具有分布式功率的无头戴受话器的助听装置、系统和方法

摘要

助听装置、系统和方法涉及在不使用头戴受话器的情况下使用分布式功率。

说明书

技术领域

本公开内容总体上涉及助听设备，例如植入式耳蜗刺激(“ICS”)系统和助听器。

背景技术

各种助听设备是可用的。这样的设备包括但不限于ICS系统和助听器。

ICS系统用于通过利用电流的受控脉冲直接刺激听觉神经来帮助严重失聪的人感知声音的感觉。周围的声压波由穿戴在外部的麦克风接收并且被转换成电信号。所述电信号进而由声音处理器电路进行处理，被转换成刺激数据(例如，具有变化的脉冲宽度和/或幅度的脉冲序列)，并且被传输到ICS系统的植入的接收器电路。植入的接收器电路连接到插入内耳的耳蜗的植入式电极阵列，并且电刺激电流施加到变化的电极组合以产生声音的感知。替代地，植入式电极阵列可以直接插入耳蜗神经而不存在于耳蜗中。

参考图1，常规的ICS系统常常包括植入式设备11和外部声音处理器12，外部声音处理器12具有壳体14、声音处理器电路16、与声音处理器电路进行通信的麦克风18、以及电池或其它电源20。在图1中所示的类型的ICS系统中，声音处理器被穿戴在耳朵后面(“BTE声音处理器”)并且包括耳挂22。声音处理器12通过感应链路的方式将刺激数据以及来自其电源20的功率传输到植入式设备11。为了此目的，ICS系统包括通过电缆26连接到声音处理器12的头戴受话器24，并且植入式设备11具有保持头戴受话器相对于植入式设备正确定位的定位磁铁(未示出)。头戴受话器24具有用于经由感应链路将头戴受话器(和通过头戴受话器的方式的BTE声音处理器)连接到植入式设备的线圈天线。这样配置的BTE声音处理器提供声音处理功能，并且还为整个ICS系统提供功率。在标题为“Cochlear StimulationSystem Employing Behind-The-Ear Sound processor With Remote Control”并且通过引用被全部并入本文的美国专利No.5,824,022中公开了代表性ICS系统。市场上可得到的ICS声音处理器的示例包括但不限于Advanced Bionics^TM>TM>

助听器包括麦克风、声音处理器电路、以及扬声器(有时被称为“接收器”)。此处，周围的声压波也由麦克风接收并且被转换成电信号。电信号进而由声音处理器电路进行处理。经处理的信号驱动扬声器，扬声器将放大的(或以其它方式进行处理的)声压波传送到耳道。示例性类型的助听器包括但不限于BTE助听器、耳道中接收器(“RIC”)助听器、耳道式(“ITC”)助听器和完全耳道式(“CIC”)助听器。市场上可获得的助听器的示例包括但不限于Phonak^TM>TM助听器以及Phonak^TM>TM助听器。

当前的发明人已确定，常规的ICS系统容许改进。例如，当前的发明人已确定，一些患者将受益于具有比那些当前可得到的更小和更轻的外部声音处理器的ICS系统，并且这可以通过改变在ICS系统内功率存储与供应的方式来实现。当前的发明人已确定一些患者将更喜欢没有头戴受话器的ICS系统。

发明内容

根据本发明的其中之一的助听系统包括：植入式耳蜗刺激器，其具有电池；助听设备，其具有电池、将来自麦克风的电信号转换成刺激数据的声音处理器电路、以及被配置为无线地传输刺激数据的数据通信装置；以及具有数据通信装置的转发装置，其无线地接收刺激数据并且将刺激数据无线地传输到植入式耳蜗刺激器。该系统不包括头戴受话器。

根据本发明的其中之一的助听系统包括：植入式耳蜗刺激器，其具有电池；助听设备，其具有电池、将声压波转换成电信号的麦克风、以及无线地传输电信号的数据通信装置；以及具有数据通信装置和声音处理器电路的转发装置，其从助听设备无线地接收电信号、将来自麦克风的电信号转换成刺激数据、并且将刺激数据无线地传输到植入式耳蜗刺激器。该系统不包括头戴受话器。

