JPS63242252A - 人工聴覚器官及び信号処理装置 - Google Patents

人工聴覚器官及び信号処理装置

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JPS63242252A
JPS63242252A JP63058126A JP5812688A JPS63242252A JP S63242252 A JPS63242252 A JP S63242252A JP 63058126 A JP63058126 A JP 63058126A JP 5812688 A JP5812688 A JP 5812688A JP S63242252 A JPS63242252 A JP S63242252A
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

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ィルタ
を使用した信号処理装置に関する。
［従来の技術１ 本技術分野にはさまざまな神頼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
ソンは輪生に沿った異なる場所は異なる周波数として脳
に応谷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、帯域フィ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、これらの信号は輪
生に沿っ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組の帯域フィルタ
を使用して発振器（１・−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ｑ
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ブンセ
ットスピーチを理解するのに完全に成功したと言えるよ
うなものではなかった。
アメリカ音響協会ジャーナル６６の第１３８１〜１４０
３頁に記載された、１９７９年の文献゛聴覚神経線維の
ディスチャ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４ノツチはスペクトル情
報が聴覚神経ディスチャ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
周波数に近いニューロン間だ（プ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
。
［発明の開示］ 本発明は人工聴覚器官と一緒に使用するようにされ人間
に対して音響を表わすようにされた電気入力信号の信号
処理装置を提供する。複数のフィルタの各々が異なった
中心周波数を通過させ、多者がそれぞれの中心周波数に
関する電気入力信号の聴覚成分を表わす濾波された信号
を出力する。
好ましくは非線型装置として作動する複数のゲー１−　
ｎ構が個々に濾波された信号に接続される。各ゲートａ
ｍは濾波された信号が所定値よりも高い場合に人間の知
覚値を越えるレベルの出力信号を通１゛ｏゲート機構が
接続される濾波された信号のレベルが複数の全フィルタ
からの濾波された信号の最大（ｌ？■の中の一つとなり
そうす場合のみ出力が知覚値を越えて通過するように所
定値が個々に決定される。
多チヤネル信号処理装置において、電気入力信号は極め
て複雑な複数の個々のフィルタから出力を与えることが
できる。本発明は伯のフィルタ廿ツ１〜にも応用でざる
が、前記したことは複数のフィルタが鋭同調されている
フィルタすなわち共振器であり人力信号のエネルギ成分
を表わ１周期性を含む出力信号を生成する場合特に正し
い。このような状況において、多重刺激されて周期性が
加算器もしくは蝸牛内で結合すると望ましくないチャネ
ル相互作用を生じることがある。前記のように構成され
るゲート機構を有する１個の処し！１１装置は共振フィ
ルタの一時的特性のスペクトルを劣化させる個々のフィ
ルタからの周期性間の望ましくない相互作用、チャネル
相互作用、を低減することができ、患者への予測不能な
ほど高い感覚を低減することができる。
例えば、９もしくは１０チャネル信号処理装置、もしく
は人工聴覚器官、を設ける場合、任意所与の時点におい
てこれらのチャネルのサブセットのみから患者へ情報を
運ぶのが望ましい。例えば、任意所与の時点において９
もしくは１０チヤネル中の５チＡ７ネルのみが患者の知
覚値よりも高い情報を運ぶのにアクティブとなる。伯の
チャネル中での優勢ランクが他の対応するチャネルの電
気出力と比較した場合に最大振幅の中の一つとなるよう
に非線型装置に閾値が設定される。
同時アクティブチャネル数を低減する従来の方法は各チ
ャネルの振幅を比較し、続いて最高振幅チャネルを選定
することを含んでいる。全チャネルを比較及びランク付
