包括用於拾取生理反應的電極的聽力裝置的製作方法
2023-05-07 01:09:21 1
本申請涉及聽力裝置如助聽器領域。
背景技術：
一種類型的聽力裝置為空氣傳導助聽器，其具有適於位於用戶的耳朵之處或之中(如耳道中)的一個或多個外部部分及包括用於將聲學信號傳到用戶耳朵的耳膜的輸出變換器。在實施例中，該助聽器包括適於位於用戶的耳朵處或者耳道中的第一部分。第一部分可包括用於拾取(電)生理反應如腦電波信號的一個或多個電極，例如參見us20100196861a1。
另一種類型的聽力裝置為可植入助聽器，如包括一個或多個植入部分例如包含電極陣列的耳蝸植入物的助聽器。對通過植入裝置呈現的刺激的生理反應的測量可用於評估植入物的功能，例如檢測反應閾值及作為為了最佳刺激強度設置的指導。(電)生理反應的監測通常需要先進的專用設備及複雜和/或耗時的測試設置。例如abr(聽性腦幹反應)和eeg(腦電圖)的監測涉及將多個外部電極放在患者頭部皮膚上或者耳道中，連接到(可能外部)放大器。至少對於部分電極，良好的電接觸應優選在每一電極和用戶的皮膚或組織之間建立。在耳蝸或腦幹植入物的情形下，電極陣列被插入到耳蝸內或者腦幹上以提供聽覺。刺激例如通過放在顱骨上的皮膚下面的袋中的植入裝置產生。植入裝置包括天線(通常使用磁感應)以與外部聲音處理器或驗配系統通信。目前的裝置包括使用插入的電極陣列及在一些情形下加上放在電極陣列本身或者單獨的電極引線上的參考電極監測電生理反應的裝置(例如參見ep2826521a1)。目前的設備不能直接通過標準植入物實現abr或eeg信號的質量拾取。
技術實現要素：
在面向顱骨的表面上，在植入物本身即包含電子電路和/或天線的部分上增加多個電極接觸點將使能通過植入物電子電路直接拾取電生理反應如eeg(腦電圖)或eog(眼動電圖)或ecog(腦皮層電圖)及通過內置天線將信號傳到外部系統(如外部處理器或驗配接口和軟體)，或者在植入裝置的處理器中處理該反應。使用多個具有表面電極的植入物(如雙側植入物)將使能收集更多信息，及可能使能拾取和定位更遠的反應(更靠近大腦的聽覺皮層)。耳蝸植入聽力裝置可包括用於分析生理反應的處理器，及例如可配置成基於前述分析影響或控制電極陣列對聽覺神經的刺激。在實施例中，用於監測用戶的眼球運動的眼動電圖(eog)可由位於植入部分的殼體上的一個或多個電極或者一個或多個單獨的植入電極(優選頭部每一側處的兩個電極(如眼睛左邊一個及眼睛右邊一個)以監測雙眼的運動)記錄。
進一步提出了通過位於耳道中的外部ite部分上的電極和位於植入部分上的電極或單獨的植入電極拾取的生理反應(如eeg和/或eog)的組合。生理反應的組合例如可用於控制植入物(和/或外部裝置，如空氣傳導或骨導助聽器)的處理。在實施例中，聽力裝置包括用於聲學刺激第一頻率範圍的電聲變換器和用於電刺激第二頻率範圍的電極陣列。在實施例中，生理反應的組合可用於確定分別由聲學變換器和電極陣列刺激的頻率範圍的分布。
聽力裝置
在本申請的一方面，提供一種包括用於插入在耳道中或者完全或部分植入在用戶頭部中的第一部分的聽力裝置，第一部分包括用於在安裝或植入在工作位置時接觸用戶的皮膚或組織的至少一電極單元，稱為pr電極單元，至少一pr電極單元配置成從用戶拾取生理反應。該聽力裝置還使得至少一pr電極單元包括包含導電材料的電極。
從而可提供改進的聽力裝置。
在實施例中，生理反應(pr)由誘發電位表示，如光、電或聲誘發電位。在實施例中，pr電極單元配置成例如使用eeg(腦電圖)或ecog(腦皮層電圖)從大腦或者使用eog(眼動電圖)從眼球拾取誘發電位。在實施例中，pr電極單元包括電位和/或磁場傳感器，配置成分別感測電和/或磁腦電波信號。在實施例中，pr電極單元的電極配置成在聽力裝置在工作狀態安裝在用戶身上時電容性或電感性連接到助聽器的用戶的頭部。在實施例中，pr電極單元的電極包括電感器如線圈。在實施例中，pr電極單元的電極包括電容器如貼片。
用於電生理測量如eeg測量的一些電極需要與皮膚良好接觸。傳統的測量電極通常與電極糊一起使用以確保良好的電接觸。如果電極將要放在外耳或耳道中進行耳朵eeg測量，電極將通常放在助聽器的耳模或外殼中。為實現良好的皮膚接觸，電極通常從耳模/外殼表面突出(例如參見圖1a)。該突出部在插入耳件期間(刮擦皮膚)及坐落在耳朵中的同時均成問題，因為耳道對壓力敏感。對於用於監測生理反應的植入電極如位於植入部分的殼體上的電極，遭遇同樣的目標和問題。
本申請的發明人提出使用安裝在耳件(如耳模或外殼)或者助聽器的植入部分的表面中的電極，其由記憶金屬(記憶合金)製成。電極例如適於在其在耳朵外面(或尚未植入)時具有與耳模/外殼表面齊平的形狀，及一旦其被放在用戶的耳道中(或者完全或部分植入在頭部中)並加熱到體溫時，改變形狀並從表面突出。突出部優選適於實現與皮膚良好接觸。
該想法將解決具有突出的電極的耳件或植入部分的插入問題，其中突出的電極可能刮擦皮膚(當插入在耳道中時刮擦外部或者當植入在皮膚下面時刮擦內部)。具有根據本發明的電極的耳件可被使得在使用助聽器期間提供舒適性。
在實施例中，聽力裝置包括殼體(和/或引導元件)，及至少一pr電極單元包括pr電極，所述pr電極適於在低於閾值溫度的溫度下具有與第一部分的殼體表面齊平或者陷入殼體表面中的外表面及適於在加熱到閾值溫度或者加熱到高於閾值溫度的溫度時從殼體表面突出。在實施例中，「殼體」可包括用於封裝助聽器的部件(可能定製的耳模)的外殼。在實施例中，「引導元件」可包括微型耳模或圓頂狀結構(如柔性材料製成)。
在實施例中，pr電極從殼體外表面的突出部適於在閾值溫度和高於閾值溫度時與皮膚進行良好接觸。
在實施例中，pr電極單元包括當從低於閾值溫度的溫度加熱到高於閾值溫度的溫度時膨脹其體積的材料元件。在實施例中，該元件在從高於閾值溫度的溫度冷卻到低於閾值溫度的溫度時收縮其體積。在實施例中，該材料和元件選擇成或適於使得該元件的膨脹和pr電極的從第一部分的外表面突出的所得突出部在安裝或植入時提供pr電極和用戶皮膚或組織之間的良好接觸。在實施例中，該元件的體積變化主要在垂直於pr電極的在第一部分安裝或植入時與皮膚或組織接觸的表面的方向。在實施例中，該元件形成pr電極的一部分。在實施例中，該元件與pr電極相鄰位於pr電極單元中。