根据本发明的其中之一的方法包括以下步骤：将刺激数据从与用户的头部相关联的外部助听设备无线地传输到转发装置，该转发装置不是安装在头部的设备；以及将刺激数据从转发装置无线地传输到耳蜗刺激器，该耳蜗刺激器不包括声音处理器并且被植入在用户的头部内。该方法不涉及头戴受话器的使用。

根据本发明的其中之一的方法包括以下步骤：将麦克风产生的信号从与用户的头部相关联的外部助听设备无线地传输到转发装置，该转发装置不是安装在头部的设备；利用转发装置将麦克风产生的信号转换成刺激数据；以及将刺激数据从转发装置无线地传输到耳蜗刺激器，该耳蜗刺激器不包括声音处理器并且被植入在用户的头部内。该方法不涉及头戴受话器的使用。

根据本发明的其中之一的助听系统包括：植入式耳蜗刺激器，其具有电池、定位元件、功率接收器装置、电极阵列、刺激数据接收器装置、以及刺激处理器；外部助听设备，其具有电池、将来自麦克风的电信号转换成刺激数据的声音处理器电路、以及被配置成无线地传输刺激数据的数据通信装置；以及头部安装式电源，其具有电池、磁性地吸引到定位元件的磁铁、以及可操作地连接到电池并且被配置为将功率无线地供应到植入式耳蜗刺激器功率接收器装置的功率传输装置。植入式耳蜗刺激器在由植入式耳蜗刺激器电池供电的第一刺激模式下可进行操作，并且还在由头部安装式电源电池供电的第二刺激模式下可进行操作。

存在与这样的系统和方法相关联的很多优点。例如，具有其自身的电池的植入的耳蜗刺激器有助于将外部助听设备(例如，BTE声音处理器)的尺寸/重量减少一定量，其到现在为止有助于功率到耳蜗刺激器的供应。转发装置的使用减少了外部助听设备(例如，BTE声音处理器)的传输相关的功率要求，并且在一些实例中提供声音处理功能，其也有助于外部助听设备的尺寸/重量的减小。本装置、系统和方法还可以在电声刺激(“EAS”)系统中实现，其中助听器和耳蜗植入物在同一耳朵中一起使用。包括头部安装式电源的系统可以进行操作而不管植入式耳蜗刺激器电池不正确地运行的事实。

本发明的上述的和很多其它特征将变得显而易见，因为当结合附图考虑时，本发明通过参考以下具体实施方式而变得更好理解。

附图说明

将参考附图实施示例性实施例的具体实施方式。

图1是具有BTE声音处理器、头戴受话器以及耳蜗植入物的常规ICS系统的侧视图。

图2是示出根据本发明的一个实施例的ICS系统的部件的平面视图。

图3是根据本发明的一个实施例的助听设备的方框图。

图4是根据本发明的一个实施例的植入式耳蜗刺激器的方框图。

图5是示出在使用中的如图2-4中所示的ICS系统的侧视图。

图6是根据本发明的一个实施例的助听设备的方框图。

图7是示出根据本发明的一个实施例的ICS系统的部件的方框图。

图8是根据本发明的一个实施例的转发装置的平面视图。

图9是根据本发明的一个实施例的转发装置的方框图。

图10是示出根据本发明的一个实施例的ICS系统的部件的方框图。

图11是根据本发明的一个实施例的助听设备的方框图。

图12是根据本发明的一个实施例的转发装置的方框图。

图13是示出根据本发明的一个实施例的ICS系统的部件的平面视图。

图14是根据本发明的一个实施例的植入式耳蜗刺激器的方框图。

图15是根据本发明的一个实施例的电源的方框图。

图16是示出在使用中的如图13-15中所示的ICS系统的侧视图。

具体实施方式

下文是实现本发明的最好的当前已知的模式的具体实施方式。不应以限制性意义来理解该描述，而仅是为了说明本发明的一般原理的目的来进行描述。

本发明应用于向听力受损的人以及需要这种以情景为基础的听力设备的其他人提供声音(即，声音或声音的感知)的各种助听设备和系统。这样的助听设备和系统的示例包括助听器和ICS系统，其中外部声音处理器与耳蜗植入物进行通信。然而，本发明不限于这样的设备和系统，并且可以结合当前存在的或还未开发的其它助听设备和系统来采用本发明。