けし次に優勢なチャネルを選定するのに必要なリアルタ
イム計算は時間を消費し、特に多数のチャネルを使用す
る場合多くのリアルタイムマルチチャネル処理応用に無
理なく実行することができない。本発明はリアルタイム
多チヘアネル処理応用に実行できる別の、統計ベースの
優勢チャネル選定方法を提供する。代表的なチャネルラ
ンク及び振幅統計を多チャネル処理装置のコンピュータ
シミュレーションにより処理されるスピーチの実験室に
おける分析から展開することができる。これらの統計か
ら、各チＡ７ネルは最高ランキング（優勢）チャネルと
なりそうな場合のみその閾値を越すように各チャネルの
閾値パラメータを識別Ｊることができる。この機構によ
り、優勢チャネルは正確というよりはプロパブリスティ
ックに定義される。しかしながら、チャネルの優勢及び
そのスピーヂ内での知覚重要度もプロパブリスティック
である。チャネル閾値パラメータはリアルタイム処理装
置内のルックアップテーブル内で与えられ、優勢チャネ
ルを選定するためにチャネル間のリアルタイム比較計算
を実施する必要性をなくすことができる。
［実施例］ ヤングとリッチの研究によりスペクトル情報は聴覚神経
ディスチャージのタイミングパターンにうまく表わせる
ことが判った。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ュ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、適切なも
の、すなわち、個別の各神経線維の中心周波数の逆光に
近いもののみに応答して類似の分析を行うことができる
。神経′６雑の不適切な周期性を無視するこの能力によ
り、単極輪生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。基本及びフォーマ
ット周波数に対応する周期的事象が単極刺激波形内に存
在することができる。適切な等化により、これらの各周
１１性は全輪生にわたってニューロンの一時的デイスチ
ャージパターン内に生じることができる。しかしながら
、輪生に沿っ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、５００
Ｈｚ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事
象を含んでいる。電気的に蝙主に送出されるこのような
刺激信号は２＋＋ｌＳ及び５ｍ３間隔でニューロンイン
パルスを引き出す。これらのインパルスは輪生に沿って
どこからでも引き出すことができるが、５００１（ｚニ
ューロンを除けば２ｍｓ間隔は無視される。同様に、２
００＋１２ニユーロンを除けば、５＋ｎＳ間隔は無視さ
れる。これは多数のニューロンを刺激する１木の刺激電
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−Ｌ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っている。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
定ニューロン上に異なる５０の周期性が生じている場合
、適切なもの、例えば２ＫＩＩＺ線維に対する０、５１
１ＩＳ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ューロン群を刺激す
る多電極を使用して克服することができる。
従って、１本の電極−ら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
中心周波数に対応する間隔のみを送出する。本装置は空
間選択度に依存して周波数微分を達成する多極人工聴覚
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
化されたブロック図を第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ィルタ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は臨界減衰以下であり電気出力信号２０
．２２及び２４を出力する。
これらの帯域フィルタは発振性のインパルス応答を右し
でいる。実施例において、各帯域フィルタ１４．１６及
び１８は０．５よりも大きいＱ（３ｄＢ）を有している
。鋭同調帯域フィルタ１４．１６及び１８は共＠器とし
て作動し、従って、出力信号２０．２２及び２４は、そ
れぞれ、帯域フィルタ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３ｏは
出力信号２０．２２及び２４を圧縮するように作動し、
従って存在する信号のダイナミックレンジを刺激を受け
る人間に残存するダイナミックレンジに適合させること
ができる。非線型装置２６．２８及び３ｏは後記する重
