KR101676211B1 - 청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소 - Google Patents

청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소 Download PDF

Info

Publication number
KR101676211B1
KR101676211B1 KR1020157007439A KR20157007439A KR101676211B1 KR 101676211 B1 KR101676211 B1 KR 101676211B1 KR 1020157007439 A KR1020157007439 A KR 1020157007439A KR 20157007439 A KR20157007439 A KR 20157007439A KR 101676211 B1 KR101676211 B1 KR 101676211B1
Authority
KR
South Korea
Prior art keywords
channel
instantaneous value
instantaneous
envelopes
specific
Prior art date
Application number
KR1020157007439A
Other languages
English (en)
Other versions
KR20150048187A (ko
Inventor
플로리안 프뤼하우프
에른스트 아쉬바허
Original Assignee
메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하
Priority date (The priority date 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 date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하 filed Critical 메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하
Publication of KR20150048187A publication Critical patent/KR20150048187A/ko
Application granted granted Critical
Publication of KR101676211B1 publication Critical patent/KR101676211B1/ko

Links

Images

Classifications

    • A61N1/36032—
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
    • A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
    • A61N1/02—Details
    • A61N1/04—Electrodes
    • A61N1/05—Electrodes for implantation or insertion into the body, e.g. heart electrode
    • A61N1/0526—Head electrodes
    • A61N1/0541—Cochlear electrodes
    • 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
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
    • H04R25/505—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using digital signal processing
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/67—Implantable hearing aids or parts thereof not covered by H04R25/606
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2430/00—Signal processing covered by H04R, not provided for in its groups
    • H04R2430/03—Synergistic effects of band splitting and sub-band processing

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Soundproofing, Sound Blocking, And Sound Damping (AREA)

Abstract

인공 와우 전극 어레이에서의 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키는 방법이 기술되어 있다. 입력 오디오 신호가 처리되어, 오디오 주파수들의 연관된 대역을 각각 나타내는 대역 통과 채널 신호들을 발생시킨다. 각각의 채널 신호로부터 채널 엔벨로프가 추출된다. i. 각각의 채널 엔벨로프에 대해, 채널 신호에 존재하는 순시 잡음을 특성화하는 정규화된 채널 특정 순시치 지시자를 결정하는 것, ii. 채널 특정 순시치 지시자들의 함수로서 결합된 순시치 지시자를 결정하는 것, 및 iii. 결합된 순시치 지시자의 함수로서 채널 엔벨로프들에 채널 특정 이득을 적용하여, 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하는 것에 기초하여, 입력 오디오 신호 및 채널 엔벨로프들이 처리되어, 순시치 감소 엔벨로프들을 생성한다. 그런 다음, 순시치 감소 엔벨로프들이 이용되어, 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시킨다.

Description

청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소{REDUCTION OF TRANSIENT SOUNDS IN HEARING IMPLANTS}
본 출원은 2012년 8월 27일자로 출원된 미국 가특허 출원 제61/693,356호로부터 우선권을 주장하며, 이 가특허 출원은 본 명세서에 참고로 포함된다.
기술분야
본 발명은 인공 와우(cochlear implants)와 같은 청각 임플란트 시스템(hearing implant systems)에 관한 것이며, 구체적으로는 청각 임플란트 시스템에서 이용되는 신호 처리에 관한 것이다.
정상 귀는, 도 1에 도시된 바와 같이, 외이(outer ear)(101)를 통해 고막(tympanic membrane; eardrum)(102)으로 사운드를 전달하고, 고막은 와우(cochlea)(104)의 난원창(oval window) 개구부 및 정원창(round window) 개구부를 진동시키는 중이(middle ear)(103)의 뼈들(추골(malleus), 침골(incus) 및 등골(stapes))을 움직인다. 와우(104)는 그의 축을 중심으로 나선형으로 대략 2바퀴 반 감겨 있는 좁고 긴 관이다. 와우는 전정계(scala vestibuli)로 알려진 상부 채널 및 고실계(scala tympani)로 알려진 하부 채널을 포함하고, 이들은 와우관(cochlear duct)에 의해 연결되어 있다. 와우(104)는, 청신경(acoustic nerve)(113)의 나선 신경절 세포들(spiral ganglion cells)이 존재하는 와우축(modiolar)으로 지칭되는 중심을 갖는 똑바른 나선 원뿔을 형성한다. 중이(103)에 의해 전달된 사운드를 수신한 것에 응답하여, 유체로 채워진 와우(104)는 와우 신경(cochlear nerve)(113)으로 그리고 궁극적으로는 뇌로 전달되는 전기 펄스들을 발생시키기 위해 트랜스듀서로서 기능한다.
와우(104)의 신경 기질(neural substrate)을 따라 외부 사운드를 의미있는 활동 전위(action potentials)로 변환하는 능력에 문제가 있을 때 청각이 손상된다. 손상된 청각을 개선하기 위해, 인공 청각(auditory prostheses)이 개발되었다. 예를 들어, 손상이 중이(103)의 동작에 관련되어 있을 때, 음향-기계적 자극(acoustic-mechanical stimulation)을 증폭된 사운드의 형태로 청각계(auditory system)에 제공하기 위해 종래의 보청기가 사용될 수 있다. 또는, 손상이 와우(104)와 연관되어 있을 때, 이식된 자극 전극(implanted stimulation electrode)을 갖는 인공 와우는 전극을 따라 분포되어 있는 다수의 전극 콘택들에 의해 전달되는 작은 전류로 청신경 조직(auditory nerve tissue)을 전기적으로 자극할 수 있다.
