適於檢測腦電波的助聽器和用於調適這類助聽器的方法
2023-12-08 20:16:41 1
專利名稱：適於檢測腦電波的助聽器和用於調適這類助聽器的方法
技術領域：
本發明大體涉及能夠測量腦電波並且根據測量的信號來調節信號處理的助聽器， 更具體地涉及包含放大器、輸入換能器、輸出換能器和信號處理設備並且其中所述放大器和所述信號處理設備連接的這類助聽器。本發明進一步涉及用於調適助聽器的方法。
背景技術：
通常公知的是(尤其在醫學科學中公知的是)，通過在希望測量其腦電波的受試者(為了簡便，以下表示為「受試者」)的頭皮上放置電極來測量腦電波，使用合適的設備觀察、處理和解讀測量的腦電波。一般，這類設備為腦電描記器，憑藉腦電描記器可以實現所謂的腦電圖(EEG)。通過測量由受試者腦中的突觸之間流動的電流而在受試者頭皮表面生成的電勢，這類EEG提供受試者的腦電活動的測量和記錄。在醫學科學中，EEG用於各種診斷目的。從W0-A1-2006/047874中知道用於這類應用的系統，該文獻描述了通過使用與受試者的至少一隻耳朵相連放置的電極，即放置在外耳部分上或放置在耳道中的電極，對腦電波的測量。測量尤其用於檢測癲癇發作的開始(onset)。W0-A1-2006/047874還描述了分別作為檢測電極和參考電極的電極成對使用，這類設置在腦電描記術領域是已知的。此外，從W0-A1-2008/116462中可知，通過使用助聽器生成測試刺激信號並且將該信號作為聲學刺激傳送至受試者，並且通過使用放置在受試者頭皮上的分離電極檢測響應於所述聲學刺激信號的腦電波，並且傳送響應電生理學器械(例如腦電描記器)的腦電波用於處理，從而測量受試者的聽力。然而，由於已知系統的複雜度以及昂貴且複雜設備的使用，至少已知系統的信號處理設備被限制為由有資格的工作人員使用和操作。此外，目前大多數情況的電極放置以及任何情況下受試者的頭皮和/或頭部的各部分上的相關布線，使已知系統對於在實驗室環境之外的使用相當不具吸引力，因此使與在實驗室之外使用腦電波測量有關的優勢的發掘相當麻煩。因此本發明目的在於提供這樣一種助聽器其中在不使用或最少使用昂貴且複雜設備的情況下，使腦電波測量例如EEG變得可能，在日常生活中以簡單的方式使用該助聽器，且通過使用該助聽器，與助聽器中腦電波測量的使用相關的優勢可以被容易地用在實驗室之外。
發明內容
根據本發明第一方面，通過提供助聽器實現該目標，該助聽器包含放大器、輸入換能器、輸出換能器和信號處理設備，該放大器和該信號處理設備被連接，其中該助聽器進一步包含適於檢測電信號(例如腦電波)的至少兩個電極，該至少兩個電極被連接到差分放大器，差分放大器又連接到信號處理設備，該助聽器還包含用於響應於檢測到的信號改變所述助聽器的操作的裝置。
因此，提供一種助聽器，藉助該助聽器可以監控和測量受試者的腦電波，且因此藉助該助聽器可以在助聽器中內部處理測量到的腦電波。藉助這類助聽器，不再需要使用外部設備來測量腦電波並且處理測量的信號，並且當使用者佩戴該助聽器時不顯眼，因此對於在實驗室之外的佩戴更具吸引力。通過使用根據本發明的助聽器能夠在日常生活中測量腦電波具有各種各樣的用途和優勢。最顯著地，發明者已表示，令人驚訝的是使用腦電波測量來估計使用者關注哪部分聲像(acoustic image)是可能的。這類估計的細節將在下面進一步描述。當測量到使用者關注哪部分聲像時，該信息可以用作助聽器算法的有價值反饋，以便使助聽器的調適能夠獲得使用者關注的聲像特定部分的最佳清晰度 (intelligibility)，而不需要使用者有意識地行動來適應助聽器。助聽器的這類控制在使用者將注意力集中在複雜聲像的特定部分的情況下是尤其有用的。例如這可以是助聽器使用者嘗試區分包含多種聲音來源的聲像中的聲音的確定來源(例如特定人的語音、揚聲器錄音或音樂播放)的情況。這與用於強調或抑制聲像的一部分的當前方法形成對比。目前，使用者可以將助聽器的程序手動改變為比如說音樂程序，且通過使用助聽器麥克風可以檢測到噪聲的存在。然後通過在助聽器的信號處理設備中運行合適的算法可以抑制噪聲。