CN100469158C - 植入耳蜗的声音处理方法和系统 - Google Patents
植入耳蜗的声音处理方法和系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN100469158C CN100469158C CNB2004100076774A CN200410007677A CN100469158C CN 100469158 C CN100469158 C CN 100469158C CN B2004100076774 A CNB2004100076774 A CN B2004100076774A CN 200410007677 A CN200410007677 A CN 200410007677A CN 100469158 C CN100469158 C CN 100469158C
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- driving pulse
- auditory prosthesis
- fundamental frequency
- frequency
- electrode
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 210000003477 cochlea Anatomy 0.000 title description 13
- 238000003672 processing method Methods 0.000 title description 3
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims abstract description 20
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 16
- 230000005284 excitation Effects 0.000 claims description 54
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 45
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 39
- 230000000694 effects Effects 0.000 claims description 27
- 230000001105 regulatory effect Effects 0.000 claims description 18
- 239000000203 mixture Substances 0.000 claims description 6
- 230000005012 migration Effects 0.000 claims description 4
- 238000013508 migration Methods 0.000 claims description 4
- 238000009795 derivation Methods 0.000 claims 3
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 abstract 5
- 238000000605 extraction Methods 0.000 abstract 1
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 abstract 1
- 239000007943 implant Substances 0.000 description 20
- 230000008447 perception Effects 0.000 description 17
- 238000005516 engineering process Methods 0.000 description 16
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 16
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 5
- 230000008859 change Effects 0.000 description 4
- 230000008878 coupling Effects 0.000 description 4
- 238000010168 coupling process Methods 0.000 description 4
- 238000005859 coupling reaction Methods 0.000 description 4
- 239000000284 extract Substances 0.000 description 4
- 230000009471 action Effects 0.000 description 3
- 238000002513 implantation Methods 0.000 description 3
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 2
- 230000009977 dual effect Effects 0.000 description 2
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 2
- 230000008569 process Effects 0.000 description 2
- 238000005070 sampling Methods 0.000 description 2
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 description 2
- 206010011878 Deafness Diseases 0.000 description 1
- 230000003213 activating effect Effects 0.000 description 1
- 238000004458 analytical method Methods 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 1
- 210000000860 cochlear nerve Anatomy 0.000 description 1
- 239000002131 composite material Substances 0.000 description 1
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 1
- 238000001514 detection method Methods 0.000 description 1
- 239000000835 fiber Substances 0.000 description 1
- 238000009499 grossing Methods 0.000 description 1
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 1
- 230000010370 hearing loss Effects 0.000 description 1
- 231100000888 hearing loss Toxicity 0.000 description 1
- 208000016354 hearing loss disease Diseases 0.000 description 1
- 238000007689 inspection Methods 0.000 description 1
- 238000009434 installation Methods 0.000 description 1
- 210000000867 larynx Anatomy 0.000 description 1
- 238000012423 maintenance Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000004048 modification Effects 0.000 description 1
- 238000012986 modification Methods 0.000 description 1
- 210000002569 neuron Anatomy 0.000 description 1
- 238000001208 nuclear magnetic resonance pulse sequence Methods 0.000 description 1
- 230000000737 periodic effect Effects 0.000 description 1
- 230000010363 phase shift Effects 0.000 description 1