도 1은 다양한 신호 처리 방식들이 구현될 수 있는 외부 신호 프로세서(111)에 오디오 신호 입력을 제공하는 외부 마이크로폰을 포함하는 전형적인 인공 와우 시스템의 일부 구성요소들을 또한 도시하고 있다. 처리된 신호는 이어서 임플란트(108)로 전송을 위해 데이터 프레임들의 시퀀스와 같은 디지털 데이터 포맷으로 변환된다. 처리된 오디오 정보를 수신하는 것 이외에, 임플란트(108)는 또한 에러 정정, 펄스 형성 등과 같은 부가의 신호 처리를 수행하고, 전극 리드(electrode lead)(109)를 통해 이식된 전극 어레이(110)로 송신되는 (추출된 오디오 정보에 기초한) 자극 패턴을 생성한다. 전형적으로, 이 전극 어레이(110)는 와우(104)의 선택적 자극을 제공하는 다수의 전극들을 그의 표면 상에 포함한다.
오늘날 인공 와우에서, 비교적 적은 수의 전극들 각각이 비교적 넓은 주파수 대역들과 연관되어 있고, 각각의 전극은 자극 펄스 - 그의 전하(charge)는 그 주파수 대역 내의 엔벨로프의 순간 진폭(instantaneous amplitude)으로부터 도출됨 - 를 통해 뉴런들의 그룹을 어드레싱한다. 일부 코딩 전략들에서는, 자극 펄스들이 모든 전극들에 걸쳐 일정한 레이트로 인가되는 한편, 다른 코딩 전략들에서는, 자극 펄스들이 전극 특정 레이트(electrode-specific rate)로 인가된다.
전기 자극 신호들을 생성하기 위해 다양한 신호 처리 방식들이 구현될 수 있다. 인공 와우의 분야에서 잘 알려져 있는 신호 처리 접근법들은 CIS(continuous interleaved sampling) 디지털 신호 처리, (본 명세서에 참고로 포함된 미국 특허 제6,348,070호에 기술된 바와 같은) CSSS(channel specific sampling sequences) 디지털 신호 처리, SPEAK(spectral peak) 디지털 신호 처리, 및 CA(compressed analog) 신호 처리를 포함한다. 예를 들어, CIS 접근법에서, 음성 프로세서에 대한 신호 처리는 다음의 단계들을 수반한다:
(1) 필터 뱅크에 의해 오디오 주파수 범위를 스펙트럼 대역들로 분할하는 단계,
(2) 각각의 필터 출력 신호의 엔벨로프 검출 단계,
(3) 엔벨로프 신호의 순간 비선형 압축 단계(매핑 법칙(map law)).
와우의 음조 체계(tonotopic organization)에 따르면, 고실계 내의 각각의 자극 전극은 외부 필터 뱅크의 대역 통과 필터와 연관된다. 자극을 위해, 대칭 이상 전류 펄스(symmetrical biphasic current pulse)들이 인가된다. 자극 펄스들의 진폭들은 압축된 엔벨로프 신호들로부터 직접 획득된다. 이 신호들은 순차적으로 샘플링되고, 자극 펄스들은 엄격히 비중복인 시퀀스(strictly non-overlapping sequence)로 인가된다. 따라서, 전형적인 CIS 특징으로서, 한번에 단 하나의 자극 채널만이 활성이고, 전체 자극 레이트(overall stimulation rate)는 비교적 높다. 예를 들어, 18kpps의 전체 자극 레이트 및 12 채널 필터 뱅크를 가정하면, 채널당 자극 레이트는 1.5kpps이다. 이러한 채널당 자극 레이트는 보통 엔벨로프 신호의 적절한 시간 표현을 위해 충분하다. 최대 전체 자극 레이트는 펄스당 최소 위상 지속기간에 의해 제한된다. 위상 지속기간이 임의적으로 짧게 선택될 수 없는데, 그 이유는 펄스들이 짧을수록, 뉴런들에서의 활동 전위들을 유도하기 위해 전류 진폭들이 높아야 하고, 전류 진폭들은 다양한 현실적인 이유들로 인해 제한되기 때문이다. 18kpps의 전체 자극 레이트에 대해, 위상 지속기간은 27㎲이고, 이는 하한에 가깝다. CIS 대역 통과 필터들의 각각의 출력은 대략 엔벨로프 신호에 의해 변조되는 대역 통과 필터의 중심 주파수에서의 정현파(sinusoid)로서 간주될 수 있다. 이는 필터들의 양호도(quality factor)(
Figure 112015028658144-pct00001
)로 인한 것이다. 유성음 세그먼트(voiced speech segment)의 경우에, 이 엔벨로프는 대략 주기적이고, 반복 레이트는 피치 주파수(pitch frequency)와 동일하다.
