JP2791031B2 - 人工聴覚器官及び信号処理装置 - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は一般的に人工聴覚器官及び人工聴覚器官のた
めの信号発生器に関し、より詳細には複数の帯域フイル
タを使用した信号処理装置に関する。

［従来の技術］ 本技術分野にはさまざまな種類の多チヤネル人工聴覚
器官が存在している。

多チヤネル人工聴覚器官の一例はミチエルソンの米国
特許第4,400,590号に開示されている。ミチエルソンは
蝸牛に沿つた異なる場所は異なる周波数として脳に応答
するという理論を使用したシステムを開示している。こ
のようにして、帯域フイルタは到来する聴覚信号を複数
の周波数帯へ分解する。次に、これらの信号は蝸牛に沿
つた電極位置へ直接加えられる。理論上、これらの位置
はその関連する周波数帯に対応する。

多チヤネル人工聴覚器官のもう一つの例がゾルナー等
の米国特許第4,289,935号及びゾルナー等の米国特許第
4,403,118号に開示されている。ゾルナー等の特許に記
載されたシステムは１組の帯域フイルタを使用して発振
器（トーン発生器）をオン／オフもしくは変調させる周
波数帯を発生し、次にその出力を加算して補聴器へ送信
する。

しかしながら、ミチエルソン及びゾルナー等の多チヤ
ネル人工聴覚器官は共に視覚教具を使用せずにオープン
セツトスピーチを理解するのに完全に成功したと言える
ようなものではなかつた。

アメリカ音響協会ジヤーナル66の第1381〜1403頁に記
載された、1979年の文献“聴覚神経線維のデイスチヤー
ジパターンの一時的局面における定常状態母音の表現”
においてヤングとサツチはスペクトル情報が聴覚神経デ
イスチヤージのタイミングパターンで表わされると述べ
ている。彼らはその中心周波数が所与の周波数に近いニ
ユーロン間だけの一時的応答を調べることにより、所与
の周波数におけるエネルギを決定した。

本発明は聴覚中央神経系内の個々の神経細胞は適切な
周期性すなわち個々の各聴覚神経線維に対する中心周波
数の逆数に近い周期性にしか応答しないという原理で作
動する。

本発明は人間に対して音を表わすように設計された電
気入力信号に接続された複数個の高同調帯域フイルタを
有する人工聴覚器官用信号処理装置を提供する。複数個
のフィルタの各々が臨界減衰より少ない減衰量で減衰さ
れる構成となっており、従って、複数個のフィルタの各
々が発振性のインパルス応答を有する。実施例におい
て、臨界減衰以下の減衰特性は0.5よりも大きいＱ（3d
B）の帯域フイルタにより達成される。別の実施例にお
いて、個々の帯域フイルタの各々が複数個のフイルタの
各々の中心周波数と同じ周波数に応答する聴覚神経の平
均Ｑに対応するＱを有している。個々の帯域フイルタの
各々の出力を随意非線型装置へ通し、好ましくは信号を
圧縮し、次に多極刺激装置へ個々に供給するか、もしく
は互いに一部もしくは完全に加算して単極対刺激装置や
フイルタよりも少数の電極対を有する多極対刺激装置へ
供給することができる。

本発明の高同調帯域フイルタは帯域フイルタの中心周
波数に対応する入力信号内の周波数成分に対応する周期
性を含む個々の帯域フイルタの各々から出力信号を生成
する。このようにして、特定中心周波数の適切な周期性
を有する刺激信号により聴覚中央神経系は、ニユーロン
が通常その中心周波数に同調されている蝸牛に沿つた位
置に信号が送出されるならば、たとえこのような信号が
蝸牛に沿つた多くの場所に送出されても、人間に対して
その中心周波数の信号を表わす信号に応答する。

