电极阵列的受者颅骨内，该声学声波将减小插入电极阵列时的摩擦力。为了使声学声波不干扰耳蜗响应的测量，声学声波的频率选择为不同于猝发音的频率。
振动器可设置在桥基上，其连接到设置在颅骨内的螺钉。作为备选，振动器可经与植入件的磁吸引附着在头上。作为备选，振动器可经设置在头上的软带附着到头上。
附图说明
本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所必要的细节，而省略其他细节。在整个说明书中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：
图1示出了方法的流程图；
图2A和2B示出了系统的不同配置；
图3示出了方法的流程图；
图4A-4F图示了本发明方法；
图5A-5C示出了在电极阵列插入期间的情形的不同例子；
图6A和6B图示了本发明方法和系统；
图7图示了本发明方法和系统；
图8A和8B示出了图形用户接口；
图9A和9B示出了多个声学刺激的不同例子；
图10A和10B示出了猝发音；
图11A和11B示出了基于一个或多个猝发音的耳蜗响应；
图12A-12D示出了在电极阵列已完成插入之后确定电极阵列的电极的频率图的例子；
图13图示了本发明系统。
具体实施方式
下面结合附图给出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、功能单元、模块、元件等(统称为“元素”)进行描述。根据特定应用、设计限制或其他原因，这些元素可使用其它等同元素实施。
助听器适于改善或增强用户的听觉能力，其通过从用户环境接收声信号、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可听见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。可听见的信号可以下述形式提供：作为机械振动通过用户头部的骨结构传到用户内耳的声信号。
助听器适于以任何已知的方式进行佩戴。这可包括将助听器的单元设置成连接到植入到颅骨内的固定装置，如在骨锚式助听器中，或者助听器的至少一部分可以是植入部分。
“听力系统”指包括一个或两个助听器的系统。“双耳听力系统”指包括两个助听器的系统，其中这些助听器适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号，或者骨导型助听器可以是包括耳蜗植入物和骨导助听器的双模态系统的一部分。该系统还可包括与至少一助听器通信的辅助装置，该辅助装置影响助听器的运行和/或受益于助听器的功能。在至少一助听器和辅助装置之间建立有线或无线通信链路以使信息(如控制和状态信号，可能音频信号)能在其间进行交换。辅助装置可至少包括下述之一：遥控器、远程传声器、音频网关设备、移动电话、广播系统、汽车音频系统、音乐播放器或其组合。音频网关设备适于如从娱乐装置例如TV或音乐播放器，从电话装置例如移动电话，或从计算机例如PC接收多个音频信号。音频网关设备还适于选择和/或组合所接收音频信号(或信号组合)中的适当信号以传给至少一助听器。遥控器适于控制至少一助听器的功能和运行。遥控器的功能可实施在智能电话或另一电子设备中，该智能电话/电子设备可能运行控制至少一助听器的功能的应用程序。
一般地，助听器包括i)用于从用户周围接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入单元如传声器；和/或ii)用于以电子方式接收输入音频信号的接收单元。助听器还包括用于处理输入音频信号的信号处理单元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单元。
