本发明涉及耳蜗植入件。具体地，本发明涉及验配设备、系统及用于验配耳蜗植入件的方法。
背景技术
耳蜗植入件为助听装置，其是通过手术植入的电子装置并向深度聋或者严重听力困难的人提供声音感觉。
助听器捕获声音、将其转换为电声音信号、放大及对电信号滤波、将电信号转换为放大的声音、及通过正常听觉通道发送放大的声音。这些助听器针对具有轻度到中度感知听力损失的人进行设计。
在严重到深度听力损失的情形下，这些助听器效力不足够大。如果耳朵损伤太严重，使用传统的助听器放大声音通常没有帮助。耳蜗植入件通过将源自所捕获的声音的信号直接发送到听觉神经而克服该问题。与传统助听器不同，耳蜗植入件绕过耳朵的受损伤区域。它们捕获声音、处理电声音信号并电刺激听觉神经。
目前，耳蜗植入件的验配使用验配软件进行，其直接调整已插入到耳蜗内的电极阵列的物理电极的刺激水平。这样的调整通常逐一电极进行或者对所选的多个电极进行，其中中间电极获得通过线性插值确定的阈值。其取决于进行验配的人(验配者)将所获得的关于听力的了解变换为补偿特定音频下的听力挑战的各个电极调整。为此，专业人员需要手动将与每一电极相关的频率范围关联到需要进行调整的频率，然后进行调整以确保跨电极/频谱具有平滑的阈曲线。换言之，验配者需要基于与每一物理电极相关联的频率窗口手动使频率有关的听觉病矫治测试结果如窄带/颤音听力测定和语音测试结果与物理电极有关。频率窗口仅可用作电极的数字属性。
设置映射水平(maplevel)的经典方法是下面的过程，其基于单电极精神物理学：
执行验配的人(验配者)用以所需要的速率出现的脉冲群刺激特定电极。该刺激开始于非常低的电平，及该刺激小步慢慢增大。受测对象被询问以报告任何听觉感觉。刺激增大直到受测对象听见声音为止，然后使用更精细的步长，上-下程序(非常类似于听力测定)用于找到针对该脉冲群的感觉阈值。该阈值时的电平用作t电平。一旦t电平被建立，验配者小步增大刺激直到受测对象指明声音大声但舒适为止。这用作c电平。
对于电极阵列上的所有电极重复上面的程序。
当所有电极均被测试时，通常执行均衡程序以确保所有c电平产生大约一样的响度，这进而确保等电平的音频输入产生等电平的电刺激。
在该程序完成后，植入件被设置为语音处理模式，及用语音输入测试映射(map)。如果需要，验配者可降低或提升t电平和/或c电平以调整现场语音的响度感知。
用于验配耳蜗植入件的系统和方法在wo2012/101495中公开。
此外，自由场听力测定通常用于用任务植入件评估听力。听力测定提供与标准听力测定频带(250,500,1k,2k,4k,…)和间倍频带有关的阈值和响度换算结果。这些结果可指导验配者相应调整与这些频带有关的刺激设置。验配者需要基于电极频率分布(其仅可作为数值获得)人工识别调整哪些耳蜗植入件电极(以及调整多少)。一些电极可能被包含在听力测定频带内，而其它电极位于边界上或者根本不受影响。这十分耗时。
此外，响度感觉的比较通常通过依次刺激单一电极并询问患者是否听到同样的强度而进行。目前，没有在多个不同的较宽的频带如涉及多个电极刺激的听力测定频率之间比较响度感觉的手段。
技术实现要素：
本发明目标在于提供一种验配器以容易且效率高地对耳蜗植入件进行编程。
典型的耳蜗植入系统具有两个部分：
-内部部分(a)，其为通过手术植入在皮肤下面的颞骨中的接收器；及放在耳蜗中的电极阵列；及
-外部部分(b)，其为包括声音处理器及将声音处理器连接到天线的引线的耳后部分。天线通过磁力附着到内部部分上面的皮肤并使能在外部部分与内部部分之间进行无线数据通信。
外部部分通常包括：
-从环境拾取声音的一个或多个传声器；
-有选择地对声音滤波以使听得见的语音优先的声音处理器；
-通过电磁感应将能量及处理后的声音信号跨皮肤发送到内部装置的发射器。
内部部分通常包括：
-接收器/刺激器，其从声音处理器接收信号并将它们转换为电脉冲；
-埋入在耳蜗中的电极阵列。
在使用时，声音处理器处理表示传声器拾取的声音的电声音信号。发射器通过磁力附着到皮肤。其将数字化的声音从声音处理器传到植入接收器。磁性植入接收器/刺激器安装在皮肤下面天线的正下方。其将数字信息变换为电刺激信号以通过放在耳蜗中的电极阵列的电极施加。电极阵列插入在耳蜗中。电极阵列上的每一电极对应于信号频率。当电刺激信号被传到对应的电极时，听觉神经被刺激。听觉神经的刺激由患者大脑感知为声音。
