具有助听器和EEG监控器的便携式监控设备

摘要

本发明涉及一种便携式监控设备，其包含具有外壳的助听器、用于接收环境声音的至少一个麦克风(24)、用于处理来自麦克风的信号的声学信号处理装置(43)以及声学输出换能器(33)，所述便携式监控设备进一步包含用于监控使用便携式监控设备的个人的EEG信号的EEG监控系统，所述EEG监控系统至少部分布置在所述外壳中，所述EEG监控系统包含具有电极(12)以测量来自携带EEG监控器的个人的一个或更多个EEG信号的测量单元(3)，所述电极(12)被布置在外壳的外部或者在外壳的外表面上。所述EEG监控系统进一步包含具有用于分析EEG信号的EEG信号处理装置的处理单元(42)，所述处理单元被布置在所述外壳中，所述信号处理装置适于基于EEG信号识别或预测所述个人体内的特定生物学发病例如突然发作，所述处理单元包含基于所述经分析的EEG信号决定何时必须将警报或信息提供给所述个人的决定装置，以及通过所述输出换能器(33)提供所述警报或信息的装置。

说明书

技术领域

本发明涉及便携式监控设备。本发明进一步涉及包含助听器并且包含监控 生物学发病的EEG监控系统的便携式监控设备。本发明更特别涉及包含外壳、 用于接收环境声音的至少一个麦克风、用于处理来自麦克风的信号的声学信号 处理装置以及输出换能器的便携式监控设备。

背景技术

一般而言，助听器使用的流行性在老年人口中比在普通人口中更普遍。

同样地，糖尿病的流行在老年人口中更普遍，并且已认识到很大一群助听 器使用者有糖尿病。

对于有糖尿病的人，血糖浓度的精细控制是重要的。为了限制糖尿病的长 期影响的风险，血糖水平不应太高。血糖水平也不应太低，因为这可能导致低 血糖症，此时人变得失神并且可能变得无意识。低血糖可能是致命的。因此， 有糖尿病的人常常需要每天或一天几次通过测试少量血液样本来测量其血糖水 平。一些有糖尿病的人具有这样的问题，即在血糖浓度已降低至发生低血糖症 的水平之前其将感觉不到任何警告。然而，在低血糖症发作前，可以看到有糖 尿病的人的脑电图(EEG)信号中的特征变化。

同样地，对于有癫痫病的人，在疾病发作之前，可以看到EEG信号中的特 征变化。

从WO 2006/066577已知对人应用连续测量EGG信号的系统，用于探测有 糖尿病的人是否接近低血糖症事件。在WO 2007/144307中，也提出用于从EGG 信号中探测低血糖症的算法。在US 6,572,542B1中，EGG信号和心电图(ECG) 信号两者被用于探测低血糖症。

这类系统已发展至这样的水平，即其能够由个人持续携带而不限制个人的 日常活动。如果例如根据WO 2007/144307中所述的方法探测到低血糖症发作， 则此人被该系统提醒并且被教导或者测量血糖浓度，或者喝下或吃一些增加血 糖浓度的东西。通常需要外科手术来在头部皮下布置电极。这些电极将以某种 方式与布置在身体上的电子装置连接。

对于使用助听器的许多听力受损的人，可能难以操作这种小型高科技产品。 这对于老年人来说尤其是个问题。如果这些人也配备有同样需要正确操作以适 当运行的EEG监控系统，不正确操作这两种装置中的至少一种的风险将非常可 能明显增加。这造成错过即将到来的生物学发病例如低血糖症的警报的风险， 或者造成不具有可能最佳的听力的风险。

因此，为老年人同时配备助听器和EEG监控系统通常可能是个问题，他们 必须对这些设备集中注意力并且以特定的不同方法操作以获得这些装置的益 处。同样地，在个人的身体上布置的更多设备增加了忽略其中一个的风险。此 外，助听器使用者通常需要两个助听器。