助听系统的一个示例是通常由图2中的附图标记10表示的ICS系统。示例性ICS系统10包括外部BTE助听设备100和植入式耳蜗刺激器200。系统不包括头戴受话器。简要地，助听设备100通过无线链路的方式将刺激数据而不是功率提供到耳蜗刺激器200。耳蜗刺激器200由其自身的电池供电。

还参考图3，示例性BTE助听设备100包括壳体102、麦克风104、声音处理器电路(“SPC”)106、以及保持构件108。在一些实施方式中，可以提供扬声器(未示出)。音量控制按钮110位于壳体102的外部。助听设备100还包括向声音处理器电路106和BTE助听设备的其它功率消耗部件供应功率的电池或其它电源112。在所示实施方式中，由利用闩锁114固定到壳体102的可移除的电池座(未示出)携带电源112。在其它实施方式中，可再充电电池可以永久地安置在助听器内，并且可以省略电池座。这样的助听器可以按需要放置在电池充电器中。

在BTE助听设备100与耳蜗刺激器200之间还存在无线数据链路。在所示实施例中，数据发送器116驱动数据天线118以将刺激数据而非功率传输到耳蜗刺激器200。BTE助听设备100不将功率供应到耳蜗刺激器200。数据发送器116和数据天线118被共同称为数据通信装置，并且在BET助听设备无线地接收信息(例如，其中状态信息从耳蜗刺激器200传输到BTE助听设备100)的那些实施方式中，数据通信装置将包括数据收发器和数据天线。适当的数据通信装置的一个示例是近场磁性感应(“NFMI”)装置，其中数据发送器和线圈天线产生短距离、低功率、非传播的磁场。其它类型的无线链路(包括但不限于RF数据通信装置)也可用于将刺激数据从助听设备100传输到耳蜗刺激器200。

如图2和4中所示，示例性耳蜗刺激器200包括由硅酮弹性体或其它适当的材料形成的柔性壳体202、内部刺激处理器204、具有电极阵列208的耳蜗引线(cochlear lead)206、以及电池210(例如，高能原电池或可再充电电池)。耳蜗刺激器200还包括数据接收器装置，其在所示实施方式中由天线212和接收器214组成。刺激处理器204和接收器214可以位于公共电路板216上或单独的板上。天线和接收器212和214从助听设备100接收刺激数据。刺激数据由助听设备100产生，并且被传输到耳蜗刺激器200。天线214可以是感应地耦合到助听设备100的线圈天线118。数据接收器装置可以是例如NFMI数据接收器装置或RF数据接收器装置。另外，如果系统10不包括头戴受话器，耳蜗刺激器200则不需要包括定位磁铁或维持耳蜗刺激器与头戴受话器之间的对齐的其它定位元件，所示实施例不包括这样的磁铁或其它定位元件。然而，可以存在这样的定位是有用的实例，并且相应地，耳蜗刺激器200的其它实施例可以包括定位磁铁或其它定位元件。下面关于图13-16讨论了包括具有定位磁铁的耳蜗刺激器的系统的一个示例。

在电池210是可再充电电池的那些实例中，耳蜗刺激器200可以提供有功率接收器装置。可以通过线圈天线212的方式或通过单独的天线的方式来接收功率。此处，来自外部感应再充电装置(未示出)的功率可以按需要供应到电池210。

如本文中所使用的，“刺激处理器”是将来自声音处理设备(例如，声音处理器电路106)的刺激数据转换成刺激信号的处理器，所述刺激信号刺激电极阵列的电极(例如，阵列208中的电极)。“刺激处理器”本身不将来自麦克风的电信号转换成刺激数据，并且因此不是“声音处理器”。还应注意，示例性植入式耳蜗刺激器200不是完全可植入的耳蜗植入系统，也不是这样的系统的部分。为了此目的，耳蜗刺激器200不包括麦克风或声音处理器电路。对于麦克风和声音处理功能，耳蜗刺激器200依赖于另一设备(此处，BTE助听设备100)。