기존의 CIS 전략에서는, 추가 처리를 위해 엔벨로프 신호들만이 이용되는데, 즉 이들이 전체 자극 정보를 포함한다. 각각의 채널에 대해, 엔벨로프는 일정한 반복 레이트의 이상 펄스들의 시퀀스로서 표현된다. CIS의 특유의 특징은, 이 반복 레이트(전형적으로는 1.5kpps)가 모든 채널들에 대해 동일하고, 개별 채널들의 중심 주파수들과는 어떠한 관계도 없다는 것이다. 반복 레이트가 환자에 대한 시간적 단서(temporal cue)가 아니라는 것, 즉 환자가 반복 레이트와 동일한 주파수를 갖는 톤들을 지각하지 않도록 반복 레이트가 충분히 높아야 하는 것이 의도된다. 반복 레이트는 보통 엔벨로프 신호들의 대역폭의 2배보다 더 크도록 선택된다(나이키스트 정리(Nyquist theorem)).
미세 시간 구조 정보(fine time structure information)를 전달하는 다른 인공 와우 자극 전략은 Med-El의 FSP(Fine Structure Processing) 전략이다. 대역 통과 필터링된 시간 신호들의 제로 크로싱들이 추적되고, 각각의 네거티브에서 포지티브로의 제로 크로싱(negative to positive zero crossing)에서, CSSS(Channel Specific Sampling Sequence)가 시작된다. 전형적으로, CSSS 시퀀스들은 200 또는 330Hz까지의 주파수 범위를 커버하는 처음의 하나의 또는 2개의 가장 선단의 채널(most apical channel)들에만 적용된다. FSP 장치(arrangement)는 Hochmair I, Nopp P, Jolly C, Schmidt M, SchoeBer H, Garnham C, Anderson I의 MED-EL Cochlear Implants: State of the Art and a Glimpse into the Future(Trends in Amplification, vol. 10, 201-219, 2006)에 추가로 기술되어 있으며, 이는 본 명세서에 참고로 포함된다.
도 2는 기존의 인공 와우(CI) 시스템들을 대표하는 신호 처리 장치에서의 주요 기능 블록들을 도시하고 있으며, 여기서 자극 타이밍 및 진폭 정보를 포함하는 대역 통과 신호들이 자극 전극들에 할당된다. 전처리기 필터 뱅크(Preprocessor Filter Bank)(201)는 초기 음향 오디오 신호를 전처리한다(예컨대, 자동 이득 제어, 잡음 감소 등). 전처리기 필터 뱅크(201) 내의 각각의 대역 통과 필터는, 음향 오디오 신호가 어떤 N개의 대역 통과 신호들 B1 내지 BN(각각의 신호는 대역 통과 필터들 중 하나에 대한 주파수들의 대역에 대응함)으로 필터링되도록, 오디오 주파수들의 특정 대역과 연관되어 있다.
대역 통과 신호들 B1 내지 BN은 자극 펄스 발생기(202)에 입력되고, 이 자극 펄스 발생기는 신호 특정 자극 정보(signal specific stimulation information) - 예컨대, 엔벨로프 정보, 위상 정보, 요청된 자극 이벤트들의 타이밍 등 - 를, 전극 특정의 요청된 자극 이벤트(electrode specific requested stimulation event)들을 나타내는 N개의 자극 이벤트 신호들 S1 내지 SN의 세트로 추출한다. 예를 들어, CSSS(channel specific sampling sequences)는 본 명세서에 참고로 포함되는 미국 특허 제6,594,525호에 기술된 바와 같이 이용될 수 있다.
펄스 매핑 모듈(203)은 각각의 대역 통과 엔벨로프의 진폭에 비선형 매핑 함수(전형적으로 로그(logarithmic))를 적용한다. 이 매핑 함수는 전형적으로 자연적인 음량 증가(natural loudness growth)를 달성하기 위해서 임플란트의 설치(fitting) 동안 개별 CI 사용자의 요구에 대해 적응된다. 이것은, 음향 신호의 최적의 전기 표현을 제공하는 전극 자극 신호들 A1 내지 AM의 세트를 생성하기 위해 환자 특정 지각 특성들을 반영하는 각각의 요청된 자극 이벤트 신호 S1 내지 SN에 적용되는 함수들의 특정 형태로 이루어질 수 있다.
펄스 매핑 모듈(203)은 음량 매핑 함수들을 제어한다. 전기 펄스들의 진폭들은 할당된 대역 통과 필터 출력들의 엔벨로프들로부터 도출된다. 전형적으로, 모든 대역 통과 분석 채널들에 걸쳐 일반적으로 동일한 음량 매핑 함수로서 폼 팩터 C를 갖는 로그 함수가 자극 이벤트 신호들 S1 내지 SN에 적용될 수 있다. 상이한 시스템들에서, 로그 함수 이외의 상이한 특정 음량 매핑 함수들이 이용될 수 있지만, 펄스 매핑 모듈(203)로부터의 전극 자극 신호들 A1 내지 AM 출력들을 생성하기 위해서 여전히 단 하나의 동일한 함수가 모든 채널들에 적용된다.
환자 특정 자극은, 전극 자극 신호들 A1 내지 AM의 세트를, 인접한 신경 조직을 자극하는 이식된 전극 어레이 내의 전극들로의 출력 전극 펄스들 E1 내지 EM의 세트로 만드는 펄스 정형기(204)에서의 개별적인 진폭 매핑 및 펄스 형상 정의에 의해 달성된다.