與使用助聽器測量腦電波相關的其它有利使用和優勢包括但不限制於以下方面a)使用類聽覺腦幹反應(ABR)或類聽覺穩態反應(ASSR)測量，用自然聲音環境作為刺激，監控使用者聽力損失的發展，從而允許對助聽器的「動態」適配 ("on-the-fly" fitting)，即當需要時對助聽器的適配。b)使用者聽力閾值的測量，例如，通過使用聽覺腦幹反應(ABR)測量來獲得聽力閾值的客觀圖像，而不需要來自使用者的任何交互，這對於兒童和認知能力嚴重受損的人是尤其希望的。c)用作一種類型的腦-計算機(brain-computer)接口，例如，通過使用EEG識別來控制助聽器。在腦-計算機接口中，使用者能夠通過有意識地將思想集中於希望的動作上來控制助聽器，例如，改變助聽器的程序、希望的動作被連接(link)到可檢測到的「思想」，例如，想像移動右臂而實際上並不如此做。在腦-計算機接口中，EEG信號將用於檢測這類事件且因此能夠部分或完全取代遠程控制。根據優選實施例，所述信號處理設備包含特徵提取裝置和分類裝置，所述特徵提取裝置用於從經由所述至少兩個電極檢測到的信號中提取至少一個特徵，且所述分類裝置用於對所述特徵提取裝置提取的所述至少一個特徵進行分類。因此，提供了這樣的可能性， 即集中於由測量的腦電波信號承載的一個特定特徵以及包含關於受試者的希望感知信息。 通過特徵提取裝置提取的特定特徵取決於被合併在助聽器中的特定功能。如上所述，當希望使用助聽器來執行腦電波信號測量以便估計使用者關注哪部分聲像時，該實施例是尤其有用的。根據優選實施例，助聽器進一步包含連接到特徵提取裝置的麥克風，因此由麥克風檢測到的聲像可以用作在對電極檢測到的信號進行處理的過程中的額外信息。
根據優選實施例，助聽器進一步包含用於比較經由所述至少兩個電極檢測到的信號與關注分類(attention class)的預定義集合的裝置，因此提供對助聽器使用者關注的那部分聲像的自動檢測。本文使用的術語「關注分類」表示但不限制於一個或多個主關注分類「信號類型」， 艮口，在聲像中信號的類型，使用者的「空間集中」(「spatial focus")和使用者的「精神集中」(「mental focus」)。主關注分類「信號類型」可以包含例如語音、音樂、噪聲等的子分類。主關注分類「空間集中」可以包含例如寬/窄、左/右等的子分類。主關注分類「精神集中」可以包含例如對環境感興趣、全神貫注的、放鬆的等子分類。根據特別優選的實施例，用於改變助聽器的操作的裝置響應於所述特徵提取裝置提取的至少一個特徵來改變助聽器操作，因此將助聽器自動調適為助聽器使用者關注的聲像的給定部分。根據優選實施例，在識別出(尤其在經由所述信號處理設備識別出)檢測到的信號包含聽力閾值測量結果、聽力損失測量結果、注意力集中測量結果和腦-計算機接口 (BCI)動作測量結果中至少一個的特徵之後，助聽器啟動所述用於改變所述助聽器的操作的裝置。因此，將執行與聽力閾值、聽力損失、注意力集中和/或BCI動作有關的助聽器調節，因此簡化調節過程且避免由於檢測到的信號的不相關特徵的調節。根據特別優選實施例，至少兩個電極被布置在助聽器的一部分(優選地是所述助聽器的耳塞)的表面上和/或在其中，以便當使用者佩戴所述助聽器時，所述至少兩個電極與所述使用者的組織物理接觸，因此，提供腦電波信號的檢測中的提高的質量和信號強度。根據另一個實施例，助聽器進一步包含與所述至少兩個電極連接的流體傳導凝膠，因此提供改進的信號檢測質量。然而，也可以採用適於該目的的其它普遍已知的電極材料。根據特別優選實施例，所述至少兩個電極是銀電極，當這類電極暴露在使用者耳道中的環境條件時，這類電極提供特別好的耐用性。根據本發明第二方面，提供包含第一和第二助聽器的助聽器系統，第一和第二助聽器的至少一個是根據本發明第一方面的助聽器，第一和第二助聽器各包含放大器，且第一和第二助聽器的至少一個包含信號處理設備，該信號處理設備包含特徵提取裝置和分類裝置，其中第一和第二助聽器的至少一個包含用於分別傳送信息至第二或第一助聽器的傳送裝置。藉助這類系統，比較由兩個助聽器(例如在使用者戶的每隻耳朵中的助聽器)中每一個測量的信號變為可能。