声音处理器配置成使用为每一用户产生定制程序的验配软件。
根据第一方面，公开了用于验配包括多个刺激电极的耳蜗植入件的方法。该方法包括：将数据传给耳蜗植入件和/或从耳蜗植入件接收数据，对于耳蜗植入件的每一刺激电极，所述数据表示确定频率范围的参数值及确定至少两个刺激强度电平的参数值，包括针对耳蜗植入件的每一个别刺激电极的阈电平(t电平)。
所述方法还包括：提供具有显示器的用户接口，及针对每一电极，将确定刺激强度范围及频率范围的参数值的图形表示按二维矩阵显示在显示器上，其中一维分配给频率而另一维分配给刺激强度，其中所有电极的刺激强度范围及频率范围同时显示。
优选地，图形表示为图形用户界面。
在确定各个刺激电极的刺激强度范围和频率范围的参数值的图形表示中，参数值由矩形表示，其中矩形的一维在对数标尺上表示分配给相应电极的频率范围，而另一维在线性标尺上表示刺激强度范围。
优选地，所述方法配置成响应于导致一个参数值的操纵的用户输入自动进一步调整参数值。具体地，优选前述调整导致相邻参数的平滑参数调节。调节电极电平通常与一些不确定性相关联，因为听觉阈和感到舒适的电平从要求一致的来自患者的反应的主观测试到困难的声音电平判断确定。因此，验配者通常选择估计有限的一组插入的电极的电平(c和t)，及通过插值或经验估计其它电极的值。通常假定平滑的电极电平曲线。因此，在验配过程期间所选电极电平的调节/精调通常涉及相邻电极电平的人工调节及跨电极阵列保持平滑的t和c电平曲线。这样的调节目前由工具支持，如所选电极之间的线性插值或者预定的曲线成形选项的选择。这些方法在应用曲线变化方面非常锁定，没有以平滑方式准确调节的自由(而这正是验配者需要的)。因此，相邻参数的自动调节可有助于验配过程。
公开了针对患者验配耳蜗植入系统的方法。
该方法配置成使得在参数值的图形表示内实时显示声学输入信号的功率谱。
进一步优选地，该方法配置成实时显示音量单位表，其表示验配期间通过耳蜗植入件声音处理器测得的输入声音电平。目前，在验配期间，验配者测试患者是否能听见多个不同的声音及他们被感知到多大声。目前的耳蜗植入件验配软件没有向验配者展现怎样大声的声音处于患者耳朵电平的声量计，因此验配者主观判断针对该患者声音应多大声。这个缺点可通过显示表示验配期间通过耳蜗植入件声音处理器测得的输入声音电平的音量单位表而克服。
该方法优选还包括：提供并显示具有可沿条移动的指针的时间线指示器，其中所述指针可由用户移动，其中移动所述指针导致显示先前参数值的表示。这样的时间线指示器是有利的，因为耳蜗植入件的验配由于调整及变化的身体和生理性质而经常随时间变化。身体和生理变化的监视经客观测量提供，其评估：
i.电极阵列与耳蜗组织之间的耦合的电学特征(阻抗测试)；
ii.所产生的神经反应，其为所施加的刺激电平的函数(电复合动作电位-ecap)；
iii.中耳中的镫骨肌的收缩，其为所施加的刺激电平的函数(镫骨反射测试-srt)。
客观测试可帮助显露系统故障(断开连接的电极、短路的电极)、电极阵列错位(电极随时间在耳蜗中移动或者电极取出)。因此，对于验配者而言，监视客观测量结果随时间的变化很重要。在目前的软件中，没有容易且快速的方式滚动浏览历史测试结果并将其与最新测试结果比较。这通过提供具有可沿条移动的指针的时间线指示器克服，其中所述指针可由用户移动，其中移动所述指针导致显示先前参数值的表示。
优选地，该方法还包括检测对应于拖动图形表示的图形分量的用户输入，响应于拖动事件改变参数值，及相应更新图形表示。
根据另一方面，公开了用于验配具有多个刺激电极的耳蜗植入件的验配设备。该验配设备包括显示单元、用于与耳蜗植入件数据通信的接口单元、及用于输入参数值的输入装置，参数值用于验配将显示在显示装置上的耳蜗植入件数据。验配设备配置成：
将数据传给耳蜗植入件和/或从耳蜗植入件接收数据，对于耳蜗植入件的每一刺激电极，所述数据包括确定频率范围的数据及表示至少两个刺激强度电平的数据，包括针对耳蜗植入件的每一个别刺激电极的阈电平(t电平)；及