배경 잡음은 보청기 및 인공 와우 사용자들의 음성 명료도(speech intelligibility)를 약화시킨다. Hernandez 등의 An Assessment Of Everyday Noises And Their Annoyance(Hearing Review, 2006, 13(7), 16-20)(본 명세서에 참고로 포함됨)에 따르면, 감각으로 아는 배경 잡음의 33%는 컴퓨터 키 스트로크, 쾅하고 닫히는 문(slamming doors), 접시가 부딪치는 것(dish clattering) 등(이들 모두는 불쾌하고 청취 쾌적감을 감소시킴)과 같은 일과성 사운드(transient sounds)에 의해 형성된다(또한 독일 특허 DE 102005043314 참조). Unitron Connect로부터의 AntiShock 및 Siemens로부터의 SoundSmoothing과 같은 기존의 보청기들에서의 순시 잡음(transient noise) 감소 알고리즘들은 청취 경험의 개선을 가져오는 것으로 밝혀졌다. DiGiovanni 등의 Effects of Transient-Noise Reduction Algorithms on Speech Intelligibility and Ratings of Hearing Aid Users(American Journal of Audiology, doi: 10.1044/1059-0889(2011/10-0007)로서 2011년 9월 22일에 처음 공개됨)(본 명세서에 참고로 포함됨)을 참고하라. 다른 애플리케이션들에서도 순시 잡음 감소가 또한 추구된다. 예를 들어, 타이어가 장애물과 부딪힐 때 생성되는 순시 도로 잡음을 감소시킴으로써 자동차 승객들에 대한 음질이 개선될 수 있다. 본 명세서에 참고로 포함된 미국 특허 제7,725,315호를 참고하라. 마찬가지로, 오디오 데이터를 렌더링하는 하이엔드 오디오 장비에서, 음악 청취에서의 상이한 개별적인 선호사항들을 충족시키기 위해 드럼스틱들이 드럼을 치는 것과 같은 순시 피처들(transient features)을 수정할 가능성이 요망된다. 본 명세서에 참고로 포함된 미국 특허 제7,353,169호를 참고하라.
기존의 인공 와우들에서, 듀얼 프런트엔드 AGC(automatic gain control)의 통합은 강한 순시치(transients)가 발생할 때 성능을 개선한다. 예컨대, Stoebich 등의 Influence of Automatic Gain Control Parameter Settings on Speech Understanding of Cochlear Implant Users Employing the Continuous Interleaved Sampling Strategy(Ear & Hearing, 1999, 20, 104-116)(본 명세서에 참고로 포함됨)을 참고하라. 그러나, AGC 이득의 주기는 너무 길어 순시치들의 시작에서 감소를 시작할 수 없으며, 감소의 양이 충분하지 않다.
순시 신호들은 사운드 신호의 빠르고 급격히 상승하는 엔벨로프에 의해 특성화된다. 따라서, 순시치의 발생 동안, 엔벨로프는 짧은 시간 간격 동안 훨씬 더 높은 값들을 갖는다. 독일 특허 DE 102005043314에서, 사운드 신호의 엔벨로프의 준도(steepness) 및/또는 진폭이 고려된다. 이 값들 중 하나 또는 둘 다가 특정 임계치들을 초과하는 경우, 사운드 신호가 감쇠된다.
유럽 특허 EP 1371263(본 명세서에 참고로 포함됨)에서, 사운드 신호는 주파수 도메인에서 K개의 서브신호들로 변환된다. 이어서, 각각의 서브신호에 대해, 본 사운드 신호를 카테고리들 "정상 잡음(stationary noise)", "의사 정상 잡음(quasi stationary noise)", "원하는 음성 및 음악(desired speech and music)" 및 "순시 잡음"으로 분류하는데 이용되는 2개 또는 3개의 서브인덱스들이 산출된다. 이 서브인덱스들은, 각각 주어진 시간 간격 동안의 세기 변화들, 변조 주파수, 및 신호의 아주 유사한 세기들의 지속기간을 지칭한다. 분류된 카테고리에 따르면, 분류된 카테고리들 "정상 잡음" 또는 "의사 정상 잡음"의 경우에 일과성 사운드를 억압하기 위해 또는 SNR을 증대시키기 위해 이용되는 이득 함수가 산출된다.
WO 99/53615(본 명세서에 참고로 포함됨)에서, 순시치 검출기는 입력 신호를 적어도 2개의 주파수 대역들로 분할한다. 이 대역들 각각에서, 각각의 대역에서 순시치를 나타내기 위해 엔벨로프의 도함수(derivative) 및/또는 진폭이 적어도 하나의 임계 함수(threshold function)와 비교된다. 적어도 하나의 대역에서 순시치가 검출되는 경우, 적응 필터의 계수들은, 이 결정된 적응 필터를 사용하여 지연된 입력 신호를 필터링함으로써 입력 신호에서의 순시치들이 감소되는 방식으로 변경된다. 검출기가 더 이상 순시치를 검출하지 않은 이후에, 필터 계수들은 순시치가 나타나기 전의 값들로 되돌아간다.
미국 특허 제7,353,169호에서, 하이엔드 오디오 장비에서 순시 피처들의 주파수 특정 지시자(frequency-specific indicator)들을 결정하기 위해 스펙트럼 플럭스(spectral flux)가 이용된다. 이 지시자들에 따라, 음악의 감동을 개선하기 위해서 대응하는 순시 피처들의 수정이 적용된다. 사용자는 자신이 선호하는 양, 주파수 범위들, 및 수정의 종류(억압 또는 증대)를 결정할 수 있다.
