CN1596854A

CN1596854A - 谐波同步型电子耳蜗

Info

Publication number: CN1596854A
Application number: CN 200410021564
Authority: CN
Inventors: 王旭; 万晓颖
Original assignee: Northeastern University China
Current assignee: Northeastern University China
Priority date: 2004-07-28
Filing date: 2004-07-28
Publication date: 2005-03-23
Anticipated expiration: 2024-07-28
Also published as: CN1240354C

Abstract

本发明属于微电子技术，提供一种谐波同步型电子耳蜗，该电子耳蜗由体外和体内两部分组成，体外部分包括语音信号输入单元的麦克风和功放，语音信号处理模块的谐振频谱分析单元、谐波同步处理模块、语音编码模块，发射模块的载波调制电路、功放和发射线圈；体内部分包括接收单元的接收线圈、功放和检波解调电路，刺激器的解码模块、刺激脉冲生成模块，刺激电极；该电子耳蜗利用听觉特性和耳蜗听觉细胞的工作原理，简化语音处理，实现刺激脉冲与语音谐波峰值的同步变化，并根据大脑皮层对耳蜗电刺激响应的规律，构成一种最优的编码方法，以较少的刺激脉冲传递较多的信息，使人工电子耳蜗更接近人耳的工作方式，减少了语音的失真，也降低了成本。

Description

谐波同步型电子耳蜗

技术领域

本发明属于微电子技术领域，特别涉及应用生物医学电子学等理论研制的一种谐波同步型电子耳蜗。

背景技术

人工电子耳蜗(Cochlear Implant)的基本原理是用微弱的电流脉冲直接刺激聋人耳蜗内的听神经，使之兴奋，使聋人获得听觉。在人工电子耳蜗的研究中，语音信号的处理是非常关键的，听觉恢复的效果与语音信号的处理方法有直接的关系。

目前，语音信号的处理方式大致可以划分为两大类，一类是基于特征提取，即提取语音信号的基频和共振峰等特征信息，然后产生相应的刺激信号，例如Nucleus公司的WSP(wearable speech processor)，由于语音特征信息不易准确提取，这种方法已很少使用。另一类是基于滤波器组的分频方法，即对语音信号先进行分频段滤波处理，然后根据耳蜗的频率分布，将不同频率的信息送至相应的刺激电极，去刺激耳蜗相应的频率区。这类方法包括有最大谱峰声音处理(spectral maxima sound process，SMSP)方案，谱峰(spectral peak，SPEAK)方案，连续间隔采样(continuous interleaved sampling，CIS)方案，压缩模拟(compressed analog，CA)方案等。另外，还有将这两种方法结合起来使用的，例如，MPEAK(Multipeak)等方法。SMSP、SPEAK和CIS都是在对信号进行分频段滤波，并对每个频带进行整流和低通滤波，然后检测其包络，所不同的是产生刺激信号的方案有各自的特点。MPEAK方法是在较低频率段识别基频和第一与第二共振峰(F0、F1、F2)，在高频段加几组滤波器。CA方案是一种基于模拟滤波的方法，用n个模拟的带通滤波器，将语音信号分为n个频段的信号，分别作增益调整，最后直接传送到对应的电极作为刺激电信号。这种方法比较简单，但是，由于在同一时刻会有多个电极同时发出刺激脉冲，相互之间存在干扰，不利于聋人对语音的分辨。

耳蜗实际上就象一个频谱分析装置，在耳蜗中的不同位置对应着不同的频率敏感点，当语音进入耳蜗后，语音的谐波会引起耳蜗中基底膜的相应点振动，当振动的幅值达到较高时，会在振动的峰值处引起毛细胞的动作电位。所以，耳蜗中的神经电脉冲是和语音中的谐波峰值同步的。如果电子耳蜗也具有这样的同步功能，将会达到更好的效果。但是，现有的电子耳蜗或是提取频谱中的包络线、或是提取语音特征、或是直接的模拟量刺激，没有与谐波同步的功能，丢失了大量的有用信息。所以，产生的听觉效果不自然，特别是对声调的识别很差，不太适合患者。另外，已有的电子耳蜗都是采用付氏变换或滤波电路来进行频谱分析，忽略了自然耳蜗的许多特点。

