CN109963615A - 使用改编包络处理的基于双耳间相干的耳蜗刺激 - Google Patents

Abstract

描述了一种用于具有左侧和右侧听力植入物的双侧听力植入物系统的信号处理系统。双耳间相干分析模块从每个听力植入物接收包括感测麦克风信号和带通信号的输入信号，且分析输入信号以产生表征输入信号的与混响相关的相似性的双耳间相干信号输出。用于每个听力植入物的脉冲定时和编码模块然后处理带通信号以建立刺激定时信号，其中，对于一个或多个选择的带通信号，其中，处理包括使用从双耳间相干信号建立的包络门函数。

Description

使用改编包络处理的基于双耳间相干的耳蜗刺激

本申请要求2016年12月5日提交的美国专利申请15/369,081的巴黎公约优先权，在此通过引用将其合并。

技术领域

本发明涉及用于耳蜗植入物的信号处理设备。

背景技术

正常的人耳如在图1中所示将声音通过外耳101传送到鼓膜102，鼓膜102移动中耳103的骨骼，所述骨骼使得耳蜗104的卵圆窗和圆窗开口振动。耳蜗104是围绕耳蜗的轴线盘绕大致两圈半的长窄通道。耳蜗包括被称为前庭阶的上部通道和被称为鼓阶的下部通道，所述上部和下部通道通过耳蜗管连接。耳蜗104形成螺旋上升的锥形，带有称为蜗轴的中心，听神经113的螺旋神经节细胞居于此处。响应于通过中耳103传送的接收到的声音，以流体填充的耳蜗104作为变换器起作用，以生成电脉冲，所述电脉冲被传送到听神经113，且最终被传送到大脑。

当在将外部声音变换为沿耳蜗104的神经基质的有意义的动作电位的能力方面存在问题时，发生听力受损。为改进受损的听力，已开发了听力假体。例如，在受损涉及中耳103的运转时，常规的助听器可用于向听觉系统提供具有放大的声音的形式的声音-机械刺激。或当受损与耳蜗104相关时，带有植入的电极的耳蜗植入物可对于听神经组织以小电流进行电刺激，所述小电流通过沿电极分布的多个电极触点输送。虽然下文论述特定于耳蜗植入物，但在刺激电极植入到其他解剖结构内时，一些听力受损的人员更好地受益。因此，听力植入物系统包括脑干植入物、中脑植入物等，每个所述植入物刺激听觉系统内的特定的听觉目标。

图1还示出了典型的耳蜗植入物系统的一些部件，其中外部麦克风将音频信号输入提供到外部植入物处理器111，其中可实现多种信号处理方案。例如，在本领域中已公知在耳蜗104内的不同位置处的电刺激产生不同的频率感受。其机理在正常声学听力被称为声调原理。在耳蜗植入物使用者中，耳蜗的声调组织已被广泛研究；例如，见Vermeire等人的Neural tonotopy in cochlear implants:An evaluation in unilateral cochlearimplant patients with unilateral deafness and tinnitus,Hear Res,245(1-2),2008Sep 12p.98-106；和Schatzer等人的Electric-acoustic pitch comparisons insingle-sided-deaf cochlear implant users:Frequency-place functions and ratepitch,Hear Res,309,2014Mar,p.26-35(二者在此通过引用完整合并)。在耳蜗植入物领域中的电流信号处理方法的示例包括连续交织采样(CIS)数字信号处理，通道特定采样序列(CSSS)数字信号处理(如在美国专利No.6,348,070中描述，在此通过引用合并)，高级组合编码器(ACE)处理，谱峰值(SPEAK)数字信号处理，精细结构处理(FSP)和压缩模拟(CA)信号处理。

因此，在外部植入物处理器111内被处理的音频信号被转化为数字数据格式以用于通过外部传送器线圈107传送到植入物刺激器108内。除接收被处理的音频信息外，植入物刺激器108也执行另外的信号处理，例如误差校正、脉冲形成等，且(基于提取的音频信息)产生刺激信号，所述刺激信号通过电极引线109被发送到植入的电极阵列110。典型地，这个电极阵列110在其表面上包括多个电极触点112，所述电极触点112提供耳蜗104的选择性刺激。

在现有的耳蜗植入物系统中，电极触点112以刺激帧的重复的时间序列被刺激。如果每个刺激帧使用所有电极触点112，则刺激率需要相对低，以容许实现患者特定的足够的响度感受所要求的脉冲长度。在给定的刺激帧内刺激所有电极触点112的另一个缺点是由于重叠的电场、神经膜处的残余电荷、更高阶次的处理所导致的不同通道之间的干涉。存在数个不同的解决方法以降低这些副作用，所述方法使用减少的电极触点112的子集。然后基于例如带通信号幅值的瞬时信号特性逐帧执行通道选择。

对于正常听力主体，包络和精细时间结构对于噪声和混响条件下的定位和语音理解都是重要的(Zeng,Fan-Gang等人"Auditory perception with slowly-varyingamplitude and frequency modulations."Auditory Signal Processing.Springer NewYork,2005.282-290；Drennan,Ward R.,等人"Effects of temporal fine structure onthe lateralization of speech and on speech understanding in noise."Journal ofthe Association for Research in Otolaryngology 8.3(2007):373-383；和Hopkins,Kathryn,和Brian Moore."The contribution of temporal fine structureinformation to the intelligibility of speech in noise."The Journal of theAcoustical Society of America 123.5(2008):3710-3710；且所有前述文献通过引用在此完整合并)。