- 230000000750 progressive effect Effects 0.000 description 1
- 230000004083 survival effect Effects 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Electrotherapy Devices (AREA)
- Prostheses (AREA)
Abstract
一种用于有选择性地激励助听电极阵列中的电极的助听装置，包括：变换器(2)，用于将复杂的声音转换为电信号；信号处理装置(13)，对电信号进行响应，并在电极阵列中的选定电极上产生激励脉冲的时间模式，在每个电极上以电极激励速率施加激励脉冲；特征提取装置(14)，用于得到对电信号至少一个基频的估计；和激励脉冲调节装置(15)，用于根据估计出的基频调节激励脉冲。
Description
技术领域
本发明通常涉及到产生施加在助听电极阵列上的电激励的方法，助听电极阵列构成了耳蜗植入物的一部分。
背景技术
对于那些患有深度听力缺损的人来说，耳蜗植入物现在已经成为一种可供选用的临床装置。典型的植入物由内和外两部分构成。内部部分包括植入耳蜗的电极阵列，还包括辅助的电子设备，用于向仍然存活的听觉神经元提供电流激励。外部装置是声音处理器，它可以将接收到的声音信号转换为适当的电激励脉冲，施加在电极阵列上。
耳蜗植入技术已经发展到这样的阶段：普通的用户可以期待在安静的环境中听懂谈话的话音，而无需借助于读唇的手段。但是，当在存在其他噪音的情况下听取话音时，以及当聆听音乐特别是在聆听美妙的旋律时，耳蜗植入物不会提供令人满意的听觉体验。据考量，这取决于两个主要原因：第一，对于复杂声音形成的音调(通常与基频相关)，现有的语音处理方案的转换能力很差；第二，在植入物的处理过程中，具有正常听力的人用来将复杂声音从噪声或其它复杂声音中区分出来的精细时间(fine temporal)及频谱信息被丢失了或者被衰减了。
在信号的波形中，用相对较快的幅值波动代表声音中的精细时间信息。对于周期性的(或谐波的)复杂信号，例如有声的话音或乐音，基频(F0)与波动周期相关，并引起对音乐音调或话音音调的感知。这些声音的基频通常处于50Hz到至少数百Hz之间。在这些声音中，由谐波成份形成的频率提供了更精细的时间信息，这些频率是基频的倍数。
在现有的耳蜗植入声音处理器中，信号处理方法不允许对精细频率的感知，对精细频谱的感知将需要频谱的或时间。在频谱尺度内，在耳蜗中电极所在的位置上，通常要tonotopically排列多达二十个固定窄带滤波器。这种排列不允许植入物对复杂声音中的谐波成份进行解析，因此只能通过谱模板的方法对基频进行感知。在时间域内，在滤波器的宽度足以包含超过一次的谐波，以及滤波器输出端的平滑作用不会对调制造成衰减的情况下，对滤波器的输出以基频速率进行幅值调制。理论上，只要激励的速率足够高，能够对这种调制模式进行精确“采样”，这些调制就可以提供对基频音调的感知。
然而，近期的研究表明，对于那些在耳蜗植入物中使用被称为频谱峰(spectral peak)或SPEAK方法(这是最常见的处理策略之一)的用户而言，他们无法区分出某些复杂声音的音调。对处理器的输出信号进行的检查表明，尽管对较低的基频进行了幅值调制，在不同的电极进行的调制中表现出某种随机的相位关联。此外还表明，相邻电极上的相移将削弱植入物感知调制频率的能力，或者使它们感知到与基频无关的音调。
发明内容
因此希望能提供一种耳蜗植入的声音处理策略，它能够改善对话音和音乐激励的基频的感知。
还希望能提供一种耳蜗植入的声音处理策略，它允许用一个植入物就能成组地感知出复杂声音的重要成分，例如元音声音或音乐音符。
还希望能提供一种耳蜗植入的声音处理策略，它允许用一个植入物就能区分出同时存在的两个或多个复杂声音，例如两个讲话者。
还希望能提供一种耳蜗植入的声音处理策略，它能够改善或克服现有技术的一个或多个缺点。
出于这点考虑，本发明的一个方面提供了一种助听装置，用于有选择性地激励助听电极阵列中的电极，这种装置包括：
变换器，用于将复杂的声音转换为电信号；
信号处理装置，对电信号进行响应并在电极阵列中的选定电极上产生激励脉冲的时间模式，在每个电极上以电极激励速率施加激励脉冲；
特征提取装置，用于导出对电信号的至少一个基频的估计；和
激励脉冲调节装置，作用是根据估计出的基频调节激励脉冲。
在本发明的优选实施例中，特征提取装置包括能将电信号分解为多个不同频率成分的多个基频模板，每个模板包括中心频率为第一频率的第一模板滤波器，以及一个或多个中心频率为第一频率的谐波的深层模板滤波器，其中
激励脉冲调节装置的作用是将每个模板中的模板滤波器的输出信号进行比较，以确定出与其余模板相比的通过最大功率的匹配模板，激励脉冲调节装置将匹配模板的第一频率用作估计出的基频。
在一个电激励周期中，激励脉冲调节装置可以有选择性地产生激励脉冲，该脉冲调节装置的作用是使用专用转换功能，将估计出的基频转换为电激励周期。
在一个实施例中，专用转换功能的作用是：执行第一功能，在根据估计出的基频得到的电激励周期内，在时间模式中设置相邻脉冲之间的最大间隔。
此外，或者作为替换，专用转换功能执行第二功能，根据估计出的基频设置电激励周期。
专用转换功能可以在执行第一和第二功能之间变化。
当将在时间模式内被激励的电极在物理上彼此靠近时，专用转换功能优先执行第二功能。
当存在两个或更多复杂声音时，特征提取装置可以从电信号中得到对多个基频的估计，专用转换功能可以将多个基频转换为相应数目的交错的电激励周期。
在本发明的另一个实施例中，激励脉冲调节装置可以对全部激活电极(或其子集)上的激励脉冲的幅值进行调制，调制速率由估计出的基频给定。
激励脉冲调节装置进一步的功能是对来自匹配模板中的模板滤波器的输出信号进行处理，确定出对电信号的一个或多个共振峰的估计。
激励脉冲调节装置可以对施加在电极阵列中的一个或多个电极上的激励脉冲进行幅值调制，这些电极对应于估计出的一个或多个共振峰。
当特征提取装置从电信号中得出对多个基频的估计时，所述多个基频中的每个基频对应于不同的复杂声音，对每个不同的复杂声音，激励脉冲调节装置将在时间上对施加给激励脉冲的幅值调制进行分解。
在另一个实施例中，激励脉冲调节装置的作用是向施加到电极阵列中的那些电极上的激励脉冲上加一个时间偏移，相对于施加在电极阵列中其它电极上的激励脉冲，这些电极对应于估计出的基频或电信号的共振峰。
激励脉冲可以被同时施加在电极阵列中的那些电极上，这些电极对应于复杂声音的谐波成分或声音信号的谐振频率。
或者，施加到对应于复杂声音的谐波成分或声音信号的谐振频率的、在电极阵列中的那些电极上的激励脉冲可以在时间上与施加在电极阵列中其它电极上的激励脉冲分离开。
本发明的另一个方面提供了双助听装置，其中包括两个上述的助听装置。
第一助听装置的激励脉冲调节装置的作用是：判断出与第一助听装置中其余模板相比的通过最大功率的匹配模板；第一助听装置进一步的作用是：判断出在第二助听装置中相应匹配模板中通过的功率，如果它比第一助听装置中的匹配模板中通过的功率小，则根据估计出的基频调节第一助听装置的激励脉冲。
当存在两个复杂声音时，第一助听装置的激励脉冲调节装置的作用是：与第一助听装置中其余模板相比，判断出通过最大功率的匹配模板，第一助听装置的激励脉冲调节装置根据对应于第一最大功率的估计出的基频来调节第一助听装置中的激励脉冲；第二助听装置的激励脉冲调节装置根据对应于第二最大功率的估计出的基频来调节第二助听装置中的激励脉冲。
第一助听装置的激励脉冲调节装置将激励脉冲施加在第一助听装置的一个或多个电极上，对应于复杂声音的一个或多个共振峰)第二助听装置的激励脉冲调节方法将激励脉冲施加在第二助听装置的一个或多个电极(对应于复杂声音的一个或多个共振峰)上，这个激励脉冲已经去除了与第一助听装置施加的脉冲的相关。
本发明的另一个方面提供了一种操作助听装置的方法，用来在助听电极阵列中有选择性地激励电极，该方法包括：
将复杂声音转换为电信号；
对电信号进行响应，在电极阵列中的选定电极上产生激励脉冲的时间模式，在每个电极上以电极激励速率施加激励脉冲；
得到对电信号的至少一个基频的估计；
根据估计出的基频调节激励脉冲。
附图说明
下面的说明将更具体地说明本发明的多个特点。为了使本发明更易于理解，在说明中参考了一些附图，其中在优选实施例中图示了助听装置以及它工作的方法。但需要理解的是，本发明并不限于附图中表示的优选实施例。
在附图中：
图1为表示根据本发明的助听装置的一个实施例中声音处理器的不同组成部分的示意图；
图2中的图形表示构成了图1中所示的声音处理器的一部分的三个基频模板的每一个内前四个模板滤波器的通带，以及使用这些模板进行处理的谐波输入的谱。
图3中的图形代表施加在助听装置中电极阵列上的电激励脉冲的时间模式。
图4为表示图1所示的声音处理器执行的一系列功能性操作的流程图。
图5为包含两个声音处理器的双助听装置的一部分的示意图。
具体实施方式