要なゲート寸なわち閾値機能も果す。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３
２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ｌ・ランスジューサへ与えるこ
とができる。
第１図の信号処理装置のブロック図は３個の別々の帯域
フィルタ、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１辰器が望ましいこともあり、３ｆ［１１を示したの
はｒｌｌ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ュ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
号処理装置の実施例において、各帯域フィルタ、共振器
１４．１６及び１８は非常に狭帯域なフィルタであり、
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
８２０．２２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
逆光である。非Ｗｌ型装置２６゜２８及び３０は共振器
出力を輪生移植に適したダイナミックレンジに圧縮する
ように働り゛圧縮領域″及び、さらに重要なことである
が低レベル信号をマスクアウトするように働り゛デッド
バンドを有する。信号はその入力信号２０．２２及び２
４がデッドバンド閾値を越える非線型装置ｉ’？　２６
　。
２８及び３０のみの出力に生じる。非線型装置２６．２
８及び３０はこれらの信号に含まれている周！ｌＩｌ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決定して、大
きくなり過ぎるのを一す限する、すなわち圧縮する。非
線型装置２６．２８及び３０からの信号が加篇器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２６，２
８及び３０のデッ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【）が実際上加亦器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！１１１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９！
ｊ３８の前の母音”　ｅ　ｈ　”　３６の周波数スペク
トルを示す。母音“ｅｈ”３６のスペクトルは０．５に
１１７及び２，０に１１７付近にフォーマットビークを
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０．１７７Ｋｌｌｚと４．０Ｋｌｌｚ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の伝速関数は第１図の信号処
理装置の共振器１４，１６及び１８に対応している。こ
れらの共振器４゜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０．５にＩｌｚ及び２．０
にｌｌｚフＡ−マットピークに対応する最大振幅である
ことを６３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、すなわら信号５４及び４６を発生した
。
好ましい帯域フィルタの振幅特性６２を第５図に示ず。
好ましい帯域フィルタの位相特性６４を第６図に示す。
各帯域フィルタの鋭さは帯域フィルタのＱにより測定さ
れる。Ｑは帯域フィルタ応答の尖頭値から所与のｄＢｌ
だけ低い周波数により測定した帯域フィルタの帯域幅に
より帯域フィルタの中心周波数を除免して決定される。
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（」ればならない。ピークから３ｄＢ低く測定さ
れたフィルタ応答の帯域幅は所りの周波数幅であり、且
つその周波数幅が中心周波数に分割されると、Ｑ（３ｄ
Ｂ）が得られる。同様に、第５図の振幅曲線６２土の１
０ｄＢ低下点における帯Ｆｉｉ、幅を取り出すことによ
りＱ（１０ｄＢ）が１４られる。このようにして、Ｑの
値が高いほど個々のフィルタ鋭く同調されることが判る
。また、所与のフィルタはその対応するＱ（１０ｄＢ）
よりも人きな数値の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するのが望まし
い、ＶなわらＱ（３ｄＢ）は０．５よりも大きくするの
が望ましい。フィルタ応答はステップらしくはインパル
ス入力に対して発振応答するのが望ましい。これをその
インパルス機能が発成性であるという。第６図に示すよ
うに好ましくはフィルタの、位相特性はフィルタの中心
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Ｕ口；！２移を有し、フィルタの中心周波数