输入单元可包括多个输入传声器，例如用于提供随方向而变的音频信号处理。前述定向传声器系统适于增强用户环境中的多个声源中的目标声源。在一方面，该定向系统适于检测(如自适应检测)传声器信号的特定部分源自哪一方向。这可使用传统已知的方法实现。信号处理单元可包括适于将随频率而变的增益施加到输入音频信号的放大器。信号处理单元还可适于提供其它适宜的功能如压缩、降噪等。输出单元可包括用于经皮或透皮将机械振动提供给颅骨的输出变换器。
参考图1，其示出了阐明用于在耳蜗植入系统6的电极阵列4插入期间检测耳蜗2的健康状况的方法100的流程图。该方法100包括：在步骤102，施加多个声学刺激8，其中多个声学刺激8中的每一个包括具有不同频率的猝发音。在步骤104，将耳蜗电描记探针10布置到受者耳蜗的外壁，及在步骤106，在电极阵列4插入受者耳蜗2之前，经耳蜗电描记探针10基于多个声学刺激8测量多个耳蜗基线响应。之后，在步骤108，在电极阵列4插入到受者耳蜗2内期间，经耳蜗电描记探针10基于多个声学刺激8连续测量多个耳蜗响应11。在步骤110，分别确定多个耳蜗基线响应12与多个耳蜗响应11之间的多个电响应差13，及在步骤112，基于多个电响应差13确定耳蜗2在电极阵列4插入期间的多个健康状况15。
图2A和2B示出了用于执行方法100的系统1的不同配置。两个图均示出了系统1，其包括用于向受者施加多个声学刺激的接收器3。在图2A中，接收器3为扬声器，及在图2B中，接收器3为骨导装置。系统1包括连接到刺激器处理器16的电极阵列4。刺激器处理器16配置成向电极阵列4的每一电极施加电刺激。在图2A中，刺激器处理器16为处理器单元17的一部分，在图2B中，刺激器处理器16在外部连接到处理器单元17。此外，系统1包括耳蜗电描记探针10，其布置在受者耳蜗2的外壁上。在图2A中，该探针10为处理器单元17的一部分，及在图2B中，该探针10在外部连接到处理器单元17。探针10配置成在电极阵列插入到受者耳蜗内之前基于多个声学刺激进行多个耳蜗基线响应的测量，及在电极阵列插入到受者耳蜗内期间基于多个声学刺激连续或顺序进行多个耳蜗响应的测量。
对于执行方法100的系统，刺激器处理器16并非必不可少。
处理器单元17配置成确定从探针10接收的、多个耳蜗基线响应与多个耳蜗响应之间的多个电响应差。基于多个电响应差，确定电极阵列插入期间耳蜗不同位置处的多个健康状况。
图3示出了方法100的流程图，其还包括：步骤114，顺序向电极阵列4的多个电极中的每一个施加电刺激；步骤116，在电极阵列4插入到受者耳蜗2内期间基于电刺激进行多个电极中的每一个的多个阻抗测量；及步骤118，基于多个阻抗测量和多个电响应差确定多个相关信号。
图4A-4F图示了用于在电极阵列4插入期间检测耳蜗2的多个健康状况的方法100。电极阵列4包括沿电极阵列4的纵轴分布的N个电极(E0到EN)。耳蜗电描记探针10施加到耳蜗2的外壁上，用于在施加包括猝发音的多个声学刺激8的同时测量耳蜗2的耳蜗响应(11,12)。在图4A-4F所示的例子中，使用具有三个不同频率(F1,F2,F3)的三个猝发音。在图4A和4B中，在未将电极阵列4插入到耳蜗2内的同时，针对每一猝发音，测量跨一时间段的耳蜗基线响应(12A,12B,12C)。
在图4C和4D中，电极阵列4被插入到耳蜗2内，同时施加包括三个频率(F1,F2,F3)的多个声学刺激8。在插入电极阵列4的同时针对每一声学刺激8测量耳蜗响应(11A,11B,11C)，通过确定测得的耳蜗响应(11A,11B,11C)与相应耳蜗基线响应(12A,12B,12C)之间的差确定电响应差(13A,13B,13C)，相应耳蜗基线响应在施加具有同样频率的猝发音的声学刺激8的同时测得。电响应差(13A,13B,13C)被确定为插入时间19的函数。