现有的助听装置中包含：麦克风，将声音转换为电信号；声音处理器，对麦克风输出的电信号进行响应，有选择性地产生被施加到电极阵列中的电极上的激励脉冲。在多信道耳蜗植入物中，将电极阵列插入耳蜗内，从而可以在耳蜗内的不同位置刺激不同的听觉神经纤维。典型情况下，电极阵列包括22个电极。根据从麦克风接收到的电信号的频率，用声音处理器产生的脉冲激励电极阵列中的不同电极。用从高频声音信息中得到的电脉冲激励靠近耳蜗底部的电极，用从低频声音信息中得到的电脉冲激励靠近顶部的电极。声音处理器的作用是将输入信号分解到不同的频带上，并根据每个频带内的信号有选择性地向电极阵列种不同的电极施加激励脉冲。典型情况下，患者配戴麦克风和话音处理器，通过发送机/接收机对将声音处理器发出的激励脉冲发送给电极阵列。
图1示意了声音处理器的不同组成部分的更详细的视图。在这个实施例中，声音处理器10执行连续交错采样(CIS)声音处理策略。来自麦克风2的电信号首先被预加重，然后通过固定的交迭带通滤波器组11。在这个实例中，共有22个带通滤波器(BFP1，BFP2......BFP22)，对应于电极阵列4中的22个电极。然后由全波整流器及低通滤波器组12提取出经滤波的波形的包络。脉冲发生器13对包络输出进行压缩，并用其调制施加在电极阵列4中的电极(E1-1，E1-2，.....E1-22)上的双相脉冲。为了避免信道干扰，以非交迭或非同步方式(即同一时刻只有一个电极被激励的方式)向电极发送双相脉冲序列。脉冲的幅值与包络检测器检测到的包络幅值相关。
在本发明的这个实施例中适用的声音处理策略遵从CIS方法，同时应该理解，也可以使用其它包含通过固定交迭带通滤波器组传送电信号、其输出结果决定了施加在相应电极上的脉冲的幅值的策略。这类策略的例子包括高级合成编码器(ACE)策略与频谱峰值(SPEAK)策略。或者，施加在每个电极上的激励脉冲的幅值还可以由声音音量模型(acoustic loudness model)与电音量模型确定，例如在特殊音量(Spel)策略中所用的。
声音处理器10进一步包括基频模板组14，用于导出对来自麦克风2的电信号中至少一个基频的估计。基频模板组14将来自麦克风2的电信号分解为不同的频率成分。每个基频模板包括一个中心频率为在频率成分中的第一频率的第一模板滤波器，还包括一个或多个中心频率为第一频率的谐波的深层模板滤波器。在图2说明的实例中，基频模板F01包括中心频率实际为基频F01的第一模板滤波器，还包括3个中心频率分别为该频率的谐波(分别为2F01、3F01和4F01)的模板滤波器。实际上，基频模板可以包含任意数目的滤波器，典型情况下包含十个滤波器。
类似地，在图1中表示的基频模板F02，F03......F012中，每一个都包含中心频率为基频的第一模板滤波器以及一系列中心频率分别为该基频的谐波的滤波器。
每个模板中的第一模板滤波器的中心所处的基频之间的频率间隔取决于耳蜗植入物识别声音的能力。典型情况下，可以通过标准音阶获得由模板检测出的基频的数值。在一个实施例中，基频之间彼此的间隔为半个音调。
每个基频模板都定义了一系列依序排列的频率。每个频率都规定了不同基频的低音或高音以及可能存在于在麦克风2检测到的信号中的与其相关的谐波。对于每个谐波，可以用在中心频率每一侧的半音的一半将高音及低音分隔开。例如，音符“A”的基频模板将在213.7Hz与226.4Hz(220Hz±0.5半音)定义第一模板滤波器的上下边界，后面的模板滤波器的上下边界分别为427.5Hz与452.9Hz、641.2Hz与679.3Hz、854.9Hz与905.8Hz，以此类推。
将每个基频模板滤波器内的模板滤波器产生的输出信号提供给激励脉冲调节装置15。
图2示意了图1中表示的前三个基频模板F01、F02及F03中的每一个内前四个模板滤波器的通带20、21及22。例如，假设输入信号功率是由基频接近等于F01的谐波信号产生的，模板F01内的模板滤波器使输入信号功率通过，而对于假设由噪声产生的输入功率，该模板内的滤波器不会令其通过。
图2还示意了来自麦克风2的信号的谐波输入的频谱23的实例，用一组包含具有图2所示的通带的模板滤波器的模板对其进行处理。输入的频谱具有频率为F0x的基频。图示了从F0x开始的F0x的最低的四个谐波。尽管谐波成分的幅度不同，从这个图中可以看出，与其它模板通过的功率值相比，在频谱中包含的功率最大值将被具有中心频率为F02及其谐波的滤波器的模板通过。因此，可以将基频F02视为对基频F0x的估计值。
脉冲调节装置15将模板组14中的每个模板内的滤波器输出的信号进行比较，以确定出与其它模板相比的通过最大功率的模板。模板滤波器内第一滤波器的中心所处的第一频率被视为对来自麦克风2的信号的基频的估计值。
此外，通过最大功率的模板内的滤波器产生的输出信号可以被脉冲调节装置15处理，用来提取局部频谱峰值。实际上，该模板内的滤波器的作用是对麦克风2检测到的复杂谐波信号进行采样，对于话音或类似类型的声音的情况，对该采样信号的进一步处理可以提供对谐振频率的估计。
为了更好地确定与其它模板相比的通过最大功率的模板，脉冲调节装置15可以对模板中所有滤波器的输出进行加权。例如，对于那些中心频率为人可听到的中间范围内的基频的模板，加权可以提高输出信号的强度值。对于每个模板，根据滤波器的中心频率，对滤波器的输出进行放大或衰减。典型情况下，进行适当的加权作用的中心频率范围在500到1000Hz之间。
需要理解的事，在本发明的其它实施例中，可以使用其它技术来提供对麦克风2检测到的复杂谐波信号的基频进行实时估计。可以根据信号的性质、系统使用的声学环境以及分析结果的误差是可接受的或不可接受的来选择分析F0的技术。这些技术包括时域技术、频域技术、时频混合域技术以及对喉部动作进行直接测量的技术。
在时域f0估计技术中，利用了周期性声音的波形重复的事实，它们对话音持续的过程中每个周期内发生一次的特征进行检测，例如正(或负)主峰、正向(或负向)过零点、与主峰相关的斜率变化或者任何在波形中可被容易地识别的、每个周期发生一次的特征。
频域f0估计技术利用了如下事实具有的优点：周期性信号的频谱具有一系列规律性相间隔的峰值或‘谐波’，非周期性信号具有连续频谱，没有按规律相间的峰值。典型情况下，根据下述搜寻或跟踪结果进行F0估计：(a)f0成分(一次谐波)自身；(b)两个相邻谐波之间的频率差，这与f0相等；或者(c)最‘符合’出现的全部谐波的f0。
混合技术使用了时域与频域特征的组合，从而在一个域内的某些优点可以克服另一个域内的某些缺点。对喉部动作进行直接测量的技术是建立在使用喉部麦克风的基础上的，或者基于诸如电子喉动扫描器或电子舌动扫描器之类的电阻测量系统。
有关图1所描述的用于识别电子信号的基频的技术的优点在于：(如上所述)它还能识别出复杂谐波信号的频率成分。
这个技术的进一步的优点是：它能够区分出两个共存的复杂声音。在这种情况下，在模板组14中有两个基频模板的输出最大，每个最大值都对应于对单独基频的估计。
此外，这两个模板中的滤波器的输出将指出属于每个基频的频谱成分。
第三个优点是：通过将匹配的基频模板的输出端的总功率同那些与匹配的基频模板中任何滤波器都不一致的信号成分的总功率相比，可以估计出信噪比。这个信噪比估计值能够表示估计出的基频值(一个或多个)的可靠性。
为实现这个作用，在模板组14首先进行滤波之前，激励脉冲调节装置15还检测麦克风2捕获到的总信号的电平。总信号是麦克风2检测到的(如果有的话)复杂谐波信号与噪声的合成。脉冲调节装置将总信号强度与匹配基频模板输出端的信号强度进行比较，确定出复杂谐波信号与噪声的比或复杂谐波信号与全部信号的比。如果这些比值中的一个或全部都低于预定的门限值，则不使用脉冲调节。
或者，如果脉冲调节装置15判断出全部信号的强度低于预定的门限值，而且对复杂谐波信号的基频的估计可能不可靠时，将不使用脉冲调节。
如果脉冲调节装置15判断出在模板的输出中没有一个比其他模板输出的功率更大时(即全部模板都检测到高电平信号)，也不会使用脉冲调节。
与上述场景中简单地不使用产生脉冲调节不同，脉冲调节装置15还可以将脉冲发生器13中应用的脉冲激励速率设置为固定的高激励速率或随机激励速率。
脉冲调节装置15可以使用基频(或多个基频)的估计值，以不同的方式修改脉冲发生器13的“惯例”输出。这些调节中的每一个都允许耳蜗植入物成组地感知复杂声音的主要成分，还允许植入物更好地感知基频音调。
在第一技术中，激励脉冲调节方法将从估计出的基频得到的信息加到脉冲发生器13产生的脉冲的时间模式上。图3表示这种施加在耳蜗植入物的电极阵列内的电极上的脉冲时间模式的一个实例。在这个例子中，以非交迭的方式将脉冲加到电极上，从而使得在一个时刻只有一个电极被激励。以电极激励周期30激励每个脉冲，电极激励周期30由施加在相同电极上的相邻脉冲之间的时间间隔决定。在一个电激励周期或控制周期内(参考31)，将图3表示的脉冲的时间模式施加在耳蜗植入物的电极阵列中的选定电极上。在图3表示的时间模式中，相邻脉冲间的最大间隔用32表示。
在这个最简单的形式中，激励脉冲调节装置可以将电极激励速率设置为与估计出的基频相等。然而，心理声学的研究结果已经表明，在一个电极激励周期内向电极施加多个脉冲的情况下，所感知出的音调与此模式中最大间隔而不是激励周期相关。此外，已经说明的是，在邻近的电极上施加的激励将被共同感知，形成总的音调感知。因此，在第一实施例中，脉冲调节装置15使用专用转换功能，根据估计出的基频，设置在电激励周期内的时间模式中的相邻脉冲之间的最大时间间隔。在此方式下，为植入物产生适当的音韵基频转换。当在时间电激励模式中出现多个脉冲时，这个原则可以用于每个电激励周期。
