專利名稱:利用連續(xù)波和脈沖信號的聽覺刺激的制作方法
一般而言，本發(fā)明涉及聽覺刺激系統(tǒng)，具體而言，本發(fā)明涉及利用電信號使耳聾患者受到聽覺刺激的方法和裝置。
在美國專利號4，284，856和4，357，497(“用于增強聽覺刺激或類似目的的多頻系統(tǒng)與方法”)公開的內(nèi)容中，給出了越膚聽覺刺激系統(tǒng)，借助多道射頻(RF)傳輸方式將對應(yīng)于不同聲頻帶的電信號傳送給耦合越膚接收機。接收機將這些信號解調(diào)，再將它們作為模擬信號饋送給裝在耳蝸中的多電極人造器官。
美國專利4，419，995(“單道聽覺刺激系統(tǒng)”)敘述了采用置于或接近于耳蝸底部的電極來傳遞全部語音特性，而無需穿過耳蝸。
近來，又提出利用脈動信號來發(fā)送聲信號，參見美國專利號4，441，202(“話音處理機”)。根據(jù)這一專利，輸入語音信號依次通過濾波電路、零交叉計數(shù)器和有效值(RMS)測量電路，從而產(chǎn)生代表語音基本聲音成分和前三個共振峰幅度和頻率的信號。然后借助計算機裝置來確定植入電極的激勵方式，即讓各電極的銳度處于特定電極第二共振峰頻率范圍的旁頻帶寬之內(nèi)。共振峰和音韻信息以脈沖方式加到電極上。
越膚聽覺刺激系統(tǒng)的使用者指出，當(dāng)存在背景噪聲時，耳聾患者對語音的理解程度迅速下降。為此，本發(fā)明的一個目的就是利用越膚聽覺刺激系統(tǒng)來改善耳聾患者對語音的理解。
根據(jù)本發(fā)明，至少有一個代表語音信號的模擬信號，以及至少有一個提供特定語音特性的脈動信號同時用來產(chǎn)生聽覺刺激。實驗表明，利用多道傳送系統(tǒng)可以使耳聾患者在噪聲中的感受性得到很大改善;在這種多道傳送系統(tǒng)中，至少有一個模擬信號通過一個波道傳送，同時至少有一個脈動信號在另一個波道中與之相結(jié)合一塊傳送。
模擬信號是這樣產(chǎn)生的壓縮聲音信號的幅度，對壓縮信號進行調(diào)整，使它同耳聾患者的頻率響應(yīng)相匹配，然后通過一個信道將模擬信號發(fā)送到可使耳聾患者得到對語音的最佳理解的刺激電極。模擬信號的帶寬最好約為100～5，000赫。至少有一個脈沖信號提供某個選定的語言特性，例如第一共振峰頻率、第二共振峰頻率和語音頻率。提取出的這些語音特性可以這樣傳送給耳聾患者以第一或第二共振峰頻率作為脈沖的重復(fù)頻率，且有一個專門的頻帶提供給特定的電極信道?；蛘?，將共振峰頻率送入特定的電極信道，而刺激脈沖的重復(fù)頻率可以直接從音調(diào)頻率得出。脈沖幅度可以正比于共振峰的幅度或整個語音信號的RMS值。
因此，本發(fā)明的特征在于它包含一個聽覺刺激多道系統(tǒng)，該系統(tǒng)有一個多電極人造器官用來形成耳蝸刺激，還有發(fā)送裝置和接收裝置用來向多電極人造器官提供至少一個模擬信號和至少一個脈動信號同時刺激聽覺神經(jīng)。
參見以下各圖，從下面所作的詳細(xì)敘述以及所附的權(quán)利要求
很容易了解本發(fā)明以及它的目的和特征圖1為根據(jù)本發(fā)明繪制的多道聽覺刺激系統(tǒng)的工作原理方框圖。
圖2示出為刺激耳蝸而設(shè)計的電極配置簡圖。
圖3為第二共振峰頻率提取電路簡圖。
圖4為第二共振峰幅度提取電路簡圖。
下面對各圖進行說明。圖1為本發(fā)明一個實施例的多道語音編碼系統(tǒng)的工作原理方框圖。在這一實施例中，有若干個傳輸和電極信道。語音處理器包括傳聲器10、前置放大器12、帶通濾波器14(用來把待處理的聲音信號的頻率范圍限制在傳輸語音所需的帶寬-即150赫至5千赫-之內(nèi))、慢自動增益控制(AGC)16(用來把音頻增益調(diào)整到實際語音電平)及快自動增益控制AGC(音節(jié)壓縮)18(用來提高輔音一元音比)。