发明内容

针对现有技术的不足，本发明提供一种谐波同步型电子耳蜗，目的是利用听觉系统特性和耳蜗听觉细胞的工作原理，简化语音处理的算法，实现电子耳蜗刺激脉冲与语音谐波峰值的同步变化，并根据大脑皮层对耳蜗中的电刺激响应的规律，构成一种最优的编码方法，以较少的刺激脉冲传递较多的信息，使人工电子耳蜗更加接近人耳的工作方式，减少了语音的失真，同时也降低了成本。

本发明是一种基于听觉系统特性来控制的全动态的机电转换装置，其电刺激频率和刺激强度是随声音的谐波变化的，它能明显地提高对声音信号的传递质量。本发明将大脑听区的脑电活动特点和自然耳蜗的谐振特性引入到编码方式中，提高了整个系统的频率特性和动态特性；同时还利用大脑皮层对耳蜗中的电刺激响应的研究结果，采用一种最优编码方法，以较少的刺激脉冲传递较多的信息，同时降低了电子耳蜗的耗电量。

本发明是这样实现对语音的处理的：

将声音信号进行自动增益控制(AGC)等预处理后，用谐振滤波分频带通滤波器，将声音信号经过谐振滤波分频后分出n个频带来，然后将每一频带的信号通过相应的耳蜗细胞模型转化成同步的脉冲信号，再对脉冲信号进行编码，通过无线发射装置按顺序间隔地送到接收模块对应的电极上。与常用的其它电子耳蜗语音处理方案相比，它的特点主要在于频谱分析的方式和刺激频率发出方式，这种频谱分析是采用一种谐振模型来进行的，刺激频率是与声音中的谐波频率同步的。这种处理方式很好地保留了声音信号的原有信息，对语音的理解很有好处，特别是对基频的传输很有利。由于汉语的四声变化是基频的变化，基频又是在各次谐波频率中反应出来的，所以这种方法用于电子耳蜗特别有利于对汉语的识别。

本发明由体外部分和植入体内部分所组成。体外部分包括：语音信号输入模块、语音信号处理模块、发射模块。语音信号输入模块包括麦克风和功率放大器；语音信号处理模块包括谐振型频谱分析模块、谐波同步处理模块、语音编码模块；发射模块包括载波调制电路、一个功率放大器和发射线圈。植入体内部分包括：接收模块、刺激器和刺激电极。接收模块包括一个接收线圈、功率放大器和检波解调电路；刺激器包括解码模块和刺激脉冲生成模块。

该电子耳蜗信号转换过程是：信号输入装置中的麦克风拾取外界的语音信号，通过运算放大器，将所得模拟信号放大，放大后的信号输入谐振型频谱分析模块进行分频处理，然后将每一频带的谐波信号传输到谐波同步处理模块，由对应的耳蜗细胞模型转化成与谐波同步的且脉冲宽度与其对应的谐波幅值成正比的脉冲信号。这种脉冲信号由语音编码模块进行编码，编码后的信息包括驱动第几通道的刺激电极、刺激强度和脉冲间隔。然后，将编码后的信号送入发射模块进行射频调制。调制后的信号由发射线圈以射频方式传至植入体内部分的接收模块。接收模块对接收到的信号进行谐振选频、检波解调处理，恢复原始的数据帧。刺激器会对数据帧进行解码，并根据解码信息产生相应的电刺激脉冲。这些脉冲传至对应通道的电极上，从而通过电极直接刺激听神经产生听觉。