よりも高い周波数に対してはｈである。これは聴覚中央
神経系の個々のニューロンの特性をまねている。
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、Ｍ　Ｉ　Ｔリザーブ七ノグラフ３５、ライブラリ
オブコングレス６６１４３４５　（１９６５）　’ｔ　
　“猫の聴覚神経の単線雑のディスチャージパターン°
′。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、図示ザるＱ　（６６）はＱ（１０ｄ
Ｂ）値である。
第８図は本発明の人工聴覚器官６８の実施例のブロック
図である。マイクロフォン７ｏが所与の聴覚信号を″電
気入力信号１２に変換ｉＪ−る。電気入力信号１２は切
換可能なローカットフィルタ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υ１１０器７４は電気入力信号１２のダ
イナミックレンジを制限する。プリエンファシスフィル
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。
アンチェリアシングフィルタ８０が５にｌｌｚのナイギ
スＩ・周波数よりも高い周波数による信号の改悪を防１
［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。昏ナンブルホールド回路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゜７４．７６．７８．８０，８
２．８４及び８６は従来のものであり、同業者には公知
である。素子７２．７４．７６．７８．８０．８２及び
８４はオプショナルであり、ここでは人工聴覚器官６８
の実施例の一部として示しである。
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
心を通ず複数、すなわち９個、の帯域フィルタ８８Ａ〜
８８Ｉを含んでいる。実施例において、フィルタ８８Ａ
は０．５に１１１の中央周波数を有し、フィルタ８８Ｂ
は０．５に１１７１フイルタ８８Ｃは０．７１にｌｌｚ
、共［５８８０は０．９１に１１１１フイルタ８８Ｅは
１．１７にｌｌｚ。
フィルタ８８Ｆは１．５ＫＩＩＺ、フィルタ８８Ｇは１
　、９４Ｋｌｌｚ　、フィルタ８８Ｈは２．５Ｋｌｌｚ
、フィルタ８８１は３．２Ｋｌｌｚの中央周波数を有し
ている。フィルタ８８△〜８８１の個々の出力が非線型
装置９０Ａ〜９０Ｉへ通される。これら９＠の非線型装
置９０△〜９０１の出力は次に加口器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
ィルタ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ューム制御器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。索子９４及び９６はオプショナルである。実施例に
おいて、マイクロフォン７ｏはノーレスＥＡ１９３４で
あり３ｄＢダウンポイントは２５０１１ｚと８ＫＨｚで
ある。実施例において、ローカットフィルタ７２は６　
ｄＢ／　Ｊフタ−ブローカットフィルタであり、患者が
２５０１１ｚもしくは５００＋１２を選択可能なコーナ
周波数スイッチを有している。実施例において、自動利
得制御回路７４はおよそ１　ｍｓのアタック時間及びお
よそ２Ｓのリリース時間を有している。間値は感度制御
器により決定される。実施例において、プリエンファシ
スフィルタ７６は４ＫｌｌＺのコーナ周波数を有する６
６Ｂ／Ａクターブ高域フイルタである。プリエンファシ
スフィルタ７６はスピーチの長期スペクトル内の１０〜
１２ｄＢ／オクタ一ブ高周波ロールＡ）を一部補償する
ようにされてｄ３す、スピーチの＾周波数分内の振幅分
解能損失を低減する。利得素子７８、アンチェリアシン
グフィルタ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、逆フィルタ９４、ボリューム
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、フ
ィルタ８８Δ〜８８１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、フィル
タ８８Ａ及びフィルタ８８Ｂは３に等しいＱ（１０ｄＢ
）を有し、フィルタ８８Ｇ、８８Ｄ及び８８Ｅは４に等
しいＱ（１０ｄＢ）を有し、フィルタ８８Ｆは５に等し
いＱ−（１０ｄＢ）を有し、フィルタ８８Ｇは６に等し
いＱ（１０ｄＢ＞を有し、フィルタ８８Ｈは７に等′し
いＱ（１０ｄＢ＞を有し、フィルタ８８１は８に等しい
Ｑ（１０ｄＢ＞を有している。全フィルタのデジタル実
施は第４次とするのが望ましい。このようなフィルタの
デジタル実施は、この目的及び義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９０△〜９０１の実施は入力フィッティング