在實施例中，pr電極單元包括形狀記憶材料。在實施例中，導電材料包括形狀記憶材料如形狀記憶合金。
在實施例中，聽力裝置配置成使得所述閾值溫度低於人類的正常體溫。在實施例中，聽力裝置配置成使得所述閾值溫度低於37℃如低於35℃。在實施例中，聽力裝置配置成使得所述閾值溫度在從32℃到40℃的範圍中，如在從35℃到38℃的範圍中。
在實施例中，第一部分包括用於插入在用戶耳道中的部分。
在實施例中，第一部分包括用於完全或部分植入在用戶頭部中的部分。
在實施例中，聽力裝置包括參考電極。在實施例中，聽力裝置包括植入在用戶頭部中的單獨的參考電極。在實施例中，參考電極位於第一部分之中或之上。在實施例中，聽力裝置包括植入在用戶頭部中的單獨的pr電極(與植入部分的殼體上的可能pr電極分開)。
在實施例中，聽力裝置包括用於分析來自pr電極單元的生理反應的處理器，及配置成基於前述分析影響或控制電極陣列對聽覺神經的刺激。在實施例中，聽力裝置包括用於電刺激用戶的聽覺神經的電極陣列和用於分析來自pr電極單元的生理反應的處理器，及配置成基於前述分析影響或控制聽覺神經的刺激。
在實施例中，聽力裝置包括位於耳道之處或之中的外部ite部分和包括植入部分，每一部分包括一個或多個pr電極單元，聽力裝置配置成組合所述pr電極單元拾取的生理反應。在實施例中，聽力裝置包括ite部分和植入部分。在實施例中，僅ite部分和植入部分之一(如植入部分或者ite部分)包括一個或多個pr電極。
在實施例中，聽力裝置包括用於聲學刺激第一頻率範圍的電聲變換器，及其中所述植入部分包括用於電刺激第二頻率範圍的電極陣列。
在實施例中，聽力裝置配置成組合地使用來自所述pr電極單元的生理反應以控制植入部分的處理。在實施例中，聽力裝置配置成使用生理反應的組合確定分別通過聲學變換器和電極陣列刺激的頻率範圍的分布。
在實施例中，聽力裝置配置成記錄用於監測用戶的眼球運動的眼動電圖(eog)。
在實施例中，聽力裝置配置成基於來自pr電極單元的生理反應監測癲癇發作。
在實施例中，聽力裝置包括用於補償用戶的聽力受損的助聽器。
在實施例中，聽力裝置適於提供隨頻率而變的增益和/或隨電平而變的壓縮和/或一個或多個頻率範圍到一個或多個其它頻率範圍的移頻(具有或沒有頻率壓縮)以補償用戶的聽力受損。在實施例中，聽力裝置包括用於增強輸入信號並提供處理後的輸出信號的信號處理單元。
在實施例中，聽力裝置包括用於基於處理後的電信號提供由用戶感知為聲學信號的刺激的輸出單元。在實施例中，輸出單元包括耳蝸植入物的多個電極或者骨導聽力裝置的振動器。在實施例中，輸出單元包括輸出變換器。在實施例中，輸出變換器包括用於將刺激作為聲學信號提供給用戶的接收器(揚聲器)。在實施例中，輸出變換器包括用於將刺激作為顱骨的機械振動提供給用戶的振動器(如在附著在骨頭上的聽力裝置中或在骨錨式聽力裝置中)。在實施例中，聽力裝置包括用於電刺激的多電極陣列，其與用於聲刺激的揚聲器和/或用於骨導刺激的振動器結合。
在實施例中，聽力裝置包括用於提供表示聲音的電輸入信號的輸入單元。在實施例中，輸入單元包括用於將輸入聲音轉換為電輸入信號的輸入變換器如傳聲器。在實施例中，輸入單元包括無線接收器，用於接收包括聲音的無線信號及用於提供表示所述聲音的電輸入信號。在實施例中，聽力裝置包括定向傳聲器系統，其適於對來自環境的聲音進行空間濾波，從而增強佩戴聽力裝置的用戶的局部環境中的多個聲源之中的目標聲源。在實施例中，定向系統適於檢測(如自適應檢測)傳聲器信號的特定部分源自哪一方向。
在實施例中，聽力裝置包括用於從另一裝置如通信裝置或另一聽力裝置無線接收直接電輸入信號的天線和收發器電路。在實施例中，聽力裝置包括用於從另一裝置如通信裝置或另一聽力裝置接收有線直接電輸入信號的(可能標準化的)電接口(例如連接器的形式)。在實施例中，直接電輸入信號表示或包括音頻信號和/或控制信號和/或信息信號。在實施例中，聽力裝置包括解調電路，用於對所接收的直接電輸入進行解調以提供表示音頻信號和/或控制信號的直接電輸入信號，例如用於設置聽力裝置的工作參數(如音量)和/或處理參數。總的來說，聽力裝置的發射器和天線及收發器電路建立的無線鏈路可以是任何類型。在實施例中，無線鏈路在功率約束條件下使用，例如由於聽力裝置包括可攜式(通常電池驅動的)裝置。在實施例中，無線鏈路為基於近場通信的鏈路，例如基於發射器和接收器部分的天線線圈之間的電感性耦合的感應鏈路。在另一實施例中，無線鏈路基於遠場電磁輻射。
在實施例中，聽力裝置和其他裝置之間的通信基於高於100khz頻率下的某種調製。優選地，用於在聽力裝置和其他裝置之間建立通信鏈路的頻率低於50ghz，例如位於從50mhz到50ghz的範圍中，例如高於300mhz，例如在高於300mhz的ism範圍中，例如在900mhz範圍中或在2.4ghz範圍中或在5.8ghz範圍中或在60ghz範圍中(ism＝工業、科學和醫學，這樣的標準化範圍例如由國際電信聯盟itu定義)。在實施例中，無線鏈路基於標準化或專用技術。在實施例中，無線鏈路基於藍牙技術(如藍牙低功率技術或基於其的技術)。
在實施例中，聽力裝置為便攜裝置，例如包括本機能源如電池例如可再充電電池的裝置。
在實施例中，聽力裝置包括輸入變換器(傳聲器系統和/或直接電輸入(如無線接收器))和輸出變換器之間的正向或信號通路。在實施例中，信號處理單元位於該正向通路中。在實施例中，信號處理單元適於根據用戶的特定需要提供隨頻率而變的增益。在實施例中，聽力裝置包括具有用於分析輸入信號(如確定電平、調製、信號類型、聲反饋估計量等)的功能件的分析通路。在實施例中，分析通路和/或信號通路的部分或所有信號處理在頻域進行。在實施例中，分析通路和/或信號通路的部分或所有信號處理在時域進行。