附图说明

图1本发明的电子耳蜗结构图；

图2本发明的电子耳蜗体外部分原理框图；

图3本发明的电子耳蜗体内部分原理框图；

图4本发明的谐振滤波器与耳蜗细胞模型电路原理图；

图5本发明的谐波及其经过耳蜗细胞模型处理后对应的脉冲；

图6本发明的DSP系统的外围电路原理图；

图7本发明的系统时钟控制模块电路原理图；

图8本发明的电源管理模块电路原理图；

图9本发明的语音编码模块I/O口扩展电路原理图；

图10本发明的扩展程序存储模块电路原理图；

图11本发明的语音编码模块程序流程图；

图12本发明的信号发射模块电路原理图；

图13本发明的接收模块和刺激器电路原理图；

图14本发明的多通道刺激电极结构图。

图中：1为语音信号输入模块，2为语音信号处理模块，3为发射模块，4为接收模块，5为刺激器，6为刺激电极，7为谐振型频谱分析模块，8为谐波同步处理模块，9为语音编码模块，10为语音信号输入模块的功率放大器，11为接收模块的功率放大器，12为检波解调电路，13为解码模块，14为刺激脉冲生成模块，15为载波调制电路，16为发射模块的功率放大器，17为发射线圈，18为接收线圈。

具体实施方式

本发明谐波同步型电子耳蜗如图1所示由体外部分和植入体内部分所组成。体外部分包括：语音信号输入模块1、语音信号处理模块2、发射模块3。语音信号输入模块1由麦克风和语音信号输入模块的功率放大器10组成；语音信号处理模块2包括：谐振型频谱分析模块7、谐波同步处理模块8、语音编码模块9；发射模块3包括：载波调制电路15、发射模块的功率放大器16和发射线圈17。体内部分包括：接收模块4、刺激器5和刺激电极6。接收模块4由一个接收线圈18、接收模块的功率放大器11和检波解调电路12组成；刺激器5内部模块有：解码模块13和刺激脉冲生成模块14。

本实施例以22通道的谐波同步型电子耳蜗为例。

1)频带的划分

依据本发明的设计方案，设计多通道电子耳蜗系统。以该22通道的电子耳蜗为例，该系统需要22根电极，每根电极对应的频带类似于实验测得的临界带宽，其分布如表1所示。由于电极组的放置会有偏差，每根电极对应的频率范围可能会有偏差，需对患者进行测试后逐一确定。

表1

频带/电极编号中心频率/Hz 带宽范围/Hz

1 50 20～100

2 150 100～200

3 250 200～300

4 350 300～400

5 450 400～510

6 570 510～630

7 700 630～770

8 840 770～920

9 1000 920～1080

10 1170 1080～1270

11 1370 1270～1480

12 1600 1480～1720

13 1850 1720～2000

14 2150 2000～2320

15 2500 2320～2700

16 2900 2700～3150

17 3400 3150～3700

18 4000 3700～4400

19 4800 4400～5300

20 5800 5300～6400

21 7000 6400～7700

22 8500 7700～9500

2)谐振滤波器

谐振滤波器如图4(a)部分所示，主要是根据LC电路的谐振原理，对处在中心频率附近的信号进行谐振放大，对远离中心频率的信号进行衰减，从而达到滤波的目的。谐振的中心频率由谐振回路中的L1和C2确定，谐振频率为

。R1、R2、R3起到稳定晶体三极管Q1的直流工作点的作用，C1、C3是隔直流电容，C4是高频旁路电容。对于具有谐振频率的输入信号U_i(t)将在L1和C2两端形成较高的电压，这个电压通过C3的Porti端输出。所以这个电路具有谐振选频的作用。

谐振滤波分频方式即采用多个不同频带的谐振滤波器对语音信号进行分频处理。

3)耳蜗细胞模型

如图4(b)，当Port1的输入电压Ur大于D₁的压降时将对C4充电，当C4上的电压大于V-时U1的输出将上跳，同时通过R7和Q2将C4放电，使U1的输出在一定的时间后下跳，在U1的输出端产生一个脉冲。脉冲的宽度取决于Ur的高低，越高越宽，相当于刺激能量越大。当Ur的频率较高时，不是每个周期都产生一个脉冲，而可能是多个周期后的某个周期产生一个脉冲，这时的CH0口输出电压Up也是和Ur的某个周期同步的。

对于不同频率范围的谐波信号，耳蜗细胞模型能不能无失真地产生对应的同步脉冲信号，完全取决于电容C4和电阻R4的大小。因此，不同频率范围的信号对应着C4和R4不同的耳蜗细胞模型。设某一频带的中心频率为f₀，那么