このようにして本発明の人工聴覚器官及び信号処理装
置は正常な蝸牛機能のいつくかの特性が得られる。第１
に、各帯域フイルタの一時的挙動はその帯域フイルタの
同じ周波数に同調した個々のニユーロンの挙動をまね
る。第２に、帯域フイルタの中心周波数が高いほど、そ
の過渡応答が早くなる。このようにして、過渡刺激は最
初に最高周波数帯域フイルタから応答を引き出し、次に
２番目に高い周波数の帯域フイルタから引き出すように
して、最低周波数の帯域フイルタから応答が生じるまで
行なわれる。この局面は蝸牛管の規定膜上の基盤から頂
端までの応答の伝播をまねたものであり、蝸牛の正常な
伝播遅延を２倍にする。第３に、各帯域フイルタの位相
応答は蝸牛に沿つた対応する場所におけるニユーロンの
位相応答に合致する。これにより、正常な蝸牛をまねた
位相対場所のプロフイルが得られる。このようにして、
最善周波数近辺で遅くなる正規の速度対場所刺激が得ら
れる。第４に、基底膜に沿つたベケシイ進行波エンベロ
ープは、各々がその中心周波数に対応する場所における
基底膜の運動を表わす帯域フイルタの出力により近似さ
れる。

［実施例］ ヤングとサツチの研究によりスペクトル情報は聴覚神
経デイスチヤージのタイミングパターンにうまく表わせ
ることが判つた。分析により、彼等はその中心周波数が
所与の周波数に近いニユーロン間のみの一時的応答を調
べて、所与の周波数におけるエネルギを決定した。

聴覚中央神経系は不適切な周期性を無視し、適切な周
期性、すなわち各個別の神経線維の中心周波数の逆数に
近い周期性のみに応答することを本発明は認識する。神
経線維の不適切な周期性を無視するこの能力により、単
極蝸牛移植により非常に良好なスピーチの認識を達成で
きることが有効に説明できる。基本周波数及びフォルマ
ント周波数に対する周期的イベント（現象）が単極刺激
波形内に存在し得る。適切な等化により、これらの各周
期性は全蝸牛にわたつてニユーロンの一時的デイスチヤ
ージパターン内に生じることができる。しかしながら、
蝸牛に沿つた適切な対応位置に生じるのでなければ、そ
れらは中央神経系により無視される。例えば、500Hz及
び200Hz成分を含む複合刺激信号は2mS間隔及び5mS間隔
で発生する時間領域内にいくつかのイベントを含んでい
る。電気的に蝸牛に送出されるこのような刺激信号は2m
S及び5mS間隔でニユーロンインパルスを引き出す。これ
らのインパルスは蝸牛に沿つてどこからでも引き出すこ
とができるが、500Hzニユーロンを除けば2mS間隔は無視
される。同様に、200Hzニユーロンを除けば、5mS間隔は
無視される。これは多数のニユーロンを刺激する１本の
刺激電極がそれでも一つ以上の周波数に関する情報を送
出できることを示す。

しかしながら、１本の電極上に含むことができる異な
る周期性の数は制限できることが判つている。例えば、
１本の電極が多数の異なる周期性を運ぼうとすると、そ
の組合せにより元の信号に存在しない付加周期性が生じ
て聴覚中央神経系を混乱させることがある。例えば、特
定ニユーロン上に異なる50の周期性が生じている場合、
適切なもの、例えば2KHz線維に対する0.5mSは神経線維
が検出できないぐらいまれにしか生じない。この制約は
各々が空間的に明確なニユーロン群を刺激する多電極を
使用して克服することができる。従つて、１本の電極も
しくは電極対が到来信号に含まれる全周期性を送出する
必要がなくなる。むしろ、各電極もしくは電極対はその
軌跡や空間刺激範囲内の線維の各中心周波数に対応する
各間隔情報のみを送出する。本装置は空間に生じる選択
度に依存して周波数の識別を可能にする多極人工聴覚装
置により与えられる周波数分解能を劇的に高める可能性
がある。