例如，在常规的ACE或CIS方案中，至少对于话音源或其它基频的低值而言，在每个电激励周期内，运行每组活跃电极多于一次。利用现有的快速耳蜗激励器，典型情况下(例如)，在四个激励周期(其时间间隔短于典型的话音基频的半周期)中的每一个内，可以激活八个选定的电极。因此，即使长度与基频周期相等的激励间隙被并入电激励周期中，仍可获得总体上很高的激励速率。
专用转换功能还可以用来根据估计出的基频设置电激励速率，脉冲以这个速率被加到各个电极上。
专用转换功能还可以在下面两种作用间变化：设置与估计出的基频对应的最大脉冲间隔，以及设置与估计出的基频对应的电极激励速率。在施加到激励脉冲上的两种不同变换作用间，专用转换功能以渐进的方式变化。特别是在被以时间模式激励的电极在物理上彼此接近的情况下，专用转换功能优先执行将最大脉冲间隔设置为与估计出的基频对应的功能。
在模板组14从电信号中获得对多个基频的估计的情况下，这表明存在多个复杂声音，专用转换功能将多个基频转换为对应数目的交错电激励周期。对于每个电激励周期，可能只出现一个或两个电极激励周期。
在脉冲调节装置15可能使用的另一种技术中，包括强行对脉冲发生器13的输出进行同相基频幅值调制。在这个最简单的形式中，根据估计出的基频，由脉冲调节装置15对每个活动电极的幅值进行调制。
一种更完善的策略是对施加在电极阵列中的一个或多个电极上的激励脉冲的幅值进行调制，所述电极对应于估计出的一个或多个共振峰。如前所述，可以对匹配基频模板中的模板滤波器的输出信号进行处理，以确定对复杂声音的一个或多个共振峰的估计。
对施加在共振峰电极上的激励脉冲的并发以及同相幅值调制能够改善对复杂声音的基频音调的感知。此外，用对应于复杂声音的基频的幅值调制对共振峰进行‘标记’，可以允许这些重要成分被共同成组感知，或者从任何并发的声音或噪声中分别感知。
例如，通过使用相位平滑变化的调制加权功能，随着基频的变化，可以实现调制模式的平滑保持。也就是说，下一个脉冲的权重的相位是前一个相位的增加，增量的大小由下一个基频估计以及经过的时间决定。
可以在有两个或更多并发的复杂声音的情况下使用上述技术。其中，模板组14获得对两个基频的估计，每个对应于不同的复杂声音，将有两个模板提供大的输出信号或最大功率。在这种情况下，将有两个基频，每个都具有由基频模板组14中的两个匹配模板的输出产生的不同的共振峰估计。因此，可能有四个对应于估计出的共振峰的电极，这些共振峰用适当的幅值调制模式进行标记。在两个不同的电极对上的不同调制速率将使共振峰被配对，从而产生正确的元音，且对于两个元音或乐音的情况，能够被分别感知并被听到。
另一种配置中包括的激励脉冲调节装置，对每个不同的复杂声音，使用了时间分离的、施加到激励脉冲上的幅值调制。例如，相对于加给电极阵列中其它电极上的激励脉冲，对于施加在电极阵列中的那些对应于声音信号的谐波成分或共振峰频率的电极上的激励脉冲，给其加上一个时间偏移。可以将激励脉冲同时加在电极阵列中的、那些对应于声音信号的谐波成分或共振峰频率的电极上。
或者，在时间上，可以将施加在电极阵列中的、那些对应于声音信号的谐波成分或共振峰频率的电极上的激励脉冲与施加在电极阵列中的其它电极上的激励脉冲分离开。例如，对应于声音信号的谐波成分或共振峰频率的电极组可被接近连续地激活，随后，在激活其它任何额外的电极之前插入时间间隙。
如图4所示，上述每一种不同技术都具有共同的初始处理步骤，其中用常规方式对声音信号40进行处理，在第一步41中，确定加在电极阵列4中的每个电极上的电平。在并发的步骤42中，提取出声音信号40的基频。优选地，与信号的谐波成分一起提取出复杂谐波信号的共振峰。在步骤43中，用步骤42中提取出的信息调节激励脉冲，激励脉冲是由现有的常规声音处理技术产生的。
上述技术也可以适用于双助听装置，其中，为用户的每只耳朵提供单独的助听装置。图5示意了这种双重装置的一个实例。第一麦克风50将声音信号转换为电信号，提供给带通滤波器组51及包络检测器的输入端，并加给谱模板滤波器组52上。脉冲发生器53有选择性地在用户的第一耳内植入的第一电极阵列中的电极上产生激励脉冲。通过脉冲调节装置54，从滤波器组52中的滤波器的输出端获得与电信号的基频相关的信息。脉冲调节装置54的作用是按照图3中描述的方式对脉冲发生器53产生的激励脉冲进行修改。
类似地，提供的第二麦克风60将声音信号转换为电信号，该电信号被提供给带通滤波器组61及包络检测器的输入端，并加给谱模板滤波器组62上。脉冲发生器63的作用是：有选择性地在用户的另一个耳内植入的第二电极阵列中的电极上产生激励脉冲。脉冲调节装置64利用从模板滤波器组62得到的、与电信号的基频相关的信息来调节脉冲发生器63产生的激励脉冲。在它最简单的形式中，助听装置独立地工作，并分别处理各自麦克风检测到的复杂声音。然而，在图5所示的实例中，在一个助听装置中执行的处理过程对另一个助听装置中之行的处理过程有影响。
在图5中，上述与麦克风50及60检测到的复杂信号的基频相关的信息由脉冲调节装置54及64确定，通过数据总线在这两个装置间共享这些信息。
所有双重配置的重要特征是：每只耳朵内分配给电极的频率应该被配置为使特定频带被分配在每只耳朵内与音调匹配的电极上。在图4所示的实例中，将麦克风50与60(中的每一个)排列在头部相对侧的位置上，各自对提供给每个麦克风的信号进行处理。在这种情况下，脉冲调节装置54及64(的每一个)的作用是：判断出与其余模板相比的通过最大功率的匹配模板。然后，脉冲调节装置54及64(的每一个)判断另一个助听装置内相应模板中通过的功率。
如果通过这个相应的模板中通过的功率小于与每个脉冲调节装置关联的匹配模板中通过的功率，激励脉冲调节装置将按照上述方法调节激励脉冲。在这种方式下，只需要在判断出具有较大输出信号的一侧进行激励脉冲的调节，这是主要声音源所处的一侧。如果另一个助听装置中相应的模板中通过的功率效与匹配模板中通过的功率，则用每个助听装置中通过最大功率的模板来“标记”与该侧特征(features)对应的电极(即具有基频调制或时间偏移)，或者产生基于基频的控制间隔。
在出现两个并发复杂声音的情况下，如果它们在空间上是独立的，可以在每侧分别产生对激励脉冲的修改。例如，当出现两个复杂声音时，脉冲调节装置54判断出(与模板组52中其余模板相比)有两个匹配模板中通过最大功率，脉冲调节装置54可以根据估计出的(对应于第一最大功率的)基频调解由脉冲发生器53产生的激励脉冲，同时，脉冲调节装置可以根据对应于第二最大功率的、估计出的基频调节由脉冲发生器63产生的激励脉冲。
除了上述双重方案外，或者作为替换，对于由一个助听装置加在对应于复杂声音的一个或多个共振峰的电极上的激励脉冲而言，可以用由另一个助听装置施加到另一个装置内相应电极上的激励脉冲去除相关。换句话说，在图5所示的实例中，当脉冲调节装置54对施加在(对应于复杂声音的一个或多个共振峰的)一个或多个电极上的脉冲进行调节时，脉冲调节装置64的作用是向另一个助听装置中对应于相同的一个或多个共振峰的一个或多个电极上施加激励脉冲，这个脉冲能够去除与由脉冲调节装置54调节的激励脉冲的相关。在每个助听装置中，通过在对应于相同共振峰的电极上施加不同的电极激励速率，有效地去除相关。实际上，通过在每个电激励周期中施加给电极阵列的脉冲时间模式中，按照电极激活的顺序逐渐增加这些电极的位置，可以获得这种去相关。
需要理解的事，在不背离本发明的精神和范围的情况下，为了使助听装置进行工作，可以对上述助听装置及方法进行不同的修正与/或补充。
Claims (38)
1.一种用于有选择性地激励助听电极阵列中的电极的助听装置，包括：
变换器，用于将复杂的声音转换为电信号；
信号处理装置，对电信号进行响应，并在电极阵列中的选定电极上产生激励脉冲的时间模式，在每个电极上以电极激励速率施加激励脉冲；
特征提取装置，用于导出对电信号至少一个基频的估计；和
激励脉冲调节装置，用于根据估计出的基频来调节激励脉冲。
2.根据权利要求1所述的助听装置，其中：
所述特征提取装置包括能将电信号分解为多个不同频率成分的多个基频模板，每个模板包括中心频率为第一频率的第一模板滤波器以及一个或多个中心频率为第一频率的谐波的深层模板滤波器，其中
所述激励脉冲调节装置的作用是将每个模板中的模板滤波器的输出信号进行比较，确定出与其余模板相比的通过最大功率的匹配模板，所述激励脉冲调节装置将所述匹配模板的第一频率用作估计出的基频。
3.根据权利要求2所述的助听装置，其中，在一个电激励周期中，所述激励脉冲调节装置有选择性地产生激励脉冲，该激励调节装置的作用是使用专用转换功能将估计出的基频转换为电激励周期。
4.根据权利要求3所述的助听装置，其中，所述专用转换功能的作用是：执行第一功能，在根据估计出的基频得到的电激励周期内，在时间模式中设置相邻脉冲的最大间隔。
5.根据权利要求4所述的助听装置，其中，所述专用转换功能执行第二功能，根据估计出的基频设置电激励周期。
6.根据权利要求5所述的助听装置，其中，所述专用转换功能可以在执行第一和第二功能之间切换。
7.根据权利要求5所述的助听装置，其中，当在时间模式内将被激励的电极在物理上彼此靠近时，专用转换功能优先执行第二功能。