在實施例中，表示如來自大腦或眼睛的聲信號和/或生理反應的模擬電信號如誘發電位在模數(ad)轉換過程中轉換為數字音頻信號(例如使用來自參考電壓如外部或植入的參考電極的參考電位)，其中模擬信號以預定採樣頻率或採樣速率fs進行採樣，fs例如在從0.5khz到48khz的範圍中(適應應用的特定信號或需要)以在離散的時間點tn(或n)提供數字樣本xn(或x[n])，每一音頻樣本通過預定的ns比特表示聲信號在tn時的值，ns例如在從1到16比特的範圍中。數字樣本x具有1/fs的時間長度，如50μs，對於fs＝20khz；或者1ms，對於fs＝1khz。在實施例中，多個音頻樣本按時間幀安排。在實施例中，一時間幀包括8個、32個、64個、128個或更多個數據樣本。根據實際應用可使用其它幀長度。
在實施例中，聽力裝置包括模數(ad)轉換器以按預定的採樣速率對模擬輸入進行數位化。在實施例中，聽力裝置包括數模(da)轉換器以將數位訊號轉換為模擬輸出信號，例如用於經輸出變換器呈現給用戶。
在實施例中，聽力裝置如傳聲器單元和/或收發器單元包括用於提供輸入信號的時頻表示的(tf)轉換單元。在實施例中，時頻表示包括所涉及信號在特定時間和頻率範圍的相應復值或實值的陣列或映射。在實施例中，tf轉換單元包括用於對(時變)輸入信號進行濾波並提供多個(時變)輸出信號的濾波器組，每一輸出信號包括截然不同的輸入信號頻率範圍。在實施例中，tf轉換單元包括用於將時變輸入信號轉換為頻域中的(時變)信號的傅立葉變換單元。在實施例中，聽力裝置考慮的、從最小頻率fmin到最大頻率fmax的頻率範圍包括從20hz到20khz的典型人聽頻範圍的一部分，例如從20hz到12khz的範圍的一部分。在實施例中，聽力裝置的正向通路和/或分析通路的信號拆分為ni個頻帶，其中ni例如大於5，如大於10，如大於50，如大於100，如大於500，至少部分頻帶個別地處理。在實施例中，聽力裝置適於在np個不同頻道處理正向和/或分析通路的信號(np≤ni)。頻道可以寬度一致或不一致(如寬度隨頻率增加)、重疊或不重疊。
在實施例中，聽力裝置包括多個檢測器，其配置成提供與聽力裝置的當前物理環境(如當前聲環境)有關、和/或與佩戴聽力裝置的用戶的當前狀態有關、和/或與聽力裝置的當前狀態或運行模式有關的狀態信號。作為備選或另外，一個或多個檢測器可形成與聽力裝置(如無線)通信的外部裝置的一部分。外部裝置例如可包括另一助聽裝置、遙控器、音頻傳輸裝置、電話(如智慧型電話)、外部傳感器等。
在實施例中，多個檢測器中的一個或多個對全帶信號起作用(時域)。在實施例中，多個檢測器中的一個或多個對頻帶拆分的信號起作用((時-)頻域)。
在實施例中，多個檢測器包括用於估計正向通路的信號的當前電平的電平檢測器。在實施例中，預定判據包括正向通路的信號的當前電平是高於還是低於給定(l-)閾值。
在特定實施例中，聽力裝置包括話音活動檢測器(vad)，用於確定輸入信號是否包括話音信號(如在給定時間點包括語音)。在實施例中，聽力裝置包括自我話音檢測器，用於檢測給定輸入聲音(如話音)是否源自裝置或系統的用戶的話音。
在實施例中，助聽裝置包括分類單元，配置成基於來自(至少部分)檢測器的輸入信號及可能其它輸入對當前情形進行分類。在本說明書中，「當前情形」由下面的一個或多個定義：
a)物理環境(如包括當前電磁環境)，例如出現計劃或未計劃由聽力裝置接收的電磁信號(如包括音頻和/或控制信號)，或者當前環境的不同於聲學的其它性質；
b)當前聲學情形(輸入電平、反饋等)；
c)用戶的當前模式或狀態(運動、溫度等)；
d)助聽裝置和/或與聽力裝置通信的另一裝置的當前模式或狀態(選擇的程序、自上次用戶交互後消逝的時間等)。
在實施例中，聽力裝置還包括用於所涉及應用的其它適宜功能，如壓縮、降噪、反饋抑制等。
在實施例中，聽力裝置包括聽音裝置，如助聽器，如聽力儀器，如適於位於耳朵處或者完全或部分位於用戶耳道中的聽力儀器，如頭戴式耳機、耳麥、耳朵保護裝置或其組合。
在本發明的另一方面，槽被沿平行於從耳道入口朝向耳膜的軸(當微型耳模安裝在耳道中時)的部分形成在微型耳模內。這些槽使能將電極安裝在其中，電極例如由導電材料如金屬或者傳導織物或者傳導橡膠或聚合物等製成。在實施例中，前述微型耳模形成助聽器的用於完全或部分插入到用戶耳道內的部分。
在另一方面，提供其上施加電極的軟的圓頂或圓頂狀引導元件。在實施例中，這樣的引導元件形成助聽器的用於完全或部分插入到用戶耳道內的部分。
在實施例中，至少一pr電極位於第一部分的殼體或耳模或引導元件上。在實施例中，引導元件包括微型耳模或圓頂。
在實施例中，至少一pr電極包括有效電極，意味著接近電極如在第一部分中進行電放大、阻抗匹配和模數轉換中的至少一個。
在實施例中，第一部分包括殼體或耳模或引導元件，其中一個或多個槽沿平行於從耳道入口到耳膜的軸(當第一部分安裝在耳道中時)的部分形成在殼體或耳模或引導元件的表面內。
用途
此外，本發明提供上面描述的、「具體實施方式」中詳細描述的及權利要求中限定的聽力裝置的用途。在實施例中，提供在包括音頻分布的系統中的用途。在實施例中，提供在包括一個或多個聽力儀器、頭戴式耳機、耳麥、有源耳朵保護系統等的系統中的用途，例如免提電話系統、遠程會議系統、廣播系統、卡拉ok系統、教室放大系統等。
聽力系統
另一方面，本發明提供包括上面描述的、「具體實施方式」中詳細描述的及權利要求中限定的聽力裝置及包括輔助裝置的聽力系統。
在實施例中，該聽力系統適於在聽力裝置和輔助裝置之間建立通信鏈路以使信息(如控制和狀態信號，可能音頻信號)能在其間進行交換或從一裝置轉發給另一裝置。
在實施例中，輔助裝置是或包括音頻網關設備，其適於(如從娛樂裝置例如tv或音樂播放器，從電話裝置例如行動電話，或從計算機例如pc)接收多個音頻信號，及適於選擇和/或組合所接收音頻信號(或信號組合)中的適當信號以傳給聽力裝置。在實施例中，輔助裝置是或包括遙控器，用於控制聽力裝置的功能和運行。在實施例中，遙控器的功能實施在智慧型電話中，該智慧型電話可能運行使能經智慧型電話控制音頻處理裝置的功能的app(聽力裝置包括適當的到智慧型電話的無線接口，例如基於藍牙或一些其它標準化或專有方案)。
在實施例中，輔助裝置為另一聽力裝置。在實施例中，聽力系統包括適於實施雙耳聽力系統如雙耳助聽器系統的兩個聽力裝置。