较早的语音编码策略主要将慢变信号包络信息编码，且不传送信号的精细时间结构。一个应用广泛的方案使用被称为m选n(n-of-m)的解决方法，其中仅一定数量n的电极通道在给定的刺激帧内以最大幅值被刺激。此解决方法例如通过Cochlear Corporation使用在ACE和SPEAK策略中。如果对于给定的时间帧，特定电极通道的幅值保持比其他通道的幅值更高，则将所述通道选择为用于整个时间帧。因此，可利用于编码信息的电极通道的数量减少一个，这导致刺激脉冲的聚集。

在CIS信号处理策略中，信号处理器仅使用带通信号包络以用于进一步的处理，即所述包络包含完整的激励信息。对于每个电极通道，信号包络表示为具有恒定的重复率的双相脉冲的序列。CIS的典型的特征是刺激率对于所有电极通道相等，且与单独通道的中心频率无关。意图在于使得脉冲重复率不是用于患者的时间线索(即，脉冲重复率足够高而使得患者不感受到带有等于脉冲重复率的频率的声调)。脉冲重复率通常选择为比包络信号的带宽高两倍以上(基于奈奎斯特定理)。刺激脉冲以严格的非重叠序列施加。因此，作为典型的CIS特征，每次仅一个电极通道工作，且总刺激率相对高。例如，假定总刺激率为18kpps且对于12通道滤波器组，每通道的刺激率为1.5kpps。这样的每通道刺激率通常足以在时间上表示包络信号。最大总刺激率受到每脉冲最小相位宽度的限制。相位宽度不能任意短，因为脉冲越短则电流幅值必须越高以诱导神经元中的动作电位，而电流幅值由于多种实际原因受到限制。对于18kpps的总刺激率，相位宽度为27微秒，这接近下限。

Med-El给出的精细结构处理(FSP)策略使用更高频率通道内的CIS，且使用在较低频率、较顶部电极通道内的带通信号内存在的精细结构信息。在FSP中，低频通道的精细时间结构通过通道特定采样序列(CSSS)被传送，所述通道特定采样序列在各带通滤波器输出的负到正过零时开始(见美国专利6,594,525，其在此通过引用合并)。FSP的基本构思是施加刺激模式，其中保存与滤波器通道的中心频率的特定关系，即在刺激模式的时间波形中表示了中心频率，且并非完全地移除中心频率，如在CIS中的情况。每个刺激通道与特定的CSSS相关，所述CSSS是超高率双相脉冲的序列(典型地5-10kpps)。每个CSSS具有独特的长度(脉冲数量)和独特的幅值分布。CSSS的长度可例如从相关的带通滤波器的中心频率导出。与较低滤波器通道相关的CSSS比与较高滤波器通道相关的CSSS更长。例如，可以是中心频率的周期的一半。幅值分布可根据患者特定的要求被调整。典型地，CSSS序列施加到直至3个最顶部电极通道上，从而覆盖了直至200Hz或330Hz的频率范围。FSP设计进一步在Hochmair I,Nopp P,Jolly C,Schmidt M,H,Garnham C,Anderson I,MED-ELCochlear Implants:State of the Art and a Glimpse into the Future,Trends inAmplification,vol.10,201-219,2006中描述，在此通过引用将其合并。

为说明，图2A至图2B示出了用于6通道系统的CSSS的两个示例。在图2A中，CSSS通过将正弦信号的周期的一半进行采样导出，所述正弦信号的频率等于带通滤波器的中心频率(中心频率在440Hz、696Hz、1103Hz、1745Hz、2762Hz和4372Hz处)。采样通过具有10kpps的刺激率和25微秒的相位宽度的双相脉冲实现。对于通道5和6，中心频率的周期的一半太短而不能给出超过一个刺激脉冲的空间，即分别为包括仅一个脉冲的“序列”。其他幅值分布可被利用。例如，在图2B中，通过对于带有等于带通滤波器的中心频率的一半的频率的正弦信号的四分之一进行采样导出了序列。这些CSSS分别具有大约与图2A中的CSSS相同的持续时间，但幅值分布单调增加。此单调分布可能是有利的，因为序列的每个脉冲可在理论上刺激如下位置处的神经元，即所述位置不能被刺激的前序刺激到达。

图3图示了FSP编码策略的典型的信号处理实施。带通滤波器组301处理输入声音信号，以生成谱带通信号，所述谱带通信号每个代表了通过音频频率的相关的频带限定的带通通道。这些谱带通信号的每个随后进一步被过零检测器303处理，所述过零检测器303检测每个谱带的负到正过零。CSSS 305被插入在各带通滤波器输出的负到正过零的开始处。包络检测器307提供带通时间信号的包络，所述包络包括未解析的谐波且以谐波的不同的声调被调制，主要是以基频F0被调制。在CSSS刺激脉冲以这些包络通过非线性映射模块309加权时，作为结果的脉冲被不希望地主要以F0调制。这也适用于设计为除传送幅值线索外也传送精细时间结构的频带。