针对每一电极，在显示器上按二维矩阵显示刺激强度范围及频率范围，其中一维分配给频率而另一维分配给刺激强度，其中所有电极的刺激强度范围及频率范围同时显示。
根据又一方面，公开了用于验配具有多个刺激电极的耳蜗植入件的系统。该系统包括验配设备及通信连接到验配设备的耳蜗植入件。耳蜗植入件包括具有形成电极阵列的多个刺激电极的电极引线、以受控方式产生将经各个刺激电极发射的具有可调节的刺激强度的刺激脉冲的刺激单元、及用于根据分配给每一个别电极的频率范围及相应频率范围中的输入信号的相应信号强度产生用于每一电极的刺激强度控制信号的声音处理单元。
根据一实施例，验配设备包括图形显示器和提供输入装置的用户接口。验配设备配置成：
将数据传给耳蜗植入件和/或从耳蜗植入件接收数据，对于耳蜗植入件的每一刺激电极，所述数据表示确定频率范围的参数值及确定至少两个刺激强度电平的参数值，包括针对耳蜗植入件的每一个别刺激电极的阈电平(t电平)；及
针对每一电极，在显示器上按二维矩阵显示确定刺激强度范围及频率范围的参数值的图形表示，其中一维分配给频率而另一维分配给刺激强度，其中所有电极的刺激强度范围及频率范围同时显示。
根据一实施例的方法、系统和验配设备使能产生耳蜗植入系统的配置的图形表示，其中在验配期间将针对每一电极进行设置的主要参数即电极的频率范围和刺激强度范围在单一图形表示中表示。这种图形表示提供输入声音频率与电极之间的直接可视关系。
附图说明
下面参考附图对本发明实施例的描述说明了耳蜗植入件验配系统和方法的多个不同特征和功能。
图1示出了根据本发明实施例的包括外部部分和内部部分的耳蜗植入系统。
图2为根据本发明实施例的耳蜗植入系统部分的元件的示意性图示。
图3示出了根据本发明实施例的在验配耳蜗植入件时涉及的部分，包括验配设备。
图4示出了根据本发明实施例的验配设备的示例性显示内容。
图5示出了根据本发明实施例的在现场模式验配期间验配设备的另一显示内容。
图6示出了根据本发明实施例的在验配期间验配设备的又一显示内容。
图7示出了根据本发明实施例的另外的音量单位表(vu计)。
图8a示出了根据本发明实施例的时间线函数。
图8b示出了根据本发明实施例的时间线函数。
图9示出了根据本发明实施例的耳蜗植入件的平滑验配。
图10为根据本发明实施例的用于验配耳蜗植入件的方法的流程图。
具体实施方式
如图1和2中所示，典型的耳蜗植入系统10包括外部部分12和内部部分14。
外部部分12包括耳后部分16，其包括一个或多个从环境拾取声音的传声器16.1。由传声器16.1拾取的声音被转换为可由声音处理器16.2处理的电声音信号，声音处理器进而产生电输出信号。声音处理器16.2设置在耳后部分16内并连接到用于除其它事物之外还保存参数值的存储器16.3或者包括这样的存储器。电输出信号经引线18馈给发射器20。
耳蜗植入系统的内部部分14被植入。其包括在使用时与发射器20反向设置的接收器/刺激器22。接收器/刺激器22包括连接到刺激单元22.2的接收器单元22.1，刺激单元根据从发射器20接收的信号产生刺激信号。刺激单元22.2电连接到电极引线24，其具有多个如20个沿电极引线24的远部28设置的电极26。电极引线24的远部28沿耳蜗30延伸。
应注意，在健康的耳朵中，靠近耳蜗30的蜗顶32的神经将感觉到低频声音，而更靠近耳蜗30的蜗底34的神经将感觉到更高频率的声音。因而，更靠近电极引线24的远端因而更靠近耳蜗30的蜗顶32的刺激电极刺激在健康耳朵中感觉到更高频率声音的神经，而更靠近接收器/刺激器22因而更靠近耳蜗30的蜗底34的刺激电极设置成刺激感觉到较低频率声音的神经。
电极引线24上的每一电极26可发出具有可调节的刺激强度的刺激脉冲(或者脉冲串)。应注意，如果特定电极的刺激强度超出最小刺激强度电平，用户将注意到因该电极发出的刺激脉冲导致的声音感觉。这种刺激强度电平称为“阈电平”或“t电平”。同样，对于每一电极，有可以施加但不会导致患者不舒适的最大刺激强度。该最大舒适刺激强度电平称为“舒适电平”或“c电平”。
耳蜗植入系统的耳后部分16中的声音处理器配置成针对电极引线24上的每一电极产生刺激强度控制信号。