雙耳聽力系統
另一方面，提供包括第一和第二上面描述的、「具體實施方式」中詳細描述的及權利要求中限定的聽力裝置的雙耳聽力系統。第一和第二聽力裝置包括用於在其間建立通信鏈路以使能向彼此傳輸音頻和/或信息信號的電路。在實施例中，雙耳聽力系統配置成使能第一和/或第二聽力裝置及行動電話如智慧型電話之間的通信。在實施例中，雙耳聽力系統配置成使得來自pr電極的信號的進一步處理在外部處理單元如智慧型電話中進行。
定義
在本說明書中，「聽力裝置」指適於改善、增強和/或保護用戶的聽覺能力的裝置如聽力儀器或有源耳朵保護裝置或其它音頻處理裝置，其通過從用戶環境接收聲信號、產生對應的音頻信號、可能修改該音頻信號、及將可能已修改的音頻信號作為可聽見的信號提供給用戶的至少一隻耳朵而實現。「聽力裝置」還指適於以電子方式接收音頻信號、可能修改該音頻信號、及將可能已修改的音頻信號作為聽得見的信號提供給用戶的至少一隻耳朵的裝置如頭戴式耳機或耳麥。聽得見的信號例如可以下述形式提供：輻射到用戶外耳內的聲信號、作為機械振動通過用戶頭部的骨結構和/或通過中耳的部分傳到用戶內耳的聲信號、及直接或間接傳到用戶耳蝸神經的電信號。
聽力裝置可構造成以任何已知的方式進行佩戴，如作為佩戴在耳後的單元(具有將輻射的聲信號導入耳道內的管或者具有安排成靠近耳道或位於耳道中的揚聲器)、作為整個或部分安排在耳廓和/或耳道中的單元、作為連到植入在顱骨內的固定結構的單元、或作為整個或部分植入的單元等。聽力裝置可包括單一單元或幾個彼此電子通信的單元。
更一般地，聽力裝置包括用於從用戶環境接收聲信號並提供對應的輸入音頻信號的輸入變換器和/或以電子方式(即有線或無線)接收輸入音頻信號的接收器、用於處理輸入音頻信號的(通常可配置的)信號處理電路、及用於根據處理後的音頻信號將聽得見的信號提供給用戶的輸出裝置。在一些聽力裝置中，放大器可構成信號處理電路。信號處理電路通常包括一個或多個(集成或單獨的)存儲元件，用於執行程序和/或用於保存在處理中使用(或可能使用)的參數和/或用於保存適合聽力裝置功能的信息和/或用於保存例如結合到用戶的接口和/或到編程裝置的接口使用的信息(如處理後的信息，例如由信號處理電路提供)。在一些聽力裝置中，輸出裝置可包括輸出變換器，例如用於提供空傳聲信號的揚聲器或用於提供結構或液體傳播的聲信號的振動器。在一些聽力裝置中，輸出裝置可包括一個或多個用於提供電信號的輸出電極。
在一些聽力裝置中，振動器可適於經皮或由皮將結構傳播的聲信號傳給顱骨。在一些聽力裝置中，振動器可植入在中耳和/或內耳中。在一些聽力裝置中，振動器可適於將結構傳播的聲信號提供給中耳骨和/或耳蝸。在一些聽力裝置中，振動器可適於例如通過卵圓窗將液體傳播的聲信號提供到耳蝸液體。在一些聽力裝置中，輸出電極可植入在耳蝸中或植入在顱骨內側上，並可適於將電信號提供給耳蝸的毛細胞、一個或多個聽覺神經、聽覺皮層和/或大腦皮層的其它部分。
「聽力系統」可指包括一個或兩個聽力裝置的系統。「雙耳聽力系統」指包括兩個聽力裝置並適於協同地向用戶的兩隻耳朵提供聽得見的信號的系統。聽力系統或雙耳聽力系統還可包括一個或多個「輔助裝置」，其與聽力裝置通信並影響和/或受益於聽力裝置的功能。輔助裝置例如可以是遙控器、音頻網關設備、行動電話(如智慧型電話)、廣播系統、汽車音頻系統或音樂播放器。聽力裝置、聽力系統或雙耳聽力系統例如可用於補償聽力受損人員的聽覺能力損失、增強或保護正常聽力人員的聽覺能力和/或將電子音頻信號傳給人。
本發明的實施例如可用在下述應用中：助聽器、頭戴式耳機、耳麥、耳朵保護系統或其組合。
附圖說明
本發明的各個方面將從下面結合附圖進行的詳細描述得以最佳地理解。為清晰起見，這些附圖均為示意性及簡化的圖，它們只給出了對於理解本發明所必要的細節，而省略其他細節。在整個說明書中，同樣的附圖標記用於同樣或對應的部分。每一方面的各個特徵可與其他方面的任何或所有特徵組合。這些及其他方面、特徵和/或技術效果將從下面的圖示明顯看出並結合其闡明，其中：
圖1a示出了包括第一和第二根據本發明的聽力裝置的雙耳聽力系統的實施例。
圖1b示意性地示出了包括適於位於用戶耳道中的ite部分及包括用於從用戶拾取生理反應(pr)的根據本發明的pr電極單元的聽力裝置的實施例。
圖1c示出了包括根據本發明的多個pr電極單元的ite部分在用戶耳朵中的工作位置。
圖2a示意性地示出了將聽力裝置的包括根據本發明的多個pr電極單元的ite部分插入在用戶耳朵中。
圖2b示出了圖2a的ite部分在安裝在耳道中的工作位置時的情形。
圖3a示出了在低於耳蝸植入型聽力裝置的植入部分的閾值溫度的溫度下的截面圖，其具有包括用於從用戶拾取生理反應如腦電波信號的pr電極的殼體。
圖3b示出了圖3a的植入部分在高於閾值溫度的溫度下的截面圖。
圖3c示出了植入部分的垂直於圖3a的圖的截面圖(面向顱骨組織)，及另外包括電連接到植入部分的電子元件的電極陣列和參考電極。
圖4示出了根據本發明的耳蝸植入型聽力裝置的實施例，包括用於從環境拾取聲音並適於位於用戶耳朵(耳廓)處的外部(處理)bte部分，另一外部部分用於在bte部分和連接到安裝在耳蝸中並配置成基於bte部分處理後的聲音輸入電刺激聽覺神經的電極陣列的植入部分之間提供通信。
圖5a示出了在分別低於和高於閾值溫度的溫度下根據本發明的pr電極單元的第一實施例。
圖5b示出了在分別低於和高於閾值溫度的溫度下根據本發明的pr電極單元的第二實施例。
圖5c示出了在分別低於和高於閾值溫度的溫度下根據本發明的pr電極單元的第三實施例。
圖6示出了根據本發明的混合聽力裝置的實施例，包括用於聲學刺激用戶耳朵的外部部分和用於電刺激(同一)耳朵的聽覺神經的植入部分。
圖7示出了根據本發明的包括外部部分和植入部分的聽力裝置，植入部分包括電極陣列、參考電極和多個pr電極單元，其中外部及植入部分包括用於根據外部部分的輸入單元拾取或接收的信號控制和/或影響電極陣列的刺激的處理器。
圖8a、8b、8c示出了計劃用於插入在用戶耳道中並包括用於定位多個電極的槽的微型耳模的實施例。