FS4编码策略与FSP的不同在于，直至4个顶部通道可使其精细结构信息被使用。在FS4-p中，刺激脉冲序列可并行地输送到4个FS4-p电极通道的任意2个上。使用FSP和FS4编码策略，精细结构信息是给定的电极通道的瞬时频率信息，这可为使用者提供改进的听力感觉，更好的语音理解和增进的感受音频质量。例如，见美国专利7,561,709；Lorens等人"Fine structure processing improves speech perception as well as objective andsubjective benefits in pediatric MED-EL COMBI 40+users."International journalof pediatric otorhinolaryngology 74.12(2010):1372-1378；和Vermeire等人,"Betterspeech recognition in noise with the fine structure processing codingstrategy."ORL 72.6(2010):305-311；所有文献在此通过引用完整合并。

FSP和FS4是将时间精细结构信息进行编码的唯一商业上可利用的编码策略。虽然FSP和FS4已被证明在许多听力情况中性能比例如CIS明显更好，但存在一些其他听力情况，迄今为止未发现优于CIS等仅包络编码策略的明显益处，特别是相对于在噪声和混响条件下的定位和语音理解。

时间精细结构可能比包络噪声更多地受到噪声的影响。可能有益的是例如取决于信噪比或取决于动态混响比使用精细结构刺激。在现有的编码策略中，时间精细结构的使用在手术后装配过程中被改编，且不对于信噪比自适应。

除以上所述的特定的处理和编码解决方法外，不同的特定的刺激模式可输送带有电极的刺激脉冲，即单极、双极、三极、多极和相控阵列刺激。也存在不同的刺激脉冲形状，即双相脉冲、对称三相脉冲、非对称三相脉冲或非对称脉冲形状。这些不同的脉冲刺激模式和脉冲形状每个提供了不同的益处，例如更高的声调选择性、更小的电阈值、更高的电动态范围、更少的有害副作用，例如面部神经刺激等。

双耳间刺激已长期使用在助听器中，但近期在听力植入物中变得常见，例如耳蜗植入物(CI)。对于耳蜗植入物，双耳刺激要求在每个耳内带有植入电极阵列的双侧植入物系统。左右侧进入的声学信号类似于助听器内的情况，且可简单地是分别位于左耳和右耳附近的麦克风的输出信号。

双侧耳蜗植入物提供了双侧听力的益处，这可允许听者在水平面内定位声源。这要求来自双耳的信息，例如双耳间声级差(ILD)和双耳间时间差(ITD)。这例如在Macpherson,E.A and Middlebrooks,J.C.,Listener Weighting Of Cues For LateralAngle:The Duplex Theory Of Sound Localization Revisited,J.Acoust.Soc.Am.111,2219-3622,2002中进一步描述，其在此通过引用完整合并。ITD是到达左耳和右耳的信号之间的相对时移，所述相对时移由于当声源不处于中间平面内时信号达到每个耳部的不同时间所导致。ILD是进入耳部的信号的声级的类似的差异。也已知双侧听力使得语音在噪声中更容易被理解，且在此ITD又起到关键作用。这例如在Bronkhorst,A.W.,and Plomp,R.,TheEffect Of Head-Induced Interaural Time And Level Differences On SpeechIntelligibility In Noise,J.Acoust.Soc.Am.83,1508-1516,1988中更完整地解释，在此通过引用将其完整合并。

复杂的室内声音情况(例如回声)影响双侧耳蜗植入物系统的声音定位性能。到达听者双耳的室内声学信号通过双耳间相干的改变表征(例如，Faller等人,"Sourcelocalization in complex listening situations:Selection of binaural cues basedon interaural coherence,"The Journal of the Acoustical Society of America116.5(2004):3075-3089；在此通过引用将其完整合并)。从附近声源发射的声音的开端可能具有高的双耳间相干，而随后的声音成分可能被来自不同方向的回声重叠，且可能具有很小的或不具有双耳间相关。

基本的心理声学实验(Monaghanet al.,"Factors affecting the use ofenvelope interaural time differences in reverberation,"The Journal of theAcoustical Society of America 133.4(2013):2288-2300；在此通过引用将其完整合并)已显示对于带有高双耳间相关的信号成分的获得可有益于正常听力中的流隔离。但现有的双侧耳蜗植入物系统未实现促进声音定位性能的方法。

美国专利公开20080319509描述了改进ITD感受的方法，此方法降低了信号的周期性特征。如果ITD存在于对应的带通信号中，则单独编码策略构思，例如FS4策略，可将ITD编码(见美国专利8,798,758和美国专利7,283,876，在此通过引用将二者完整合并)。其他的刺激构思也已表明例如使用峰值导出的定时来传送ITD，如在美国专利7,310,558中描述，在此通过引用将其完整合并。然而，所述已知的实施方法都不考虑ITD可能由于回声或其他干扰性次级声源的存在而被污染，且因此所述已知的实施方法将有效的和无效的ITD以等权重编码。

发明内容

本发明的实施例涉及用于在具有左侧和右侧听力植入物的双侧听力植入物系统内进行信号处理的系统和方法。用于每个听力植入物的至少一个感测麦克风构造为用于感测听力植入物的声音环境，以建立对应的麦克风信号输出。用于每个听力植入物的滤波器组构造为处理麦克风信号以生成用于此听力植入物的多个带通信号，其中，每个带通信号代表音频频率的相关的频带。双耳间相干分析模块构造为从每个听力植入物接收包括麦克风信号和带通信号的输入信号，且构造为分析输入信号以产生表征了输入信号的与混响相关的相似性的双耳间相干信号输出。用于每个听力植入物的脉冲定时和编码模块构造为处理带通信号，以建立刺激定时信号，其中，对于一个或多个选择的带通信号，其中，所述处理包括使用从双耳间相干信号建立的包络门函数。用于每个听力植入物的脉冲生成模块构造为处理刺激定时信号，以建立用于听力植入物的电极刺激信号，以被感知为声音。