因此可以測量、比較並且監控聲音感覺且因此例如可以測量、 比較且監控每隻耳朵的聽力。如已知左腦半球用於執行邏輯思維過程，且右腦半球執行較抽象的思維過程，進一步可行的是右助聽器和左助聽器分別檢測由不同思維過程引起的不同信號，然後比較不同信號。根據助聽器系統的更多優選實施例，信號處理裝置進一步包含分類組合裝置，所述第一和第二助聽器的特徵提取裝置和/或分類裝置和/或分類組合裝置分別經由所述傳送裝置互連，且所述傳送裝置是無線的。因此提供通過有線或無線連接的傳送、監控和比較助聽器系統中助聽器之間的特殊特徵和/或測量的可能性。當使用無線傳送裝置時，提供特別方便使用的助聽器系統。根據發明的第三方面，提供在使用者使用期間用於助聽器的調適的方法，該方法包含以下步驟提供根據本發明的至少一個助聽器；測量來自所述使用者的腦信號(優選作為腦電圖(EEG))；並且響應於檢測到的信號調節所述助聽器的操作。根據特別優選實施例，方法包括另一個步驟，即比較所述測量的信號和關注分類的預定義集合。根據特別優選實施例，以預定頻率重複所述測量、比較和調節步驟。根據另一個特別優選實施例，所述比較步驟包含通過在所述信號處理設備中執行第一算法從測量的腦信號提取特徵，以及通過在所述信號處理設備中執行第二算法來分類所述特徵。
基於非限制示例性實施例並且參考附圖，將在下面更詳細描述本發明。在附圖中圖1示出根據本發明的助聽器的實施例，圖2示出根據圖1的助聽器的耳塞，圖3示出圖示說明根據本發明的助聽器通過差分放大器的信號檢測路徑的實施例的流程圖，即稱為「模擬前端」的信號處理路徑的開始部分，圖4示出圖示說明根據本發明的助聽器中特徵提取和分類過程的原理的流程圖，圖5、6、7示出圖示說明根據本發明的助聽器中特徵提取和分類過程的原理的三個不同實施例的流程圖，圖8示出圖示說明根據本發明的助聽器的完整信號檢測和處理路徑的實施例流程圖，圖9a和9b組合示出圖示說明根據本發明的助聽器系統的完整信號檢測和處理路徑的實施例的流程圖，圖IOa示出對來自受試者的腦電波的M個試驗測量結果的譜分析結果，其中受試者分別關注語音(虛線)和音樂(實線)，圖IOb示出圖IOa的功率譜的區間20至35Hz的平均值和標準偏差，圖11示出對來自受試者的腦電波的M個試驗測量結果的自回歸分析(AR分析) 的結果，其中受試者分別關注語音(以「 + 」標記)和音樂(以「O」標記)，圖12a、12b、12c示出對來自受試者的腦電波的20個試驗測量的不對稱分析結果， 其中受試者分別關注語音和音樂，圖1 示出所有試驗的平均不對稱比(AR)，圖12b示出每個試驗的AR且圖12c示出與圖12b中所示每個試驗對應的值的平均值和方差，以及圖13分別示出在受試者眼睛睜開和眼睛閉合且無進一步刺激的情況下與圖2中所示電極中的一個對應的耳內電極進行的測量的結果。
具體實施例方式圖1示出根據本發明的助聽器的優選實施例，該助聽器包含耳後(BTE)部件101、 用於插入使用者耳道中的耳塞103，即耳內(ITE)部件，和用於連接BTE部件101和耳塞103的連接裝置102。耳塞103包含表面和連接開口 104。連接開口 104是這樣的開口，即通過該開口將聲音從助聽器(HA)傳送至使用者的耳道，從而傳送至使用者的耳膜。在普通BTE助聽器的情況下，連接開口 104用於直接與連接裝置102相連。在耳內接收器(RITE)助聽器的情況下，連接開口 104用於連接該連接裝置102和接收器。助聽器耳塞例如耳塞103優選被定製模製為適合使用者的耳朵，優選地適合使用者的耳道。當插入到使用者耳內，優選地插入到使用者耳道中時，耳塞103的表面將位於鄰近使用者耳朵的組織且物理接觸使用者耳朵的組織。應當注意，根據本發明的助聽器原則上可以是任何類型的助聽器。參考圖2，助聽器進一步包含五個電極201、202、203、204和205，其適於檢測電信號，例如腦電波。優選地相對於參考點執行以下詳細說明的實際檢測。電極201-205被布置在助聽器耳塞206(圖1中103)的表面上。