在图4E和4F中，电极阵列4被插入到耳蜗2内，同时施加多个声学刺激8，但在该例子中，电极阵列4与耳蜗2的内壁相撞。电极阵列4与内壁之间的相撞在图4F中示为在施加包括频率F2的声学刺激8的同时所确定的电响应差13B下降。电响应差13B中的下降表明耳蜗2处于第二健康状况，在该具体例子中，这导致较低的残余听力。方法100或系统1配置成确定耳蜗2的多个健康状况，其包括至少第一健康状况和至少第二健康状况，及其中在确定的电响应差13高于或等于响应差阈值18时耳蜗2处于至少第一健康状况，及在确定的电响应差13低于响应差阈值18时耳蜗2处于至少第二健康状况。
在图4F所示的例子中，电响应差13B响应于具有频率F2的猝发音下降表示电极阵列4与耳蜗2的内壁区域之间的碰撞，该内壁区域包括针对包括频率F2的频率范围调谐的毛细胞。
图5A-5C示出了电极阵列4与耳蜗2的内壁碰撞的情形的不同例子。在图5A中，确定的电响应差13下降到低于响应差阈值18并在短时间段之后再次增加到高于响应差阈值18。在该情形下，耳蜗的健康状况为耳蜗响应11跨短时间段的时间降低，这可导致耳蜗的残余听力的稍微降低。
在图5B中，确定的电响应差13下降到低于响应差阈值18并在比图5A中所示例子更长的时间段之后再次增加到高于响应差阈值18。在该情形下，耳蜗的健康状况为耳蜗响应11跨长时间段的时间降低，相较于耳蜗响应11跨短时间段时间降低的例子，这可导致耳蜗的残余听力的更严重的降低。
在图5C中，确定的电响应差13快速下降到低于响应差阈值且不再次增加到高于响应差阈值18。在该情形下，耳蜗的健康状况为耳蜗响应11的永久降低，这导致耳蜗2的残余听力永久降低。
耳蜗响应11的测量和电响应差13的确定可在电极阵列4插入到耳蜗2内的同时连续进行，及确定的电响应差13可通过图形用户接口而直观化。图形用户接口可接收来自处理单元17和/或探针19的数据，其中该数据包括测得的耳蜗响应11、测得的耳蜗基线响应12和/或确定的电响应差13。该数据持续更新。图形用户接口有助于在看到电响应差13下降时立即停止插入。立即反应将导致残余听力下降的减少，因为避免了进一步损害残余听力。
图6A和6B示出了方法100及配置成进行多个阻抗测量的系统。刺激器处理器16连接到电极阵列4并向电极阵列4的多个电极(E0到EN)中的每一个依次施加电刺激。对于每一电极(E0到EN)，在将电极阵列4插入到耳蜗2内的同时进行阻抗测量20。阻抗测量20经电极(E0到EN)和处理器单元17进行。在图6A中，电极E0到E4在耳蜗内，其余电极在耳蜗外面。及在图6B中，对于电极E0到E4，阻抗可测量，而对于其余电极，阻抗不可测量。从而，处理器单元17配置成确定电极阵列4的电极(E0到EN)是处于第一状态还是处于第二状态。如果测得的阻抗20高于第一阻抗水平21，则电极(E0到EN)处于第一状态；如果测得的阻抗20低于第一阻抗水平21，则电极(E0到EN)处于第二状态。当电极(E0到EN)处于第一状态时，电极在耳蜗内，及当电极(E0到EN)处于第二状态时，电极在耳蜗外面。
图7更详细地示出了方法100和系统1怎样确定多个相关信号，其中多个相关信号包括关于为什么看到电响应差13下降的信息。处理器单元17从耳蜗电描记探针10接收多个耳蜗响应11和耳蜗基线响应12，并配置成针对多个声学刺激8中的每一个从这些响应确定多个电响应差13。此外，处理器单元从存储器单元22至少接收电极阵列4的长度和/或电极阵列4的电极(E0到EN)中的每一个之间的距离。另外，处理器单元17接收来自电极阵列4的电极(E0到EN)中的每一个的输出，其用于测量每一电极(E0到EN)的阻抗。针对每一电极(E0到EN)测得的阻抗20和多个电响应差13用于确定多个相关信号118。多个相关信号被传给图形用户接口24。