在另外的特定的实施例中，包络门函数可构造为修改带通信号的带通包络成分，以产生施加到刺激定时信号的门控的包络。例如，门函数可使用门阈值，使得在带通包络大于等于门阈值时，门控的包络等于带通包络，且在带通包络小于门阈值时，门控的包络为零。或门函数可构造为产生可变幅值的门控的包络，所述门控的包络的幅值随门函数的幅值增加而增加。

脉冲刺激和定时模块可构造为使用连续交替采样(CIS)和/或通道特定采样序列(CSSS)，以建立电极刺激信号。双耳间相干模块可构造为选择输入信号的一个或多个，以使用根据听觉场景分析(ASA)被控制的开关设备进行分析或基于在使用者匹配过程期间设定的可配置输入开关进行分析。

附图说明

图1示出了人耳的解剖结构和典型的耳蜗植入物系统的一些部件。

图2A和图2B示出了利用10kpps和25微秒的相位宽度的双相脉冲的用于6通道系统的通道特性采样序列(CSSS)。

图3示出了现有技术的精细结构处理(FSP)信号处理设备的多种功能块。

图4示出了根据本发明的实施例的编码修改信号处理设备内的多种功能块。

图5示出了使用SNR作为带有CSSS的关键特征的本发明的特定实施例中的多种功能块。

图6示出了用于添加高斯噪声且SNR＝10dB的元音的被处理的带通信号的示例和作为结果的CSSS脉冲序列。

图7示出了与图6中相同的信号，其SNR＝5dB。

图8示出了与图6中相同的信号，其SNR＝0dB。

图9示出了根据本发明的实施例的被处理的带通信号和SNR适应的脉冲时间间隔的示例。

图10示出了使用根据本发明的实施例的双耳间相干分析模块的用于双侧耳蜗植入物系统的信号处理设备的多种功能块。

图11示出了如在图17中所示的双侧耳蜗植入物系统的一侧的更多的功能细节。

图12示出了根据本发明的在双耳间相干等于0时的信号处理的示例波形。

图13示出了根据本发明的在双耳间相干等于0.5时的信号处理的示例波形。

图14示出了根据本发明的在双耳间相干等于1时的信号处理的示例波形。

具体实施方式

给定的耳蜗植入物信号编码策略的参数可能对于所有收听条件并非都是最优的。例如，在噪声情况下，一些编码策略可能比另一些性能更好，因为时间精细结构典型地比带通信号包络更大地受到噪声的影响。有益的是基于收听情况从一个编码策略切换到另一个编码策略。切换可以以小增量执行，使得发生传送从一个编码策略到另一个编码策略的平滑渐变。音频输入信号被监测和分析，以估计存在的一个或多个关键特征。基于关键特征(多个关键特征)，信号编码策略被自动修改。

作为关键特征的示例，可以估计音频输入信号的信噪比(SNR)。假定传送输入信号的时间精细结构(例如通过MED-EL给出的FSP)的基于事件的编码策略在相对安静的收听条件下是最佳的，则基于包络的编码策略(例如通过MED-EL给出的HD-CIS)在噪声较大的条件下更好。通过修改用于输出刺激脉冲的通道特定采样序列(CSSS)的长度和形状，可基于音频输入信号的SNR自动从FSP到HD-CIS进行平滑过渡。

图4示出了用于听力植入物系统的通用编码修改信号处理设备中的多种功能块，所述听力植入物系统具有带有多个刺激触点的植入电极阵列，以用于将电极刺激信号传输到相邻的听觉神经组织。植入物信号处理器400使用FSP方法且包括关键特征估计模块401，所述关键特征估计模块401监测反映当前听力环境的音频输入信号中的一个或多个关键特征。传统的带通滤波器组402处理音频输入信号以生成多个带通信号，所述带通信号每个表示音频输入信号中的相关音频频带。

特征提取模块403处理来自带通滤波器组402的带通信号，以提取带通包络和精细结构时间信息，且根据原始编码策略生成用于刺激触点的初始刺激脉冲组。例如，原始编码策略可以是基于事件的编码策略，例如FSP，其根据带通信号中的精细结构信息使用自适应刺激率。

编码参数模块405监视来自关键特征估计模块401的关键特征，且只要关键特征的值小于或等于某个给定的初始值，编码修改块404就传递由特征提取模块403根据原始编码策略产生的刺激脉冲。在关键特征大于或等于编码改变值的某一时刻，编码参数模块405控制编码修改块404，以开始调整刺激脉冲，以在过渡时段内适应性地改变原始编码策略以自动过渡到新的编码策略。例如，新的编码策略可以是基于包络的编码策略，例如以恒定的刺激率使用刺激脉冲的CIS或HD-CIS。植入物信号处理器400可具体地被配置，以用于在关键特征从初始值改变到编码改变值时或之后进行自动转换。然后，非线性映射模块406使用非线性映射来调整输出刺激脉冲的幅度，所述非线性映射提供患者特定缩放和数据流生成。