可替換地，電極201-205可以被嵌入耳塞206的表面中，或者被布置在或嵌入助聽器另一部分的表面。提供的電極201-205的精確數量可以多於或少於示出的五個電極201-205且對此不做評判。然而，提供至少兩個電極是優選的，因為這類配置提供如下可能性，即允許電極中的至少一個電極充當參考點因此作為參考電極，剩餘電極因此作為檢測電極，從而改進測量的信號的質量。可替換地，電極201-205 可以被設置為成組操作，例如成對操作，其中一個電極用作參考電極，從而一個或多個其他電極用作(多個)檢測電極。電極201-205優選地由銀製成，因為已知銀具有很好地抵抗人耳道中存在的惡劣環境的屬性。然而，原則上可以使用任何適合於抵抗人耳道中環境的材料。為了進一步改進由電極201-205檢測到的信號的質量，助聽器可以包含與電極 201-205相連的傳導凝膠(未示出)。參考圖3，其示出圖示說明根據本發明的助聽器的電子器件的初始部分的實施例的流程圖。電子器件的初始部分被稱為模擬前端。示出的模擬前端被連接到多個電極(電極1到N)，為了簡便，圖3僅示出第一電極313和第N電極307，輸入信號接收自這些電極。 電極307和313經由通道308和314各自分別連接到差分放大器309和317，用於接收和放大由電極307和313檢測到的信號。每個差分放大器309和317還經由通道316接收來自參考電極315的輸入。差分放大器309和317被連接到相應的模數轉換器(ADC)311和 319。此外，電子器件的初始部分包含輸入換能器，其在圖3中作為麥克風301示出。麥克風301通過連接到放大器303的麥克風通道302連接到模擬前端，放大器303連接到ADC 305。因此，通過麥克風301檢測到的聲像可以用作在對信號的處理中的額外信息，其中信號由電極307,313和315檢測。ADC 305、311、319對接收自放大器303和差分放大器309、317的相應放大信號 304、310、318進行採樣，從而產生時間上離散的輸出信號306、312、320。注意到，麥克風信號306的採樣頻率可以不同於電極信號312、320的採樣頻率。來自各個ADC 305,311,319 的輸出信號306、312、320結合構成信號向量321，其可寫為s = s (i，n)，i表示被採樣的信號的來源，即電極編號i，且η表示採樣時間。因此信號向量321可以被視為時間和空間信號，或被視為時間依賴向量。信號向量321作為助聽器中後續信號處理的輸入，以下將進行解釋。轉向圖4，其圖示說明了根據本發明的助聽器中特徵提取和特徵分類過程的原理。 信號向量401(圖3中的321)用作特徵提取裝置402的輸入。特徵提取裝置402的輸出是一個或多個提取的特徵，在此稱為「特徵向量」 403，其充當分類裝置404的輸入，該分類裝置404用於對特徵向量403的提取特徵進行分類。分類裝置404的輸出是關注分類的至少一個指示符，本文使用的術語關注分類已在說明書的開始部分進行定義。指示器可以指示多個關注分類(硬分類器)中的一個或給出每個關注分類(軟分類器)概率的概率向量。 在下文中，分類裝置404的輸出將被稱為「分類向量」405。分類向量405作為輸出被傳送， 該輸出將被用於助聽器的進一步信號處理裝置中。為了進一步闡明特徵提取裝置402和分類裝置404的功能，可以考慮特徵提取f 和分類c作為信號向量401的空間S的維度減少映射(mappings)，其中信號向量401具有高維度f:S —F且c:F —C其中F為更低維度的特徵向量403的空間且C為構成分類向量405的另一更低維度的關注分類集合。很可能期望特徵提取f和分類c兩者必須被訓練以便適應個體使用者。圖5中圖示說明根據本發明的助聽器系統中特徵提取和特徵分類過程的原理的第一實施例。助聽器系統包含圖5中虛線以上示出的第一助聽器，例如左助聽器，以及圖5 中虛線以下示出的第二助聽器，例如右助聽器。第一和第二助聽器都為根據本發明的助聽器並且基本是上面參考圖1和2描述的。在示出的實施例中，在左和右助聽器的每個助聽器中，大體如上所述的模擬前端分別生成左信號向量501和右信號向量506。