圖9a、9b、9c、9d和9e示出了包括電極的圓頂的三種不同實現原理的各方面。
圖10a、10b示出了按類似「轉子-定子」的結構分別位於圓頂和揚聲器外套上的電極和接觸元件的置放實施例。
通過下面給出的詳細描述，本發明進一步的適用範圍將顯而易見。然而，應當理解，在詳細描述和具體例子表明本發明優選實施例的同時，它們僅為說明目的給出。對於本領域技術人員來說，基於下面的詳細描述，本發明的其它實施方式將顯而易見。
具體實施方式
下面結合附圖提出的具體描述用作多種不同配置的描述。具體描述包括用於提供多個不同概念的徹底理解的具體細節。然而，對本領域技術人員顯而易見的是，這些概念可在沒有這些具體細節的情形下實施。裝置和方法的幾個方面通過多個不同的塊、功能單元、模塊、元件、電路、步驟、處理、算法等(統稱為「元素」)進行描述。根據特定應用、設計限制或其他原因，這些元素可使用電子硬體、電腦程式或其任何組合實施。
電子硬體可包括微處理器、微控制器、數位訊號處理器(dsp)、現場可編程門陣列(fpga)、可編程邏輯器件(pld)、選通邏輯、分立硬體電路、及配置成執行本說明書中描述的多個不同功能的其它適當硬體。電腦程式應廣義地解釋為指令、指令集、代碼、代碼段、程序代碼、程序、子程序、軟體模塊、應用、軟體應用、軟體包、例程、子例程、對象、可執行、執行線程、程序、函數等，無論是稱為軟體、固件、中間件、微碼、硬體描述語言還是其他名稱。
圖1a示出了雙耳聽力系統如雙耳助聽器系統的實施例，包括第一和第二聽力裝置ha1,ha2。每一助聽器包括適於位於(如特定)用戶的耳道中(及形狀針對耳道定製)的ite部分(ite(耳模))。每一ite部分包括多個pr電極單元(圖1a中的電極)，適於從用戶拾取生理反應(pr)，如自發或誘發電位，如eeg或eog電位。每一ite部分包括具有連接器的連接元件con，其適於使ite部分的電子部分(如pr電極單元)能連接到聽力裝置的另一部分如適於位於用戶耳後的bte部分(例如參見圖6中的bte)。圖1a的聽力裝置可說明耳朵eeg裝置中的電極當前實現為導電材料如金屬合金的圓柱形(圓盤形)元件，其中電極適於從ite部分的外表面突出以與耳道皮膚產生良好的電接觸。
圖1b示意性地示出了包括ite部分的聽力裝置的實施例，ite部分包括適於位於用戶耳道中的耳模(ite(耳模))和包括根據本發明的pr電極單元(電極)。ite部分包括正向通路，其包括傳聲器、信號處理單元和揚聲器。如圖1b的下部所示，傳聲器入口位於面板中，從而使來自環境的聲音將被傳聲器拾取並轉換為電輸入信號。信號處理單元配置成根據用戶的需要處理(如放大或衰減)電輸入信號。揚聲器將處理後的信號轉換為用於經揚聲器出口呈現給用戶耳膜的聲音。ite部分還包括用於對ite部分的電子元件供電的電池(及用於接近電池的門)和用於將ite部分插入到耳道內/從耳道移走ite部分的插入/移走元件(分別參見ite部分的面板中的電池門和插入針)。圖1b的上部示出了包括pr電極單元的ite部分的實施例的截面，pr電極單元包括在溫度低於閾值溫度tth如低於典型體溫時(在圖1b中由電極(t<tth)指明)，即例如當ite部分未定位成與用戶身體接觸時，具有與ite部分的外表面齊平的表面的pr電極。在圖1b的實施例中，電極成形為遵循(可能定製的)耳模的形狀，因而在安裝時遵循用戶的耳道壁。
圖1c示出了根據本發明的包括多個pr電極單元的ite部分(ite(耳模))在耳朵(耳朵(耳廓))處尤其在用戶耳道中的工作位置。pr電極單元的pr電極在耳道中與用戶皮膚接觸因而具有用戶身體的溫度。電極例如配置成從用戶的大腦拾取信號(圖1c中的腦電波信號)如eeg或eog信號，例如以拾取自發或誘發電位。耳道、中耳和耳蝸在圖1c中示意性地示出。
圖1a、1b和1c中所示的電極可以是任何類型，如幹或溼電極類型。
圖2a示意性地示出了根據本發明的聽力裝置的ite部分(ite(耳模))在朝向用戶的耳膜插入到耳道內的過程期間的情形，該ite部分包括多個pr電極單元，每一pr電極單元包括pr電極(電極(t<tth))。ite部分包括用於插入和從耳道移走ite部分的插入針。在耳道外面期間(其處的溫度假定小於閾值溫度(ttth))中的工作位置時的情形。在該狀態下，pr電極(電極(t>tth))被示為從ite部分的外表面突出。從而提供與耳道的皮膚/組織的良好機械和電接觸。在實施例中，ite部分適於深深地位於用戶耳道中，如完全或部分位於耳道的骨性部分中。
圖3a示出了在低於耳蝸植入型聽力裝置的植入部分imp的閾值溫度的溫度下的截面圖，其具有包括用於從用戶拾取生理反應如腦電波信號的pr電極(電極(ttth))突出高於植入部分imp的殼體的外表面。
圖3c示出了植入部分的垂直於圖3a的圖的截面圖(面向顱骨組織)，及另外包括電連接到植入部分的元件的電極陣列ea和參考電極ref。植入部分imp包括配置成插入到耳蝸內以電刺激聽覺神經(和/或從聽覺神經拾取誘發電位)的電極陣列ea。植入部分imp還包括用於為電極陣列拾取的可能(如誘發)電位和/或為植入部分的電子電路提供參考電位的參考電極ref。參考電極還可為imp部分的殼體上的電極拾取的腦電波信號(如eeg或eog信號)提供參考電位。四個pr電極被圖示在植入部分imp的殼體上。根據具體應用，其它數量的電極也可位於該殼體上。在實施例中，電極的表面區域/周邊區域針對一個或多個電極進行優化。
圖4示出了根據本發明的耳蝸植入型聽力裝置hd的實施例，包括用於從環境拾取聲音並適於位於用戶耳朵(耳廓)處的外部(處理)bte部分。聽力裝置包括另一外部部分ant，其包括用於通過用戶皮膚在bte部分和植入部分imp之間提供通信的天線和收發器電路。bte部分和另一外部部分ant經連接元件con電連接，連接元件可以是如圖4中所示的包括電導體的電纜，或者在另一實施例中為無線鏈路。在另一實施例中，bte部分和另一外部部分ext集成在一個部分中。植入部分imp連接到安裝在耳蝸中並配置成基於bte部分處理的聲音輸入電刺激聽覺神經的電極陣列ea。植入部分imp(如圖3a、3b、3c中所示)包括用於在面向覆蓋用戶顱骨的組織的表面上從用戶大腦拾取(如誘發)電位的pr電極。