图5示出了本发明实施例中的多种功能块，其中植入物信号处理器500使用SNR作为CSSS脉冲序列的关键特征。SNR估计模块501监测输入信号中的一个或多个关键特征，而带通滤波器组502处理音频输入信号以生成带通信号。过零检测器506检测每个带通信号的负到正过零(时间精细结构信息)。通道特定序列模块507在每个带通信号的负到正过零的开始处创建CSSS输出定时请求脉冲，而特征提取模块503导出带通信号包络。脉冲加权模块504使用带通包络对CSSS刺激脉冲进行加权(幅度调制)，然后由提供患者特定缩放和数据流生成的非线性映射模块505进一步调整所述CSSS刺激脉冲。

在来自过零检测器506的每个过零触发事件处，通道特定序列模块507确定CSSS脉冲序列的事件特定长度(“FL间隔”)。脉冲加权模块504对CSSS脉冲序列整形以遵循带通包络幅度，使得以CSSS序列对带通包络采样。当来自SNR估计模块501的SNR信号相对较高(安静的声音环境)时，通道特定序列模块507将FL间隔调整得足够短，使得CSSS脉冲序列可以由少至单一脉冲组成。随着来自SNR估计模块501的SNR信号降低(环境变得更嘈杂)，通道特定序列模块507增加FL间隔并向CSSS序列添加更多脉冲，直至低SNR(高噪声)的某一点处，CSSS序列的最后一个脉冲无缝地被下一个CSSS序列的第一个脉冲跟随，从而导致来自特征提取模块503的带通包络的连续采样(恒定采样率采样)。如果FL间隔的长度变得大于在两个连续触发事件(即，两个过零点)之间的时间，则通道特定序列模块507可以在下一个触发事件发生时终止现有CSSS序列，且随后的触发事件的FL间隔否决先前的FL间隔。或者，通道特定序列模块507可以继续由第一触发事件启动的CSSS脉冲序列，且忽略随后的触发事件，使得在现有FL间隔结束处确定新的FL间隔。一旦来自SNR估计模块501的SNR信号再次升高，则通道特定序列模块507自适应地调整FS间隔，以使其再次变得短于触发事件之间的时间。

图6示出了经处理的带通信号的示例和用于添加有高斯噪声且SNR＝10dB的元音的作为结果的CSSS脉冲序列。带通信号是深灰色的高频全正弦波信号，希尔伯特带通包络是以浅灰色显示的较慢变化的半正弦波轨迹，且垂直的黑线代表了序列长度为1的所施加的CSSS序列。图7示出了与图6中相同的信号，图中示出了当SNR信号降低到5dB(更多噪声)且FL间隔增加时的情况，使得CSSS序列每个包含三个脉冲。图8示出了与图6中相同的信号，其中SNR＝0dB(噪声仍更大)，其中FL间隔太长以至于CSSS序列执行类似于HD-CIS编码战略的带通包络的连续采样。

作为自适应改变CSSS间隔的长度的补充或替代，其他特定的实施例可自适应地控制其他信号变量。例如，与在特定事件(例如，过零事件)处应用CSSS脉冲相结合，可确定随后的时间间隔，即FS间隔，其中已经施加脉冲。此FS间隔的长度可由施加脉冲时的SNR信号的值确定：如果SNR高，则FS间隔可选择为长，而如果SNR低，则FS间隔可以选择为短。为将刺激率限制到反应听神经纤维的不应期的最大值，可限定对应于最大刺激率的最短可能的FS间隔。存在数种不同的特定的可能性：

·如果在从先前的定时事件确定的FS间隔内发生另一个定时事件，且两个定时事件之间的时间比所述不应期值更长，则脉冲可在第二定时事件处被施加，且否决前一个FS间隔的新的FS间隔开始。

·如果在从先前的定时事件确定的FS间隔内发生另一个定时事件，但两个定时事件之间的时间短于不应期，则可在不应期结束时施加脉冲且否决前一个FS间隔的新的FS间隔开始。

·如果在当前的FS间隔结束之前不出现另外的定时事件且不应期短于FS间隔，则可在FS间隔结束处施加(强制)另一个脉冲。

·如果在当前的FS间隔结束之前不出现另外的定时事件但不应期长于FS间隔，则可在不应期结束处施加(强制)另一个脉冲。

一般地，实施例可能要求仅在最小时段(例如，不应期)结束时可施加随后的脉冲(由于定时事件的发生导致或由于FS间隔的结束导致)。在一些应用中，可能有利的是将比不应期更短的时段作为最小时段。

图9示出了根据本发明实施例的经处理的带通信号和SNR适应的脉冲时间间隔的示例。在图9中，假定检测到五个过零定时事件E1-E5(垂直实线)，SNR随时间t(即从左到右)降低，且不应期如横跨图的底部的标记有“不应期”的相应的水平箭头所示。第一CSSS脉冲是，但不限于，在过零事件E1处施加。因为SNR高，所以因此相应的FS间隔I_1相对较长。下一个过零事件E2发生在I_1FS间隔结束之前，因此下一个CSSS脉冲在E2处施加，且与I_2和E3的情况相同但同时SNR降低，使得I_2比I_1更短。然而在I_3FS间隔结束时发生的事件E3'处，强制产生CSSS脉冲，因为在过零事件E3之后开始的FS间隔内没有发生进一步的过零事件(也就是不应期(E3之后)仍比I_3更短)。下一个过零事件发生在E4处，但仍然在E3'处最后施加的脉冲之后的不应期内，因此在E4处未施加脉冲也未确定任何相应的FS间隔。类似地，在E5处未施加脉冲，且此外在E4'处SNR太低以至于确定相应的I_5FS间隔短于不应期，因此在E5'处未施加脉冲，而是脉冲延迟直至对应于事件E4'之后的不应期结束的E5”处。

