包括用于拾取脑电波信号的电极的助听系统的制作方法
【技术领域】
[0001]本申请涉及包括用于拾取脑电波信号的电极的助听系统。
【背景技术】
[0002]在本领域已知包括用于拾取低电压脑电波信号(如EEG信号)的电极的听力仪器。已提出脑电波信号在助听器中用于多种用途，例如用于根据脑电波信号修改助听器的信号处理。
[0003]在脑电波信号未进行比较并用在听力装置中的情形下，需要使能将低电压电位传给另一装置的方案。
【发明内容】
[0004]当使用位于单一耳机的壳体上的耳内式脑电图(EEG)电极拾取脑电波信号(电位)时，电极之间的距离必须小(如彡10mm)。通过在特定位置的特定电极上积聚电荷(由与脑活动有关的神经元提供)产生的电位可从除恒定不变之外的每一点电荷的作用之和确定。为能够比较不同的脑电波信号，在此称为“EEG电位”VEESl，i = 1,2,…，NEES，其中Nees为在起作用的EEG电位(电极)的数量，每一 “EEG电位” VEESl优选指共同基准电位V REF，例如由系统的参比电极确定。为实现活动EEG电极(EEGeJ和参比电极(REFe)之间的电位差AVEE(；1= VEE(；1-VREF较大(及可能减少或避免二者之间的“串扰”)，参比电极优选位于距EEG电极一定距离处，例如远大于活动EEG电极之间的典型距离(例如大于10mm，如大于50mm)。根据本发明的一实施例，参比电极相对于活动EEG电极(与参比电极相关联)位于其中的耳机位于对侧耳机的壳体上。从而，在活动EEG电极和参比电极之间提供足够大的距离。然而，不管怎样，需要在两个分开的部分(如两个耳机或者耳机之一和另一部分)之间通信一个或多个电位以使能确定所提及的电压差ΑνΕΕω，使得它们可进一步处理(及可能传给另一装置，如以传统方式)。
[0005]特定电极处的“脑电波信号”(在此也称为“EEG信号”或“EEG电位”)反映源自与脑活动相关联的、变化的离子电流的电位(随时间)的变化。当电极连到用户头部的皮肤(头皮)时，随时间的振幅变化通常在10s中在微伏范围内，如从ΙΟμν到100 μ V。EEG信号的时间变化可包括在Hz范围的频率下振荡，例如在从1Hz到20Hz的范围中，如在5Hz和10Hz之间。
[0006]听力装置为小尺寸的便携装置，如通过电池提供能量。因此，听力装置具有有限的功率预算(由于相对小的电池容量)。因此，将功率分配给听力装置的任何特定任务具有限制。无线收发器是新式听力装置的相对大功耗的器件之一。因而需谨慎选择听力装置中使用的无线技术，例如以优化它们的功耗-带宽比。两个听力装置之间的耳到耳(e2e)通信的使用通常因该原因而受限(在时间和/或带宽方面)。
[0007]本申请的目标在于提供一种改进的助听系统。
[0008]本申请的目标由所附权利要求限定的及下面描述的发明实现。
[0009]助听系统
[0010]在本申请的一方面，本申请的目标由助听系统实现，其包括:
[0011 ]-适于完全或部分安装在用户的第一耳处或第一耳的耳道中的第一部分，该第一部分包括:
[0012]—第一壳体；
[0013]—位于第一壳体表面处的多个第一电极，当第一部分在工作时安装在用户身上时使第一电极能接触用户的皮肤，第一电极中的每一个适于从用户的大脑拾取低电压电信号;
[0014]-适于安装在身体上且与第一部分空间上分开的第二部分，该第二部分包括:
[0015]—多个第二电极，其安排成当第二部分在工作时安装在用户身上时使第二电极能接触用户的皮肤。