前記適切な周期性を達成するための信号処理装置の簡
単化されたブロツク図を第１図に示す。信号処理装置10
は電気入力信号12を受信する。電気入力信号12は複数個
の鋭同調帯域フイルタ14,16及び18へ供給される。これ
らの帯域フィルタ14,16及び18は臨界減衰より減衰量を
少なくされて減衰されて電気出力信号20,22及び24を与
える。これらの帯域フイルタ14,16及び18は発振性のイ
ンパルス応答を有している。実施例において、各帯域フ
イルタ14,16及び18は0.5よりも大きいＱ（3dB）を有し
ている。鋭同調帯域フイルタ14,16及び18は共振器とし
て作動し、従つて、出力信号20,22及び24は、それぞ
れ、帯域フイルタ14,16及び18が同調している中心周波
数に対応する電気入力信号12のエネルギに対応する周期
性を含んでいる。出力信号20,22及び24は随意に、それ
ぞれ非線型装置26,28及び30に通すことができる。非線
型装置26,28及び30は出力信号20,22及び24を圧縮するよ
うに作動し、従つて存在する信号のダイナミツクレンジ
を刺激を受ける人間に残存するダイナミツクレンジに適
合させることができる。一実施例において、非線型装置
26,28及び30の出力は次に加算器32において加算され、
電気入力信号12内に存在する周期性を含む一つの出力信
号34が与えられる。次に、出力信号34を人工聴覚器官の
残部に与え電極に送出して人間を電気的に刺激するか、
もしくは人間を音響的に刺激するために電気／聴覚トラ
ンスジユーサへ与えることができる。第１図の信号処理
装置のブロツク図は３個の別々の帯域フイルタ、共振器
14,16及び18を示しているが、特定の信号処理装置では
これよりも多いかもしくは少い共振器が望ましいことも
あり、３個を示したのは単に説明上の目的によるもので
あることをお判り願いたい。

出力信号34にあまり多くの周期性が存在すると聴覚中
央神経系の個々のニユーロンが混乱するため、最も振幅
の大きい出力信号20,22及び24のみが聴覚中央神経系に
加えられて出力信号34に含まれる。第１図の信号処理装
置において、各帯域フイルタ、共振器14,16及び18は非
常に狭帯域なフイルタであり、その目的は電気入力信号
12がその中心周波数付近において相当のエネルギを有す
る場合に周期性となる出力信号20,22及び24を発生する
ことである。この信号の周期は共振器14,16及び18を通
過した周波数の逆数である。非線型装置26,28及び30は
低レベル信号をマスクアウトするように働く“デツドバ
ンド”を有することができる。信号はその入力信号20,2
2及び24がデツドバンド閾値を越える非線型装置26,28及
び30のみの出力に生じる。非線型装置26,28及び30はこ
れらの信号に含まれている周期性を変えることはない。
非線型装置26,28及び30はそれらが通過できるほど充分
に大きいかを単に決定して、大きくなり過ぎるのを制限
する、すなわち圧縮するだけである。非線型装置26,28
及び30からの信号が加算器32で加算されると、合成出力
信号34が出力される。実際上、出力信号34にはいくつか
の信号20,22及び24しか存在することができず、それは
非線型装置26,28及び30のデツドバンドを越える充分な
振幅を有する信号20,22及び24だけが実際上加算器32に
生じるためである。このようにして、出力信号34は一つ
以上の周期性を有することができるが、周期性が失われ
るほど多くの周期性を有することはない。

第２図は30dB/オクターブの適切な高周波数強勢38の
前の母音“eh"36の周波数スペクトルを示す。母音“eh"
36のスペクトルは0.5KHz及び2.0KHz付近にフォルマント
ピークを示している。第２図に示す母音の周波数スペク
トルは次に0.177KHzと4.0KHz間で半オクターブ間隔で同
調された第３図の10個の共振器40の各々に加えられる。
共振器40の伝達関数は第１図の信号処理装置の共振器1
4,16及び18に対応している。これらの共振器40の時間領
域出力信号を第４図と参照番号42〜60で示す。時間領域
出力信号54及び46は第２図の周波数スペクトルの0.5KHZ
及び2.0KHzフオーマツトピークに対応する最大振幅であ
ることをお判り願いたい。このようにして、共振器40は
母音36の入力信号内に含まれるエネルギの周波数に対応
する周期性、すなわち信号54及び46を発生した。