在示例性系统10的使用期间，并且如图5中所示，BTE助听设备100位于耳朵后面。在BTE助听设备100与耳蜗刺激器200之间存在直接无线通信。助听设备100和耳蜗刺激器200均由它们本身各自的电池112和210供电。助听设备麦克风104接收周围的声压波并且将它们转换成电信号。由声音处理器电路106处理电信号并且将电信号转换成刺激数据(例如，具有变化的脉冲宽度和/或幅度的脉冲序列)。助听设备数据发送器116和天线118建立与天线212和接收器214的无线链路，从而使助听设备100可以将刺激数据而非功率传输到耳蜗刺激器。刺激处理器204将数据转换成刺激阵列208中的电极的刺激信号。电极阵列208电气地刺激听觉神经，从而给用户提供感觉输入，该感觉输入是由麦克风104感测到的外部声波的表示。

在至少一些实例中，对于BTE助听设备100可取的是与除了耳蜗刺激器200之外的设备进行无线通信。这样的辅助设备的示例包括但不限于遥控器、安装装置、音乐播放器、移动电话以及对侧助听器(或其它助听设备)。可以用各种方式来实现这样的通信。例如，通过数据发送器116和天线118的方式的通信可以是时间复用的。替代地，并且参考图6，示例性BTE助听设备100a与BTE助听器100实质上相同，并且类似的元件由类似的附图标记表示。可以使用以上所述的方式在系统10中用BTE助听设备100a来代替BTE助听设备100。然而，此处，辅助发送器/接收器116a和天线118a创建与辅助设备的第二无线链路。例如，创建有发送器116和天线118的无线链路可以在第一频率(例如，13MHz)下进行操作，并且发送器/接收器116a可以在第二频率(例如，10.6MHz)下进行操作以创建一对高带宽无线链路。对应于声音的电脉冲以以上所述的方式由声音处理器106进行处理以用于传输到刺激器200，而来自遥控器或安装装置的控制信号用于以常规方式调节BTE助听设备100的功能。

可以存在一些实例，其中各种因素(例如，用户的头上部件相对于彼此的位置、助听设备(例如，BTE、RIC、ITC和CIC助听设备)的尺寸、和/或助听设备的功率要求)从助听设备进行直接数据传输到植入的耳蜗刺激器(并非最佳的)。此处，转发装置可以用于从助听设备接收刺激数据并且将那个刺激数据传输到植入的耳蜗刺激器。包括这样的转发装置的系统的一个示例通常由图7中的附图标记10a表示。系统10a的元件与系统10实质上相同，并且类似的元件由类似的附图标记表示。例如，系统10a包括BTE助听设备100(或其它外部助听设备)和自供电的植入式耳蜗刺激器200。BTE助听设备100创建刺激数据，所述刺激数据通过无线链路的方式被供应到耳蜗刺激器200。然而，此处，BTE助听设备100将刺激数据传输到转发装置300，并且转发装置将刺激数据传输到耳蜗刺激器200。在系统10a中不存在头戴受话器，并且具体而言，转发装置不是头戴受话器或在其它情况下安装在头部的设备。传输可以出现在不同的频率(例如，从BTE助听设备100到转发装置300的2.4GHz和从转发装置300到耳蜗刺激器200的49MHz)下。BTE助听设备100可以是双重模式设备，其能够在采用转发装置300时在一个频率下进行传输而在不采用转发装置300时在另一频率下进行传输。其它系统可以包括在不同的频率下传输刺激数据的一对助听设备。此处，用户将根据预期使用模式来选择适当的助听设备。

上述的布置是有利的，因为转发装置300不需要是安装在头部的设备，并且因此可以包括比BTE助听设备大得多的电池并且进而敏感的接收器和强大的发送器。

转到图8和9，转发装置300包括壳体302、也起短索的作用从而使转发装置可被穿戴在用户的颈部周围的延长天线304、以及用户接口306。发送器/接收器308、控制器310和电池312位于壳体302内。

采用转发装置的另一示例性系统通常由图10中的附图标记10b表示。系统10b大体上类似于系统10a，并且相似的元件由相似的附图标记表示。例如，在系统10b中不存在头戴受话器。然而，此处，助听设备100b不包括声音处理器电路。替代传输刺激数据，助听设备100b将电信号从麦克风传输到包括声音处理器电路的转发装置300b。在转发装置300b中的声音处理器电路将来自麦克风的电信号转换成刺激数据，并且转发装置通过无线数据链路的方式将刺激数据传输到自供电的耳蜗刺激器200。