及び出力フィッティングの関数である。
各非線型装置は共缶器８８Ａ〜８８１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Ｊる。マツピング関数は第９図に示すように
、線型領１ｉ１１００、一連の２つの不関数１０２及び
１０４及び飽和間ｖ１１０６を有している。入力値を飽
和領［１０６もしくはいずれかの淋関数領域１０２．１
０４へ７ツビングザることにより、任意の範囲の入力（
ｈ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ックレンジへ適合される。入力
範囲も入力フィッティングの一部として設定されて所望
範囲のフィルタ出力値を出力範囲の圧縮領域、従って対
象の電気的ダイナミックレンジヘマツプする。
出力範囲は３つの非線型パラメータＹ（ｌｉｎ　）１０
８、Ｙ（ｌｔｌｉｄ）１１０及びＹ（ｍａｘ）１１２を
有する対象へ適合される。、Ｙ　（ｗｉｎ　）　１０８
は線型関数１００と第１の不関数１０２間の境界を定義
する。Ｙ　（ｍｉｎ　＞　１０８は対象の知覚内偵、す
なわちそれ以下では対象が聴覚知覚しない賄に設定され
る。Ｙ（＋ａｘ）１１２は第２のＷ１３Ｉｌ　１０４と
飽和関数１０６間の境界を定義する。このようにして、
Ｙ（ｗａｘ）１１２よりも大きい出力値−よ発生されな
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の不関数
１０２及び第２の不関数１０４間の境界に対応するＹ　
（１１ｉｄ　＞　１１０はＹ　（ｍｉｎ　）　１０８＋
０．６６ｘｆｆｉＹ　（ｍａｘ　）　１１２−Ｙ　（Ｉ
ｎｉｎ　）　１０８の値しとてで定義される。
各非線型装置９０Δ〜９０１の入力ダイナミックレンジ
は個々のフィルタ８８八〜８８１の出力においで測定さ
れるスピーチの瞬時信号値の分布に適合される。Ｙ値１
０８，１１０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つのオプショ
ナル手法を利用できる。
第１の好ましくない方法では、各フィルタ８８からの瞬
時出力値分布の第９５自分位数が処理されたスピーチの
大サンプルに対して計口される。
Ｘ（ＩＩｌａｘ）１１８はこの値に′設定される。この
値を使用して、個々のチャネルに対するフィルタ出力の
５％が飽和関数１０６ヘマツプされる。次に、Ｘ（ｗｉ
ｎ）１１４がＸ（ｌａｘ）１１８より６２０ｄＢ低い値
へ設定され、Ｘ（ｍｉｄ）１１６はＸ　（！ｌ１ａｘ　
）　１１８とＸ　（ａｋｉｎ　＞　１１４の中間に設定
される。これらのパラメータは各チャネル、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
ミックレンジヘマツブする。残りの５０〜６０％は線型
関数１００の閾値もしくはそれよりし低いため、この方
法により超閾値成分を含む多数のチャネルが混合される
。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。
本発明において、“″チＶ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フィルタ
８８Ａ〜８８１からの出力のみが非線型装置９０Ａ〜９
０１を通過すなわちゲートされ、従って加算器３２ヘゲ
ートされ、そのためその周１ｎ性は患者が知覚する開鎖
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＋１１Ｉ性の数が低減され、適切な
Ｉｎ期性インタラクションも低減される。これはＸパラ
メータ１１４．１１６及び１１８の（ａを増大してスピ
ーチ入力信号の大きなパーＣンテージを線ｙ１関数１０
ｏヘマツブし、従っ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、ｆｄ高振幅すなわ
ち優勢チャネルのみが超閾値にある。
第１１図及び第１２図は代表的な信号処理装置内の２つ
の代表的チャネルの振幅分布を示ず。記録されたスピー
チマテリアルの大サンプルがコンピュータシミュレーシ
ョンにより処理され計算が比較され第８図に示す人工聴
覚器官に含まれる全チャネルがランク付けされる。第１
１図は５００ｆｉｚの中心周波数を有する第８図の信号
処理装置１０のチャネル４を表わＪ０水平軸は１のベー
スに対してデシベルで表わしたこのチャネルのＲＭＳ値
を表わしている。縦軸はこのチＡ７ネルが表示されたラ
ンクを有する時間比率を表わしている。第１１図の線３
０１は信号処理装置の全チャネルの中で振幅に関して最
高ランクチャネルとなる場合のみに対する５００１１ｚ
の振幅を表わしている。同様に曲線３０２はこのチャネ
ルの振幅が第２ランクとなる場合のみに対する振幅を表
わしている。
対応な関係は５００１１ｚチヤネルが最低ランクチャネ
ルである場合のみに対する振幅を示す曲線３１０につい
ても正しい。第１１図に示す分布から、５００１１ｚチ