在左和右助聽器的每個助聽器中，相應的信號向量501和506用作結合圖4說明的類型的特徵提取和分類過程的輸入。因此，相應的信號向量501和506分別用作特徵提取裝置505和507的輸入，分別產生特徵向量503和508，其又分別用作分類裝置504和509的輸入，分別產生分類向量505和510。此外，特徵提取裝置502和507經由傳送裝置(圖5中箭頭所示)互連，用於信號向量501和506的交換。傳送裝置是無線傳送裝置，優選地適於助聽器之間的雙向通信，但原則上可以是任何合適的傳送裝置。這類助聽器系統允許例如收集大量信號，因此將大量信息提供至執行最終信號處理的信號處理設備。除了上述部件外，傳送裝置原則上可以形成助聽器之間連接除上述之外的其它部件的連接。例如，如圖6中所示的，特別示出圖5所示過程的第二實施例，可以在助聽器的分類裝置604和609之間分別提供互連，因此，使特徵向量603和608能夠分別在助聽器之間交換。如圖7所示，特別示出圖5示出的過程的第三實施例，另一種可能性是提供用於交換相應分類裝置704和710的輸出(在圖7中稱為子分類向量705和711)的互連。在該情況中，助聽器系統的每個助聽器進一步包含分類組合裝置706和712，其用於分別組合子分類向量705和711，從而分別形成最終分類向量707和713。轉向圖8，示出流程圖，該流程示說明根據本發明的助聽器中完整信號獲得和處理路徑。該助聽器包含電極801和803、參考電極805和麥克風807和810形式的輸入換能器，上述電極和麥克風分別連接到模擬前端812且將信號802、804、806、809和811傳送到模擬前端812。模擬前端812的輸出(即信號向量813、821)被饋送到數字後端825。數字後端825的輸出是饋送給助聽器輸出換能器的信號，這裡示出為饋送給揚聲器824的揚聲器信號823。饋送給揚聲器824的揚聲器信號823通常為經由數模轉換器(未示出)實現的模擬信號，該數模轉換器例如設置在數字後端824中或其上。數字後端825包含根據結合圖4說明的方法的特徵提取和分類的電路，因此包含對信號向量813執行的特徵提取814和對特徵向量815執行的分類816。在數字後端825， 通過分類816獲得的分類向量817用作裝置(在圖8中示為優化過程819)的輸入，該裝置用於比較分類向量817的關注分類和關注分類預定義集合。優化過程819旨在基於使用者專心集中的那部分聲像對助聽器算法進行優化。例如，助聽器的噪聲減小應取決於是在聽語音還是音樂而進行不同操作(workdifferently)。將此直觀化的一種方法是繪製 (picture)價值函數，其中價值函數的各項的權重取決於關注分類。此外價值函數是被優化的助聽器參數的函數。優化過程819因此應包含價值函數和適於為價值函數找到最佳值的數值算法。用於優化過程819的輸入是關注分類，且輸出是影響助聽器自身中聲音處理的參數。來自優化過程819的輸出820被饋送給助聽器信號處理單元822，信號處理單元822 包含用於響應於輸出820因此實質上是響應於特徵提取裝置814最初提取的特徵，改變助聽器操作的裝置。此外，信號處理單元822可以包含用於例如當助聽器被不正確地設置在耳道中或發生故障時使使用者在聽覺上知道的裝置(未示出)。此外，單元822可以包含用於處理由麥克風獲得的且從模擬前端812直接饋送到單元822的信號821的裝置(未示出)。這類裝置例如可以包含方向性系統、壓縮器、噪聲降低裝置和反饋消除裝置。圖9a和9b結合示出圖示說明根據本發明的助聽器系統中完整信號獲得和處理的流程圖，其中助聽器系統包含左助聽器914(圖9a)和右助聽器928 (圖9b)。左助聽器914 和右助聽器928兩者大體上都為結合圖8所描述的類型的助聽器。然而，助聽器系統進一步包含用於在助聽器914和928之間交換信息的傳送裝置915，優選地是無線傳送裝置。該助聽器系統的功能與根據圖8的助聽器的功能的不同之處僅在於根據結合圖5、6和7描述的方法之一執行特徵提取907和922以及分類908和923。