[0016]第二部分的至少一第二电极配置为参比电极并适于拾取基准电压，该基准电压用于构成由第一电极从用户大脑拾取的低电压电信号的基准电压从而使能针对每一第一电极确定电压差信号。助听系统包括用于确定电压差信号的比较单元及使基准电压或其度量表示能从第二部分传到比较单元的电接口。
[0017]本发明的优点在于提供具有提高的测量和处理脑电波信号的能力的助听系统。
[0018]本发明的实施例提供与用户大脑的神经反应有关的EEG电位。EEG电位例如通过包括位于用户耳朵之处或之中的电极的耳机拾取。还提供来自位于用户身体别处的电极(如来自位于用户另一只耳朵之中或之处的另一耳机)的基准电位。提供有助于同一装置(如耳机或另一装置)中的EEG电位和基准电位的电接口，藉此EEG信号可提供为电压差。其优点在于使能将参比电极定位在远离EEG电极的一距离处并有利于EEG电极和参比电极拾取的电位在同一装置中进行比较(以使EEG电位参考基准电位，因而提供可进行处理和传输的各个EEG电压差)。
[0019]优选地，第二部分配置成安装在头上，例如全部或部分安装在用户的第二只耳朵处或第二只耳朵的耳道中。
[0020]在实施例中，第二部分包括壳体。在实施例中，第二电极位于(或可移到)第二壳体的表面以在第二部分安装在用户身上时使第二电极能接触用户皮肤。
[0021]在实施例中，助听系统包括听音装置如听力装置、助听器、听力仪器例如适于位于用户耳朵处或者完全或部分位于用户耳道中的听力仪器、头戴式耳机、耳麦、耳朵保护装置或其组合。
[0022]在实施例中(或在备选方面)，第一部分可适于部分植入在用户的第一(和/或第二)耳朵处的头部中(如耳蜗中或耳蜗附近)。在实施例中，作为备选或另外，植入的电极可用于从用户大脑拾取低电压电信号。在实施例中，植入的电极可用作用于参考来自用户大脑的低电压电信号的参比电极以提供脑电波电压差信号。
[0023]在实施例中，助听系统如该系统的听力装置适于提供随频率而变的增益和/或随电平而变的压缩和/或一个或多个频率范围到一个或多个其它频率范围的移频(具有或没有频率压缩)以补偿用户的听力受损。在实施例中，听力装置包括用于增强表示声音的电输入信号并提供处理后的电输出信号的信号处理单元。
[0024]在实施例中，助听系统如该系统的听力装置包括用于基于处理后的电信号提供由用户感知为声学信号的刺激的输出单元。在实施例中，输出单元包括耳蜗植入物的多个电极或者骨导听力装置的振动器。在实施例中，输出单元包括用于将刺激作为声学信号提供给用户的接收器(扬声器)。
[0025]在实施例中，助听系统如该系统的听力装置包括用于提供电输入信号的输入单元。在实施例中，助听系统包括波束形成器，其适于增强佩戴助听系统的用户的局部环境中的多个声源之中的目标声源。
[0026]在实施例中，电接口包括流电连接，如包括一个或多个电导体。在实施例中，参比电极的基准电压(模拟电位)经第二部分和比较单元之间的电导体传给比较单元。在实施例中，流电连接通过经用户皮肤将交流电传到接收电极而建立。
[0027]在实施例中，电接口包括无线链路。在实施例中，第一和第二部分中的每一个包括收发器单元，配置成建立到助听系统的另一部分的(如数字)通信链路从而使能接收和/或传输数据。在实施例中，收发器单元包括适当的调制和解调电路以将第一和/或第二电极拾取的信号变换到适于通信链路的频率范围(如MHz或GHz范围的频带)。在实施例中，该系统配置成在100kHz和70GHz之间的频率范围的一部分中运行，如在约2.4Ghz或低于1GHz的范围中。在实施例中，第一和第二部分中的每一个分别包括第一和第二公共电压，第一和第二电极分别拾取的脑电波信号参考前述公共电压。在实施例中，第一和/或第二电极拾取的脑电波信号通常具有在从10 μ V到100 μ V的范围中的振幅及在从1Hz到20Hz的范围中的频率。