还参考图11，示例性助听设备100b是CIC设备，其包括被配置成安装在耳道内的壳体102b、麦克风104、控制电路106b、电池114以及建立与转发装置300b的无线数据链路的数据通信装置(例如，发送器118和天线120)。在一些实施方式中，可以提供扬声器。也可以采用BTE和ITC助听设备。助听设备100b不包括产生刺激数据的电路。替代地，由通信装置传输的数据是来自麦克风104的电信号。转到图12，示例性转发装置300b包括壳体302、也起短索的作用的天线304、以及用户接口306。发送器/接收器308、声音处理电路310和电池312位于壳体302内。通过天线304和发送器/接收器308的方式接收到的来自麦克风104的电信号以以上关于声音处理电路106所述的方式由声音处理电路310进行处理。由此产生的刺激数据通过转发装置300b传输到耳蜗刺激器200。从助听设备100b到转发装置300b和从转发装置300b到耳蜗刺激器200的相应传输可以出现在不同的频率(例如，2.4GHz和49MHz)下。

根据本发明的一些系统可以被配置成进行操作而不管植入式耳蜗刺激器电池不正确地运行的事实。例如，植入式耳蜗刺激器电池可以是已完全放电的原电池、已完全放电并且由于电池故障或再充电器的缺乏而无法再充电的可再充电电池、或仅由于一些其它原因而出现故障的电池。这样的系统的一个示例通常由图13中的附图标记10c表示。示例性ICS系统10c包括外部BTE助听设备100(以上所述的)和植入式耳蜗刺激器200a，并且那些是在以上关于ICS系统10所述的正常操作条件下所采用的仅两个部件。在其它实施方式中，可以采用RIC、ITC和CIC助听设备。简要地，助听设备100通过无线链路的方式将刺激数据而非功率供应到耳蜗刺激器200a，并且耳蜗刺激器由其自身的电池供电。然而，此处，在耳蜗刺激器电池无法给耳蜗刺激器供电的那些实例中，系统10c还包括用于通过无线功率链路的方式向耳蜗刺激器200a供应功率的外部安装在头上的电源400。

植入式耳蜗刺激器200a大体上类似于刺激器200，并且类似的元件由类似的附图标记表示。例如，如图13和14中所示，示例性耳蜗刺激器200a包括柔性壳体202、内部刺激处理器204、具有电极阵列208的耳蜗引线206、电池210a(高能原电池或可再充电电池)、以及具有数据天线212a和数据接收器214的数据接收器装置。然而，此处，功率接收器装置具有功率天线213和功率接收器215。刺激处理器204和接收器214和215可以位于公共电路板216上或单独的板上。定位磁铁218或其它定位设备相邻于功率天线213。天线212a和接收器214从助听设备100接收刺激数据。天线212a可以是感应地耦合到助听设备100的线圈天线118的线圈天线。数据接收器装置可以是例如NFMI数据接收器装置或RF数据接收器装置。

如图13和15中所示的，示例性外部可安装在头上的电源(或“头戴受话器电源”)400包括壳体402、电池404(原电池或二级电池)、被吸引到耳蜗刺激器200a的定位磁铁218的定位磁铁406、位于电路板410上的功率控制电路408、包括驱动线圈天线414(或其它适当的天线)的发送器412的功率传输装置。功率控制电路410控制功率从电池404到发送器412和线圈天线414的流动。在所示实施例中，发送器412和天线414产生没有数据的载波，并且形成与耳蜗刺激器200a的功率接收器天线213紧密耦合的感应链路。壳体402包括电池更换门(未示出)，从而使电池404可以被移除并按需要进行替换。替代地，二级电池可以永久性地安置在壳体内，并且可以省略门。这样的头部安装式电源可以按需要放置在电池充电器中。在所示实施方式中，不存在接通/关断开关，并且只要电池404未完全放电电源400就进行操作。可以在其它实施方式中提供接通/关断开关。在一些实施方式中，可以提供低功率指示器，例如LED。关于典型地是在电源400与耳蜗刺激器200a之间的皮肤的厚度的函数的功率传输水平，功率水平可以如所示实施方式中的被预先设定。在其它实施方式中，可以提供允许在安装过程期间对功率水平进行调节的旋钮。