好ましい１つの共振器の振幅特性62を第５図に示す。
好ましい１つの共振器の位相特性64を第６図に示す。各
共振器や帯域フイルタの鋭さは共振器のＱにより測定さ
れる。Ｑは共振器応答の尖頭値から所与のdB量だけ低い
周波数により測定した共振器の帯域幅により共振器の中
心周波数を除算して決定される。このようにして、Ｑの
値は特定dBに対するＱにより表わさなければならない。
ピークから3dB低く測定された共振器応答の帯域幅は所
与の周波数幅であり、且つその周波数幅が中心周波数に
分割されると、Ｑ（3dB）が得られる。同様に、第５図
の振幅曲線62上の10dB低下点における帯域幅を取り出す
ことによりＱ（10dB）が得られる。このようにして、Ｑ
の値が高いほど個々の共振器は鋭く同調されることが判
る。また、所与の共振器はその対応するＱ（10dB）より
も大きな数値のＱ（3dB）を有することが判る。本発明
の目的上、共振器応答は不足減衰しなければならない、
すなわちＱ（3dB）は0.5よりも大きくなければならな
い。共振器はステツプもしくはインパルス入力に対して
発振応答しなければならない。これをそのインパルス機
能が発振性があるという。第６図に示すように、共振器
の位相特性は共振器の中心周波数以下の周波数に対して
は正であり、中心周波数において鋭いゼロ遷移を有し、
共振器の中心周波数よりも高い周波数に対しては負であ
る。これは聴覚中央神経系の個々のニユーロンの特性を
まねている。

理想的には、実施例において、個々の各共振器のＱは
同じ中心周波数で神経線維に対して実際に測定したＱと
合致しなければならない。このようなＱはキアング等に
より測定されている。MITリサーチモノグラフ35、ライ
ブラリオブコングレス6614345（1965）、“猫の聴覚神
経の単線維のデイスチヤージパターン”。キアング等が
決定したＱ（66）を第７図のグラフに示す。ここで、図
示するＱ（66）はＱ（10dB）値である。

第８図は本発明の人工聴覚器官68の実施例のブロツク
図である。マイクロフオン70が所与の聴覚信号を電気入
力信号12に変換する。電気入力信号12は切換可能なロー
カツトフイルタ72へ供給され、低周波ノイズ成分に対し
て随意ノイズ抑制を行う。外部感度制御を行う自動利得
制御器74は電気入力信号12のダイナミツクレンジを制限
する。プリエンフアシスフイルタ76がスピーチ信号に共
通な高周波信号成分を増幅する。利得素子、増幅器78が
内部信号損失を補償する。アンチエリアシングフイルタ
80が5KHzのナイキスト周波数よりも高い周波数による信
号の改悪を防止する。もう一つの利得素子、増幅器82が
再び内部損失を補償する。サンプルホールド回路84及び
アナログ／デジタル変換器素子86が信号をデジタル表現
に変換する。素子70,72,74,76,78,80,82,84及び86は従
来のものであり、同業者には公知である。素子72,74,7
6,78,80,82及び84はオプシヨナルであり、ここでは人工
聴覚器官68の実施例の一部として示してある。