語音由傳聲器10接收，然后由前置放大器12放大。放大后的語音信號通過帶通濾波器14。快自動增益控制放大器18是音節(jié)壓縮器，用來提高輔音一元音幅度比，以便使語音信號處于電刺激聽覺系統(tǒng)的狹窄動態(tài)范圍之內(nèi)。
然后，信號由若干條并聯(lián)信道進行處理。在模擬信道，信號由逐一調(diào)節(jié)濾波器網(wǎng)絡(luò)20的頻率響應(yīng)進行均衡調(diào)整，使得所用聲頻帶范圍內(nèi)所有頻率下聲音強度相同。這一模擬信號再由自適應(yīng)△增量調(diào)制器(ADM)22編碼形成48KHz比特流，并送至“或”門52。
這一信道給出寬帶模擬信號，如美國專利號4，357，497所述。
脈動刺激信道的信號交錯出現(xiàn)于由ADM編碼器提供的48KHz模擬信道的信息之間。脈動刺激信道代表選定的語音特性。
在本實施例中，提取出的特性有音調(diào)(F0)、第二共振峰頻率(F2)和幅度(A2)。還有一些可供選擇的其他特性，如第一共振峰的F1、A1以及第三共振峰的F3、A3。
為了在噪聲環(huán)境(即語音一噪聲比很低的情況)中向病人提供可靠的音調(diào)和共振峰判斷，從環(huán)境強度即噪聲消除特性的各種眾所周知的可能性中選擇所采用的方法。
在20.8s取樣區(qū)間，探測器31、脈沖發(fā)生器32和D一觸發(fā)電路33〔由ADM編碼器相同的時鐘24(48KHz)驅(qū)動〕中，音調(diào)信息用來產(chǎn)生脈動刺激信號(脈沖重復(fù)頻率約為100～300脈沖/sec)。附加在這些刺激脈沖(它們決定了刺激率)上的信息是編碼的信道號碼和幅度信息。電路41(已在圖3和圖4中詳細(xì)描繪)用來提取第二共振峰，其頻率通過A-D轉(zhuǎn)換器40送至信道編碼器44。幅度則通過A-D轉(zhuǎn)換器43加到編碼電路45上。信道號碼決定著用來產(chǎn)生刺激的電極觸點在鼓膜內(nèi)的位置。這樣，除了由模擬信道提供瞬時信息之外，又提供了某種音調(diào)信息。由此得到的多余信息可以幫助耳聾患者在噪聲環(huán)境中辨別語音聲音。幅度信息以及信道號碼是從F2-提取電路41獲得的。留給模擬信號使用的信道號碼由若干轉(zhuǎn)換開關(guān)決定。從觸發(fā)電路33、編碼器44和編碼器45輸出的數(shù)據(jù)并行多路傳送到串行變換器47，然后加至“或”門52。所有不同刺激信道的信號均由發(fā)射機53的一個射頻載波發(fā)射出去。
脈動刺激的數(shù)字編碼信息和模擬刺激信號的數(shù)字編碼信息(ADM)可以采用同一信道，也可經(jīng)不同信道傳送，這兩者相結(jié)合形成組合信號。在上述組合信號上再附加一個奇偶校驗信息，用來調(diào)制射頻發(fā)射機;射頻發(fā)射機同植入接收機形成從耳聾患者體外至體內(nèi)的耦合(正如上述美國專利號4，357，497所公開的那樣)。
植入(耳聾患者體內(nèi))的接收機55經(jīng)線圈54與發(fā)射機53相耦合，接收機包括接收機調(diào)諧線圈、信號解調(diào)器、電源電路(通過對射頻載波進行整流為植入電路提供所需的直流電源)、譯碼和檢錯電路，以及電極驅(qū)動器。全部電子線路皆封裝在一個氣密性的殼內(nèi)。
串一并變換器將解調(diào)器提供的串行比特流變換為并行形式，并在進行誤差檢驗和譯碼之后提供①模擬刺激信號(ADM譯碼器)，②正確幅度和寬度的刺激脈沖(脈沖寬度和脈沖幅度譯碼器)，③信道號碼，即刺激位置。
通過對多路調(diào)制器適當(dāng)選址來選擇特定的電極驅(qū)動器(電極驅(qū)動器提供刺激電流)。
可以同時刺激該已選定的接收模擬信號的信道和最多兩個脈動刺激信道。