当SNR随后越来越大地升高时(图9中未示出)，FS间隔将再次变得越来越长，直到在不应期结束之后但在FS间隔结束之前检测到过零事件。从此时起，过零事件将再次确定脉冲序列，且编码策略遵循已知的基于事件的编码策略，直到SNR再次降低。最大刺激率可被设定为与最小可能间隔(例如不应期)的倒数成比例，使得瞬时刺激率(等于1/(FS间隔))不能超过给定的限定值；例如目前用于CIS或HD-CIS编码策略的典型的刺激率。通常，SNR越低，则根据基于包络的编码策略(例如CIS或HD-CIS)的作为结果的声音编码序列越多(以规定的方式以限定的最大刺激率对每个通道进行恒定采样)。根据例如FSP的纯基于事件的编码策略，SNR越高，则作为结果的声音编码序列将越多。

当从一种特定的编码策略切换到另一种特定的编码策略时，MCL和THR值可能变化，因此(除CSSS序列之外)还应调整患者特定的缩放函数的MCL和THR值，以促进不同的编码策略之间的响度平衡的过渡。

CSSS序列的修改也可以以通道方式完成，即基于通道特定的SNR值。且虽然前文描述使用SNR作为随后的自适应修改的参数，但也可使用表征现有听力情况质量的其他特定信号参数；例如直接混响比(DRR)。

两种方法，即CSSS长度的改变和其中不施加脉冲的时间间隔的确定，产生了类似的总体结果：基于事件(可变率)和基于包络(恒定率)编码策略之间的平滑过渡。本发明的实施例使声音编码策略适应于声音环境的改变，使得每个环境具有最优设置。使用SNR调整的采样，在无干扰的情况中提供时间精细结构，而声音编码无缝地渐变为更加噪声稳健的包络编码，以在噪声更大的环境中获得更好的声音感知。

在双侧耳蜗植入物系统中对于声音定位的可能有益的另一个关键特征是双耳间相干性，所述双耳间相干性是到达主体的双耳的声波的相似性的量度。双耳间相干性与混响有关。源自声源(例如扬声器)的到达耳部的第一波前(wave front)没有反射，因此所述第一波前提供了高的双耳间相干性。但相继的混响声波降低了双耳间相干性。双耳间相干可用作用于声音定位的双耳间时间差(ITD)和双耳间声级差(ILD)的指标；见，Faller2004)。无反射时段的精确编码可实现更稳健的声音定位和语音线索。

带通包络提供了稳健的声音定位线索，并且随着包络调制的增加，ITD阈值降低(Laback，Bernhard等人"Effects of envelope shape on interaural envelope delaysensitivity in acoustic and electric hearing,"The Journal of the AcousticalSociety of America 130.3(2011):1515-1529，在此通过引用将其完整合并)。在输入信号中的高双耳间相干期间，此效果对于锐化包络信号可能是有用的。

因此，本发明的实施例涉及基于在包络门函数中使用双耳间相干的双侧听力植入物系统中的信号处理的系统和方法。图10示出了用于双侧耳蜗植入物系统的信号处理设备的多种功能块，其使用根据本发明实施例的双耳间相干分析模块。图11示出了如在图10中所示的双侧耳蜗植入物系统的一侧的更多的细节。

用于每个听力植入物的至少一个感测麦克风1000和1001构造为用于感测此听力植入物的声音环境，以建立相应的输出麦克风信号。用于每个听力植入物的滤波器组1010和1011构造为处理麦克风信号，以生成此听力植入物的带通信号。每个带通信号通过特征时间精细结构特征和反映带通信号的时变幅度的特征带通包络表示了音频频率的相关的频带。带通信号由滤波器组1010和1011输出到刺激定时和编码模块1025和1026，以建立用于脉冲生成器模块1040和1041的刺激定时信号，脉冲生成器模块1040和1041产生输出刺激脉冲信号到听力植入物，以被感知为声音。

至少一个双耳间相干性分析模块1050构造为从每个听力植入物接收包括左/右麦克风信号和左/右带通信号的输入信号。双耳间相干性分析模块1050构造为分析输入信号以输出双耳间相干信号，所述双耳间相干信号表征输入信号的与混响相关的相似性。例如，双耳间相干性分析模块1050可将如在Faller 2004中描述的双耳间相干信号计算为归一化互相关函数的最大值，然后将其缩放到[0,1]的范围内，其中1表示最大的双耳间相干性。

在特定实施例中，可存在单一的双耳间相干性分析模块1050，所述双耳间相干性分析模块1050构造为产生两个听力植入物的双耳间相干信号。例如，单一的双耳间相干性分析模块1740可位于远程中继装置中，所述远程中继设备通信地耦合到双侧耳蜗植入物系统的左侧和右侧。在此情况下，输入信号被发送到远程中继装置，所述远程中继装置计算双耳间相干信号的值，然后将其传送回刺激定时和编码模块1025和1026。或者，对于每个听力植入物都可存在特定的双耳间相干分析模块1050，在此情况中左侧和右侧是对称的，且每个双耳间相干性分析模块1050可独立地计算耳间相干信号。如果左侧和右侧(直接或通过远程中继站)之间的通信受到损害或停用，则每个侧植入物可以继续独立运行。