8.根据权利要求3所述的助听装置，其中，当存在两个或更多复杂声音时，所述特征提取装置可以从所述电信号中导出对多个基频的估计，所述专用转换功能可以将多个基频转换为相应数目的交错电激励周期。
9.根据权利要求1所述的助听装置，其中，所述激励脉冲调节装置可以对施加到全部激活电极或其子集上的激励脉冲的幅值进行调制，调制速率对应所述估计出的基频。
10.根据权利要求2所述的助听装置，其中，所述激励脉冲调节装置对来自所述匹配模板中的模板滤波器的输出信号进行处理以确定出对所述电信号的一个或多个共振峰的估计。
11.根据权利要求10中所述的助听装置，其中，所述激励脉冲调节装置对施加在所述电极阵列中的一个或多个电极上的激励脉冲进行幅值调制，这些电极对应于估计出的一个或多个共振峰。
12.根据权利要求9中所述的助听装置，其中，当所述特征提取装置从所述电信号中得出对多个基频的估计时，对每个不同的复杂声音，所述激励脉冲调节装置将在时间上对施加给激励脉冲的幅值调制进行分解，其中，每个基频对应于不同的复杂声音。
13.根据权利要求1所述的助听装置，其中，相对于施加到所述电极阵列中的其它电极的激励脉冲，所述激励脉冲调节装置的作用是向施加在所述电极阵列中的第一组电极上的激励脉冲上加一个时间偏移，所述第一组电极对应于所述声音的谐波成分或共振峰。
14.根据权利要求13所述的助听装置，其中，所述激励脉冲被同时施加到在所述电极阵列中的那些对应于声音的谐波成分或谐振频率的电极上。
15.根据权利要求1所述的助听装置，其中，施加到在所述电极阵列中的、对应于所述声音的谐波成分或谐振频率的那些电极上的激励脉冲可以在时间上与施加在所述电极阵列中其它电极上的激励脉冲分离开。
16.一种双助听系统，其包含两个根据权利要求1-15中任一个中所述的助听装置。
17.根据权利要求16所述的双助听系统，其中，第一助听装置的激励脉冲调节装置将激励脉冲施加在第一助听装置的一个或多个电极上，所述电极对应于复杂声音的一个或多个共振峰，第二助听装置的激励脉冲调节装置将激励脉冲施加在第二助听装置的对应于相同的一个或多个共振峰的一个或多个电极上，该激励脉冲与第一助听装置施加的激励脉冲去相关。
18.一种包括两个根据权利要求2—8，10或者11中的任意之一所述的助听装置的双助听系统，其中，第一助听装置的激励脉冲调节装置的作用是：与第一助听装置中其余模板相比，判断出通过最大功率的匹配模板；所述第一助听装置进一步的作用是：判断出在第二助听装置中相应匹配模板中通过的功率，如果它比第一助听装置中的匹配模板中通过的功率小，则根据第一助听装置的电信号的估计出的基频调节第一助听装置的激励脉冲。
19.根据权利要求18所述的双助听系统，其中，当存在两个复杂声音时，第一助听装置的激励脉冲调节装置的作用是：与第一助听装置中其余模板相比，对于两个复杂声音，判断出通过两个最大功率的匹配模板，第一助听装置的激励脉冲调节装置根据对应于两个最大功率中的第一最大功率的、估计出的基频调节第一助听装置中的激励脉冲；第二助听装置的激励脉冲调节装置根据对应于两个最大功率中的第二最大功率的、估计出的基频调节第二助听装置中的激励脉冲。
20.一种助听装置工作的方法，用来在助听电极阵列中有选择性地激励电极，该方法包括步骤：
将复杂声音转换为电信号；
对所述电信号进行响应，在所述电极阵列中的选定电极上产生激励脉冲的时间模式，在每个电极上以电极激励速率施加所述激励脉冲；
导出对所述电信号的至少一个基频的估计；和
根据所述估计出的基频来调节所述激励脉冲。
21.根据权利要求20所述的方法，其中，导出对所述电信号的至少一个基频的估计的步骤包括将所述电信号分解为多个不同频率成分，使用多个基频模板，每个模板包括中心频率为第一频率的第一模板滤波器以及一个或多个中心频率为第一频率的谐波的深层模板滤波器；其中，根据所述估计出的基频来调节所述激励脉冲的步骤包括：
将每个模板中的模板滤波器的输出信号进行比较，确定出与其余模板相比的、通过最大功率的匹配模板，所述匹配模板的第一频率被用作估计出的基频。
22.根据权利要求21所述的方法，其中，所述调节激励脉冲进一步包括的步骤是：
在一个电激励周期中有选择性地产生激励脉冲；和
使用专用转换功能将所述估计出的基频转换为所述电激励周期。
23.根据权利要求22所述的方法，其中，所述专用转换功能的作用是：执行第一功能，在根据所述估计出的基频，在所述电激励周期内，在所述时间模式中设置相邻脉冲之间的最大间隔。
24.根据权利要求23所述的方法，其中，所述专用转换功能执行第二功能，根据所述估计出的基频设置所述电激励周期。
25.根据权利要求24所述的方法，其中，所述专用转换功能可以在执行第一和第二功能之间切换。
26.根据权利要求24所述的方法，其中，当将在时间模式内被激励的电极在物理上彼此靠近时，所述专用转换功能优先执行第二功能。
27.根据权利要求20所述的方法，其中，当存在两个或更多复杂声音时，从所述电信号中导出对至少一个基频的估计的步骤包括：
从所述电信号中导出对多个基频的估计；
使用专用转换功能将所述多个基频转换为相应数目的交错的电激励周期。
28.根据权利要求20所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤包括：
对施加到全部激活电极或其子集上的激励脉冲的幅值进行调制，调制速率对应所述估计出的基频。
29.根据权利要求21所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤包括：
对来自所述匹配模板中的模板滤波器的输出信号进行处理，以确定出对所述电信号的一个或多个共振峰的估计。
30.根据权利要求20所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤包括：
对施加到所述电极阵列中的一个或多个电极上的激励脉冲进行幅值调制，这些电极对应于所述估计出的一个或多个共振峰。
31.根据权利要求28所述的方法，其中，当导出所述电信号的至少一个基频的估计的步骤包括从所述电信号中导出对多个基频的估计时，每一个所述基频对应不同的复杂声音，所述调节激励脉冲的步骤包括：
对每个不同的复杂声音，在时间上对施加给激励脉冲的所述幅值调制进行分解。
32.根据权利要求20所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤包括：
相对于施加到所述电极阵列中不对应于声音信号的谐波成分或者共振峰频率的电极上的激励脉冲，向被施加到所述电极阵列中对应于声音信号的谐波成分或者共振峰频率的一个或者多个电极上的激励脉冲施加时间偏移。
33.根据权利要求32所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤进一步包括：
向电极阵列中的对应于所述电信号的估计出的基频或共振峰的电极上同时施加激励脉冲。
34.根据权利要求20所述的方法，其中，所述调节激励脉冲的步骤进一步包括：
在时间上将施加到对应于声音信号的谐波成分或谐振频率的、所述电极阵列中的那些电极上的激励脉冲与被施加到所述电极阵列中其它电极上的激励脉冲分离开。
35.一种操作包含两个根据权利要求1到15中任一个中所述的助听装置的双助听系统的方法，该方法包括：根据权利要求20到34的任一个所述的方法来操作所述系统的每个助听装置。
36.一种操作包括两个根据权利要求2-8，10或者11中的任意之一所述的助听装置的双助听系统的方法，该方法包括根据权利要求21-27或者29中任意之一所述的方法来操作每个助听装置，其中，调节第一助听装置的激励脉冲的步骤进一步包括：
判断出与所述助听装置中的第一助听装置中其余模板相比的通过最大功率的匹配模板；
所述方法进一步包括：
判断出在第二助听装置中相应匹配模板中通过的功率，如果它比所述助听装置中的第一助听装置中的匹配模板中通过的功率小；
调节第一助听装置的激励脉冲的步骤进一步包括：
根据第一助听装置建立的基频来调节所述助听装置中的第一助听装置的激励脉冲。
37.根据权利要求36所述的操作双助听系统的方法，其中，当存在两个复杂声音时，调节第一助听装置的激励脉冲的步骤包括：
判断出与所述助听装置中的第一助听装置中其余模板相比的通过第一和第二最大功率的匹配模板；
根据对应于第一最大功率的所述估计出的基频来调节所述助听装置中的第一助听装置中的激励脉冲；
调节第二助听装置的激励脉冲的步骤包括：
根据对应于第二最大功率的所述估计出的基频来调节所述助听装置中的第二助听装置中的激励脉冲。
38.根据权利要求35所述的操作双助听系统的方法，其中，调节第一助听装置的激励脉冲的步骤进一步包括：
将所述激励脉冲施加到所述第一助听装置的一个或多个电极上，所述电极对应于复杂声音的一个或多个共振峰；和
调节第二助听装置的激励脉冲的步骤进一步包括：
将激励脉冲施加到所述第二助听装置的对应于复杂声音的相同的一个或多个共振峰的一个或多个电极上，这些激励脉冲与所述第一助听装置施加的相应激励脉冲去相关。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| AU2003901025A AU2003901025A0 (en) | 2003-02-28 | 2003-02-28 | Cochlear implant found processing method and system |