對于每個耳聾患者均可單獨確定由哪個電極信道傳送哪一個信號。寬帶模擬信號送至能給出最佳性能的信道，即利用這一信號該信道可使耳聾患者得到對語音的最佳理解效果。其余信道按照它們提供的音色排列，因此它們對應(yīng)于八個不同的共振峰頻率范圍。
信道號碼用來將模擬刺激信號和脈沖刺激信號引至預(yù)定電報;為此，在發(fā)射幅度和脈寬信息的同時發(fā)送信道號碼。
在選擇特定電極信道時，要求對應(yīng)的聲處理信道同特定電極信道的特性(頻率響應(yīng)、不適閾值、動態(tài)范圍)相適應(yīng)。對于脈動刺激信號，也應(yīng)是這樣。響應(yīng)特性(例如動態(tài)范圍、不適閾值、頻率響應(yīng))可以通過不同的電極信道來選擇，這些特性在聲處理器對應(yīng)信道中應(yīng)予考慮。
現(xiàn)在參看圖2，它示出了用于刺激耳蝸的電極結(jié)構(gòu)。在一個實施例中，細(xì)長的人造器官60(它有許多電極62)插入耳蝸之內(nèi)，以便按照耳蝸的頻率響應(yīng)有選擇地刺激耳蝸(按照前述美國專利號4，357，497)。選定的這些電極被接至發(fā)射機和接收機的幾個信道?；蛘邔⑦@些電極設(shè)在耳蝸底，如電極56和58。正如美國專利號4，419，995所公開的那樣，有源電極58最好裝在耳蝸底的圓窗內(nèi)或隆突上。地電極56置于離有源電極2～10mm處，這樣就確定了電場強度。這兩個電極可由多個信道來激勵，換言之，一對電極可供各個信道使用。
現(xiàn)在研究圖3和圖4的電路它用來提取第二共振峰的頻率和幅度。在進行元音識別時，那些具有相似的第一共振峰但第二共振峰不同的元音之間常易相互混淆。因此，為了改善人造耳蝸對元音的識別，除了在第一個信道內(nèi)發(fā)送寬帶模擬語音信號之外，還須通過一個或幾個信道來提供F2信息。在進行元音判別時，如果借助語音分析程序在計算機中得到第二共振峰，并經(jīng)由第二個信道提供給耳聾患者，那么在這種情況下患者對元音判斷成功的比率將比僅接收一個信道時高得多。但是，靠計算機和復(fù)雜的軟件來跟蹤共振峰，對于植入人體的語音處理器是不適合的。因此，必須以最小的元件數(shù)和較低的功率消耗、依靠硬件來實現(xiàn)共振峰提取。
必須在跟蹤精度和電路復(fù)雜性之間取折衷考慮。例如，第二共振峰不是區(qū)分元音的唯一線索，另一個判據(jù)是頻譜的低沉中心，它通常(但不總是)差不多接近于第二共振峰的位置。只有少數(shù)系統(tǒng)能夠比較容易地估計大部分信號能量集中的頻譜部分，即期望第二共振峰的頻譜。對提取第二共振峰(或確定頻譜密度最大值的位置)的方法進行了實驗。圖3和圖4示出這些方法中的一個電路圖，即“可調(diào)帶通濾波器方法”。
在圖3中，從AGC18來的輸入信號在70得到放大，然后送到可調(diào)濾波器72(National SC MF 10)。來自濾波器72的低通(LP)、帶通(BP)和高通(HP)輸出信號分別加到ac變換器和對數(shù)放大器74、76及可調(diào)濾波器78。用微分放大器80對變換器一對數(shù)放大器74和76的輸出信號作減法，放大器80的輸出信號經(jīng)濾波器82加到鎖相環(huán)84(PLL4045)。鎖相環(huán)82的輸出作為時鐘信號送至濾波器72?？烧{(diào)濾波器78的輸出信號就是F2頻率輸出。