例如，对于包括频率F的给定猝发音检测到电响应差13下降，该下降表示电极阵列4与耳蜗2内壁的包括针对包含频率F的频率范围调谐的毛细胞的区域之间的碰撞。之后，通过基于频率F从生理学耳蜗位置-频率图提取位置而确定耳蜗内的第一碰撞位置。然后，例如确定电极阵列4的多个电极的最顶点电极E0的第二位置。最顶点电极E0的第二位置基于多个阻抗测量结果20和多个电极中的每一电极之间的距离确定。例如，假定五个电极(E0到EN)具有可测量的阻抗，这意味着五个电极(E0到EN)在耳蜗2内。多个电极中的每一电极之间的距离恒为2mm。电极阵列4在耳蜗2内的长度可确定为10mm(5*2mm)。之后，通过基于电极阵列4在耳蜗内的长度从生理学耳蜗位置-频率图提取位置而确定最顶点电极的第二位置。
例如，第一碰撞位置大于最顶点电极E0的第二位置，意味着电极阵列4的最顶点电极E0尚未通过第一位置。从而，相关信号包括关于探针10具有误差的信息。
在另一例子中，第一碰撞位置等于最顶点电极的第二位置，意味着电极阵列4的最顶点电极位于碰撞点处。从而，相关信号包括关于最顶点电极E0已碰撞耳蜗2的信息。
在又一例子中，第一碰撞位置小于最顶点电极的第二位置，意味着电极阵列4的最顶点电极已通过碰撞点。从而，相关信号包括关于电极阵列4的一部分(不包括最顶点电极E0)已碰撞耳蜗2的信息。
图8A和8B示出了图形用户接口，其在耳蜗2的图上示出了相关信号(25A,25B,25C,25D)的信息。此外，图形用户接口24包括电极阵列4的在耳蜗2内的每一电极的估计的位置。在图8A中，电极阵列4完全插入到耳蜗2内，及电极阵列4与耳蜗之间的三个碰撞已被系统1检测到。在该给定位置的相关信号的位置和内容用标记符(25A,25B,25C)标记。在图8B中，电极阵列4仅部分插入到耳蜗2内。检测到一个碰撞，但标记符25D表明探针中已出现误差。
图9A和9B示出了包括猝发音的多个声学刺激8的不同例子。图9A示出了猝发音，其包括具有连续声学信号的扫频音，其中频率随时间变化。在该具体例子中，猝发音包括频率F1、F2和F3。图9B示出了具有谐波复合声学信号的猝发音，其包括不同音的卷积或相乘。在该例子中，猝发音包括频率F1和F2的混合。
图10A和10B示出了猝发音26通过耳蜗电描记曲线30整形。曲线30配置成在不同时间窗口(W1,W2,W3)不同地调整猝发音26的形状，及每一时间窗口(W1,W2,W3)具有给定长度(T1,T2,T3)。在图10A中，猝发音26包括扫频音，及在该具体例子中，猝发音包括频率F1和F2。在第一时间窗口W1，曲线30具有递增的轮廓，这调整猝发音26的振幅A具有递增的振幅。在第二时间窗口W2，曲线30具有恒定不变的轮廓，这调整猝发音26的振幅A具有恒定不变的振幅。在第三窗口W3，曲线30具有递减的轮廓，这调整猝发音26的振幅A具有递减的振幅。图10B示出了类似的例子，但针对包括谐波复合声学信号的猝发音26。在该具体例子中，猝发音26包括频率F1和F2。
图11A示出了耳蜗2内基于包括扫频音的声学刺激8的耳蜗响应位置。在时间t＝0，耳蜗响应11针对频率F1测得，在时间t＝1，耳蜗响应11针对频率F2测得，及在时间t＝2，耳蜗响应11针对频率F3测得。在该例子中，多个电响应差13中的每一个连续确定，及检测电极阵列4与耳蜗2之间的可能碰撞的快速性取决于从开始频率到结束频率(在该例子中，从频率F1到频率F3)的扫描时间。