圖5a示出了在分別低於(ttth)閾值溫度(tth)的溫度下根據本發明的包括pr電極的pr電極單元的第一實施例。在圖5a的實施例中，當溫度低於閾值溫度(tth)時，pr電極的外表面與第一(外部或植入)部分的殼體(壁)的外表面齊平，參見圖5a的上部。當溫度高於閾值溫度(tth)時，pr電極的外表面相較於第一部分的殼體的外表面抬升(δh)，如圖5a的下部所示。pr電極的外表面相對於第一部分的殼體的外表面從0到δh的抬升變化由pr電極的材料相較於第一部分的殼體的材料其高度較大膨脹而提供。圖5b示出了在分別低於(ttth)閾值溫度(tth)的溫度下根據本發明的包括pr電極的pr電極單元的第二實施例。在圖5b的實施例中，在低於閾值溫度(tth)的溫度下，pr電極的外表面陷入第一部分的殼體的表面中，及在加熱到高於閾值溫度時，從殼體的表面突出(δh)。該變化例如按結合圖5a所闡述的實現。
圖5c示出了在分別低於(ttth)(下圖)閾值溫度(tth)的溫度下根據本發明的包括pr電極的pr電極單元的第三實施例。如圖5c中所示，當溫度低於閾值溫度(tth)時，pr電極的外表面與第一(外部或植入)部分的殼體(壁)的外表面齊平，及當加熱到高於閾值溫度的溫度時，高於殼體的外表面成弧形。兩個表面的相對抬升的變化由位於pr電極下面的形狀修改元件(fme)實現。在實施例中，該修改元件(或pr電極本身)的材料展現各向異性膨脹。在實施例中，該修改元件(或pr電極本身)配置成在加熱到約閾值溫度時在垂直於殼體外表面的方向相較平行於殼體外表面的方向展現更大的膨脹。當加熱到高於閾值溫度時，形狀修改元件(fme)配置成在垂直於pr電極的外表面的方向比pr電極本身膨脹得多，及比殼體膨脹得多以提供pr電極相對於殼體表面的抬升(δh)。在實施例中，pr電極在其邊緣處被固定以迫使膨脹主要在電極表面的中心，如圖5c的下部的電極的弧形形狀所示。
pr電極包括導電材料如金屬或金屬合金，如形狀記憶合金。在實施例中，pr電極包括導電形式的碳，如石墨或石墨烯形式。在實施例中，閾值溫度在從34℃到36℃的範圍中。在實施例中，pr電極配置成在低於閾值溫度(tth)時具有第一形狀及在高於閾值溫度時具有第二形狀。在實施例中，當溫度從低於閾值溫度(tth)增加到高於閾值溫度時，一個方向(如垂直於電極外表面的方向)的尺寸增大。在實施例中，pr電極在低於閾值溫度(tth)時的形狀與變形狀態有關。在實施例中，pr電極在高於閾值溫度(tth)時的形狀與鬆弛狀態有關。在實施例中，pr電極的外表面相較於第一部分的殼體(壁)的外表面抬升(δh)，如在0.5和1mm之間或者≥1mm。
圖6示出了根據本發明的混合聽力裝置hd的實施例，包括用於聲學刺激用戶耳朵的外部部分ite和用於電刺激用戶的(同一)耳朵的聽覺神經的植入部分imp。混合聽力裝置包括適於插入到用戶耳道內以使能從位於ite部分中的揚聲器聲學刺激耳膜的部分(ite)，或者插入在聽力裝置的(如經管)與ite部分聲學連通的另一部分中。植入部分imp適於植入在用戶頭部中(例如參見圖3a、3b、3c)。聽力裝置hd還包括適於位於耳朵處如耳後(bte)的bte部分及經連接元件con1電連接到bte部分的另一外部部分ant。另一外部部分ant包括用於通過用戶的皮膚在bte部分和植入部分imp之間提供通信的天線(如電感器線圈)和收發器電路。bte部分還經連接元件con2電連接到ite部分。植入部分imp包括使能在另一外部部分ant和植入部分imp之間建立無線鏈路的天線(如電感器線圈)和收發器電路。植入部分imp位於用戶的皮膚下面，相對於另一外部部分ant適當地設置以使能在兩個部分之間交換數據及使能量能從外部部分傳到植入部分。ite部分(ite)和植入部分imp包括分別經到用戶耳朵處或耳道中的皮膚和/或組織的電接點和到用戶皮膚和/或皮膚下面的顱骨組織的電接點從用戶(如從大腦)拾取(如誘發)電位的pr電極pr-el。植入部分包括分別經電連接con3和con4(如電導體)電連接到植入部分imp的電極陣列ea和參考電極ref。參考電極ref優選通過組織與電極陣列ea分開，例如電極陣列插入在耳蝸中，而參考電極位於耳蝸外面。
在圖6的實施例中，ite部分包括用於經耳膜前面的殘餘腔中播放的聲音sed聲學刺激第一頻率範圍的電聲變換器(如揚聲器)，所述聲音從而傳到耳膜及經中耳進一步傳到耳蝸。第一頻率範圍可以是第一下頻率fas,min和第一上頻率fas,max之間的連續頻率範圍或者包括第一上和下頻率之間的多個分開的頻率範圍。第一下頻率fas,min例如可以是或低於300hz，如低於150hz。第一上頻率fas,max例如可以是或低於2khz，如低於1khz。
在圖6的實施例中，ite部分包括用於在電極陣列位於聽覺神經處如耳蝸中時經提供給電極陣列的至少部分電極的單獨的電刺激對第二頻率範圍進行電刺激的電極陣列ea。第二頻率範圍可以是第二下頻率fes,min和第二上頻率fes,max之間的連續頻率範圍或者包括第二上和下頻率之間的多個分開的頻率範圍。第二下頻率fes,min例如可以是或低於2khz，如低於1khz。第二上頻率fes,max例如可以是或低於8khz，如低於6khz。
第一和第二頻率範圍可以重疊或不重疊。第一和第二頻率範圍可隨時間改變，及可通過聽力裝置自適應控制，如受外部和/或植入單元的pr電極單元拾取的生理反應的影響。
圖6的混合助聽器hd因而包括耳內接收器式(rite)助聽器和耳蝸植入型(ci)助聽器。適於位於耳廓後面的bte部分(bte)分別經電連接con2和con1服務ite部分及植入部分imp。bte部分包括兩個輸入變換器(在此為傳聲器)m1,m2，每一輸入變換器用於提供表示來自聽力裝置環境中的聲源s的輸入聲音信號的電輸入音頻信號。bte部分還包括兩個無線接收器wlr1,wlr2，用於提供相應從其它裝置直接接收的輔助音頻和/或信息信號。bte部分還包括襯底sub，其上安裝彼此連接及經電導體wx連接到輸入和輸出單元的多個電子元件並根據所涉及應用進行功能劃分(模擬、數字、無源元件等)，且包括可配置的信號處理單元spu。可配置的信號處理單元spu適於向ite部分和植入部分imp提供分開的第一和第二增強信號，從而在用戶耳朵處分別使能分開的(同時)聲學和電刺激。ite部分包括揚聲器(接收器)形式的輸出單元，用於將來自bte單元的第一增強信號轉換為包括第一頻率範圍中的頻率的聲學信號(從而提供或貢獻於耳膜處的聲學信號sed)。植入部分imp配置成基於從bte單元到電極陣列ea的第二增強信號產生或傳送表示第二頻率範圍的電刺激。