关注图11，至少一个双耳间相干性分析模块1050可构造为特别地包括信号开关1110，所述信号开关1110选择输入信号中的一个或多个，即左/右麦克风信号和左/右带通信号，以将所选择的内部输入信号提供到互相关模块1120内，所述互相关模块1120计算输入信号的互相关函数。可动态地控制信号开关1110(例如，基于听觉场景分析(ASA)系统的瞬时输出，所述系统构造为将声音环境识别为安静、噪声中的语音、没有语音、音乐等环境…)。或者，可在用户装配过程期间设置信号开关1110。信号开关1110在左右两侧应相同，且应在每一侧选择相同的输入信号。对侧输入信号经由Tx/Rx块1130到达另一侧。替代地，在一些实施例中可能不存在信号开关1110，且任一个输入信号(多个输入信号)可直接提供到互相关模块1120内(再次使用双侧系统每侧上相同的设计)。

刺激定时和编码模块1025(在左侧，且右侧为1026)构造为使用脉冲编码模块1020(在左侧，且右侧为1021)和包络门控模块1030(在左侧，且右侧为1031)处理带通信号。脉冲编码模块1020包括包络检测器1140(图11)和编码策略模块1150(图11)，所述包络检测器1140使用整流和低通滤波提取带通包络，所述编码策略模块1150创建相应的刺激定时信号，例如使用基于包络的CIS编码，但也可以使用其他刺激编码策略。

包络门控模块1030构造为通过基于来自至少一个双耳间相干性分析模块1050的双耳间相干信号而应用包络门函数来处理来自脉冲编码模块1020的带通包络和刺激定时信号，以将刺激定时信号输出到脉冲生成器1040，以输出作为用于听觉植入物的刺激脉冲，以被感知为声音。例如，包络门控模块1030可通过对带通包络进行滤波且使用所述带通滤波的包络作为门函数来执行包络门控：如果门函数大于某个门阈值thr_gate，则门控包络env_gated等于原始包络。对于门函数的其他值，将env_gated设置为零。然后以门控包络env_gated对刺激脉冲进行加权。

另一特定实施例可使用双耳间相干信号的幅度来控制包络锐化。可控制包络被锐化的程度(例如包络门控的量)，例如通过门阈值thr_gate的变化进行所述控制：thr_gate越小则将受到门控算法影响的刺激脉冲较少。可使用缩放因子alpha计算门阈值thr_gate，例如通过：

gating_thr＝-(1-IC)/alpha；

然后，从包络env和带通滤波函数filter得到门控包络env_gated:

env_filt＝filter(env)

if env_filt<gating_thr then

env_gated＝0

else

env_gated＝env；

然后以门控包络env_gated对刺激脉冲进行加权。

图12示出了具有低双耳间相干性(IC＝0)的包络门控的示例，其中未应用包络门控。该图示出了包络信号、门控信号和刺激通道中的刺激脉冲，其频率范围为500至700Hz。门控信号通过包络信号的带通滤波导出，所述带通滤波的下限截止频率为100Hz且其上限截止频率为300Hz。输入信号是声音“aba”的语音样本。平行于x轴的水平线表示门阈值gating_thr。因为滤波的包络信号总是高于门阈值，所以从不执行包络门控。

图13示出了具有中等双耳间相干性(IC＝0.5)的包络门控的另一示例，其中应用了中等包络门控。图中示出了门阈值，且在滤波的包络信号低于门阈值的时间处执行包络门控。因此，具有低包络值的相对较少的脉冲受到门函数的影响。

图14示出了具有高双耳间相干性(IC＝1)的包络门控的结果，其中应用了最大包络门控。在此示例中门阈值为零，且仅在滤波的包络信号大于门阈值的时间处施加定时脉冲。仅具有高包络值的定时脉冲不受门函数的影响。

本发明的实施例可部分地以任何传统的计算机编程语言实现，例如VHDL，SystemC，Verilog，ASM等。本发明的替代实施例可实施为预编程的硬件元件，其他相关组件，或者作为组合的硬件和软件组件。

实施例可以部分地实现为与计算机系统一起使用的计算机程序产品。这种实现可包括一系列固定在有形介质上的计算机指令，所述有形介质例如为计算机可读介质(例如，磁盘，CD-ROM，ROM或固定磁盘)，或可通过调制解调器或其他接口设备传输到计算机系统，例如通过经由介质连接到网络的通信适配器。介质可以是有形介质(例如，光学或模拟通信线路)或使用无线技术(例如，微波，红外或其他传送技术)实现的介质。所述计算机指令系列体现了此前关于所述系统描述的全部或部分功能。本领域一般技术人员应该理解的是此计算机指令可以以许多编程语言编写，以与许多计算机体系结构或操作系统一起使用。此外，此指令可存储在任何存储器设备中，例如半导体、磁性、光学或其他存储器设备，且可使用任何通信技术传送，例如光学、红外、微波或其他传送技术。预期此计算机程序产品可作为可移动介质分发，其具有附带的印刷或电子文档(例如，收缩包装的软件)，其预装有计算机系统(例如，在系统ROM或固定盘上)，或从服务器或电子公告板通过网络(例如，因特网或万维网)分发。当然，本发明的一些实施例可实施为软件(例如，计算机程序产品)和硬件的组合。本发明的其他的实施例实现为完全硬件或完全软件(例如，计算机程序产品)。

虽然已公开了本发明的多种示例性实施例，但对于本领域一般技术人员显见的是，在不脱离本发明的真实范围的情况下，可进行将实现本发明的一些优点的各种改变和修改。

Claims (16)