图11B示出了耳蜗2内基于包括谐波复合声学信号的声学刺激8的耳蜗响应位置。在时间t＝0，耳蜗响应11针对频率F1和F2测得。在该例子中，针对频率F1和F2的多个电响应差13中的每一个同时确定。在该例子中，检测电极阵列4与耳蜗2之间的可能碰撞的快速性与从开始频率到结束频率的扫描时间无关。因此，相较于包括扫频音的猝发音，使用包括谐波复合声学信号的猝发音的优点在于可能碰撞被更快检测。
图12A-12D示出了在电极阵列4的插入已完成之后确定电极阵列4的电极的频率图的例子。在图12A中，发现电极阵列4的给定电极的基线频率和基线耳蜗响应。这通过向包括插入的电极阵列4的耳蜗植入系统6的用户施加多个声学刺激8实现，其中多个声学刺激8中的每一个包括具有不同频率如300Hz、350Hz、400Hz、450Hz、500Hz、550Hz和600Hz的猝发音。之后，通过电极阵列的一个或多个电极并针对不同频率中的每一频率测量耳蜗响应11即耳蜗振幅响应。例如，不同频率中在任何电极(E0到EN)上提供最高耳蜗响应即最高eCOchG振幅响应的频率为基线频率，及该最高耳蜗响应为基线耳蜗响应。一个电极优选为电极阵列的电极的最顶点电极。例如，基线频率为400Hz，所述一个电极为最顶点电极即电极号20。
所述一个电极的基线频率和基线耳蜗响应可存储在系统的存储器单元中或者耳蜗植入系统的存储器内。
所述一个电极记为基线电极。
在图12B中，单一声学刺激8被施加给用户，其中单一声学刺激8包括基线频率如400Hz。耳蜗响应11通过一组电极(E3,E7,E10,E13)测得，其包括电极阵列4的不同于基线电极如不同于电极号20的电极。
在图12C中，包括对于给定音沿耳蜗2的耳蜗响应分布的耳蜗响应模型27可基于收集的数据、沿耳蜗的耳蜗响应分布曲线的一般形状、耳蜗的表面图像或3D场图像得出。耳蜗响应模型27的耳蜗响应分布包括最大耳蜗响应28，最大耳蜗响应28以基线频率为中心，及最大耳蜗响应等于基线耳蜗响应。
在图12D中，对所述一组电极(E3,E7,E10,E13)中的每一电极测得的耳蜗响应11与假设频率(fh1,fh2,fh3,fh4)匹配，其中测得的耳蜗响应11等于耳蜗响应模型27的理论耳蜗响应(11A,11B,11C,11D)。
所述一组电极(E3,E7,E10,E13)中的每一电极与假设频率(fh1,fh2,fh3,fh4)匹配。
从而，电极阵列4的频率图可包括基线电极的基线频率和所述一组电极(E3,E7,E10,E13)的假设频率(fh1,fh2,fh3,fh4)。
电极阵列4的频率图可通过将曲线拟合方法应用于基线电极的基线频率和所述一组电极(E3,E7,E10,E13)的假设频率(fh1,fh2,fh3,fh4)从而确定电极阵列4的每一电极或者电极阵列4的其余电极的假设频率(fh1,fh2,fh3,fh4)而得到。
图13示出了系统1包括振动器50，其配置成将声学声波诱发到受者颅骨内，声学声波在插入电极阵列的同时将减小摩擦力。为了声学声波不干扰耳蜗响应的测量，声学声波的频率选择为不同于猝发音的频率。
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、元件、部件和/或步骤，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、元件、部件和/或步骤。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。
应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。
本发明的范围应依据权利要求进行判断。
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