미국 특허 제7,725,315호(본 명세서에 참고로 포함됨)는 일과성 사운드를 감쇠시키기 위해 코드북 또는 신경망에 기초한 순시 도로 잡음의 모델들을 이용하는 것을 기술하고 있다.
미국 특허 제7,869,994호(본 명세서에 참고로 포함됨)는 일과성 사운드를 억압하기 위해 임계치에 기초하여 특정 웨이블릿 계수(wavelet coefficient)들을 감쇠시키는 것을 기술하고 있다.
인공 와우 시스템에서 순시 피처들을 감소시킬 가능성은 미국 특허 공개 공보 제2005/0209657호(본 명세서에 참고로 포함됨)에 제안된 바와 같은 보청기 알고리즘들을 이용하는 것이다.
Stoebich 1999에서, 순시 피처들을 감소시키기 위해 듀얼 프런트엔드 AGC가 제안되어 있다.
본 발명의 실시예들은 인공 와우 전극 어레이에서의 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키는 방법들, 시스템들 및 소프트웨어 코드에 관한 것이다. 입력 오디오 신호가 처리되어, 오디오 주파수들의 연관된 대역을 각각 나타내는 대역 통과 채널 신호들을 발생시킨다. 각각의 채널 신호로부터 채널 엔벨로프가 추출된다. i. 각각의 채널 엔벨로프에 대해, 채널 신호에 존재하는 순시 잡음을 특성화하는 정규화된 채널 특정 순시치 지시자(normalized channel-specific transient indicator)를 결정하는 것, ii. 채널 특정 순시치 지시자들의 함수로서 결합된 순시치 지시자를 결정하는 것, 및 iii. 결합된 순시치 지시자의 함수로서 채널 엔벨로프들에 채널 특정 이득을 적용하여, 순시치 감소 엔벨로프(transient reduced envelope)들을 생성하는 것에 기초하여, 입력 오디오 신호 및 채널 엔벨로프들이 처리되어, 순시치 감소 엔벨로프들을 생성한다. 그런 다음, 순시치 감소 엔벨로프들이 이용되어, 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시킨다.
채널 특정 순시치 지시자는 입력 오디오 신호의 전력에 대한 채널 엔벨로프의 전력의 비율 및 채널 엔벨로프의 고역 통과 필터링에 기초할 수 있다. 결합된 순시치 지시자는 채널 특정 순시치 지시자들의 결합 곱(combined product) 및/또는 채널 신호들의 제한된 주파수 서브범위를 반영할 수 있는 채널 신호들의 종속 함수(dependent function)에 기초할 수 있다.
채널 특정 이득들은 단일의 공통 이득 함수, 채널 엔벨로프들에 적용되는 필터에 기초할 수 있고/있거나, 신호 종속 억압 지속기간을 반영할 수 있다. 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하기 전에 채널 엔벨로프들에 정상 잡음 감소 프로세스가 적용될 수 있다.
도 1은 전형적인 인간의 귀의 해부학적 구조 및 인공 와우 시스템에서의 구성요소들을 도시한다.
도 2는 전형적인 인공 와우 시스템의 주요 신호 처리 블록들을 도시한다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 신호 처리 장치에서의 다양한 기능 블록들을 도시한다.
도 4는 2개의 잡음 순시치들을 갖는 음성 입력 신호의 일례를 도시한 그래프이다.
도 5는 주파수 도메인에서의 순시치 감소의 효과를 도시한다.
도 6은 본 발명의 실시예들에 따른 순시치 처리에서의 채널 엔벨로프 신호들의 예들을 도시한다.
도 7은 정상 잡음 감소를 포함하는 본 발명의 일 실시예에 따른 신호 처리 장치에서의 다양한 기능 블록들을 도시한다.
도 8은 듀얼 프런트엔드 AGC를 오디오 신호에 적용하는 것을 도시한다.
본 발명의 실시예들은, 인공 와우 사용자들의 청취 쾌적감을 개선하며 카페테리아와 같은 상당한 순시 배경 잡음을 갖는 환경들에서의 음성 명료도를 증대시키기 위해 불쾌한 일과성 사운드를 감소시키는 것에 관한 것이다. 시뮬레이션 결과들은, 조용한 배경 상태들에서의 음성 지각(speech perception)이 영향을 받지 않는다는 것을 보여준다.
도 3은 순시치 처리 스테이지를 이용한 인공 와우에서의 신호 처리에 대한 하나의 특정 실시예를 도시한다. 디지털화된 입력 오디오 신호 s가 필터 뱅크(301)에 의해 처리되어, 오디오 주파수들의 연관된 대역을 각각 나타내는 K개의 대역 통과 채널 신호들을 발생시킨다. 시간 도메인 필터 뱅크(301) 대신에, 입력 오디오 신호 s의 주파수 도메인 서브대역 분할을 얻을 다른 가능성(예컨대, FFT)이 이용될 수 있다. 엔벨로프 모듈들(302)은 각각의 대역 통과 채널 신호로부터 채널 엔벨로프 ENV1 내지 ENVK를 추출한다. 이하에서 상세히 논의되는 바와 같이, 순시치 감소 모듈(303)은 입력 오디오 신호 s 및 채널 엔벨로프들 ENV1 내지 ENVK를 처리하여, K개의 순시치 감소 엔벨로프들을 생성한다. 펄스 발생기(307)는 순시치 감소 엔벨로프들을 이용하여, 송신기(308)가 임플란트(309)에서의 전극 콘택들에 제공하는 전극 자극 신호들을 발생시킨다.