bte部分還包括電池bat，用於對助聽器的電子元件(如包括ite部分、ant單元和植入部分imp的電子元件)供電。
圖7示出了根據本發明的包括外部部分extp和植入部分imp的聽力裝置hd，植入部分包括電極陣列ea、參考電極ref和多個pr電極單元pr-el，其中外部及植入部分包括至少用於控制電極陣列ea的刺激的處理器(分別為spu和proc)。植入部分包括多個pr電極單元pr-el#1,#2,#3,#4及單獨的參考電極ref。植入部分imp還包括連接到參考電極和pr電極單元pr-el#1,#2,#3,#4中的相應單元的多個放大單元a1,a2,a3,a4。相應的放大單元a1,a2,a3,a4適於提供相應pr電極單元的電位和參考電壓vref之間的放大的電壓差δv1,δv2,δv3,δv4。在實施例中，放大單元a1,a2,a3,a4包括相應的模數轉換器，從而將放大的電壓差δv1,δv2,δv3,δv4提供為數位訊號。從而有助於所獲得的生理信號的進一步處理和/或數據傳輸到另一裝置。植入部分imp包括多路復用-信號分離單元mx-dmx，配置成對放大的電壓差δv1,δv2,δv3,δv4進行多路復用，將它們經外部部分extp和植入部分imp之間的無線鏈路tx-rx,rx-tx轉發給外部部分extp的處理器spu。處理器spu、proc配置成分析來自pr電極單元pr-el#1,#2,#3,#4的生理反應及配置成基於這樣的分析影響或控制電極陣列對聽覺神經的刺激。外部部分extp包括第一、第二和第三輸入變換器it1,it2,it3，用於從環境拾取聲音並將第一、第二和第三電輸入信號饋給外部處理器spu。外部處理器spu適於基於當前電輸入信號經無線鏈路tx-rx,rx-tx將刺激或表示電刺激的數據提供給植入部分imp。刺激或表示電刺激的數據轉發給植入部分的處理器proc，或直接或經多路復用-信號分離單元mx-dmx。處理器spu,proc還可進一步處理來自外部部分的刺激或表示電刺激的數據，如基於pr電極單元pr-el#1,#2,#3,#4提供的(如誘發)電位(或放大的電壓差δv1,δv2,δv3,δv4)。可能進一步處理的刺激或表示電刺激的數據饋給刺激單元stu以施加到電極陣列ea的各個電極。
除植入部分之外，聽力裝置還可包括位於耳道之處或之中的外部ite部分，每一部分包括一個或多個pr電極單元(例如參見圖6)。聽力裝置可配置成組合外部及植入的pr電極單元拾取的生理反應。在實施例中，聽力裝置配置成組合使用來自pr電極單元的生理反應以控制植入物的處理。在實施例中，聽力裝置配置成使用生理反應的組合確定分別由聲學變換器和電極陣列刺激的(第一和第二)頻率範圍的分布(如相應頻率範圍的最小和最大頻率)。
聽力裝置hd還可配置成記錄眼動電圖(eog)以監測用戶的眼球運動。
在耳道之中或附近測得的eeg信號的許多可能應用之中，監測癲癇或癲癇發作檢測是非常有前途的應用之一。已知非常可靠的發作檢測可通過來自傳統顱骨或頭皮eeg的數據獲得。將該技術轉移到耳級eeg由於耳級eeg系統的便攜性將增加這些結果的有用性。前述數據也可通過植入的pr電極單元拾取的侵入ecog獲得，例如位於植入部分之中或之上或者由單獨的(植入)電極拾取。ecog可被放大並完全或部分在植入部分中或者完全或部分在外部部分中處理。
通過使用安裝在耳模或矽或tpe圓頂或類似耳道接口(如微型耳模)上或者集成在其內，eeg可以耳級進行監測。這例如已在ep2200347b1中證明。
除聽覺病矯治應用之外，存在多種以健康為導向的應用。糖尿病的監測已被描述(例如在us20120238856a1中)。癲癇及發作已在eeg專利申請(us20120238856a1,us20030195588a1,us20060094974a1)中相當簡要地提及。
基於傳統的頭皮eeg，癲癇發作(失神發作)的監測已被證明非常可靠(例如參見)，其藉助於特有的3hz棘波情緒反應的識別和藉助於基於小波變換的方法。這些結果可轉移到耳級eeg。
聽力裝置hd例如可配置成基於來自pr電極單元的生理反應監測癲癇或癲癇發作。在實施例中，耳蝸植入型聽力裝置的植入部分的pr電極單元拾取的eeg或其它誘發電位轉發給外部處理器進行分析。在實施例中，來自pr電極單元的數據在植入部分的處理器中和/或在形成聽力裝置的一部分的外部處理器上進行分析。
本發明解決了以保持用戶的舒適性同時確保良好的魯棒皮膚接觸及優選容易製造的方式將電極集成在耳模(或引入用戶耳道內的其它元件)中的難題。
圖8a、8b、8c示出了計劃用於插入在用戶耳道中及例如與耳內接收器式(rite)聽力儀器結合使用的微型耳模，即該微型耳模例如通過機械「卡扣」系統連接到揚聲器模塊。該微型耳模例如可由丙烯酸塑料或類似材料製成。其也可由機械上(部分)柔軟的材料製成。微型耳模例如基於個體耳朵印痕(和/或個體耳朵掃描)並通過3d列印技術如sla或sls技術製造。通常，微型耳模不包含任何電子元件。
然而，根據本發明的另一方面，槽(參見圖8a、8b、8c中的用於電極的槽)被沿平行於從耳道入口到耳膜的軸的部分(當微型耳模安裝在耳道中時，參見圖8a中的軸和朝向耳膜)列印到微型耳模內。這些槽使能安裝電極，如由金屬或傳導織物或傳導橡膠製成的電極。電極也可在利用兩種以上不同材料的過程中直接列印或模製在槽內，材料之一為電傳導材料。在實施例中，電極材料適於在低於閾值溫度(如37°)的溫度下具有與微型耳模的表面齊平或陷入在該表面中的外表面，及當加熱到閾值溫度或加熱到高於閾值溫度的溫度時從微型耳模的表面突出(以改善電接觸和機械固定)。儘管在耳道中移動，電極的相當的物理長度確保與皮膚的穩定電接觸。