在耳蜗植入件的验配期间，声音处理器被编程以将输入的电声音信号转换为传给内部部分14的接收器/刺激器22的刺激强度控制信号。在验配期间，除其它事物之外，阈电平和舒适电平可针对每一电极进行调节，每一电极脉冲可分配给特定频率范围。特定电极的刺激强度控制信号取决于在分配给该特定刺激电极的频率范围中的输入声音的瞬间声音电平。如果在输入声学声音的某一频率范围中的声音电平低，则由分配给该频率范围的电极施加的刺激强度应低。声音处理器配置成相应产生刺激强度控制信号。
声音处理器的详细配置在验配期间实现。
图3示出了根据本发明实施例的包括验配设备40的验配系统。
为验配耳蜗植入件10，验配设备40具有图形显示器42和使验配者能与验配设备40交互的用户接口44。图形显示器42可以是触敏显示器，因而提供另一用户接口。
在实施例中，验配设备40包括具有显示器的计算机及可包括常规已知的输入装置如键盘或者指针装置例如鼠标的输入装置。
验配设备40配置成与耳蜗植入件10的耳后部分16中的声音处理器通信。耳蜗植入件10的耳后部分16中的声音处理器进而可经引线18和发射器20与接收器/刺激器22通信。接收器/刺激器22导致刺激脉冲根据耳后部分16中的声音处理器产生的刺激强度控制信号经电极引线24的远部26上的一个或多个电极传送。
验配设备40还配置成产生将要验配的耳蜗植入系统10的配置的图形表示。
根据一实施例，验配设备40配置成，针对每一电极，在显示器42上按二维矩阵显示刺激强度范围及频率范围，其中一维分配给频率而另一维分配给刺激强度，其中所有电极的刺激强度范围及频率范围同时显示，参见图4。
验配设备40配置成在具有对数水平频率轴及听力图的图形表示中针对每一活动电极描画一条。因而，每一电极由矩形条48表示。该条的顶部表示对应于舒适电平的c值。每一条的底部表示对应于舒适电平的t值。
每一条的左边表示与特定电极相关联的较低频率，及该条的右边表示与特定电极相关联的较高频率。
因而，验配设备40配置成产生耳蜗植入系统10的配置的图形表示46，其中在验配期间将针对每一电极进行设置的主要参数即电极的频率范围和刺激强度范围在单一图形表示中表示。这种图形用户界面对于耳蜗植入件验配软件是新的且独一无二的，并提供输入声音频率、电极连同特定频率范围内的t和c电平之间的直接可视关系。
在优选实施例中，验配设备40可进一步配置成以现场模式产生图形表示，其中该图形表示可近乎实时地直接指明瞬间刺激电平，及由于频率轴的使用，还使呈现给患者的声音的频率含量可视化，参见图5。因而，输入的声学声音的功率谱50被显示在确定电极的刺激强度范围和频率范围的参数值的图形表示46内。这样的显示仅可应用于包括在输入的声学声音中的频率范围。
在另一优选实施例(未示出)中，声音的频谱按不同于电极表示的频率进行显示，例如以更高的频率分辨率进行显示。例如，在分组到电极内之前的快速傅里叶变换(fft)的输出可被显示。这可潜在地帮助验配者看电极频率分配是否可进行调节以使患者能更好地区分具有不同频谱的特定声音。
验配设备40还配置成支持验配，因为验配设备40支持与预定听力测定频率直接有关的电极设置的调节，参见图6。
验配设备40向验配者提供对不是电极特有而是频率特有的t和c电平调节(可能及其它电极性质)的直接访问。当这样选择和调节电平时，验配系统基于定义的频率分布自动将频率区间映射到电极。映射使能自动选择电极进行刺激(当使用校准的刺激时(单音和扫频))及进行调节。自动映射的实施可以是与助听器验配软件中所使用的类似的表，但具有t和c电平代替增益设置。这使验配者能基于例如受助自由场听力测定测试及响度换算结果容易地选择和调节与被发现有关的听力测定频率有关的刺激电平。
当选择多个频带进行扫频刺激时，对应的多组自动选择的电极可依次被刺激，从而跨听力测定频带提供容易且快速的响度感知评估。
听力测定调节将必须考虑电极频率分配可能不匹配听力测定频带。这可使用结合图9描述的平滑调节原理进行处理。
在另一优选实施例中，验配设备可配置成使能选择和调节未直接表示在听力测定表中的频率区间。为使能这样的选择，验配设备可进一步配置成使验配者能在频率有关的曲线中拖动频率范围。然后，调节将基于该频率范围，而不是听力测定表中表示的预定范围。