도 4는 2개의 잡음 순시치들을 갖는 음성 입력 신호의 일례를 도시한 그래프이다. 상부 플롯은, 시간 간격들 [2.32, 2.37] 및 [2.63, 2.68] 초에 위치해 있는, 부딪침(clattering)으로부터 생기는 2개의 잡음 순시치들을 갖는 입력 음성 신호를 나타낸다. 두번째 플롯은 필터 뱅크(301)를 통과한 후의 합성된 신호를 나타내고, 세번째 플롯은 순시치 감소 모듈(303)로부터의 결과적인 합성된 순시치 감소 엔벨로프 출력 신호를 나타낸다. 하부 플롯은, 이 2개의 합성된 신호들 사이의 차이를 나타내는데, 이는 신호들의 음성 부분들이 순시치 감소 모듈(303)에 의해 영향을 받지 않고, 2개의 잡음 순시치들만이 감소되는 것을 보여준다.
도 5는 주파수 도메인에서의 순시치 감소의 효과를 도시한다. 상부 이미지는, 도 4의 두번째 플롯에 제시되어 있는 필터 뱅크(301) 이후의 합성된 신호의 스펙트로그램(spectrogram)을 나타내는데, 여기서 잡음 순시치들의 주 에너지가 고주파 영역들에 위치해 있음이 명백하다. 도 5에서의 두번째 이미지는, 순시치 감소 모듈(303)로부터의 합성된 순시치 감소 엔벨로프 출력 신호의 스펙트로그램을 나타내며, 하부 이미지는 이 2개의 합성된 신호들의 비(quotient)의 스펙트로그램을 나타내는데, 여기서 음성 피처들은 보존되는 한편, 잡음 순시치들의 고주파 요소들은 감소되는 것이 명백하다.
순시치 감소 모듈(303)을 더 상세히 살펴보면, 정규화된 지시자 모듈들(304)은 입력 오디오 신호들 s 및 대응하는 제k 채널 엔벨로프를 수신하여, 채널 신호에 존재하는 순시 잡음을 특성화하는 정규화된 채널 특정 순시치 지시자들을 생성한다. 이들은:
Figure 112015028658144-pct00002
와 같이 결정될 수 있고, 여기서 ak는 예를 들어 필터 뱅크(301)의 설정들에 따라 vk의 크기를 제어하는 음이 아닌 채널 특정 파라미터이다. 저역 통과 필터링 및 신호 s의 정류에 의해 신호 z가 생기는데, 즉
Figure 112015028658144-pct00003
. 신호 z를 이용한 엔벨로프의 정규화가 필요한데, 그 이유는 그러면 vk가 전체 신호의 전력에 관련된 제k 채널 엔벨로프에서의 순시 신호의 전력의 비율을 기술하기 때문이다. 또한, 정규화는, 잡음 순시치의 감소가 오디오 입력 신호 s의 음량에 독립적인 것을 보장한다.
도 6의 상부 행은 도 4의 상부에 플롯팅되어 있는 오디오 입력 신호 s로부터 생기는 채널 9 내지 채널 12의 입력 엔벨로프들을 나타낸다. 이 채널들의 경계 주파수들은 2294, 3201, 4445, 6153 및 8500Hz이다. 도 6에서의 두번째 행은 대응하는 채널 특정 순시치 지시자들 v9 내지 v12를 나타낸다. 잡음 순시치들 vk의 위치들만이 모두 큰 값들을 갖는다. 엔벨로프 값을 이용하여 채널 특정 순시치 지시자들 v1, ..., vK를 결정하는 대신에, 특정 실시예는 고역 통과 필터링된 엔벨로프, 예를 들어 엔벨로프의 1차 도함수를 이용할 수 있다. 부가적으로 또는 대안적으로, 채널 특정 지시자들 v1, ..., vK, 즉 엔벨로프의 값과 고역 통과 필터링된 값의 조합을 결정하기 위해서 양 피처의 정보가 이용될 수 있다.
결합된 순시치 지시자 모듈(305)은 채널 특정 순시치 지시자들 v1, ..., vK를 입력들로서 수신하고, 출력 신호 결합된 순시치 지시자 w를 만든다. (예컨대, 접시가 부딪치는 것 또는 바스락거리는 종이로부터의) 잡음 순시 신호들은 전형적으로 약 1kHz보다 더 높은 모든 신호 채널들에서 높은 엔벨로프들을 갖는다. 따라서, 이 채널들의 채널 특정 순시치 지시자들 vk도 또한 높은 값들을 갖는다. 채널 특정 지시자들 중 일부만이 높은 값들을 갖는 "s", "sch", "t", "tz"와 같은 파열음 및 자음에 대해서는 그렇지 않다. 채널들의 세트인 M={j: 채널 j의 하위 경계 주파수는 1kHz보다 더 큼}이 주어지는 경우, 신호
Figure 112015028658144-pct00004
의 높은 값은 잡음 순시 신호의 존재에 관련되어 있는 한편, 결합된 순시치 지시자 w는 자음, 파열음 및 마찰음의 경우에 비교적 낮은 값들을 갖는다. 도 6에서의 세번째 플롯은, 잡음 순시치의 시작의 위치들에서 0보다 큰 지시자
Figure 112015028658144-pct00005
를 나타낸다.