ヤネルはランクと振幅間の偶発的関連を示ずことが判り
、第１１図に示すこの５００Ｈｚブーヤネルのような偶
発的チャネルににす、チャネルは最高ランキングづなわ
ち優勢チャネルの中の一つとなりそうな場合のみ励起さ
れるようにチャネル閾値を定義することができる。例え
ば、５０ｄＢに設定されたチＡ７ネル閾値はチャネルが
上位５チヤネルの中の一つであった大概の場合を含み、
チャネルが下位５チヤネルの中の一つであった大概の場
合を除外することができる。
本例において、次に、Ｘ　（ｍｉｎ　）　１１４は５０
ｄＢに設定される。Ｘ（ｍａｘ）１１８は残りの利用可
能な信号のほとｌυど全てを含むレベル、本例では７０
ｄＢに設定される。Ｘ（ｍｉｎ＞１１６はＸ　（ＩＩｌ
ｉｎ　）　１１４とＸ（ｍａｘ）１１８の中点、すなわ
ち６０ｄＢに設定される。
第１２図にもう一つの代表チャネルを示し、このチＡ７
ネルは中心周波数が１７８ｆｌｚに設定されているチャ
ネルである。第１２図のグラフは第１１図のグラフから
の表現に対応している。再び、曲線３１１はこの個々の
チャネルが最高ランキングチャネルである場合の振幅を
表わし、曲線３１２はこのチャネルが第２ランキングで
ある場合の振幅を表わし、曲線３１３はそれが第３ラン
キングである場合であり、このようにして曲線３２０ま
で続く。第１２図のチャネルにより示される挙動により
、分布は偶発的ではない、すなわち振幅とランクとの間
にはほとんど偶発的関係のないことが判る。チャネルが
最高ランキングである大概の場合が達成され且つ低ラン
キングである場合も達成できるように閾値が設定される
デシベル値はない。第１２図に示すチャネルのような非
偶発性チャネルは和から完全に除外するか、和に完全に
含むか、もしくは低下したレベルで含めることができ、
こうして内含する同期性による混乱の可能性が低減され
る。
Ｘｆｌｆｉｌｌ　４．１１６．１１８及’ＣＦＹ値１０
８゜１１０．１１２を前記したにうに決定して、非線型
装置９ｏの機能をデジタルに実施するプログラムのフロ
ー図を第１０図に示す。デジタルプログラムがブロック
２００で開始して個々の各チャネルＡ−１を個別に順次
実施する。個々の各チャネルは互いに同じであるため、
一つのチャネル、すなわちＡチャネルについてのみ記載
する。ブロック２０２によりデジクルフィルタが実施さ
れ、それはフィルタ８８Ａに対応している。このデジタ
ル実施は従来公知のものである。第１のチャネルに対し
て、ブロック２０４のプログラムはブロック２０２から
出力を取り出し、Ｘ値が線型関数１００の範囲内である
かどうか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、プログラムは一定値Ａ１及
びＢ１を得てそれらを式Ａ１ｘＸ（ｔ＞＋８１に当ては
めることにより出力関数Ｙ　（ｔ）を決定する。Ｘ（ｔ
）の値が線型関数１００の範囲内でなければ、ブロック
２０６はＸ値が第１の幕関数１０２の範囲内であるかど
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Δ２及びＢ２を探索してそれを式Ｙ　（ｔ）＝
Ａ２ｘＸ　（ｔ）＋８２に当てはめることによりＹ出力
値を決定する。好ましくは、これは複数の部分線型セグ
メン１へにより対数曲線を近似して達成することができ
る。同様に、適切であればルックアップテーブルを使用
してＡ３及びＢ３の値を求めて第２のｍ関数１０４がブ
ロック２０８において実施される。また、好ましくは、
対数曲線は線型セグメン１−により近似することができ
る。最後に、Ｘ値Ｘ（ｔ）が飽和部の傾向にあれば、曲
線は飽和して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ック２１２により飽和関数１
０６を実行する。
次に、プログラムはデジタル信号処理装着１０内に含ま
れる個別の各チャネルに対してこれらの個別ブロックの
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が信号処
理装置１０として形成され作動する集積回路上で実行さ
れる。この集積回路はテキナス州、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、個別の各ブーヤ
ネルから４１１られる値が次にブロック２１４にＪ３い
てデジタル加紳されて最終Ｙ　（ｔ）が得られ、プログ
ラムはブロック２１６において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１３図に示す。人
工聴覚器官１２０はマイクロホン７０と自動利１１１制
御回路７４とフィルタ７６のプリエンファシスと信号処
理装置１０を有する点におい゛Ｃ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はフィルタ８８
Ａ〜８８Ｊへ電気入力信号を供給する１個のアナログ／