1.一种用于在具有左侧和右侧听力植入物的双侧听力植入物系统内进行信号处理的信号处理系统，所述系统包括：

用于所述左侧和右侧听力植入物的每个的至少一个感测麦克风，所述感测麦克风构造为感测此听力植入物的声音环境以建立相应的麦克风信号输出；

用于所述左侧和右侧听力植入物的每个的滤波器组，所述滤波器组构造为处理所述麦克风信号以生成此听力植入物的多个带通信号，其中，每个带通信号代表音频频率的相关的频带；

双耳间相干分析模块，所述双耳间相干分析模块构造为从所述左侧和右侧听力植入物的每个接收包括所述麦克风信号和所述带通信号的输入信号，且所述双耳间相干分析模块构造为分析所述输入信号以产生表征所述输入信号的与混响相关的相似性的双耳间相干信号输出；

用于所述左侧和右侧听力植入物的每个的脉冲定时和编码模块，所述脉冲定时和编码模块构造为处理所述带通信号以建立刺激定时信号，其中，所述处理包括从带通信号选择一个或多个选择的带通信号的子集，且其中，对于所述一个或多个选择的带通信号，其中，所述处理包括使用从所述双耳间相干信号建立的包络门函数；和

用于所述左侧和右侧听力植入物的每个的脉冲生成模块，所述脉冲生成模块构造为处理所述刺激定时信号，以建立通向植入到患者耳蜗内的左侧和右侧听力植入物的电极触点的电极刺激信号，以被感知为声音。

2.根据权利要求1所述的信号处理系统，其中，所述包络门函数构造为修改所述带通信号的带通包络成分，以产生被施加到所述刺激定时信号的门控的包络。

3.根据权利要求2所述的信号处理系统，其中所述门函数使用门阈值，使得：

当带通包络大于或等于所述门阈值时，所述门控的包络等于所述带通包络，且

当带通包络小于所述门阈值时，所述门控的包络为零。

4.根据权利要求2所述的信号处理系统，其中，所述门函数构造为产生可变幅值门控的包络，所述可变幅值门控的包络的幅值随门函数的幅值的增加而增加。

5.根据权利要求1所述的信号处理系统，其中，所述脉冲定时和编码模块构造为使用连续交织采样(CIS)来建立所述电极刺激信号。

6.根据权利要求1所述的信号处理系统，其中，所述脉冲定时和编码模块构造为使用通道特定采样序列(CSSS)来建立所述电极刺激信号。

7.根据权利要求1所述的信号处理系统，其中，所述双耳间相干模块构造为使用根据听觉场景分析(ASA)控制的开关设备来选择所述输入信号的一个或多个以进行分析。

8.根据权利要求1所述的信号处理系统，其中，所述双耳间相干模块构造为基于在使用者装配过程期间设置的可配置输入开关来选择所述输入信号的一个或多个以进行分析。

9.一种基于计算机的方法，所述方法使用至少一个硬件实现的处理器实施，用于在具有左侧和右侧听力植入物的双侧听力植入系统中进行信号处理，所述方法包括：

对于所述左侧和右侧听力植入物的每个，使用所述至少一个硬件实现的处理器来以滤波器组处理输入声音信号以生成多个带通信号，其中，每个带通信号代表相关的音频频率范围，且其中，每个带通信号具有特征时间精细结构特征和反映所述带通信号的时变幅度的特征带通包络；

使用所述至少一个硬件实现的处理器来分析来自所述左侧和右侧听力植入物的每个的包括所述输入声音信号和所述带通信号的输入信号，以产生表征所述输入信号的与混响相关的相似性的双耳间相干信号输出；

对于所述左侧和右侧听力植入物的每个，从所述带通信号中选择一个或多个所选的带通信号的子集，且对于所述一个或多个所选的带通信号，使用所述至少一个硬件实现的处理器来以刺激帧的时间顺序处理带通信号以建立刺激定时信号，其中，对于每个刺激帧，所述处理包括使用从所述双耳间相干信号建立的包络门函数；以及

对于每个听力植入物，使用所述至少一个硬件实现的处理器来处理所述刺激定时信号，以建立通向植入到患者耳蜗中的所述左侧和右侧听力植入物的电极触点的电极刺激信号，以被感知为声音。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述包络门函数构造为修改所述带通信号的带通包络成分，以产生被施加到所述刺激定时信号的门控的包络。

11.根据权利要求10所述的方法，其中，所述门函数使用门阈值，使得：

当带通包络大于或等于所述门阈值时，所述门控的包络等于所述带通包络，且

当带通包络小于所述门阈值时，所述门控的包络为零。

12.根据权利要求10所述的方法，其中，所述门函数构造为产生可变幅值门控的包络，所述可变幅值门控的包络的幅值随所述门函数的幅值的增加而增加。

13.根据权利要求9所述的方法，其中，使用连续交织采样(CIS)建立所述刺激定时信号。

14.根据权利要求9所述的方法，其中，使用通道特定采样序列(CSSS)建立所述刺激定时信号。

15.根据权利要求9所述的方法，其中，使用根据听觉场景分析(ASA)控制的开关设备来选择所述输入信号的一个或多个以用于分析。

16.根据权利要求9所述的方法，其中，基于在使用者装配过程期间设置的可配置输入开关来选择所述输入信号的一个或多个以用于分析。