CN86100219A - 利用连续波和脉冲信号的听觉刺激 - Google Patents

Abstract

本发明在利用电信号对耳聋患者产生听觉刺激方面，改善了噪声环境下的感受性。在听觉刺激系统中，至少一个模拟信号被加到植入聋者耳内的电极上，且有至少一个脉动信号被加到植入的电极上。模拟信号代表语音信号，脉动信号提供特定的语音特征，如共振峰频率和音调频率。

Description

利用连续波和脉冲信号的听觉刺激

一般而言，本发明涉及听觉刺激系统，具体而言，本发明涉及利用电信号使耳聋患者受到听觉刺激的方法和装置。

在美国专利号4，284，856和4，357，497（“用于增强听觉刺激或类似目的的多频系统与方法”）公开的内容中，给出了越肤听觉刺激系统，借助多道射频（RF）传输方式将对应于不同声频带的电信号传送给耦合越肤接收机。接收机将这些信号解调，再将它们作为模拟信号馈送给装在耳蜗中的多电极人造器官。

美国专利4，419，995（“单道听觉刺激系统”）叙述了采用置于或接近于耳蜗底部的电极来传递全部语音特性，而无需穿过耳蜗。

近来，又提出利用脉动信号来发送声信号，参见美国专利号4，441，202（“话音处理机”）。根据这一专利，输入语音信号依次通过滤波电路、零交叉计数器和有效值（RMS）测量电路，从而产生代表语音基本声音成分和前三个共振峰幅度和频率的信号。然后借助计算机装置来确定植入电极的激励方式，即让各电极的锐度处于特定电极第二共振峰频率范围的旁频带宽之内。共振峰和音韵信息以脉冲方式加到电极上。

越肤听觉刺激系统的使用者指出，当存在背景噪声时，耳聋患者对语音的理解程度迅速下降。为此，本发明的一个目的就是利用越肤听觉刺激系统来改善耳聋患者对语音的理解。

根据本发明，至少有一个代表语音信号的模拟信号，以及至少有一个提供特定语音特性的脉动信号同时用来产生听觉刺激。实验表明，利用多道传送系统可以使耳聋患者在噪声中的感受性得到很大改善;在这种多道传送系统中，至少有一个模拟信号通过一个波道传送，同时至少有一个脉动信号在另一个波道中与之相结合一块传送。

模拟信号是这样产生的：压缩声音信号的幅度，对压缩信号进行调整，使它同耳聋患者的频率响应相匹配，然后通过一个信道将模拟信号发送到可使耳聋患者得到对语音的最佳理解的刺激电极。模拟信号的带宽最好约为100～5，000赫。至少有一个脉冲信号提供某个选定的语言特性，例如第一共振峰频率、第二共振峰频率和语音频率。提取出的这些语音特性可以这样传送给耳聋患者：以第一或第二共振峰频率作为脉冲的重复频率，且有一个专门的频带提供给特定的电极信道。或者，将共振峰频率送入特定的电极信道，而刺激脉冲的重复频率可以直接从音调频率得出。脉冲幅度可以正比于共振峰的幅度或整个语音信号的RMS值。

因此，本发明的特征在于：它包含一个听觉刺激多道系统，该系统有一个多电极人造器官用来形成耳蜗刺激，还有发送装置和接收装置用来向多电极人造器官提供至少一个模拟信号和至少一个脉动信号同时刺激听觉神经。

参见以下各图，从下面所作的详细叙述以及所附的权利要求很容易了解本发明以及它的目的和特征：

图1为根据本发明绘制的多道听觉刺激系统的工作原理方框图。

图2示出为刺激耳蜗而设计的电极配置简图。

图3为第二共振峰频率提取电路简图。

图4为第二共振峰幅度提取电路简图。

下面对各图进行说明。图1为本发明一个实施例的多道语音编码系统的工作原理方框图。在这一实施例中，有若干个传输和电极信道。语音处理器包括传声器10、前置放大器12、带通滤波器14（用来把待处理的声音信号的频率范围限制在传输语音所需的带宽-即150赫至5千赫-之内）、慢自动增益控制（AGC）16（用来把音频增益调整到实际语音电平）及快自动增益控制AGC（音节压缩）18（用来提高辅音一元音比）。