| AU2003901025 | 2003-02-28 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN1531371A CN1531371A (zh) | 2004-09-22 |
| CN100469158C true CN100469158C (zh) | 2009-03-11 |
Family
ID=31500070
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CNB2004100076774A Expired - Fee Related CN100469158C (zh) | 2003-02-28 | 2004-03-01 | 植入耳蜗的声音处理方法和系统 |
Country Status (4)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US7231257B2 (zh) |
| CN (1) | CN100469158C (zh) |
| AT (1) | AT500645B1 (zh) |
| AU (2) | AU2003901025A0 (zh) |
Families Citing this family (60)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| AU2003901538A0 (en) * | 2003-03-28 | 2003-05-01 | Cochlear Limited | Maxima search method for sensed signals |
| US7702396B2 (en) | 2003-11-21 | 2010-04-20 | Advanced Bionics, Llc | Optimizing pitch allocation in a cochlear implant |
| US7941223B2 (en) * | 2004-03-08 | 2011-05-10 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant stimulation with variable number of electrodes |
| US8577473B2 (en) * | 2004-03-08 | 2013-11-05 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant stimulation with low frequency channel privilege |
| US7953490B1 (en) * | 2004-04-02 | 2011-05-31 | Advanced Bionics, Llc | Methods and apparatus for cochlear implant signal processing |
| US7421298B2 (en) * | 2004-09-07 | 2008-09-02 | Cochlear Limited | Multiple channel-electrode mapping |
| CN100502819C (zh) * | 2005-05-24 | 2009-06-24 | 北京大学科技开发部 | 制造适合汉语语音编码策略的人工耳蜗的方法 |
| WO2007019491A2 (en) * | 2005-08-08 | 2007-02-15 | Katims Jefferson J | Method and apparatus for producing therapeutic and diagnostic stimulation |
| US7885714B2 (en) * | 2005-09-01 | 2011-02-08 | University Of Southern California | Cochlear implant fitting |
| US7801603B2 (en) * | 2006-09-01 | 2010-09-21 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Method and apparatus for optimizing vagal nerve stimulation using laryngeal activity |
| US20100312308A1 (en) * | 2007-03-22 | 2010-12-09 | Cochlear Limited | Bilateral input for auditory prosthesis |
| US9352154B2 (en) | 2007-03-22 | 2016-05-31 | Cochlear Limited | Input selection for an auditory prosthesis |
| US7979135B2 (en) * | 2007-07-03 | 2011-07-12 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant pitch intensity |
| US8880180B2 (en) | 2007-07-13 | 2014-11-04 | Cochlear Limited | Assessing neural survival |
| US8412340B2 (en) * | 2007-07-13 | 2013-04-02 | Advanced Bionics, Llc | Tonality-based optimization of sound sensation for a cochlear implant patient |
| CA2693409C (en) * | 2007-07-13 | 2016-06-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical nerve stimulation with broad band low frequency filter |
| WO2009023435A1 (en) * | 2007-08-10 | 2009-02-19 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Pulse width adaptation for inductive links |
| US20100290651A1 (en) * | 2007-11-01 | 2010-11-18 | The University Of Melbourne | Pulse stimulation generation method |
| WO2009062142A1 (en) * | 2007-11-09 | 2009-05-14 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Pulsatile cochlear implant stimulation strategy |
| US9011508B2 (en) * | 2007-11-30 | 2015-04-21 | Lockheed Martin Corporation | Broad wavelength profile to homogenize the absorption profile in optical stimulation of nerves |
| US8265767B2 (en) * | 2008-03-13 | 2012-09-11 | Cochlear Limited | Stochastic stimulation in a hearing prosthesis |
| WO2009126680A1 (en) * | 2008-04-08 | 2009-10-15 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical stimulation of the acoustic nerve with coherent fine structure |
| AU2009239648B2 (en) * | 2008-04-22 | 2013-08-15 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Tonotopic implant stimulation |
| US8498714B2 (en) * | 2008-09-18 | 2013-07-30 | Advanced Bionics, Llc | Methods and systems of conveying fine structure information to a cochlear implant patient |