在輸入信號的頻率范圍內(nèi)對簡單帶通濾波器進行掃描，濾波器將連續(xù)輸出輸入信號頻譜分量(在濾波器帶寬內(nèi)積分)的幅度。如果通過對濾波器進行調(diào)諧使輸出電壓達最大值，則濾波器的中心頻率就代表頻譜最大值的頻率。為了獲得足夠精確的輸出信號，濾波器帶寬必須同語音輸入信號頻譜的預(yù)期幅度密度變化率相協(xié)調(diào)，還須同預(yù)期的濾波器掃描速率相一致。掃描速率還取決于輸入信號共振峰頻率(大約為第二共振峰)的變化率。中心頻率還常以下述方式調(diào)諧，即幅度最大值處于中心頻率。這樣，中心頻率便可跟蹤第二共振峰或低沉頻譜中心。帶通濾波器的輸出信號不含有用的相位信息，因此所需的調(diào)諧方向是未知的。這樣便不能用帶通濾波器的輸出信號直接驅(qū)動控制電路。調(diào)諧方向的信息要靠以下方法獲得。
利用高通和低通濾波器來跟蹤帶通濾波器;高通濾波器和低通濾波器的截止頻率相同，都等于帶通濾波器的中心頻率?？刂齐娐氛{(diào)節(jié)其輸出電壓的方式是使高通和低通濾波器的輸出電壓相等。這種能夠產(chǎn)生各種二階函數(shù)的濾波器稱為通用濾波器。低通、高通、帶通函數(shù)的中心頻率直接取決于外電阻和電容值。在改變中心頻率時，可以保持濾波器品質(zhì)因數(shù)不變。帶通濾波器的品質(zhì)因數(shù)固定為4.7?？烧{(diào)濾波器72的中心頻率直接取決于鎖相環(huán)(PLL)84的時鐘頻率。雖然信噪比稍低，但這無關(guān)緊要，因為耳聾患者的動態(tài)范圍也很小。低通和高通輸出信號由微分放大器80進行比較。濾波器的輸出信號送至產(chǎn)生通用濾波器時鐘輸入信號的壓控振蕩器84。時鐘頻率正比于帶通濾波器的中心頻率，因此也正比于所提取的共振峰。圖4中的電路產(chǎn)生第二共振峰的幅度信號。從圖3得到的F2頻率輸出信號加至運算放大器檢波電路90，電路90的檢波輸出被送至低通濾波器92。
向植入電極送入連續(xù)波模擬信號(代表語音模式)，同時輸入脈動信號(代表語音模式的選定的特性)，這就降低了噪聲敏感度，從而使耳聾患者能更好地辨別改進后的語音。
上面以一個具體的實施例為參考對本發(fā)明進行了說明，但這種敘述僅是本發(fā)明的一個例證，不能把它看成是對本發(fā)明的限制。例如，在實施本發(fā)明時，可以將美國專利號4，441，202中所公開的語言處理器同我們的專利號4，357，497中的語音處理器相結(jié)合。因此，對于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說，在不違背所附的權(quán)利要求
中確定的本發(fā)明的精神實質(zhì)和范圍的條件下，本專利可以有各種各樣的改進方案和廣泛的應(yīng)用。
權(quán)利要求
1.一種聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于它包括聲處理裝置，產(chǎn)生對應(yīng)于聲信號的模擬信號和脈動信號，發(fā)射裝置，至少發(fā)射一個模擬信號(代表聲音)，且至少發(fā)射一個脈動信號(代表聲音的特性)，接收裝置，接收上述至少一個模擬信號和至少一個脈沖信號，多電極人造器官，刺激耳聾患者的耳蝸，以及在上述接收裝置和多電極人造器官之間互連的裝置，借此使上述模擬信號和上述脈動信號同時刺激聽覺神經(jīng)。
2.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述模擬信號被傳送到人造器官至少一個選定的電極，以便對耳聾患者提供最佳的語音理解。
3.根據(jù)權(quán)利要求
2所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官適于嵌入耳蝸，這些電極分別對應(yīng)于不同的聲頻范圍。
4.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官含有多個電極，置于耳蝸之外，用以刺激聽覺神經(jīng)。
5.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述至少一個模擬信號和至少一個脈動信號是通過獨立的傳送信道發(fā)射的。