R 4 * C 4 = \frac{0.3}{f_{0}},

以此来确定耳蜗细胞模型C4和R4的具体大小，电容的大小一般为0.1μF～10μF。电容C4的放电时间也受R7的影响，所以R7的取值应小于R4，这样才能做到完全不失真。

脉冲信号输出波型如图5。

4)信号的编码/解码方式

在发送脉冲信号之前，要对脉冲信号进行编码。对于22通道的谐波同步型电子耳蜗，每15μs对22个脉冲信号输入端口(CN1)进行扫描一次。因为CN1与U2的三个并行输入口(每个口8位，共24位)中的22位相连(剩余两位设置为“0”)，所以相当于每5μs按顺序扫描一个并行输入口，并将这8位数据存入串行缓冲区，这样共有22位串行数据(分别属于22个通道)，再加上一些辅助位进行串行传输，每次要传送30位数据，每15微秒传送一回。这样相当于最高时间分辨率为15微秒，与正常听觉系统对时间的分辨能力相符。选数据传输频率为2MHz，发射载波频率为10MHz。

在接收模块的刺激器里，要对接收到的信号进行解码。解析收到的数据，如果是命令字，该命令字控制刺激电极，就根据该命令字相应的改变刺激电极，如果是数据字，就根据数据字信息控制输出刺激脉冲。

下面对本实施例的各个模块具体说明：

1、语音信号的采集

声音采集模块1由一个微型麦克风和运算放大器TLC2272组成。

声音信号经麦克风转化成模拟电信号，模拟电信号再经过运算放大器接入信号处理模块。

2、语音信号的处理

1)谐振型频谱分析模块7

对信号的滤波分频处理，利用谐振滤波分频方式来实现22路带通滤波分频器的设计。经过这种方法得到的各个频带谐波信号，按顺序传送到谐波同步处理模块8。

如图4中(a)，带通滤波分频器由22个谐振滤波器组成，并有22个输出端口。由于中心频率由LC振荡电路中的电感和电容决定，所以每个谐振滤波器的中心频率可与图表1一一对应。当放大后的语音信号U_i(t)输入带通滤波分频器后，处在22个中心频率附近的信号就被谐振滤波电路分别谐振放大，而其他频率范围的信号反而受到抑制。每一频道的谐振滤波器的输出端Porti与对应频道的耳蜗细胞模型的输入端Porti相连，这样，经过滤波处理后的每路信号将分别由对应的耳蜗细胞模型，进行谐波同步处理。

2)谐波同步处理模块8

谐波同步处理模块由22个耳蜗细胞模型组成，所以，该模块的输入端Porti和输出端CN1都有22路，如图4(b)。这22个耳蜗细胞模型里的电容C和电阻R的大小是不相同的，这样可以使每个耳蜗细胞模型满足不同的谐波频率范围。以第一通道为例，由滤波模块输出的第一通道的语音分频信号由Port1送到谐波同步处理模块后，由对应的耳蜗细胞模型转化成脉冲信号。该脉冲信号再经CN1的CH0端口传送到语音编码模块。

由于每个耳蜗细胞模型各自对应着不同的谐波频率范围，所以由其各自产生的脉冲信号可以如实地反映谐波信号周期和幅值的变化。在不同频带的脉冲信号之间，频率越高脉冲就越窄。同一频率范围内的脉冲宽度与谐波信号的振幅成正比，而当谐波信号的振幅大到一定程度时，可能会出现多个周期后的某个周期产生一个脉冲。

3)语音编码模块9

语音编码模块主要功能是对耳蜗细胞模型产生的脉冲信号进行编码，编码后的信息包括驱动第几通道的电极刺激听觉神经、刺激强度和脉冲间隔。该模块采用PCM(Pulse CodeModulation脉冲编码调制)方式进行编码，采样频率为2MHz，这样可以在以后的传输过程中提高信号的抗干扰能力，减少失真，稳定传输特性。语音编码模块的编码功能主要由DSP(Digital Signal Processing数字信号处理)芯片TMS320VC5410来完成。DSP编码系统的外围电路主要由4大模块组成，如图6所示：