语音由传声器10接收，然后由前置放大器12放大。放大后的语音信号通过带通滤波器14。快自动增益控制放大器18是音节压缩器，用来提高辅音一元音幅度比，以便使语音信号处于电刺激听觉系统的狭窄动态范围之内。

然后，信号由若干条并联信道进行处理。在模拟信道，信号由逐一调节滤波器网络20的频率响应进行均衡调整，使得所用声频带范围内所有频率下声音强度相同。这一模拟信号再由自适应△增量调制器（ADM）22编码形成48KHz比特流，并送至“或”门52。

这一信道给出宽带模拟信号，如美国专利号4，357，497所述。

脉动刺激信道的信号交错出现于由ADM编码器提供的48KHz模拟信道的信息之间。脉动刺激信道代表选定的语音特性。

在本实施例中，提取出的特性有音调（F₀）、第二共振峰频率（F₂）和幅度（A₂）。还有一些可供选择的其他特性，如：第一共振峰的F₁、A₁以及第三共振峰的F₃、A₃。

为了在噪声环境（即语音一噪声比很低的情况）中向病人提供可靠的音调和共振峰判断，从环境强度即噪声消除特性的各种众所周知的可能性中选择所采用的方法。

在20.8s取样区间，探测器31、脉冲发生器32和D一触发电路33〔由ADM编码器相同的时钟24（48KHz）驱动〕中，音调信息用来产生脉动刺激信号（脉冲重复频率约为100～300脉冲/sec）。附加在这些刺激脉冲（它们决定了刺激率）上的信息是编码的信道号码和幅度信息。电路41（已在图3和图4中详细描绘）用来提取第二共振峰，其频率通过A-D转换器40送至信道编码器44。幅度则通过A-D转换器43加到编码电路45上。信道号码决定着用来产生刺激的电极触点在鼓膜内的位置。这样，除了由模拟信道提供瞬时信息之外，又提供了某种音调信息。由此得到的多余信息可以帮助耳聋患者在噪声环境中辨别语音声音。幅度信息以及信道号码是从F₂-提取电路41获得的。留给模拟信号使用的信道号码由若干转换开关决定。从触发电路33、编码器44和编码器45输出的数据并行多路传送到串行变换器47，然后加至“或”门52。所有不同刺激信道的信号均由发射机53的一个射频载波发射出去。

脉动刺激的数字编码信息和模拟刺激信号的数字编码信息（ADM）可以采用同一信道，也可经不同信道传送，这两者相结合形成组合信号。在上述组合信号上再附加一个奇偶校验信息，用来调制射频发射机;射频发射机同植入接收机形成从耳聋患者体外至体内的耦合（正如上述美国专利号4，357，497所公开的那样）。

植入（耳聋患者体内）的接收机55经线圈54与发射机53相耦合，接收机包括接收机调谐线圈、信号解调器、电源电路（通过对射频载波进行整流为植入电路提供所需的直流电源）、译码和检错电路，以及电极驱动器。全部电子线路皆封装在一个气密性的壳内。

串一并变换器将解调器提供的串行比特流变换为并行形式，并在进行误差检验和译码之后提供：

①模拟刺激信号（ADM译码器），

②正确幅度和宽度的刺激脉冲（脉冲宽度和脉冲幅度译码器），

③信道号码，即刺激位置。

通过对多路调制器适当选址来选择特定的电极驱动器（电极驱动器提供刺激电流）。

可以同时刺激该已选定的接收模拟信号的信道和最多两个脉动刺激信道。

对于每个耳聋患者均可单独确定由哪个电极信道传送哪一个信号。宽带模拟信号送至能给出最佳性能的信道，即：利用这一信号该信道可使耳聋患者得到对语音的最佳理解效果。其余信道按照它们提供的音色排列，因此它们对应于八个不同的共振峰频率范围。