| US8401657B1 (en) * | 2008-12-01 | 2013-03-19 | Advanced Bionics, Llc | Spectral profile adjustment of incoming audio signals for cochlear implant patients |
| WO2010077621A1 (en) * | 2008-12-08 | 2010-07-08 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Method for fitting a cochlear implant with patient feedback |
| CN101642399B (zh) * | 2008-12-16 | 2011-04-06 | 中国科学院声学研究所 | 一种基于频率调制信息的人工耳蜗语音处理方法及处理器 |
| WO2010085477A1 (en) * | 2009-01-20 | 2010-07-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | High accuracy tonotopic and periodic coding with enhanced harmonic resolution |
| US8412343B2 (en) * | 2009-01-28 | 2013-04-02 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Channel specific gain control including lateral suppression |
| EP3975587A1 (en) | 2009-02-03 | 2022-03-30 | Cochlear Limited | Enhanced envelope encoded tone sound processor and system |
| WO2010091240A1 (en) * | 2009-02-06 | 2010-08-12 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Phase triggered envelope sampler |
| US8532782B2 (en) | 2009-03-24 | 2013-09-10 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Musical fitting of cochlear implants |
| CN102427848B (zh) | 2009-03-24 | 2014-04-23 | Med-El电气医疗器械有限公司 | 载波和包络引发的耳蜗刺激 |
| US9393412B2 (en) | 2009-06-17 | 2016-07-19 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Multi-channel object-oriented audio bitstream processor for cochlear implants |
| WO2010148169A1 (en) * | 2009-06-17 | 2010-12-23 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Spatial audio object coding (saoc) decoder and postprocessor for hearing aids |
| CN101803972B (zh) * | 2010-01-11 | 2012-06-27 | 杭州诺尔康神经电子科技有限公司 | 一种人工电子耳蜗系统及物理电极自动选择方法 |
| US9176263B2 (en) * | 2010-04-06 | 2015-11-03 | President And Fellows Of Harvard College | Optical micro-sensor |
| CN101816599B (zh) * | 2010-04-12 | 2012-12-05 | 杭州诺尔康神经电子科技有限公司 | 一种电子耳蜗及其刺激脉冲产生方法 |
| WO2012037305A1 (en) | 2010-09-15 | 2012-03-22 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Method and system for accelerated fitting of cochlear implants based on current spread |
| WO2012091848A2 (en) * | 2010-12-29 | 2012-07-05 | Cardiac Pacemakers, Inc. | Neuro cardiac therapy using electrical impedance |
| JP5646772B2 (ja) | 2010-12-29 | 2014-12-24 | カーディアック ペースメイカーズ， インコーポレイテッド | 検知圧力を用いた心臓神経治療 |
| WO2012112383A1 (en) | 2011-02-14 | 2012-08-23 | Med-Elektromedizinische Geraete Gmbh | Enhancing fine time structure transmission for hearing implant system |
| US9589580B2 (en) | 2011-03-14 | 2017-03-07 | Cochlear Limited | Sound processing based on a confidence measure |
| US8787230B2 (en) * | 2011-12-19 | 2014-07-22 | Qualcomm Incorporated | Voice activity detection in communication devices for power saving |
| US9324339B2 (en) * | 2012-01-30 | 2016-04-26 | Advanced Bionics Ag | Methods and systems for enhancing pitch associated with an audio signal presented to a cochlear implant patient |
| EP2914331B1 (en) * | 2012-10-31 | 2020-07-22 | MED-EL Elektromedizinische Geraete GmbH | Temporal coding for hearing implants |
| US9240193B2 (en) * | 2013-01-21 | 2016-01-19 | Cochlear Limited | Modulation of speech signals |
| PL3056022T3 (pl) | 2013-10-07 | 2023-03-06 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Układ i sposób wyodrębniania cech czasowych z sygnałów podobnych do impulsów |
| DE102013224417B3 (de) * | 2013-11-28 | 2015-05-07 | Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. | Hörhilfevorrichtung mit Grundfrequenzmodifizierung, Verfahren zur Verarbeitung eines Sprachsignals und Computerprogramm mit einem Programmcode zur Durchführung des Verfahrens |
| US10149068B2 (en) * | 2015-08-25 | 2018-12-04 | Cochlear Limited | Hearing prosthesis sound processing |
| WO2017128856A1 (zh) * | 2016-01-27 | 2017-08-03 | 山东大学 | 增强音乐旋律感知的耳蜗电极布置、装置、系统及方法 |
| EP3509550A4 (en) * | 2016-11-04 | 2019-08-07 | Med-El Elektromedizinische Geraete GmbH | SELECTION OF A BILATERAL SYNCHRONIZED CHANNEL FOR COCHLEA IMPLANTS |