●系统时钟控制模块21

该模块通过S5的键控编码向TMS320VC5410 DSP芯片提供工作时钟，如图7。

●电源管理模块22

主要由TPS73HD301及其外围电路组成，如图8所示，该模块完成了对语音处理模块各个芯片的供电，是整个语音处理模块的电源管理核心。该模块可提供+5V，+3.3V和+2.5V电源。

●I/O口扩展模块23

由于有22路脉冲信号串行输入，所以，用CPLD(Complex PLD复杂的可编程逻辑器件)芯片XC9536-10PC44C来扩展DSP的I/O口。如图9，CN1为22路输入端口，与XC9536-10PC44C的22个I/O口相连。MC1-17和MC2-17管脚是选择I/O口读写数据的控制端口，对于24个I/O口实行三选一方式，并分别与DSP芯片的HINT和HRDY管脚相连，由DSP芯片来控制XC9536-10PC44C I/O口的选择。当DSP芯片对I/O口的扫描速度达到0.5us/次时，基本上可以满足无失真地接收脉冲信号。

●扩展程序存储模块24

主要由SST39VF400A及其外围电路组成，作为永久性存储器，该模块用于存放语音信号处理程序，以保证DSP的正常工作，如图10。

由DSP芯片的R/W(23脚)经过反向器U6对程序存储器的WE管脚进行数据读写控制。采用17位地址线和16位数据线。在DSP系统上电后，程序从程序存储器U3里自动加载到DSP的内部RAM。

本编码模块完成以下功能：首先，从CPLD的并行输出端口每次读取8位数据，根据选择控制字的改变，完成对22道数据单个数位读取，并对数据进行调整，恢复每个通道的数据信息，然后是帧编码，生成含有驱动第几通道的刺激电极、脉冲间隔及其幅值信息的数据帧。最后根据设置的2MHz的数据传输频率，将帧数据按照该频率由DSP的BDX1串口发送到信号发射模块3。整个程序的流程如图11所示。

3、信号发射模块3

编码后的信号要通过射频方式传送到体内部分。信号发射模块由一个载波调制电路15、一个功率放大器16和发射线圈17组成。电路的原理图如图12。模块3对收到的数据帧采用采用幅度键控(ASK)调制方式进行调制，载波调制频率为10MHz。

U10为双输出压控振荡器，由RNG、FC和CX控制输出信号的频率，Y为输出端。本设计选择其中一路输出，利用变阻器VR1，VR2和电容C5控制一路输出的振荡信号的频率为10MHz。将1Y端的输出信号通过电容C8的直流隔断接入运算放大器的输入负端。运算放大器的放大倍数由DSP芯片BDX1串口发出的数字信号决定，BDX1端通过电阻R23与光电耦合器U10-4N136的1管脚相连，以控制U12的输出电压。光电耦合器的输出端3和4与电阻R24并联，又控制着R24两端的电压，从而使BDX1串口发出的数字信号控制运算放大器U11的放大倍数，实现了ASK调制。

将用ASK方式调制后的输出信号经过C6送入发射电路。其中C7和L3构成10MHz调谐振荡器，谐振线圈L3即为发射线圈17同时具有电磁波发射能力，将调制后的信号以射频方式发射出去。

4、信号的接收和刺激系统—体内植入部分

1)接收模块4和刺激器5，如图13

植入体内部分采取体外供电的方法。植入体内部分设有接收线圈和稳压电源电路，接收线圈L4即图3中接收线圈18和C27构成调谐电路，用来选频接收10MHz的电波，经由两个二极管整流和一个7805稳压片构成的稳压电路，得到比较稳定的直流电压，为体内的电路供电。

接收模块用来接收发射模块的射频信号并把高频模拟信号解调成数字信号，由一个接收线圈18、功率放大器11和检波解调电路12组成。L4和C27同时也组成谐振回路，谐振频率等于载波频率f₀，选频接收射频信号。将接收到的信号加到R31端，通过U8—运算放大器LM375将高频信号放大，然后通过D4、C25和R33组成的检波电路将模拟信号整改成数字信号来完成信号的解调。该数字信号通过CPLD芯片U7的I/O/MC1-9管脚进入刺激器5。这样，就完成了高频模拟信号到数字信号的解调过程。