[0028]在实施例中，助听系统如收发器单元包括放大器单元，其在工作时连接到第一和第二电极中的至少一个并适于放大低电压电信号或基准电压以提供放大的脑信号。在实施例中，放大器单元连接到助听系统的其所处部分的公共接地。在实施例中，收发器单元包括配置成传输(可能放大的)低电压电信号的发射器单元。在实施例中，收发器单元包括配置成接收低电压电信号的接收器单元。
[0029]在实施例中，电接口包括基于辐射场的无线链路。在实施例中，无线链路基于数字标准化方案，如蓝牙(例如蓝牙低功率)或适合便携装置的类似技术，并具有相对低的功耗(及提供相对低的传输距离)。在实施例中，无线链路配置成在GHz范围中运行。
[0030]在实施例中，无线链路基于近场耦合，如基于近场通信的链路，如电容性或电感性链路。在实施例中，无线链路配置成在MHz范围中运行。
[0031]电容性人体传输的某一应用是用在助听器和耳到耳通信中。因而，音频范围传输将是可能的，例如经中间(如遥控)装置从一耳机传到另一耳机，如在US7206423中描述的。US7206423涉及在助听器中使用体内通信。由助听器的传声器拾取(及可能进一步处理)的音频信号经用户皮肤传给用户佩戴的另一装置。
[0032]在本发明的实施例中，提出在耳朵之间(或在位于用户的相应耳朵处的装置之间，及可能涉及第三中间装置)传输EEG信号。
[0033]在实施例中，电接口包括身体网络。人体本身可用作信号传输介质(例如参见[Zimmerman ; 1996]，[Cho et al.；2007] ； [Lucev et al.;2011])。身体传输的好处在于低功耗及高带宽，且连接总是可用。对于与听力装置有关的许多应用，短传输距离(2m=手臂之间的大约距离)可接受。人体电容传输需要多个电极，例如参见图5A-5B。
[0034]基准电位(VREF)有利地如从第二部分传到第一部分(和/或另一“辅助装置”，如位于用户身体之上或附近的处理或转播部分，例如参见图2A-2C)从而使脑电波(或EEG)信号能参考基准电位VREF。EEG信号为多个(N—个)电极拾取的电位VEE(；1，i = 1,2, -,Nelec0之后，电压差AVEEei= VEEe1-VREF，i = 1，2，...，N-。的进一步处理可在第一部分中进行(例如参见图1A-1B)，或者ΔνΕΕω可例如经传统(如无线)通信链路传给专用“处理部分”(例如参见图2A-2C中的处理单元PRO)。
[0035]在实施例中，助听系统的第一和第二部分中的每一个包括Tx和Rx接地电极之一，其展现实质上相等的、经到外部接地(如地球接地)的电容性耦合建立的虚拟Tx和Rx接地电位，至少部分经用户身体(参见图1B或图5A-5B)。
[0036]在实施例中，第一和/或第二部分包括模数(AD)转换器以使电压差(AVEE(；1)数字化。在实施例中，电压差(AVEE(；1)在(例如经无线链路)传给另一装置之前数字化。
[0037]在实施例中，助听系统如该系统的听力装置包括用于无线接收或传输来自另一装置的直接电输入信号的天线和收发器电路。在实施例中，助听系统包括用于从另一装置接收有线直接电输入信号的(可能标准化的)电接口(例如连接器的形式)。在实施例中，直接电输入信号表示或包括音频信号和/或控制信号和/或信息信号(如脑电波信号或源自其的信号)。在实施例中，助听系统包括用于对所传输/所接收的信号进行调制/解调的调制/解调电路。总的来说，助听系统的发射器和天线及收发器电路建立的无线链路可以是任何类型。在实