信道号码用来将模拟刺激信号和脉冲刺激信号引至预定电报;为此，在发射幅度和脉宽信息的同时发送信道号码。

在选择特定电极信道时，要求对应的声处理信道同特定电极信道的特性（频率响应、不适阈值、动态范围）相适应。对于脉动刺激信号，也应是这样。响应特性（例如动态范围、不适阈值、频率响应）可以通过不同的电极信道来选择，这些特性在声处理器对应信道中应予考虑。

现在参看图2，它示出了用于刺激耳蜗的电极结构。在一个实施例中，细长的人造器官60（它有许多电极62）插入耳蜗之内，以便按照耳蜗的频率响应有选择地刺激耳蜗（按照前述美国专利号4，357，497）。选定的这些电极被接至发射机和接收机的几个信道。或者将这些电极设在耳蜗底，如电极56和58。正如美国专利号4，419，995所公开的那样，有源电极58最好装在耳蜗底的圆窗内或隆突上。地电极56置于离有源电极2～10mm处，这样就确定了电场强度。这两个电极可由多个信道来激励，换言之，一对电极可供各个信道使用。

现在研究图3和图4的电路它用来提取第二共振峰的频率和幅度。在进行元音识别时，那些具有相似的第一共振峰但第二共振峰不同的元音之间常易相互混淆。因此，为了改善人造耳蜗对元音的识别，除了在第一个信道内发送宽带模拟语音信号之外，还须通过一个或几个信道来提供F₂信息。在进行元音判别时，如果借助语音分析程序在计算机中得到第二共振峰，并经由第二个信道提供给耳聋患者，那么在这种情况下患者对元音判断成功的比率将比仅接收一个信道时高得多。但是，靠计算机和复杂的软件来跟踪共振峰，对于植入人体的语音处理器是不适合的。因此，必须以最小的元件数和较低的功率消耗、依靠硬件来实现共振峰提取。

必须在跟踪精度和电路复杂性之间取折衷考虑。例如，第二共振峰不是区分元音的唯一线索，另一个判据是频谱的低沉中心，它通常（但不总是）差不多接近于第二共振峰的位置。只有少数系统能够比较容易地估计大部分信号能量集中的频谱部分，即期望第二共振峰的频谱。对提取第二共振峰（或确定频谱密度最大值的位置）的方法进行了实验。图3和图4示出这些方法中的一个电路图，即“可调带通滤波器方法”。

在图3中，从AGC18来的输入信号在70得到放大，然后送到可调滤波器72（National    SC    MF    10）。来自滤波器72的低通（LP）、带通（BP）和高通（HP）输出信号分别加到ac变换器和对数放大器74、76及可调滤波器78。用微分放大器80对变换器一对数放大器74和76的输出信号作减法，放大器80的输出信号经滤波器82加到锁相环84（PLL4045）。锁相环82的输出作为时钟信号送至滤波器72。可调滤波器78的输出信号就是F₂频率输出。

在输入信号的频率范围内对简单带通滤波器进行扫描，滤波器将连续输出输入信号频谱分量（在滤波器带宽内积分）的幅度。如果通过对滤波器进行调谐使输出电压达最大值，则滤波器的中心频率就代表频谱最大值的频率。为了获得足够精确的输出信号，滤波器带宽必须同语音输入信号频谱的预期幅度密度变化率相协调，还须同预期的滤波器扫描速率相一致。扫描速率还取决于输入信号共振峰频率（大约为第二共振峰）的变化率。中心频率还常以下述方式调谐，即：幅度最大值处于中心频率。这样，中心频率便可跟踪第二共振峰或低沉频谱中心。带通滤波器的输出信号不含有用的相位信息，因此所需的调谐方向是未知的。这样便不能用带通滤波器的输出信号直接驱动控制电路。调谐方向的信息要靠以下方法获得。