发明内容

已通过一种便携式监控设备解决了以上问题，该便携式监控设备包含具有 外壳的助听器、接收环境声音的至少一个麦克风、处理来自麦克风的信号的声 学信号处理装置以及声学输出换能器，所述便携式监控设备进一步包含用于监 控使用便携式监控设备的个人的EEG信号的EEG监控系统，所述EEG监控系 统至少部分布置在所述外壳中，所述EEG监控系统包含具有用于测量来自携带 EEG监控器的个人的一个或更多个EEG信号的电极的测量单元，所述电极被布 置在外壳的外部或者在外壳的外表面上。所述EEG监控系统进一步包含具有用 于分析EEG信号的EEG信号处理装置的处理单元，所述处理单元被布置在所述 外壳中，所述信号处理装置适于基于EEG信号识别或预报所述个人体内的特定 生物学发病如突然发作，所述处理单元包含基于所述经分析的EEG信号决定在 何时必须将警报或信息提供给所述个人的决定装置以及通过所述输出换能器提 供所述警报或信息的装置。

根据本发明，包含助听器和EEG监控系统的便携式监控设备将具有仅需记 忆和操作一个装置的优势。与两个独立的装置相比，能够将其造得尺寸更小且 价格更低，因为外壳和声学输出换能器被应用于这两种目的。同样地，其他组 件如电池和电子部分也可应用于这两种目的。制造商能够设计出包含助听器和 EEG监控系统的便携式监控设备，以便能够为助听器和EEG监控系统两者的最 佳操作和控制而集成或设置两者的用户界面，因此与两种不同的设备相比促进 了整体的更简易操作。例如，优选为两种功能应用相同的远程控制器。

在一个实施例中，该便携式监控设备包含用于根据实际声学背景噪声水平 调节声音消息或警报的声级以便使声音消息比背景噪音明显可辨别的调节装 置。这将增加使用者注意到来自EEG监控系统的警报或消息并对该警报采取行 动的可能性，由此降低生物学发病的风险。该生物学发病可为低血糖症。在该 情况下，使用者采取的行动是相对简单的，即通过吃或喝一些有高葡萄糖成分 的东西来提高血糖水平。

在包含助听器和EEG监控系统的便携式监控设备的实施例中，EEG监控系 统适于无线连接在测量单元和处理单元之间。这促进了便携式监控设备的更灵 活布置。将有可能植入测量单元或在使用者身体上的不同位置布置两个单元。

在包含助听器和EEG监控系统的便携式监控设备的实施例中，测量单元包 含与电极连接的电子模块。该电子模块可包含模数转换器，以便使信号数字化 并且使其对尽可能接近电极的噪声较不敏感。该电子模块进一步与用于传送 EEG信号至处理单元的通信装置连接。该通信装置可以是有线的(例如通过数 据总线)或者是无线的。

在便携式监控设备的进一步实施例中，EEG监控系统的测量单元被皮下植 入到将要监控的个人的头上。这将确保电极和组织之间的更好且更稳定的电接 触。优选地，测量单元被布置在头皮和颅骨之间，由此使得植入相对简单。

在进一步实施例中，便携式监控设备准备好包含用于向助听器和EGG监控 系统供电的电池，其中无线传送电力至测量装置。这使得可能具有由外部单元 供电的植入体，由此能够避免更换植入测量单元中的电池的外科手术。

在进一步实施例中，测量单元适于被布置在耳道中，且至少两个电极适于 在至少两个不同位置接触耳道壁。已发现，耳道是测量EEG信号的良好位置。 通过使电极处于耳道中，能够避免测量单元的植入。此外，为了使助听器起作 用，具有用于向使用者的耳膜提供声学信号的装置的某种耳塞可能是必需的。 因此，电极可与该耳塞一起布置或与其粘接。

在进一步实施例中，EEG监控系统的测量单元适于被布置在耳后。在该实 施例中，便携式监控设备的外壳被布置在耳后，作为耳后式助听器。这具有以 下优点，即外壳不直接可见，并且当将测量单元皮下植入到耳后的头部区域中 时，能够获得良好的无线接触。