デジタル信号処理装置10は第１図の信号処理装置10に
対応する。信号処理装置10は各々が異なる周波数中心を
通す複数、すなわち９個、の帯域フイルタ88A〜88Iすな
わち共振器を含んでいる。実施例において、共振器88A
は0.35KHzの中央周波数を有し、共振器88Bは0.5KHz、共
振器88Cは0.71KHz、共振器88Dは0.91KHz、共振器88Eは
1.17KHz、共振器88Fは1.5KHz、共振器88Gは1.94KHz、共
振器88Hは2.5KHz、共振器88Iは3.2KHzの中央周波数を有
している。共振器88A〜88Iの個々の出力が非線型装置90
A〜90Iへ通される。これら９個の非線型装置90A〜90Iの
出力は次に加算器32へ供給され、そこで信号は互いにデ
ジタル加算されデジタル／アナログ変換器92によりアナ
ログ信号へ変換し戻される。人工聴覚器官の任意公知の
伝達特性を補償するために逆フイルタ94が設けられてい
る。人間が適切な振幅調整を行えるように内部ボリユー
ム制御器96が供給されており、次に信号が電極や電極対
98に与えられる。素子92,94,96及び98は従来の公知のも
のである。素子94及び96はオプシヨナルである。実施例
において、マイクロフオン70はノーレスEA1934であり3d
Bダウンポイントは250Hzと8KHzである。実施例におい
て、ローカツトフイルタ72は6dB/オクターブローカツト
フイルタであり、患者が250Hzもしくは500Hzを選択可能
なコーナ周波数スイツチを有している。実施例におい
て、自動利得制御回路74はおよそ1mSのアタツク時間及
びおよそ2Sのリリース時間を有している。閾値は感度制
御器により決定される。実施例において、プリエンフア
シスフイルタ76は4KHzのコーナ周波数を有する6dB/オク
ターブ高域フイルタである。プリエンフアシスフイルタ
76はスピーチの長期スペクトル内の10〜12dB/オクター
ブ高周波ロールオフを一部補償するようにされており、
スピーチの高周波成分内の振幅分解能損失を低減する。
利得素子78、アンチエリアシングフイルタ80、利得素子
82、サンプルホールド素子84、アナログ／デジタル変換
器素子86、デジタル／アナログ変換器素子92、逆フイル
タ94、ボリユーム制御器96及び電極98は従来の素子であ
り、同業者には公知である。人工聴覚器官68の実施例に
おいて、共振器88A〜88Iはその指示された中央周波数に
おいてデジタル実施されている。実施例において、共振
器88A及び共振器88Bは３に等しいＱ（10dB）を有し、共
振器88C,88D及び88Eは４に等しいＱ（10dB）を有し、共
振器88Fは５に等しいＱ（10dB）を有し、共振器88Gは６
に等しいＱ（10dB）を有し、共振器88Hは７に等しいＱ
（10dB）を有し、共振器88Iは８に等しいＱ（10dB）を
有している。全フイルタのデジタル実施は第４次とする
のが望ましい。このようなフイルタのデジタル実施は、
この目的及び機能で使用されてはいないが、従来の設計
であり公知である。

非線型装置90A〜90Iの実施は入力フイツテイング及び
出力フイツテイングの関数である。各非線型装置は共振
器88A〜88Iから生じるある範囲の瞬時入力信号をそれぞ
れ、ある範囲の瞬時出力信号値へマツプする。マツピン
グ関数は第９図に示すように、線型領域100、一連の２
つの冪関数102及び104及び飽和関数106を有している。
入力値を飽和領域106もしくはいずれかの冪関数領域10
2,104へマツピングすることにより、任意の範囲の入力
値を所望の出力範囲へ圧縮することができる。出力範囲
は対象の電気的ダイナミツクレンジへ適合される。入力
範囲も入力フイツテイングの一部として設定されて所望
範囲の共振器出力値を出力範囲の圧縮領域、従つて対象
の電気的ダイナミツクレンジへマツプする。

出力範囲は３つの非線型パタメータＹ（min）108、Ｙ
（mid）110及びＹ（max）112を有する対象へ適合され
る。Ｙ（min）108は線型関数100と第１の冪関数102間の
境界を定義する。Ｙ（min）108は対象の知覚閾値、すな
わちそれ以下では対象が聴覚知覚しない値に設定され
る。Ｙ（max）112は第２の冪関数104と飽和関数106間の
境界を定義する。このようにして、Ｙ（max）112よりも
大きい出力値は発生されない。個々の対象に対するＹ
（max）112は個々の対象の不快な音量値と共に決定され
る。第１の冪関数102及び第２の冪関数104間の境界に対
応するＹ（mid）110はＹ（min）108＋0.66×量Ｙ（ma
x）112−Ｙ（min）108で定義される。

各非線型装置90A〜90Iの入力ダイナミツクレンジは個
々の共振88A〜88Iの出力において測定されるスピーチの
瞬時信号値の分布に適合される。Ｙ値108,110及び112を
有する対応する座標対を定義する３つのパラメータＸ
（min）114、Ｘ（mid）116及びＸ（max）118が非線型性
の適合に使用される。Ｘ値114、116及び118の適合に２
つのオプシヨナル手法を利用できる。