刺激器5先把对数字信号进行解码，然后依次产生22道刺激脉冲。刺激器包括：解码模块13和刺激脉冲生成模块14，如图3所示。数字信号经过解码模块13解码后得到每个通道的刺激信息，刺激脉冲生成模块14根据这些刺激信息，可产生相应通道上的电刺激脉冲并传至对应通道的电极上。刺激器的实现采用可编程逻辑器件XC9536-10PC44C芯片，如图13，通过烧写程序，该芯片可具有单串口输入端口和22道串口输出端口，同时还具有信号解码和产生刺激脉冲功能。

设定I/O/MC1-9管脚为串口输入端，设定I/O/MC2-1至I/O/MC2-16管脚，还有I/O/MC1-13至I/O/MC1-16管脚为串行输出端，分别对应电极的22个通道。

刺激器5具体操作过程是，系统时钟为CPLD提供必要的时钟信息的条件下，先将收到的串行信息还原成原始发送数据帧，然后进行解码，并解析收到的数据，如果是命令字，该命令字控制刺激电极和刺激脉冲的频率，就根据该命令字相应的改变刺激电极，如果是数据字，就根据数据字信息控制输出刺激脉冲的间隔和其幅值。

由于接收模块和刺激器要植入体内，所以刺激器一般密封在多层高分子材料中和医用硅橡胶内，以满足防水性和生物相容性等人体植入要求。

2)刺激电极

如图14所示，电极的结构可分为单电极结构19和双电极结构20。在单极性电极中，每个电极和参考电压之间的距离较远，因为频率编码受存活神经的限制，当刺激电流注入耳蜗神经时，它将会以刺激源为对称向四周辐射刺激，而不是单独的对一部分耳蜗神经产生刺激。而双极电极装置中，每一个电极有一个参考电极，这样就使电极刺激的位置更集中一些。该系统可以提供两种电极的装置，对于不同的患者，确定采用较好电极方式。

本发明的这种处理方式很好地保留了声音信号的原有信息，提高了整个系统的频率特性和动态特性。采用这种处理方式的电子耳蜗特别有利于患者对汉语的识别。优化的编码方法，能够以较少的刺激脉冲传递较多的信息，同时也降低了电子耳蜗的耗电量。

使用本发明的谐波同步型电子耳蜗，由信号输入装置1中的麦克风拾取外界的语音信号，通过运算放大器，将所得模拟信号放大，放大后的信号输入谐振型频谱分析模块7进行分频处理，然后将每一频带的谐波信号传输到谐波同步处理模块8，由对应的耳蜗细胞模型转化成与谐波同步的且脉冲宽度与其对应的谐波幅值成正比的脉冲信号，该信号由语音编码模块9进行编码，然后将编码后的信号送入发射模块3进行射频调制，调制后的信号由发射线圈17以射频方式传至植入体内部分的接收模块4，接收模块4对接收到的信号进行谐振选频、检波解调处理，恢复原始的数据帧，刺激器5会对数据帧进行解码，并根据解码信息产生相应的电刺激脉冲，这些脉冲传至对应通道的电极6上，从而通过电极6直接刺激听神经产生听觉。