在进一步实施例中，来自电极的信号在被传送至处理单元中的EEG信号处 理装置之前在测量单元中被数字化。这能够促进通过数据总线传送，并且数据 可以被打包传送。同样地，信号将对噪声较不敏感。

在进一步实施例中，测量单元和处理单元被布置在适于布置在耳道内的耳 塞壳中，所述耳塞壳具有个体匹配耳道形状的外部形状。在该实施例中，电极 将通常被布置在耳塞壳的外表面上，以便在将其安装在耳道中时电极紧密接触 耳道皮肤。许多助听器使用者优选耳内助听器，并且在该实施例中，可能具有 包含EEG监控系统的耳内便携式监控设备。

在进一步实施例中，用于助听功能的声学信号处理装置被放置在外壳中， 该外壳也包含用于EEG监控系统的处理单元。声学信号处理装置是可编程的， 以便促进将助听器转换功能调整至个体用户的需要。在相同外壳内具有两个处 理单元的优点在于，它们与布置在外壳中的其他组件之间的布线能够更简单。 这种其他组件可以是接收器、电源、存储器和麦克风。

在进一步实施例中，声学信号处理装置和EGG信号处理装置被布置在同一 芯片上。这将使布线更简单，并且可节省一些空间以使外壳更小。

在进一步实施例中，声学信号处理装置和EEG信号处理装置可由外部装置 进行编程，以便能够对所述系统建立依照个体使用者需要的功能。这种编程可 以通过有线或无线例如通过中继设备的方式执行。中继设备可以被用于与便携 式监控设备通信，其中在助听器和中继设备之间应用短程低功耗的传输，而在 中继设备和周围单元之间应用较长程传输。便携式监控设备的编程可以由对助 听器参数和EEG监控参数两者进行编程的一种软件工具来执行。

在进一步实施例中，便携式监控设备进一步包含数据记录器，该数据记录 器适于记录EEG信号中与特定生物学发病的识别或预测相关的事件。这种记录 数据可以向使用者提供能帮助避免将来的生物学发病的重要信息。如果发病常 常在一天内的特定时间接近发生但未实际发生，则可建议改变日常行程。在糖 尿病的情况下，这种改变可以是在一天内常常接近发病(在此为低血糖症)之 前的时间吃更多东西或减少胰岛素剂量。可以对助听器相关参数和EEG信号参 数二者执行数据记录。

在进一步实施例中，便携式监控设备进一步包含无线电发射器，该无线电 发射器适于将从EEG监控获得的关于生物学发病的信息传送到外部装置。这将 促使警报或信息能够被直接发送至家庭成员或医护人员。无线电接收器也可被 用于设置助听器或EEG监控器中的不同参数。

在第二方面，本发明涉及一种监控听力受损个人的EEG信号的方法，其包 含以下步骤：

-提供便携式监控设备，所述便携式监控设备包含具有外壳的助听器、用于 接收环境声音的至少一个麦克风、用于处理来自麦克风的信号的声学信号处理 装置以及声学输出换能器，所述便携式监控设备进一步包含用于监控使用所述 便携式监控设备的个人的EEG信号的EEG监控系统，所述EEG监控系统至少 部分布置在所述外壳中，

-提供测量单元，所述测量单元具有用于测量来自携带所述EEG监控器的 个人的一个或更多个EEG信号的电极，所述电极被布置在所述外壳的外部或者 在所述外壳的外表面上，

-提供处理单元，所述处理单元具有用于分析EEG信号的EEG信号处理装 置，所述处理单元被布置在所述外壳中，所述信号处理装置适于基于EEG信号 识别或预报所述个人体内的特定生物学发病例如突然发作，所述处理单元包含 基于所述经分析的EEG信号决定何时必须将警报或信息提供给所述个人的决定 装置，所述警报或信息是通过所述输出换能器提供的。

在第三方面，本发明涉及包含如上述任一实施例所述的便携式监控设备并 适于布置在个人的一个耳朵处的系统。该系统进一步包含适于布置在此人的另 一个耳朵处的助听器。也可以用第二便携式监控设备取代该助听器。优选地， 第一便携式监控设备和助听器或第二便携式监控设备可以无线通信以便向此人 的两只耳朵提供任何警报或信息。这将增加任何消息的可理解性，因为双耳消 息将更易于理解。