곱셈
Figure 112015028658144-pct00006
대신에, 일 실시예는 다음의 특성들을 갖는 임의의 함수 f(v1, ..., vK)를 이용할 수 있다:
Figure 112015028658144-pct00007
선택된 채널들의 세트 M={j: 채널 j는 특정 주파수 범위 내에 위치함}만이 결과에 영향을 미친다.
Figure 112015028658144-pct00008
채널 특정 순시치 지시자들 vk(
Figure 112015028658144-pct00009
) 중 하나가 낮은 값들을 갖는 경우, f도 역시 작다.
Figure 112015028658144-pct00010
채널 특정 순시치 지시자들 vk(
Figure 112015028658144-pct00011
) 모두가 높은 값들을 갖는 경우, f가 높다.
Figure 112015028658144-pct00012
채널 특정 순시치 지시자들 vk(
Figure 112015028658144-pct00013
) 모두가 0보다 큰 일정한 값들을 갖는 경우, f는 vj의 단조 증가 함수이다.
선택된 채널들의 세트 M은 출력 채널들 사이에 상이할 수 있다. 이것은, 예를 들어 하위, 중간 및 상위 주파수 채널들에서의 순시치들을 구별하여, 대응하는 하위, 중간 및 상위 순시 피처들을 감소시키는 것을 의미한다. 이어서, 결합된 순시치 지시자 모듈(305)은 다수의 결합된 순시치 지시자 출력들 wk를 갖는다.
채널 특정 이득 모듈(306)은 결합된 순시치 지시자 w 및 제k 채널의 대응하는 엔벨로프를 수신하여, 순시치 감소 엔벨로프 신호들을 생성한다. 채널 특정 이득이 결정되고, 채널 엔벨로프들에 적용되어, 잡음 순시치들을 억압하게 된다. 결합된 순시치 지시자 w에 따라, 실제의 이득 값이 결정되고:
Figure 112015028658144-pct00014
, 여기서 0<l≤1은 억압 인자(suppression factor) g의 하한이고, σ는 채널에서의 억압의 양을 결정하는 채널 특정의 양의 상수 파라미터이다. 다음에, 이득 함수 h가 계산된다. 이 함수는 잡음 순시치들이 발생할 때 이들을 즉각 감소시켜야 하지만, 이득 함수 h는 또한 지수적 감쇠(고속 어택(fast attack), 저속 릴리스(slow release))에 따라 증가해야 한다. 이는 다음의 접근법:
Figure 112015028658144-pct00015
(릴리스)인 경우,
Figure 112015028658144-pct00016
Figure 112015028658144-pct00017
(어택)인 경우,
Figure 112015028658144-pct00018
을 초래하는데, 여기서 0 ≤ ba, br << 1이다. 유의할 점은, 피드백 루프가 존재하기 때문에 시간 인덱스 n이 포함된다는 것이다. ba의 작은 값은 h[n]의 고속 감쇠를 초래한다. 따라서, 순시 신호의 감소가 즉각 시작된다. h[n-1] < g[n]인 경우, 억압 인자 h는 릴리스 시간 상수 br에 의해 결정된 바와 같이 서서히 증가한다. h와 입력 엔벨로프 신호들을 곱함으로써, 순시치 감소 출력 엔벨로프들이 이어서 발생된다. 도 6의 하부 행은 결과적인 순시치 감소 엔벨로프들을 나타낸다.
하나의 이득 함수 h를 계산하는 대신에, 엔벨로프 신호에 적용되는 선형 FIR 필터 또는 비선형 필터의 계수들이 계산될 수 있다. 이득을 계산하는 방법은, 억압의 지속기간이 신호 종속적이 되는 방식으로 수정될 수 있다(예컨대, 파라미터 br을
Figure 112015028658144-pct00019
의 함수로 대체함). 그러면, 어택 시간(attack time)이 상수 파라미터 ba에 종속한다. 이것은 이득 함수의 계산을 수정하는 것에 의해 또는 신호 종속 파라미터 ba에 의해 변경될 수 있다. 엔벨로프에 이득을 적용하는 것은 간단한 곱셈과 상이할 수 있고, 예를 들어 FIR 필터 또는 N-of-M 유형 인공 와우 코딩 전략은 결합된 순시치 지시자 w에 의해 제어될 수 있다.
도 7은 순시치 감소 모듈(303) 전방에 정상 잡음 감소 모듈(701)을 포함하는 잡음 감소 장치를 도시한다. 정상 잡음 감소 모듈(701)로부터의 신호들은 결합된 순시치 지시자 w의 결정에 영향을 미친다. 따라서, 예를 들어, 음성 활동 검출기(voice activity detector)가 음성의 존재를 나타내는 경우, 그 채널에 음성 피처가 존재하며 이것이 순시치 감소에 의해 감소되지 않는다고 가정된다.