| DK3326685T3 (da) * | 2016-11-11 | 2019-10-28 | Oticon Medical As | Cochleaimplantatsystem til behandling af multipel lydkildeinformation |
| WO2018213896A1 (en) * | 2017-05-26 | 2018-11-29 | The University Of Melbourne | Electromechanical robotic manipulandum device |
| CN107240406A (zh) * | 2017-07-10 | 2017-10-10 | 上海力声特医学科技有限公司 | 语音处理/语训方法,系统，存储介质、体外机及耳蜗 |
| WO2019111122A1 (en) | 2017-12-08 | 2019-06-13 | Cochlear Limited | Feature extraction in hearing prostheses |
| US11510015B2 (en) | 2018-11-02 | 2022-11-22 | Cochlear Limited | Multiple sound source encoding in hearing prostheses |
| CN113170262A (zh) * | 2019-10-30 | 2021-07-23 | 科利耳有限公司 | 听力假体系统中的同步音调和定时提示 |
| US11806530B2 (en) | 2020-04-21 | 2023-11-07 | Cochlear Limited | Balance compensation |
| WO2023180855A1 (en) * | 2022-03-22 | 2023-09-28 | Cochlear Limited | Multi-band channel coordination |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5061282A (en) * | 1989-10-10 | 1991-10-29 | Jacobs Jared J | Cochlear implant auditory prosthesis |
-
2003
- 2003-02-28 AU AU2003901025A patent/AU2003901025A0/en not_active Abandoned
-
2004
- 2004-02-27 AU AU2004200790A patent/AU2004200790B2/en not_active Ceased
- 2004-02-27 US US10/787,260 patent/US7231257B2/en active Active
- 2004-03-01 AT AT0033004A patent/AT500645B1/de not_active IP Right Cessation
- 2004-03-01 CN CNB2004100076774A patent/CN100469158C/zh not_active Expired - Fee Related
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| AU2003901025A0 (en) | 2003-03-20 |
| AU2004200790A1 (en) | 2004-09-16 |
| CN1531371A (zh) | 2004-09-22 |
| US7231257B2 (en) | 2007-06-12 |
| AT500645A1 (de) | 2006-02-15 |
| US20050107843A1 (en) | 2005-05-19 |
| AU2004200790B2 (en) | 2009-10-08 |
| AT500645B1 (de) | 2008-12-15 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN100469158C (zh) | 植入耳蜗的声音处理方法和系统 | |
| US9084893B2 (en) | Enhanced envelope encoded tone, sound processor and system | |
| US8019431B2 (en) | Enhanced signal processing for cochlear implants | |
| Nie et al. | Encoding frequency modulation to improve cochlear implant performance in noise | |
| US8023673B2 (en) | Pitch perception in an auditory prosthesis | |
| Vandali et al. | Pitch ranking ability of cochlear implant recipients: A comparison of sound-processing strategies | |
| CN101642399B (zh) | 一种基于频率调制信息的人工耳蜗语音处理方法及处理器 | |
| AU2014309169B2 (en) | Auditory prosthesis stimulation rate as a multiple of intrinsic oscillation | |
| CN105813688B (zh) | 用于听力植入物中的瞬态声音修改的装置 | |
| Vandali et al. | Development of a temporal fundamental frequency coding strategy for cochlear implants | |
| Nogueira et al. | Signal processing strategies for cochlear implants using current steering | |
| CN103892939B (zh) | 提高汉语声调识别率的人工耳蜗言语处理器和方法 | |
| US7561709B2 (en) | Modulation depth enhancement for tone perception | |
| US8670582B2 (en) | N band FM demodulation to aid cochlear hearing impaired persons | |
| Healy et al. | The role of contrasting temporal amplitude patterns in the perception of speech | |
| CN111768802B (zh) | 一种人工耳蜗语音处理方法及系统 | |
| CN111150934B (zh) | 人工耳蜗汉语声调编码策略的评估系统 | |
| EP2184929B1 (en) | N band FM demodulation to aid cochlear hearing impaired persons | |
| CN103035237B (zh) | 一种中文语音信号处理方法、装置和助听设备 | |
| AU2004242561B2 (en) | Modulation Depth Enhancement for Tone Perception | |
| Loizou et al. | SIGNAL PROCESSING STRATEGIES FOR BETTER MELODY RECOGNITION AND IMPROVED SPEECH UNDERSTANDING IN NOISE FOR COCHLEAR IMPLANTS | |
| Qian et al. | Simulation of CIS speech signal processing strategy based on electrical stimulating model of cochlear implant | |
| McNamara | Speech processing and modeling using a non-linear time-frequency algorithm |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| C14 | Grant of patent or utility model | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee | ||
| CF01 | Termination of patent right due to non-payment of annual fee |
Granted publication date: 20090311 |