標準法と呼ばれる第１の手法では、各共振器88からの
瞬時出力値分布の第95百分位数が処理されたスピーチの
大サンプルに対して計算された。Ｘ（max）118はこの値
に設定される。この値を使用して、個々のチヤネルに対
する共振器出力の５％が飽和関数106へマツプされる。
次に、Ｘ（min）114が（max）118よりも20dB低い値へ設
定され、Ｘ（mid）116はＸ（max）118とＸ（min）114の
中間に設定される。これらのパラメータは各チヤネルに
対して入力スピーチレベルのおよそ40〜50％を対象のダ
イナミツクレンジへマツプする。残りの50〜60％は線型
関数100の閾値もしくはそれよりも低いため、この方法
により超閾値成分を含む多数のチヤネルが混合される。
このようにして、加算器32からの合成信号は多数の周期
性を示すことができる。

実施例において、“チヤネルドミナンス”法が利用さ
れ、ここではその信号が最も大きいと思われる共振器88
A〜88Iからの出力のみが非線型装置90A〜90Iを通過すな
わちゲートされ、従つて加算器32へゲートされ、そのた
めその周期性は患者が知覚する閾値よりも高い出力信号
に存在する。このようにして、加算信号内に存在する周
期性の数が低減され、適切な周期性インタラクシヨンも
低減される。これはＸパラメータ114,116及び118の値を
増大してスピーチ入力信号の大きなパーセンテージを線
型関数100へマツプし、従つて患者の知覚値よりも低く
して達成される。このように使用する時には、最高振幅
もしくは優勢チヤネルのみが超閾値にある。第75百分位
数が個々のチヤネルに対する瞬時値分布から識別され、
Ｘ（min）114値として利用された。Ｘ（max）118はＸ
（min）114よりも20dB高く設定され、Ｘ（mid）116はＸ
（min）114よりも10dB高く設定された。

Ｘ値114,116,118及びＹ値108,110及び112を前記した
ように決定して、非線型装置90の関数のデジタル実施を
プログラムするフロー図を第10図に示す。デジタルプロ
グラムはブロツク210で開始され、個々の各チヤネルＡ
〜Ｉを個別に順次実施する。個々の各チヤネルは同じで
あるため、一つだけのチヤネル、すなわちＡチヤネルに
ついて説明する。デジタルフイルタすなわち共振器は共
振器88Aに対応するブロツク202により実施される。この
デジタル実施は従来公知のものである。第１のチヤネル
に対して、ブロツク204内のプログラムはブロツク202か
ら出力を取り出し、Ｘ値が線型関数100内にあるかどう
かを決定することにより第９図の線型関数100を実施す
る。イエスであれば、一定値A1及びB1を得てそれらを式
A1×Ｘ（ｔ）＋B1に加えることによりプログラムは出力
関数Ｙ（ｔ）を決定する。Ｘ（ｔ）の値が線型関数100
の範囲内になければ、ブロツク206はＸ値が第１の冪関
数102の範囲内にあるかどうかを決定する。イエスであ
れば、プログラムはテーブル内の値A2及びB2を探索して
式Ｙ（ｔ）＝A2×Ｘ（ｔ）＋B2に加えることによりＹ出
力値を決定する。好ましくは、これは複数の各部線型セ
グメントによりアルゴリズム曲線を近似して達成するこ
とができる。同様に、第２の冪関数104は、適切ならば
テーブル探索により値A3及びB3を使用してブロツク208
において実施される。また、好ましくは、アルゴリズム
曲線は線型セグメントにより近似できる。最後に、Ｘ値
Ｘ（ｔ）が飽和部の値内であれば、曲線が飽和している
ため単に公知の定数を出力することにより、プログラム
はブロツク212により飽和関数を実施する。次に、プロ
グラムはデジタル信号処理装置10内に含まれる各個別チ
ヤネルに対して、これらの個々のブロツクの各々を繰り
返す。

実施例において、第10図に示すプログラムは信号処理
装置10を形成して作動する集積回路上で実施される。こ
の集積回路はテキサス州、ダラスのテキサスインスツル
メンツ社製モデル320C10集積回路である。第10図のプロ
グラムにおいて、各個別チヤネルから得られる値は次に
ブロツク214においてデジタル加算されて最終Ｙ（ｔ）
が得られ、プログラムはブロツク216で終了して繰り返
される。