电源400单独地用于向耳蜗刺激器200a供应功率，并且不传输耳蜗刺激数据。为了此目的，电源400不包括麦克风或声音处理器电路。电源400也不与助听设备100进行通信，并且不存在将电源连接到助听设备的电缆。还应注意，当前的安装在头部的电源在尺寸和形状上与常规ICS头戴受话器(例如，在一些实施方式中在直径上为大约0.25英寸与3英寸之间，而在其它实施方式中为大约0.5英寸与1.5英寸之间)是相称的，并且不是BTE设备或其它助听设备，也不是BTE设备或其它助听设备的部分。

耳蜗刺激器200a的电路包括可以用于从耳蜗刺激器的其余部分中的一些(例如，刺激处理器204)或所有电气地断开的装置(例如，开关和/或熔丝)。这样的装置可以由助听设备100控制。用于耳蜗刺激器200a的操作的功率可以由电源400提供，并且耳蜗刺激器将以上述方式进行操作。换句话说，耳蜗刺激器200a在第一刺激模式下可进行操作(例如，它将来自助听设备100的刺激数据转换成刺激阵列208中的电极的刺激信号)，其中电池210a供应操作功率；并且还在第二刺激模式下可进行操作(例如，它将来自助听设备100的刺激数据转换成刺激阵列208中的电极的刺激信号)，其中电池210a断开并且电源400供应操作功率。耳蜗刺激器200a的电路还可以用于用来自电源400的功率给电池210a再充电。

在至少一些实施方式中，耳蜗刺激器200a可以给电源400提供信息，该信息可以用于例如通过在可能时将传输水平调节到最大水平以下的水平以延长电池404的寿命来优化到耳蜗刺激器的功率传输。例如，可以由电源400使用关于耳蜗刺激器200a的电流源电压的信息以实时地调制到耳蜗刺激器的功率。可以用各种方式提供信息。例如，指示植入物的槽电压(例如，指示槽电压(tank voltage)是否处于预定水平或在预定水平之下的单个位)的来自耳蜗刺激器200a的低数据速率返回遥测链路可以由功率控制电路408使用以调制来自电源400的功率。替代地，耳蜗刺激器200a可以被配置为根据槽电压来改变其有效阻抗。有效阻抗可以由功率控制电路408检测并且用于调制来自电源400的功率。

在示例性系统10c的耳蜗刺激器200a由电源400(图16)供电的那些实例中，助听设备100位于耳朵后面，并且电源400位于植入的耳蜗刺激器200a之上。电源400不由电缆连接到助听设备100。在助听设备100与电源400之间也不存在无线通信。电源磁铁406对刺激器磁铁218的吸引使电源天线414与耳蜗刺激器功率接收器天线213对齐。来自电源400的功率被供应到植入的耳蜗刺激器200a。助听器麦克风104接收周围的声压波并且将它们转换成电信号。电信号由声音处理器电路106进行处理并且被转换成刺激数据(例如，具有变化的脉冲宽度和/或幅度的脉冲序列)。助听器数据发送器116和天线118建立与耳蜗刺激器数据天线212a和接收器214的无线链路，并且将刺激数据而非功率传输到植入式耳蜗刺激器200a。天线212a和接收器214接收刺激数据并且将数据发送到刺激处理器204，刺激处理器204进而将数据转换成刺激阵列208中的电极的刺激信号。电极阵列208电气地刺激耳蜗内部的听觉神经，从而给用户提供感觉输入，感觉输入是由麦克风104感测到的外部声波的表示。

尽管已经根据以上优选实施例描述了本文中所公开的发明，但对上述优选实施例的很多修改和/或添加对于本领域中的技术人员将显而易见。通过示例而非限制性的方式，本发明包括来自各种种类的元件和未经描述的在说明书中所公开的实施例的任何组合。本发明的范围旨在扩展到所有这样的修改和/或添加，并且本发明的范围仅由以下所阐述的权利要求限制。