在该系统的实施例中，其也包含用于调节所述便携式监控设备和所述助听 器的遥控装置。

在进一步实施例中，该系统包含中继设备。遥控装置和中继设备可以组合 为一个单元。这种组合单元可包含额外存储器，例如用于数据记录。

附图说明

现在将参考附图进一步详细解释本发明的实施例。

图1示出EEG监控系统的处理单元准备好被布置在耳后型助听器外壳中并 且测量单元准备好成为被皮下布置在耳后区域中的植入物的实施例。

图2以更示意的形式示出图1的实施例。

图3示出测量单元准备好被布置在耳道中的实施例。

图4示出处理单元和测量单元两者准备好被布置在耳道中的实施例。

图5示出图1的实施例中的功能性元件的示例。

图6示出具有可植入测量单元和外壳的实施例。

图7示出可植入测量单元的顶视图。

图8示出图7的可植入测量单元的侧视图。

具体实施方式

图1示出佩戴便携式监控设备的个人的头部1。图1中的EEG监控系统包含外 部单元2(在此为处理单元)以及植入单元3(在此为测量单元)。两个单元2、 3都适于穿过此人的皮肤进行无线通信。植入单元3包含具有电极12的测量单元。 该测量单元将具有至少两个电极12。如图1所示，多个电极可以被布置成单独电 线或相同电线11中的单独电极12。一根电线包含所有电极可促进简单的植入过 程。电线11中的不同电极12被独立地连接到电子模块10，该电子模块包含将电 极获得的信号转换为数字形式的装置，并进一步包含与外部单元2通信的装置。

图2以示意的形式示出被布置在人的皮肤4下即皮下布置的植入单元3和被 布置在人的皮肤界限4的正外侧的外部单元2。在该实施例中，外部单元2包含例 如准备好布置在耳后的基本部分20以及准备好布置在使用监控系统的个人的耳 道内的耳道部分21。在不同实施例中(参见图1或图6)，外部单元2由基本部分 单独组成，而无耳道部分。

基本部分20将包含用于与植入部分3通信的通信装置。该通信装置将包含例 如线圈形式的天线，该线圈通过电感耦合与植入单元3中的线圈相对应。基本部 分20也可包含处理单元，该处理单元适于分析EEG信号以便识别或预报可从EEG 信号的分析发现的任何生物学发病。基本部分20将通常也包含电池形式的电源。 同样地，基本部分将常常包含用于助听功能的一个或更多个麦克风，其也可用 于测量背景噪声水平。可以将该噪声水平用作处理装置的输入，该输入被设定 用于根据实际声学背景噪声水平来调节声音消息的声音水平。通常，除了针对 低血糖症的发作的警报，声音消息也可涉及助听器功能并且涉及与EEG监控系 统相关的信息。

耳道部分21可以被形成为耳塞，该耳塞包含用于向携带监控系统的个人提 供声学信号的装置。这种用于提供声学信号的装置可以是接收器或扩音器22， 其被布置在耳道部分21中并且通过电线被提供来自基本部分20中的信号处理装 置的电信号。用于提供声学信号的装置也可以是音管，其一端被布置在耳道部 分21内，另一端处于基本部分20内。然后，接收器或扩音器22被布置在基本部 分20中以提供声学信号给音管，其中音管将声学信号引导至耳道部分21。用于 提供声学信号的装置被应用于放大的助听器信号以及来自EEG监控系统的任何 警报或信息。形成为耳塞的耳道部分优选根据使用者的耳道形状成形。

也在图2中示出的植入单元3包含电极12和电子模块10。该电子模块包含用 于与外部单元2的基本部分20通信的天线。该天线可以是用于电感耦合的线圈形 式。但是也可应用其他类型的天线。电子模块10也包含模数转换装置以及例如 用于控制至基本部分20的信号传送的装置。