人工聴覚器官120の別の実施例を第11図に示す。人工
聴覚器官120はマイクロフオン70、自動利得制御回路7
4、プリエンフアシスフイルタ76及び信号処理装置10を
有する点において第８図の人工聴覚器官68に類似してい
る。信号処理装置10は10個の共振器88A〜88Jへ電気的入
力信号を供給する信号A/D変換器86を含んでいる。中心
周波数はそれぞれ178Hz、250Hz、353Hz、500Hz、707H
z、1KHz、1.4KHz、2KHz、2.8KHz及び4KHzである。各共
振器88は非線型装置90A〜90Jへ個別に供給される。共振
器88及び非線型装置90は第８図に示す共振器88及び非線
型装置90と同じに作動する。しかしながら、第11図の実
施例において、個々の非線型装置の出力は互いに加算さ
れるのではなく個別にデジタル／アナログ変換器92A〜9
2Jへ通される。また、１個のデジタル／アナログ変換器
92を全ての非線型装置90A〜90Jに接続することができ、
それが時分割多重化により10個全部の非線型装置を処理
することができる。個々の各デジタル／アナログ変換器
92A〜92Jの出力は電極124A〜124Jへ個別に供給を行う個
別の電流源122A〜122Jへ供給される。このようにして、
個別の各共振器88A〜88Jが究極的に個個の電極124A〜12
4Jへ供給を行う。このようにして、個別の電極、例えば
124Aは、１個の共振器、すなわち共振器88Aの周期性だ
けを含んでいる。電極124A〜124Jに供給を行うワイヤは
経皮プラグ126を通過するように示されている。第11図
において電極124A〜124Jは１本のワイヤとして示されて
いるが、一つの個別電極素子から第２の個別電極素子へ
電流を通さなければならないため、患者内では電極対と
して存在する。このようにして、電極124Aは蝸牛内に配
置されるように設計されたワイヤ素子対を表わすことが
できる。また、電極124A〜124Jはその個別素子から（図
示せね）１個の共通戻り電極へ電流を通す１個の電極素
子を表わすことができる。

蝸牛移植において人間を電気的に刺激するものとして
実施例を説明してきたが、本発明は補聴器等における音
響刺激にも応用できる。

非線型装置及び／もしくはフイルタの所定特性が常に
設定されているものとして実施例を説明してきたが、こ
れらの所定値は時々、周期的にもしくはあるイベントの
発生時に有利に再計算することができ、しかも所定の間
隔とすることができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明の信号処理装置の簡単化されたブロツク
図、第２図は母音“eh"の周波数スペクトルを示す図、
第３図は帯域フイルタの伝達関数を示す図、第４図は第
２図に示す刺激を与えた場合における時間領域帯域フイ
ルタの出力を示す図、第５図は好ましい帯域フイルタの
振幅特性を示す図、第６図は好ましい帯域フイルタの位
相特性を示す図、第７図は中心周波数の関数として描い
たさまざまな周波数に対するニユーロンの実際のＱを示
す図、第８図は本発明の人工聴覚器官の実施例のブロツ
ク図、第９図は非線型装置の入出力関数の例、第10図は
第９図の非線型装置の定義の仕方を示すフロー図、第11
図は本発明の別の実施例のブロツク図である。 参照符号の説明 10…信号処理装置 14,16,18,40,88A〜88J…帯域フイルタすなわち共振器 26,28,30,90A〜90J…非線型装置 32…加算器 68,120…人工聴覚器官 70…マイクロフオン 72…ローカツトフイルタ 74…自動利得制御器 76…プリエンフアシスフイルタ 78,82…増幅器 80…アンチエリアシングフイルタ 84…サンプルホールド回路 86…A/D変換器 92,92A〜92J…D/A変換器 94…逆フイルタ 96…内部ボリユーム制御器 98,124A〜124J…電極 122A〜122J…電流源

Claims (9)