デジタル変換器８６を含んでいる。中心周波数はそれぞ
れ１７８１（７，２５０Ｈｚ、　３５３１１ｚ、　５０
０ｔｌＺ、　７０７１１ｚ、ｌＫ１１Ｚ　、　１．４に
Ｉｌｚ　、　２Ｋｌｌｚ　、２　、８　Ｋ１１ｚ及び４
ＫＩＩＺである。各フィルタ８８は個別に非線型装置９
０Ａ−〜９０Ｊへ供給を行う。フィルタ８８及び非線型
装置９０は第８図に示すフィルタ８８及び非線型装置９
０と同様に作動する。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
替りに個々にデジタル／アナログ変換器９２Ａ〜９２Ｊ
へ通される。また、１個のデジタル／アナログ変換器９
２は時分割多重化を行なって全ての非線壁装ｆｆ１９０
Ａ〜９０Ｊへ接続することができる。個々の各デジタル
／アナログ変換器９２△〜９２Ｊの出力は個々の電流源
１２２Ａ〜１２２Ｊへ供給され、それらは個々に？ｔ１
１ｉ極１２４Ａ〜１２４Ｊへ供給を行う。このようにし
て、個々の各フィルタ８８Ａ〜８８Ｊが究極的に個々の
電極１２４Ａ〜１２４Ｊへ供給を行う。このようにして
、個々の電極、例えば電極１２４Ａは１個のフィルタ、
すなわち共振器８８Ａの同期性のみを含む。電極１２４
Ａ〜１２４Ｊに供給を行うワイヤは経皮プラグ１２６を
通るように図示されている。電極１２４Ａ〜１２４Ｊは
第１１図に１本のワイヤとして示されているが、それら
１１１個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
置されるように設品１され７ｊワイヤ素子対を表わすこ
とができる。また、電極１２４Ａ〜１２４Ｊは個々の素
子から（図示せぬ）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。
輪生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、本発明は補聴器等の合臂刺激に
も応用できることをお判り願いたい。
非線型性及び／もしくはフィルタの所定１）性が常に設
定されているものとして実施例を説明したが、ある事象
の発生時にはこれらの所定値は時々もしくは周期的に有
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。
木説朗を通して、好ましくはフィルタ８８は共振機とし
て機能する鋭同調、７：ＳＱＱ値ィルタであった。しか
しながら、本発明は鋭同調されておらず、高いＱ値を持
たず共振器としては機能しない帯域フィルタであっても
右利に作１ＦＩＪＪすることを認識且つ理ＰＲされたい
。非線型装置９０のチャネル優先選定はそれでも結果と
して生じる信号を聴覚中央神経系へ供給するのを簡単化
するように作動する。
このにうにして、ヂ〜７ネルドミナンスを使用した人工
聴覚器官の新しい信号処理装置を図示し説明してきた。
しかしながら、同Ｔ、名であれば特許請求の範囲内で本
発明の形状や詳細をさまざまな変更、修正及び置換でさ
ることを認識及び理解願いたい。
【図面の簡単な説明】
第１図は本発明の仁号処］！Ｉ！装置の簡単化されたブ
ロック図、第２図は母音゛ｅ　ｈ　”の周波数スペクｌ
〜ルを示１−図、第３図は帯域フィルタの伝達関数を示
す図、第４図４よ第２図に示す刺激を与えた場合におけ
る時開領域帯域フィルタの出力を示づ図、第５図は好ま
しい帯域フィルタの振幅特性を示す図、第６図は好まし
い帯域フィルタの位相特性を示η図、第７図は中心周波
数の関数として猫い／ｊさまざまな周波数に対するニュ
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ック図、第９図は非Ｉ！Ｉｌ型装置
の代表的入出力関数を示す図、第１０図は第９図の非線
型装置の定義の仕方を示づフロー図、第１１図は周波数
関数としての相対優勢度のグラフ、第１２図は周波数の
関数としてのもう一つのチャネルの相対優勢度のグラフ
、第１３図は本発明の別の実施例のブロック図である。 参照符号の説明 １０・・・信号処理装置 １４．１６．１８．４０．８８Ａ〜８８Ｊ・・・帯域フ
ィルタ寸なわら共振器 ２６．２８．３０．９０Ａ〜９０Ｊ・・・非線型装置３
２・・・加算器 ６８．１２０・・・人工聴覚器官 ７ｏ・・・マイクロフォン ７２・・・ローカットフィルタ ７４・・・自動利得制御器 ７６・・・プリエンファシスフィルタ ７８．８２・・・増幅器 ８０・・・アンチェリアシングフィルタ８４・・・サン
プルホールド回路 ８６・・・Δ／Ｄ変換器 ９２．９２Ａ〜９２Ｊ・・・Ｄ／Ａ変換器９４・・・逆
フィルタ

Claims (7)

    【特許請求の範囲】
  1. （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つ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動作上前記電気的入力
    信号を受信するように接続され且つ各々がそれぞれの中
    心周波数に関する前記電気的入力信号の聴覚成分を表わ