植入单元3也包含用于电子模块的电源装置。其可为电池形式，该电池可以 由外部装置例如通过感应来再充电，或者由通过例如体内的热差异或身体运动 产生的动能产生电力的系统来再充电。也可以通过来自外部单元2的基本部分的 电感耦合对植入单元3连续供电。

图3示出测量单元被布置在耳道部分21中的实施例。在该实施例中，用于探 测EEG信号的多个电极23被布置在耳道部分的外表面上，其中当使用耳道部分 时，电极将与耳道中的皮肤接触。优选地，耳道部分21被形成为适配便携式监 控设备使用者的特定耳道的耳塞。因此，无论何时将耳道部分布置在耳道中， 都能够容易地将电极布置在相同位置。为了避免电极23的位置变化引起EEG信 号的变化，这可能是重要的。

图4示出便携式监控设备的所有部分都准备好被布置在耳道中的实施例。该 实施例将形成为包含助听器和EEG监控系统的所谓耳内助听器。根据该实施例 的便携式监控设备将优选被形成为适配助听器使用者的耳朵的耳塞。

图5示出根据图1或图2的实施例的便携式监控设备的主要组件，其被设置用 于与外部单元6通信，该外部单元例如为在便携式监控设备和环境之间的无线通 信中帮助便携式监控设备的遥控装置或中继设备。便携式监控设备被布置在包 含声学信号处理装置43和EEG信号处理装置42的外壳2中。EEG监控系统的测量 单元3被布置在外壳2的外部，并且准备好与EEG信号处理器42无线通信。测量 单元3与EEG信号处理器42之间的无线通信可通过电感线圈19、30来实现，其也 允许将电力无线传送至测量单元3。这在测量单元3被植入时是特别有利的。

将由与测量单元3一起皮下布置的电极12来测量EEG信号。该模拟EEG信号 被数字化并且被打包以便由电子模块10发送。当EEG信号已被传送至EEG信号处 理器时，该信号被分析以便探测信号随着时间发生的任何变化，其可指示低血 糖症的发作。如果信号分析指示低血糖症的发作可能即将到来，则向声学信号 处理器发送消息，从该声学信号处理器处通过声学输出换能器33即接收器或扩 音器提供声学警报或信息。麦克风24被用于测量周围声压水平，接收器33的输 出因此被调节至该背景噪声。EEG监控系统的各个设置可被存储在便携式监控 设备的存储器EEPROM 46中，并且此类设置可以通过连接便携式监控设备外壳2 中的不同组件的内部总线41来访问。EEG监控系统的各个设置可包含设置EEG 信号处理器以识别或预报关于使用者的特定生物学发病的参数。该发病可为低 血糖症或癫痫发作。在低血糖症的情况下，参数也可以指定应多早给出低血糖 症的警报。这是相关的，因为对于不同的个体，低血糖症的发作可能具有不同 的原因。

便携式监控设备46的内部存储器(在该示例中为EEPROM)也将用于储存 助听器参数，例如代表助听器使用者的听力敏度图的数据以及为个体使用者设 置的其他参数。这些参数在适配助听器部分期间被存储在便携式监控设备存储 器46中。这是通过以下方式完成的，即将来自助听器适配者的计算机的参数通 过有线连接或经图5所示的无线方式传送至便携式监控设备存储器。

便携式监控设备与外部单元之间的无线连接优选基于低功耗无线电45接收 器以及与例如中继设备6中的无线电35通信的发射器。中继设备在助听器技术中 也被称为DEX单元。具有无线电35的外部单元也可以是适配者的计算机。除了 传送便携式监控设备的设置参数，中继设备6或DEX也可应用于许多其他目的。 中继设备6通常被布置为用绕助听器使用者的脖子的线携带在胸上。其可与其他 单元无线通信，其中可以应用具有更高功率需求的通信标准例如蓝牙，因为中 继设备常常更大并且与例如助听器相比可能装配有更大并因此更有电力的电 池。