因此，傳送裝置915通常形成助聽器系統的相應助聽器914和928的兩個任選部件之間的連接，但優選的是根據圖5、6和7中任何一個的連接。此外，傳送裝置915適於使在助聽器914和928之間形成的連接可根據期望和/或需求被改變。下文中，將更詳細描述信號處理的示例，其基於記錄的EEG數據在根據本發明的助聽器的信號處理設備中被執行。這些示例將涉及使用助聽器檢測腦電波以便估算使用者關注(即注意力集中)哪一部分聲像的有些令人吃驚的可能性。實驗設置使用帶有兩個聲源的立體信號建立實驗。聲源分別為連續的語音和音樂。在所有試驗中，聲源位置保持固定，其中語音來自立體信號右通道和音樂來自立體信號左聲道。對於實驗中的每個試驗，要求測試受試者持續大約30秒聽立體信號，且被提供指令以在整個試驗中專心集中在語音或音樂上且在試驗之間交替集中。通過在所有試驗中播放相同立體信號，保證不直接或間接與注意力關聯的因素被排除。這基於以下假設，即，可被測量的分別對語音和音樂的關注的不同來源於從腦認知層至「更低」知覺或感覺層的反饋。實驗被設計為抵銷不直接或間接與注意力有關的腦反應並且還抵消外部因素和來源。在隔聲室(sound booth)中進行實驗。使用gMOBIlab+可攜式生物信號採集系統 (8個電極，單極錄音)，記錄來自四個受試者的EEG數據形式的數據。要求受試者聽與空間分開的音樂/語音錄音一樣的音軌(audio track)，且要求受試者在試驗之間將他們的注意力從音樂轉移到語音或從語音轉移到音樂。每個EEG記錄包含8個通道，且採樣頻率為256Hz，其在進行的實驗中足夠用於捕獲腦電活動。通過M個試驗來實現該實驗，即，12個試驗中注意力集中在語音上，12個試驗中注意力集中在音樂上。實驗結果a)譜分析圖IOa和IOb示出每個試驗在四秒時間段上執行的譜分析結果。應用周期圖從而使用一系列長度N的相互重疊的窗口執行功率譜密度(PSD)分析，其中N設為100。譜分析描述了在給定頻率波段中信號的能量總量。根據窗口數據確定圖IOa中示出的平均功率譜，其用虛線特別示出語音且用實線特別示出音樂。圖IOb示出圖IOa所示的譜在頻率區間20至35Hz中總能量的平均值和標準差。 以「 + 」表示關注語音的試驗，以「0」表示關注音樂的試驗。圖IOb中所示幅度的明顯差別揭示獲得以高成功率區分在此實驗的兩個關注分類(即，語音和音樂)的分類裝置是可能的。b)自回歸分析(AR分析)自回歸分析(AR分析)可以用於從電極測量的信號獲得時域特徵。與譜分析相反，由AR分析獲得的特徵將是無維的(dimensionless)。這提供了重要的優勢，即，信號水平的改變(例如，由於電極和皮膚間改變的接觸)不影響計算出的特徵。通過AR分析獲得的AR係數說明在信號中時間相關結構。用於AR分析的模型假設在數據序列S1, S2,…Sn中的當前樣本&可以被預測為P 個最近採樣值Slri，Sn_2，Sn_p的線性加權和。模型的階為P且應小於數據長度N。&的預測值雲可以被寫為
PS -Ya其中 是AR模型的權重，權重表示模型的係數。為了計算這些係數，應考慮實際
值&和預測值無之間的誤差。該誤差稱為正向預測誤差epn，並且可以被寫為
P 』
預測誤差的功率E表示用於所有數據序列的平方預測誤差的平均值
權利要求
1.一種助聽器，其包含放大器、輸入換能器、輸出換能器和信號處理設備，所述放大器和所述信號處理設備被連接，所述助聽器其特徵在於所述助聽器進一步包含適於檢測諸如腦電波的電信號的至少兩個電極，所述至少兩個電極被連接到差分放大器，所述差分放大器又被連接到所述信號處理設備，並且所述助聽器還包含用於響應於檢測到的信號改變所述助聽器的操作的裝置。
2.根據權利要求1所述的助聽器，其特徵在於所述信號處理設備包含特徵提取裝置和分類裝置，所述特徵提取裝置用於從經由所述至少兩個電極而檢測到的信號中提取至少一個特徵，所述分類裝置用於對所述特徵提取裝置提取的所述至少一個特徵進行分類。
3.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於進一步包含連接到所述特徵提取裝置的麥克風。