電極的置放還確保以穩定和可製造的方式連接到它們的能力，可能通過微型耳模的最靠近耳道入口的面，其中微型耳模連接到揚聲器模塊。
用於電極的槽被示為繞微型耳模的截面的周邊均勻分布(例如示出了4個均勻分布的槽)。槽的置放還可受下述方面指導：
a)用於獲得解決特定需要的適當eeg信號的最佳eeg測量位置的先驗知識(或與健康監測有關或與提取聽覺病矯治適用信息有關)；
b)如在點a)中一樣，但通過所涉及客戶或助聽器用戶的個別電測量確定；
c)由保持點例示的耳道幾何結構分析數據指導(例如在ep2986031a1中描述)。
在實施例中，微型耳模配置成具有延伸到耳廓區域內(如外耳內)的延伸部分，用於增加在耳道中的保持。
另一方面，提出將電極施加到形成助聽器的用於插入到用戶耳道內的部分的軟圓頂或圓頂狀引導元件。
許多助聽器用戶優選佩戴裝備有軟圓頂的耳內接收器式(rite)聽力儀器。這是非常舒適的解決方案，其可幫助許多用戶，假定聽力損失不太嚴重。
在將來的聽力儀器中，電極如eeg電極可適合多種應用，包括通過所獲得的eeg(或eog)信號或信號圖案的無意識控制而控制助聽器中的方向性例示的聽覺病矯治特徵到一般健康應用及特定診斷應用，如癲癇或低血糖症的監測。
目前技術發展水平的實驗性的耳朵eeg電極基於丙烯酸材料模件，其表面上安裝導電(金屬)區域。圓頂型解決方案將非常舒適及預期滿足許多用戶的需要。圖9a、9b、9c、9d、9e中示出了具有eeg電極的圓頂的三種不同實現原理。
圖9a示出了具有12個電極的封閉圓頂。這些電極可用作12個單獨的電極，或者它們可按不同的構造連接，從而導致電端子的數量減小。附圖標記1指聲音開口，及2指圓頂表面上的(在此為12個)電極區域。
圖9b示出了開放的圓頂。每一電極具有其自己的「支腿」，如圖9b的左部所示。圖9b的右部示出了具有環的直通部，從而使能圓頂電極和揚聲器單元su接觸區域3、4、5自己的連接。圖9c示出了使圓頂電極與揚聲器單元su的外表面上的(如突出的)接觸環連接的可能性的更詳細示圖。在圖9b和9c中，(由附圖標記3、4和5)指明了三個電連接。
圖9d示出了具有聲音開口1和三個電極2例如eeg電極的圓頂，其可由金屬或傳導橡膠與軟的不傳導材料如tpe或矽酮模製在一起製成。圖9e示出了圖9d的實施例的電極2之一的細節，成形為像「一朵花」。該電極例如可由金、銀或傳導橡膠製造。
與具有eeg端子的圓頂和揚聲器單元上的電端子之間的電連接有關，來自圖9c的原理可應用，其中每一環表示(或連接到)一個端子。作為備選，一個環可再分為多個有角度的段，每一段表示一個電端子(就像電動機的轉子-定子原理一樣)。圖10a示出了電極和接觸元件分別置放在圓頂(圓頂-軸)和揚聲器外套(揚聲器單元)上的基本原理，其中類似「定子」的部分表示圓頂-軸，及類似「轉子」的部分表示揚聲器單元接點的相當方案(分別參見圖10a中的電極和接觸元件)。圖10b示出了圓柱形結構，具有成形為沿圓柱形結構的突出部的簡單機械引導元件。該結構應與相對的配合部分(如圖10a中記為圓頂-軸的結構)中的相當形狀匹配。
結合上面的圖描述的電極可用作無源電極(意味著電放大、阻抗匹配和模數轉換等在聽力儀器主體中進行)或者有源電極(意味著所有或部分前面提及的處理接近電極執行)。對於有源電極，處理可在揚聲器單元中進行，這樣，可限制聽力儀器主體和揚聲器單元之間必要的電連接的數量。
聽力裝置hd例如可包括用於補償用戶的聽力受損的助聽器。
由植入部分和/或外部部分的pr電極單元拾取的信號如誘發電位可用於確定電極陣列ea的給定電極是否工作和/或該陣列的給定電極的刺激是否導致誘發反應，其通過分析由pr電極(和放大)單元提供的與所施加的刺激有關的放大的電壓差δv1,δv2,δv3,δv4進行。
當由對應的過程適當代替時，上面描述的、「具體實施方式」中詳細描述的和/或權利要求中限定的裝置的結構特徵可與本發明方法的步驟結合。
除非明確指出，在此所用的單數形式「一」、「該」的含義均包括複數形式(即具有「至少一」的意思)。應當進一步理解，說明書中使用的術語「具有」、「包括」和/或「包含」表明存在所述的特徵、整數、步驟、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一個或多個其他特徵、整數、步驟、操作、元件、部件和/或其組合。應當理解，除非明確指出，當元件被稱為「連接」或「耦合」到另一元件時，可以是直接連接或耦合到其他元件，也可以存在中間插入元件。如在此所用的術語「和/或」包括一個或多個列舉的相關項目的任何及所有組合。除非另行指明，在此公開的任何方法的步驟不精確限於相應說明的順序。
應意識到，本說明書中提及「一實施例」或「實施例」或「方面」或者「可」包括的特徵意為結合該實施例描述的特定特徵、結構或特性包括在本發明的至少一實施方式中。此外，特定特徵、結構或特性可在本發明的一個或多個實施方式中適當組合。提供前面的描述是為了使本領域技術人員能夠實施在此描述的各個方面。各種修改對本領域技術人員將顯而易見，及在此定義的一般原理可應用於其他方面。
權利要求不限於在此所示的各個方面，而是包含與權利要求語言一致的全部範圍，其中除非明確指出，以單數形式提及的元件不意指「一個及只有一個」，而是指「一個或多個」。除非明確指出，術語「一些」指一個或多個。因而，本發明的範圍應依據權利要求進行判斷。
非專利文獻
[elineb.petersenetal.；2011]elineb.petersen,jonasduun-henriksen,andreamazzaretto,troelsw.carstene.thomsen,andhelgeb.d.sorensen,genericsingle-channeldetectionofabsenceseizures,33rdannualinternationalconferenceoftheieeeembs,boston,massachusettsusa,august30-september3,2011,pp.4820-4823.