中继设备6可用于将声音流发送至便携式监控设备。该声音可以是来自电视 或来自便携式监控设备外部的麦克风的声音。可进一步向中继设备6提供进一步 的存储容量例如闪存，其能够用于存储由便携式监控设备所记录的数据，或存 储将被连续发送至便携式监控设备的声音文件。这种记录数据可以是包含关于 声音环境和EEG信号的信息的统计数据。当需要时，此类数据可以被连续存储 在EEPROM 46中并且被传送至例如中继设备中的闪存。

图6更详细地示出根据图1的实施例包含助听器和EEG监控系统的便携式监 控设备。图6关注于EEG监控系统。植入单元3适于被皮下定位在将被EEG监控的 个人的耳后。植入单元3包含具有被绝缘体9分离的多个有效区域12的皮下电极 线11，所述电极线11被连接至电子电路10。该实施例中示出的EEG电极线11具 有两个有效区域12，每个都被单独连接并布置为单独电极，但是其他实施例可 能要求EEG电极具有三个或更多个有效区域。电子电路10包含模数(A/D)转换 器14、数据包控制器15、通信控制器16以及电压调节器17。优选地，A/D转换器 14为低功耗型。电极线11通过电极线13被连接至A/D转换器14的输入端，通信控 制器16被连接至第一通信线圈19，并且电压调节器17被连接至陶瓷电容器18。 陶瓷电容器18和通信线圈19被布置成植入单元3的一部分。

图6中的EEG监控系统的外部部分2包含连接至第二通信线圈30的控制器 31、用于对控制器31供电的电池32以及用于在生物学发病例如突然发作即将出 现的情况下提供声学信号例如声音消息的接收器(即扩音器)22。控制器31包 含EEG信号处理器和声学信号处理器。外部部分2也包含至少一个麦克风(未示 出)。除了用于助听器功能，麦克风也可以用于测量背景噪声，以便根据背景 噪声水平调节声音消息的声压水平。

在使用时，EEG监控系统的外部单元2可被放置在期望监控EEG信号的使用 者的耳后，并且邻近皮下植入单元3，该植入单元被植入皮肤正下方且稍微处于 使用者的耳后，并且被定位成使得可靠的电EEG信号能够被电极线11探测到。

电极线11获得作为两个有效区域12之间的变化电压电势的EEG信号，并且 通过电极线13将变化电压馈送给A/D转换器14的输入端。A/D转换器14将来自电 极线11的变化电压转换为数字信号，并且将所述数字信号提供给数据包控制器 15。数据包控制器15根据预定通信协议将代表来自电极线11的电信号的数字信 号整理为数据包流，并且将得到的数据包流馈送给通信控制器16。

通信控制器16被配置为两种运行目的。通信控制器16的第一个目的是使得 能够通过经第一通信线圈19接收来自外部部分2的第二通信线圈30的能量来对 电子电路10电磁加电。由通信控制器16将在第一通信线圈19中接收的电磁能量 传送至电压调节器17，并且暂时以电荷形式存储在陶瓷电容器18中。然后，存 储在陶瓷电容器18中的电能被用作电子电路10的电源。

通信控制器16的第二个目的是从数据包控制器15获得代表来自电极线11的 电EEG信号的数据包，并且在第一通信线圈19中将其转换为适于被外部部分2的 第二通信线圈30接收并探测的电磁能量脉冲串。第二通信线圈30将接收的电磁 能量转换为适于被控制器31连续解码和分析的电信号。

取决于EEG信号的分析结果，可由控制器31在例如通过分析EEG信号认为将 出现预定医学状况时做出激活接收器22发出警报声或提供信息的决定。然后， 该警报可提醒使用者注意该医学状况，并且允许他或她根据该医学状况采取适 当的步骤来减轻该医学状况，例如通过服用处方药或咨询医疗人员而要求紧急 建议或帮助。