(57)【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】人間に対して音響を表わすように設計され
   た電気的入力信号の信号処理装置であって人工聴覚器官
   と一緒に使用するようにされた信号処理装置において、
   該装置は各々が異なる中心周波数を通して動作上前記電
   気的入力信号を受信するように接続されている複数個の
   フィルタを有し、前記複数個のフィルタの各々が発振性
   のインパルス応答を与えるために臨界減衰より減衰量を
   少なくされて前記人工聴覚器官で使用されるようにされ
   ている電気的出力信号を提供する信号処理装置。
2. 【請求項２】音響信号を受信し、前記音響信号を人間に
   とって音響を表わす信号へ変換して前記信号を前記人間
   に伝達するようにされている人工聴覚器官において：該
   器官は前記音響信号を受信して電気信号へ変換するトラ
   ンスジューサ手段と；動作上前記電気信号を受信するよ
   うに接続されて各々が異なる中心周波数を通過させる複
   数個のフィルタと、前記複数個のフィルタの共振信号に
   選択的に接続されて前記共振信号の各々の振幅の関数と
   して該各共振信号の振幅を個別に圧縮する複数個の圧縮
   手段と；動作上前記複数個の圧縮手段に接続されて圧縮
   された全ての共振信号を受信して前記人間に供給される
   ようにできる形式で前記圧縮共振信号を送信する接続手
   段とを具備し；前記複数個のフィルタの各々が発振性の
   インパルス応答を有する共振信号を提供することを特徴
   とする人工聴覚器官。
3. 【請求項３】音響を表わす聴覚信号を受信して人間の聴
   覚神経を刺激するようにされた電気信号を供給する人工
   聴覚器官において：該器官は前記聴覚信号を受信して電
   気入力信号へ変換するトランスジューサ手段と、蝸牛内
   の選定聴覚神経部位を刺激する刺激手段とを有し；動作
   上は前記電気入力信号及び前記刺激手段に接続される発
   生手段であって複数の電気信号を発生して前記刺激手段
   を動作し、該複数の電気信号が人間の蝸牛内の個別に配
   置された聴覚神経線維の一時的神経ディスチャージパタ
   ーンを選択的に複製するための前記発生手段を有するこ
   とを特徴とする人工聴覚器官。
4. 【請求項４】請求項（３）において、前記発生手段が前
   記複数の電気信号を発生し、その各々が前記電気入力信
   号の各特定周波数帯における対応するエネルギに振幅が
   対応する前記各特定周波数帯において周期的発振を有す
   る人工聴覚器官。
5. 【請求項５】請求項（１）の信号処理装置もしくは請求
   項（２）もしくは（３）の人工聴覚器官において、前記
   複数個のフィルタの各々が0.5よりも大きいＱ（3dB）を
   有する信号処理装置もしくは人工聴覚器官。
6. 【請求項６】請求項（１）の信号処理装置もしくは請求
   項（２）もしくは（３）の人工聴覚器官において、前記
   複数のフィルタの各々が該フィルタの各々の前記中心周
   波数と同じ周波数で応答する聴覚神経の測定Ｑ（10dB）
   と同程度のＱ（10dB）を有する信号処理装置もしくは人
   工聴覚器官。
7. 【請求項７】請求項（１）の信号処理装置もしくは請求
   項（２）もしくは（３）の人工聴覚器官において、前記
   複数個のフィルタの各々のＱ及び前記各中心周波数を19
   65年のMIT リサーチモノグラフ35,ライブラリオブコン
   グレス6614345におけるキアング等の測定（第７図）に
   従って決定する信号処理装置もしくは人工聴覚器官。
8. 【請求項８】請求項（１）の信号処理装置もしくは請求
   項（２）もしくは（３）の人工聴覚器官において、さら
   に複数個の非線型手段を具備し、各々が前記複数個のフ
   ィルタの前記電気出力信号に選択的に接続され、前記電
   気出力信号の振幅の関数として調整された出力信号を非
   線型に出力する信号処理装置もしくは人工聴覚器官。
9. 【請求項９】請求項（８）において、動作上前記非線型
   手段の前記調整された出力信号の全てに接続される加算
   手段を具備し、前記調整された出力信号の全ての振幅を
   加算して単一の処理装置出力信号を出力する信号処理装
   置もしくは人工聴覚器官。