Claims

1、一种谐波同步型电子耳蜗，其特征在于该电子耳蜗由体外部分和体内植入部分所组成：其中体外部分包括：语音信号输入单元(1)、语音信号处理模块(2)、发射模块(3)；语音信号输入单元(1)由麦克风和语音信号输入模块的功率放大器(10)组成，语音信号处理模块(2)由谐振型频谱分析单元(7)、谐波同步处理模块(8)、语音编码模块(9)组成，发射模块(3)由载波调制电路(15)、发射模块的功率放大器(16)和发射线圈(17)组成；体内植入部分包括：接收单元(4)、刺激器(5)和刺激电极(6)；接收单元(4)由一个接收线圈(18)、接收模块的功率放大器(11)和检波解调电路(12)组成，刺激器(5)内部模块由解码模块(13)和刺激脉冲生成模块(14)组成；其信号转换过程是：信号输入装置(1)中的麦克风拾取外界的语音信号，通过运算放大器，将所得模拟信号放大，放大后的信号输入谐振型频谱分析模块(7)进行分频处理，然后将每一频带的谐波信号传输到谐波同步处理模块(8)，由对应的耳蜗细胞模型转化成与谐波同步的且脉冲宽度与其对应的谐波幅值成正比的脉冲信号，该信号由语音编码模块(9)进行编码，然后将编码后的信号送入发射模块(3)进行射频调制，调制后的信号由发射线圈(17)以射频方式传至植入体内部分的接收模块(4)，接收模块(4)对接收到的信号进行谐振选频、检波解调处理，恢复原始的数据帧，刺激器(5)会对数据帧进行解码，并根据解码信息产生相应的电刺激脉冲，这些脉冲传至对应通道的电极(6)上，从而通过电极(6)直接刺激听神经产生听觉。

2、据权利要求1所述的一种谐波同步型电子耳蜗，其特征在于该电子耳蜗的谐振型频谱分析模块(7)对信号的滤波分频处理，利用谐振滤波分频方式来实现n路带通滤波分频器的分频，带通滤波分频器由n个谐振滤波器组成，并有n个输出端口，谐振的中心频率由谐振回路中的L1和C2确定，谐振频率为处在这n个中心频率附近的信号就被谐振滤波电路分别谐振放大，其他频率范围的信号被抑制，经过滤波处理后的每路信号将分别由对应的耳蜗细胞模型进行谐波同步处理。

3、据权利要求1所述的一种谐波同步型电子耳蜗，其特征在于该电子耳蜗的谐波同步处理模块8由n个耳蜗细胞模型组成，这n个耳蜗细胞模型里的电容C和电阻R的大小是不相同的，可以使每个耳蜗细胞模型满足不同的谐波频率范围，由于每个耳蜗细胞模型各自对应着不同的谐波频率范围，所以由其各自产生的脉冲信号可以如实地反映谐波信号周期和幅值的变化，在不同频带的脉冲信号之间，频率越高脉冲就越窄，同一频率范围内的脉冲宽度与谐波信号的振幅成正比，而当谐波信号的振幅大到一定程度时，可能会出现多个周期后的某个周期产生一个脉冲。

4、根据权利要求1所述的一种谐波同步型电子耳蜗，其特征在于该电子耳蜗的耳蜗细胞模型中的输入电压Ur越高脉冲的宽度越宽，相当于刺激能量越大，对于不同频率范围的谐波信号，如某一频带的中心频率为f₀，则

R 4 * C 4 = \frac{0.3}{f_{0}},

以此来确定耳蜗细胞模型C4和R4的具体大小，电容的大小一般为0.1μF～10μF，为了保证完全不失真，R7的取值应小于R4。

5、据权利要求1所述的一种谐波同步型电子耳蜗，其特征在于该电子耳蜗在发送脉冲信号之前，要对脉冲信号进行编码，当通道数n为22时的谐波同步型电子耳蜗，每15μs对22个脉冲信号输入端口(CN1)进行扫描一次；因为CN1与U2的三个并行输入口(每个口8位，共24位)中的22位相连(剩余两位设置为“0”)，所以相当于每5μs按顺序扫描一个并行输入口，并将这8位数据存入串行缓冲区，这样共有22位串行数据(分别属于22个通道)，再加上一些辅助位进行串行传输，每次要传送30位数据，每15微秒传送一回；这样相当于最高时间分辨率为15微秒，与正常听觉系统对时间的分辨能力相符；选数据传输频率为2MHz，发射载波频率为10MHz；在接收模块的刺激器里，要对接收到的信号进行解码，解析收到的数据，如果是命令字，该命令字控制刺激电极，就根据该命令字相应的改变刺激电极，如果是数据字，就根据数据字信息控制输出刺激脉冲。