6.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生一個數(shù)字化模擬信號，該數(shù)字化信號和上述脈動信號以一個多路組合信號的形式發(fā)送出去。
7.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生脈動信號，該信號的脈沖重復(fù)頻率對應(yīng)于輸入語音信號的一個共振峰頻率。
8.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生脈動信號，該信號的脈沖重復(fù)頻率系從輸入語音音調(diào)頻率得到的。
9.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生至少兩個脈動信號，它們被發(fā)送到上述人造器官的電極上述的兩個脈動信號代表不同的語音特征。
10.根據(jù)權(quán)利要求
9所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述不同的語音特征是音調(diào)頻率和共振峰頻率。
11.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于連接上述至少一個模擬信號和上述至少一個脈動信號的裝置將這些信號饋送至上述人造器官的相同電極上。
12.根據(jù)權(quán)利要求
11所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述模擬信號被發(fā)送到人造器官至少一個選定電極上，以便使耳聾患者對語音產(chǎn)生最佳的理解。
13.根據(jù)權(quán)利要求
12所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官適于嵌入耳蝸，上述電極分別對應(yīng)于不同的聲頻范圍。
14.耳聾患者的聽覺刺激方法，其特征在于包含以下步驟在耳聾患者耳蝸內(nèi)植入多電極人造器官，以便對聽覺神經(jīng)進行電刺激，向上述多電極人造器官發(fā)送寬帶模擬信號，向上述多電極人造器官發(fā)送脈動信號，上述脈動信號可以給出所提取的語音特性。
15.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于多電極人造器官被植入耳蝸，上述模擬信號被送到能提供最佳性能的電極。
16.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于上述多電極人造器官包括一些置于耳蝸外的電極。
17.由權(quán)利要求
16確定的方法，其特征在于上述模擬信號和上述脈動信號均加在一對電極上。
18.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于上述模擬信號和上述脈動信號是加在一對電極上。
專利摘要
本發(fā)明在利用電信號對耳聾患者產(chǎn)生聽覺刺激方面，改善了噪聲環(huán)境下的感受性。在聽覺刺激系統(tǒng)中，至少一個模擬信號被加到植入聾者耳內(nèi)的電極上，且有至少一個脈動信號被加到植入的電極上。模擬信號代表語音信號，脈動信號提供特定的語音特征，如共振峰頻率和音調(diào)頻率。
文檔編號A61F11/00GK86100219SQ86100219
公開日1986年7月30日 申請日期1986年1月16日
發(fā)明者英格堡·J·霍克梅爾, 歐文·S·霍克梅爾 申請人:英格堡·J·霍克梅爾, 歐文·S·霍克梅爾導(dǎo)出引文BiBTeX, EndNote, RefMan