在另一优选实施例中，验配设备配置成基于可用的听力测定测试结果提供t和c值的推荐的或自动的调节。
此外，验配设备可配置成使能调节双耳耳蜗植入系统的两个耳蜗植入件，因为成双边设置的两个电极阵列可以互相联系的方式或者单独地进行调节。
另外，验配设备可配置成表示如图7中所示的音量单位表70(vu计)。vu计在图7中通过竖立的dbspl条进行图示，其指明患者的声音处理器的传声器处的输入声音电平。这尤其在远程验配情形有用，其中输入声音电平被传到验配软件。
显现输入声音电平(宽带或窄带)的vu计70被引入以展现耳蜗植入件声音处理器在现场模式期间测得的声音电平，从而使验配者能监视他/她自己在患者耳朵处的话音电平及患者周围的任何其它声音的电平，即使在患者可能坐在另一位置的情形下(例如远程验配的情形)。这使能直接比较输入声音电平和所得的刺激电平，从而可帮助验配者看多个不同声音处理特征设置、输入agc、输出压缩系统、m中的n、降噪等的效果。
图8a和8b示出了由验配设备40的优选实施例提供的时间线滑块80。时间线滑块80可用于快速且动态地滚动浏览客观测量结果的历史记录。包括条82和可由用户移动的滑动指针84。
时间线上的点表示验配者想要将最新测量结果与其比较的先前的客观测量结果(可与患者访问/会话有联系)。当时间线滑块在历史测量结果上方时，历史测量结果可用曲线中的最新测量结果覆盖(例如通过图8中所示针对阻抗测试结果的灰边条)以使变化可视化。快速来回滑动将产生测量结果的变化的、像电影的可视化，而不需要查看表或者大量曲线。一个例子在图8b中示出。
在又一优选实施例中，验配设备40配置成提供t电平、c电平或者二者的平滑调节，参见图9。
t、c或者t+c电极设置的平滑调节的实施使验配者能调节任何所选的频率范围(或者电极组)，同时自动保持平滑电极电平曲线。这通过在所选频率区间/电极的中心施加完全强度的调节但在选择的下和上频率边界线附近和周围逐渐施加较小的强度而实现。这样，调节以平滑方式进行，其以橡胶带的方式温和地推动现有电极电平曲线的电平，而不会抚平该曲线的细节。这意味着任何间电极电平波动/差可自动保留到可能的程度。这节约了验配者人工调节相邻电极的耗时。
图10为验配耳蜗植入件的优选方法100的流程图。该方法包括步骤：
将数据传给耳蜗植入件和/或从耳蜗植入件接收数据，对于耳蜗植入件的每一刺激电极，所述数据表示确定频率范围的参数值及确定至少两个刺激强度电平的参数值，包括针对耳蜗植入件的每一个别刺激电极的阈电平(t电平)(步骤110)；及
针对每一电极，在显示器上按二维矩阵显示确定刺激强度范围及频率范围的参数值的图形表示，其中一维分配给频率而另一维分配给刺激强度，其中所有电极的刺激强度范围及频率范围同时显示(步骤120)。
该方法还包括：监视用户接口并检测与改变参数值有关的用户输入(步骤130)。响应于检测到用户输入事件参数值被改变(步骤140)，图形表示被相应更新(步骤120)。
非必须地，如由检测到的用户输入给出的，直接改变参数值的步骤，另外的参数值可被自动改变以实现相邻参数的平滑调整(步骤150)。
非必须地，该方法可包括接收电声音信号(步骤200)并以现场模式产生图形表示(步骤210)，其中图形表示表示输入的电声音信号的功率谱。功率谱的图形表示被集成到确定刺激强度范围和频率范围的参数值的图形表示内(步骤120)。
该方法还可包括将调节后的参数值编程到耳蜗植入系统的存储器16.3内(步骤160)。
另外的非必需的方法步骤从上面的详细描述显而易见。
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。
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。
权利要求不限于在此所示的各个方面，而是包含与权利要求语言一致的全部范围，其中除非明确指出，以单数形式提及的元件不意指“一个及只有一个”，而是指“一个或多个”。除非明确指出，术语“一些”指一个或多个。
因而，本发明的范围应依据权利要求进行判断。