图7和图8示出图6中所示的可植入单元3的实施例。图7示出可植入单元3的 顶视图，而图8示出可植入单元3的相应侧视图。可植入单元3包含电极线11以及 基本圆形的载体元件37，该电极线具有绝缘区域9和用于接触皮下组织以便探测 电信号的存在的有效区域12a、12c，该载体元件包含电子电路10、陶瓷电容器18 以及第一通信线圈19。可植入单元3被配置用于皮下植入使用者的耳后，并且电 极线11被具体化为例如具有大约60mm的物理长度以及大约1mm的物理宽度的 细长构件，并且基本圆形的载体元件37具有例如大约20mm的直径以便使植入单 元3易于植入。

具有电极线11的植入单元3被布置成皮下植入在使用者的耳后，以便提供适 于由EEG监控系统的电子装置探测的信号。来自EEG电极的典型输出信号具有在 大约1μV到100mV范围内的幅值。肌肉收缩通常产生大约10mV幅值的电压水平， 但是该信号被该系统滤除。在0.1-100Hz带宽下测量的电极的本征噪声水平为大 约1μV RMS，并且输出信号的可用带宽为0.1-40Hz。电极具有生物兼容PTFE聚 合体基，并且电极触点由同样生物兼容的具有90％铂和10％铱的铂-铱合金[Pt-Ir] 制成。

植入前，除了电极11，可植入单元3被完全封装到生物兼容树脂(未示出) 中，以便植入后保护电子电路免受周围组织的环境影响。当将外部单元2佩戴在 已定位植入体的耳后时，外部部分的第二通信线圈30与可植入单元3的第一通信 线圈19的距离将小于1cm，因此促进EEG监控系统的可植入单元3和外部单元2之 间的通信。该通信包括外部单元2将电磁能量传送至可植入单元3，以及可植入 单元3将代表来自电极线11的信号的数据发送至外部单元2进行分析。

通常，若干组件可被应用于助听器功能和EEG监控功能两者。除了接收器 以外，对于两种功能来说这适用于麦克风、电源和信号处理装置。可将两种不 同功能必需的信号处理装置集成在同一电子芯片上。在包含适于进行无线通信 的外部单元2和植入单元的EEG监控系统的实施例中，外部单元的天线可以适于 与外围装置无线通信，例如用于向助听器发送音频流的设备或者用于从EEG监 控系统接收警报的设备。

在个人需要两个助听器的情况下，可能仅需要将其中之一与EEG监控器组 合为便携式监控设备。无论如何，可通过两个助听器提供来自EEG监控系统的 警报或信息以提高可听度。为了实现该目的，可无线连接便携式监控设备和助 听器。可通过将到助听器之一的信号相移180度来提高双耳掩蔽级，从而进一步 提高可听度。

在从EEG监控系统发出任何警报或信息期间，降低来自便携式监控设备中 的助听器的麦克风以及例如另一助听器的声音放大水平也是有利的。应将放大 水平降低至使得来自环境的放大声音引起的耳膜前声压水平不降低对来自EEG 监控系统的任何警报或消息的可理解性或感知的水平。可以从来自EEG监控系 统的警报或消息的重要性或紧急性的角度进一步决定发达程度的降低。

在大多数实施例中，便携式监控设备的助听器部分和EEG监控系统都将包 含使助听器功能和EEG监控功能适合个体使用者的可编程部分或参数。这种编 程可由相同的软件平台执行，即使可能需要由两个不同的专家即针对助听器功 能的一个专家和针对EEG监控的另一个专家来决定两组参数。该编程可以通过 有线连接或无线例如通过中继设备来执行。编程或初始编程的调整也可以在因 特网上执行。

如果便携式监控设备包含数据记录器，则其能够被优选设置为记录助听器 相关数据以及EEG相关数据。要记录的助听器相关数据可以是描述助听器已被 应用于的声音环境的数据，以及相应声音环境中的助听器的用户选择程序。EEG 相关数据可以是警报和接近报警但是在发出警报前被阻止的事件的数量和时 间。同样地，例如血糖水平似乎较低时的特定时间的记录可能是有实用性的。

大多数便携式监控设备使用者将具有在睡觉时取下和关闭他们的助听器的 需要。然而，常常优选在睡觉期间也进行EEG监控。因此，应该有可能关闭助 听器功能而不关闭EEG监控功能。遥控装置能够用于该目的。