4.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於進一步包含用於比較經由所述至少兩個電極檢測到的信號和關注分類預定義集合的裝置。
5.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於所述用於改變所述助聽器的操作的裝置響應於所述特徵提取裝置提取的所述至少一個特徵改變所述助聽器的操作。
6.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於，在識別出尤其是在經由所述信號處理設備識別出檢測到的信號包含聽力閾值測量結果、聽力損失測量結果、關注集中測量結果和腦-計算機接口動作測量結果中的至少一個的特徵之後，所述助聽器啟動所述用於改變所述助聽器的操作的裝置。
7.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於所述至少兩個電極被布置在所述助聽器一部分的表面上或其中，從而使得當使用者佩戴所述助聽器時，所述至少兩個電極與所述使用者的組織物理接觸，所述助聽器一部分優選為所述助聽器的耳塞。
8.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於進一步包含與所述至少兩個電極相連的流體傳導凝膠。
9.根據上述任一權利要求所述的助聽器，其特徵在於所述至少兩個電極是銀電極。
10.一種助聽器系統，其特徵在於包含第一和第二助聽器，所述第一和第二助聽器中的至少一個是根據上述任一權利要求所述的助聽器，所述第一和第二助聽器各自包含放大器，且所述第一和第二助聽器中的至少一個包含信號處理設備，所述信號處理設備包含特徵提取裝置和分類裝置，並且其中所述第一和第二助聽器的至少一個包含傳送裝置，所述傳送裝置用於將信息分別傳送至所述第二或第一助聽器。
11.根據權利要求10所述的助聽器系統，其特徵在於所述信號處理裝置進一步包含分類組合裝置。
12.根據權利要求10或11所述的助聽器系統，其特徵在於所述第一和第二助聽器的所述特徵提取裝置和/或所述分類裝置和/或所述分類組合裝置分別經由所述傳送裝置互連。
13.根據權利要求10、11或12所述的助聽器系統，其特徵在於所述傳送裝置是無線的。
14.一種用於在使用者使用期間調適助聽器的方法，所述方法包含以下步驟提供根據權利要求1至8中任一項所述的至少一個助聽器，測量來自所述使用者的腦信號，以及響應於檢測到的信號，調節所述助聽器的操作。
15.根據權利要求14所述的方法，其特徵在於進一步比較所述測量的信號和關注分類的預定義集合。
16.根據權利要求14或15所述的方法，其特徵在於以預定頻率重複所述測量、比較和調節步驟。
17.根據權利要求15或16所述的方法，其特徵在於所述比較步驟包含 通過在所述信號處理設備中執行第一算法，從測量的腦信號中提取特徵，和通過在所述信號處理設備中執行第二算法，分類所述特徵。
18.根據權利要求15、16或17中所述的方法，其特徵在於使用基於經驗模態分解 (EMD)的信號處理執行至少一部分所述比較步驟。
全文摘要
本發明涉及一種助聽器，其包含放大器(303，309，317)、輸入換能器(301)、輸出換能器(824)和信號處理設備(825)，所述放大器(303，309，317)和所述信號處理設備(825)被連接，助聽器進一步包含其適於檢測電信號(例如腦電波)的至少兩個電極(201-205)，至少兩個電極(201-205)連接到差分放大器(303，309，317)，差分放大器又連接到信號處理設備，並且助聽器還包含用於獨立於檢測的信號改變所述助聽器的操作的裝置。本發明進一步提供用於助聽器的調適的方法。
文檔編號A61B5/12GK102474696SQ201080031697
公開日2012年5月23日 申請日期2010年1月28日 優先權日2009年7月13日
發明者C·帕克, D·P·曼迪科, D·龍尼, M·L·倫克, M·安格斯圖普, P·凱德莫斯 申請人:唯聽助聽器公司