    す濾波された信号を出力する複数個のフイルタを有し、
    前記複数個のフイルタの前記濾波された信号に個々に接
    続されて前記濾波された信号が所定値よりも高い場合に
    前記人間の知覚値よりも高レベルの出力信号を通す複数
    のゲート手段を有し、前記ゲート手段が接続される前記
    濾波された信号のレベルが前記複数個の全てのフイルタ
    の前記濾波された信号の最大値の中の一つとなりそうな
    場合のみ前記出力が前記知覚値を越えて通過するように
    前記所定値が個々に決定されており、前記出力信号の各
    々が前記人工聴覚器官で使用されるようにされており、
    従つて前記信号処理装置は所与の時点において前記複数
    のフイルタからの前記全ての濾波された信号の中のいく
    つかだけを通すことを特徴とする信号処理装置。
  2. （２）音響信号を受信し、前記音響信号を人間にとつて
    音響を表わす信号へ変換して送信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
    て電気的信号へ変換するようにされているトランスジユ
    ーサと、各々が異なる中心周波数を通し、各々が動作上
    前記電気的信号を受信するように接続され各々がそれぞ
    れの中心周波数に関する前記電気的信号の聴覚成分を表
    わす濾波された信号を出力する複数のフイルタと、全出
    力信号を受信しそれを前記人間に供給できるようにされ
    た形式で送信する接続手段を有し、前記複数のフイルタ
    の前記濾波された信号に個々に接続され動作上前記接続
    手段に接続されて前記濾波された信号が所定値よりも高
    い場合に前記人間の知覚値よりも高レベルの出力信号を
    通過させる複数のゲート手段を有し、前記ゲート手段が
    接続される前記濾波された信号のレベルが前記複数の全
    てのフイルタの前記濾波された信号の最大値の中の一つ
    となりそうな場合のみ前記出力が前記知覚値を越えて通
    過するように前記所定値が個々に決定されており、前記
    出力信号の各々が前記人工聴覚器官で使用されるように
    されていることを特徴とする人工聴覚器官。
  3. （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
    信号へ変換するようにされたトランジユーサ手段と、動
    作上前記電気入力信号に接続され人間の正常に機能する
    蝸牛内の個々の位置における聴覚神経線維の正規の一時
    的神経デイスチヤージパターンを選択的に反復する複数
    の電気信号を発生する発生手段と、前記個々の位置に対
    応する蝸牛内の選定聴覚神経部位を刺激する刺激手段と
    、前記複数のフイルタの前記濾波された信号に個々に接
    続され動作上前記刺激手段に接続されて前記濾波された
    信号が所定値よりも高い場合に前記人間の知覚値よりも
    高レベルの出力信号を通過させる複数のゲート手段を有
    し、前記所定値は前記ゲート手段に接続される前記濾波
    された信号のレベルが前記複数のフイルタの全ての前記
    濾波された信号の最大値の中の一つとなりそうな場合の
    み前記出力が前記知覚値を越えて通過するように個々に
    決定されており、前記出力信号の各各が前記人工聴覚器
    官で使用されるようにされている人工聴覚器官。
  4. （４）請求項（１）の信号処理装置もしくは請求項（２
    ）もしくは（３）記載の人工聴覚器官において、前記複
    数のゲート手段の各々の前記所定値は前記全ての濾波さ
    れた信号のランクの偶発分布に基いている信号処理装置
    及び人工聴覚器官。
  5. （５）請求項（４）記載の信号処理装置もしくは人工聴
    覚器官において、前記複数のゲート手段はテーブルルツ
    クアツプ機構により前記所定値を個々に使用する信号処
    理装置もしくは人工聴覚器官。
  6. （６）請求項（１）記載の信号処理装置もしくは請求項
    （２）もしくは（３）記載の人工聴覚器官において、前
    記ゲート手段の各々がさらに前記知覚閾値よりも高い前
    記濾波された信号に非線型性を導入する非線型装置を有
    する信号処理装置もしくは人工聴覚器官。
  7. （７）請求項（６）記載の信号処理装置もしくは人工聴
    覚器官において、前記非線型性は線型関数部、圧縮非線
    型関数部及び飽和関数部を有する信号処理装置もしくは
    人工聴覚器官。
JP63058126A 1987-03-13 1988-03-11 人工聴覚器官及び信号処理装置 Expired - Lifetime JP2664186B2 (ja)

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