利用高通和低通滤波器来跟踪带通滤波器;高通滤波器和低通滤波器的截止频率相同，都等于带通滤波器的中心频率。控制电路调节其输出电压的方式是：使高通和低通滤波器的输出电压相等。这种能够产生各种二阶函数的滤波器称为通用滤波器。低通、高通、带通函数的中心频率直接取决于外电阻和电容值。在改变中心频率时，可以保持滤波器品质因数不变。带通滤波器的品质因数固定为4.7。可调滤波器72的中心频率直接取决于锁相环（PLL）84的时钟频率。虽然信噪比稍低，但这无关紧要，因为耳聋患者的动态范围也很小。低通和高通输出信号由微分放大器80进行比较。滤波器的输出信号送至产生通用滤波器时钟输入信号的压控振荡器84。时钟频率正比于带通滤波器的中心频率，因此也正比于所提取的共振峰。图4中的电路产生第二共振峰的幅度信号。从图3得到的F₂频率输出信号加至运算放大器检波电路90，电路90的检波输出被送至低通滤波器92。

向植入电极送入连续波模拟信号（代表语音模式），同时输入脉动信号（代表语音模式的选定的特性），这就降低了噪声敏感度，从而使耳聋患者能更好地辨别改进后的语音。

上面以一个具体的实施例为参考对本发明进行了说明，但这种叙述仅是本发明的一个例证，不能把它看成是对本发明的限制。例如，在实施本发明时，可以将美国专利号4，441，202中所公开的语言处理器同我们的专利号4，357，497中的语音处理器相结合。因此，对于本领域的技术人员来说，在不违背所附的权利要求中确定的本发明的精神实质和范围的条件下，本专利可以有各种各样的改进方案和广泛的应用。

Claims (18)

1、一种听觉刺激系统，其特征在于它包括：

声处理装置，产生对应于声信号的模拟信号和脉动信号，

发射装置，至少发射一个模拟信号(代表声音)，且至少发射一个脉动信号(代表声音的特性)，

接收装置，接收上述至少一个模拟信号和至少一个脉冲信号，

多电极人造器官，刺激耳聋患者的耳蜗，

以及在上述接收装置和多电极人造器官之间互连的装置，借此使上述模拟信号和上述脉动信号同时刺激听觉神经。

2、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述模拟信号被传送到人造器官至少一个选定的电极，以便对耳聋患者提供最佳的语音理解。

3、根据权利要求2所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述多电极人造器官适于嵌入耳蜗，这些电极分别对应于不同的声频范围。

4、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述多电极人造器官含有多个电极，置于耳蜗之外，用以刺激听觉神经。

5、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述至少一个模拟信号和至少一个脉动信号是通过独立的传送信道发射的。

6、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述声处理装置产生一个数字化模拟信号，该数字化信号和上述脉动信号以一个多路组合信号的形式发送出去。

7、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述声处理装置产生脉动信号，该信号的脉冲重复频率对应于输入语音信号的一个共振峰频率。

8、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述声处理装置产生脉动信号，该信号的脉冲重复频率系从输入语音音调频率得到的。

9、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述声处理装置产生至少两个脉动信号，它们被发送到上述人造器官的电极上述的两个脉动信号代表不同的语音特征。

10、根据权利要求9所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述不同的语音特征是音调频率和共振峰频率。

11、根据权利要求1所确定的听觉刺激系统，其特征在于连接上述至少一个模拟信号和上述至少一个脉动信号的装置将这些信号馈送至上述人造器官的相同电极上。

12、根据权利要求11所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述模拟信号被发送到人造器官至少一个选定电极上，以便使耳聋患者对语音产生最佳的理解。

13、根据权利要求12所确定的听觉刺激系统，其特征在于上述多电极人造器官适于嵌入耳蜗，上述电极分别对应于不同的声频范围。

14、耳聋患者的听觉刺激方法，其特征在于包含以下步骤：

在耳聋患者耳蜗内植入多电极人造器官，以便对听觉神经进行电刺激，

向上述多电极人造器官发送宽带模拟信号，

向上述多电极人造器官发送脉动信号，上述脉动信号可以给出所提取的语音特性。

15、由权利要求14确定的方法，其特征在于多电极人造器官被植入耳蜗，上述模拟信号被送到能提供最佳性能的电极。

16、由权利要求14确定的方法，其特征在于上述多电极人造器官包括一些置于耳蜗外的电极。

17、由权利要求16确定的方法，其特征在于上述模拟信号和上述脉动信号均加在一对电极上。

18、由权利要求14确定的方法，其特征在于上述模拟信号和上述脉动信号是加在一对电极上。

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