전술한 순시 잡음 감소 기법들은 위의 배경 기술 섹션에서 논의된 다른 종래의 장치들과 상이하다. DE 102005043314에서, 순시치들의 감소는 주파수 관련 피처들을 고려하지 않고 시간 도메인에서 행해지는데, 즉 처리는 신호를 주파수 부분들로 분할하지 않고 행해진다. 또한, 신호가 순시 피처를 갖는지를 결정하기 위해 임계치가 이용되지만, 전술한 방법에서는 그렇지 않다.
EP 1371263에서, 카테고리들 "정상 잡음", "의사 정상 잡음", "원하는 음성 및 음악" 및 "순시 잡음"으로의 분류가 수행된다. 또한, 신호들을 분류하는 서브인덱스들은 앞서 기술한 것과 상이하다.
WO 99/53615는 순시 신호를 나타내기 위해 임계치를 이용한다. 또한, 입력 신호 s에 단일의 이득만이 적용되는 한편, 앞서 논의된 실시예들은 채널 엔벨로프들 각각에 대해 채널 특정 이득들을 적용한다.
US 7353169에서, 스펙트럼 플럭스는 1차 시간 도함수(first derivate in time)의 각각의 시간에서의 주파수들에 걸친 기준(norm)을 구성한다. 이들 기준은, 기준이 아닌, 주파수들에 걸친 곱셈을 이용하는 앞서 기술한 것과 상이하다.
US 7725315는 코드북 또는 신경망을 통해 순시치들을 검출하기 위해 자동차에서의 순시 잡음의 특별 피처들을 이용한다. US 7869994는 웨이블릿 변환(wavelet transformation)을 이용한다. 이들은 앞서 기술한 순시치 감소와 비교하여 완전히 상이하다. US 2005/0209657에는, 잡음 순시 신호들을 감소시키는 어떠한 알고리즘도 제안되어 있지 않고, 유일한 논의는 보청기들에 의해 이용되는 알고리즘들을 인공 와우에서 이용하는 것이다.
Stoebich 1999는 순시 피처들을 감소시키기 위해 듀얼 프런트엔드 AGC를 이용하는 것을 제안하였다. 도 8은 듀얼 프런트엔드 AGC의 결과를 도시한다. 상부 플롯은, 접시가 부딪치는 3가지 인스턴스들(회색으로 음영 처리됨)과 음성의 혼합 오디오 신호인 입력 신호를 나타낸다. 중간 및 하부 플롯들에는, 각각 출력 신호 및 AGC의 대응하는 이득이 도시되어 있다. 잡음 순시치가 발생할 때에 이득이 감소되지만, 시작이 미싱되고, 감소의 양은 도 5의 예에서의 억압 결과와 비교하여 충분히 높지 않다는 것을 알 수 있다.
종래 기술은 저역 통과 필터링된 신호 z로 정규화하는 것을 기술하고 있지 않으며, 다른 접근법들의 대부분은 잡음 순시치가 오디오 입력 신호에 포함되어 있는지를 결정하기 위해 임계치를 이용한다. 또한, 앞서 기술한 본 발명의 실시예들은 어떠한 종류의 임계치도 전혀 이용하지 않는다.
특정 경우들에서, 일 실시예는 자음을 잡음 순시치로서 에러있게 검출하여, 바람직하지 않게 이러한 자음을 감쇠(damping)시키고 그의 지각을 손상할 수 있다. 시뮬레이션 결과들은, 정상 잡음 감소 알고리즘이 순시치 감소 모듈 전방에서 신호 처리에 부가되는 경우에 5% 미만의 최대 오검출률을 산출하였다. 양쪽 이식된(bilaterally implanted) 사용자들의 경우, 두 귀의 레벨 차가 특정 경우들에서 변경될 수 있고, 일과성 사운드의 국소화를 열화시킨다.
본 발명의 실시예들은 부분적으로 임의의 종래의 컴퓨터 프로그래밍 언어로 구현될 수 있다. 예를 들어, 바람직한 실시예들은 절차형 프로그래밍 언어(예컨대, "C") 또는 객체 지향형 프로그래밍 언어(예컨대, "C++", Python)로 구현될 수 있다. 본 발명의 대안의 실시예들은 사전 프로그램된 하드웨어 요소들, 다른 관련 구성요소들로서, 또는 하드웨어와 소프트웨어 구성요소들의 조합으로서 구현될 수 있다.
실시예들은 부분적으로 컴퓨터 시스템과 함께 사용하기 위한 컴퓨터 프로그램 제품으로서 구현될 수 있다. 이러한 구현은, 컴퓨터 판독가능 매체(예컨대, 디스켓, CD-ROM, ROM 또는 고정식 디스크)와 같은 유형적 매체 상에 고정되어 있거나 매체를 통해 네트워크에 연결된 통신 어댑터와 같은 모뎀 또는 다른 인터페이스 디바이스를 통해 컴퓨터 시스템으로 전송가능한 일련의 컴퓨터 명령어들을 포함할 수 있다. 매체는 유형적 매체(예컨대, 광학 또는 아날로그 통신 회선)이거나 무선 기술들(예컨대, 마이크로파, 적외선 또는 다른 전송 기술들)로 구현된 매체일 수 있다. 일련의 컴퓨터 명령어들은 본 시스템과 관련하여 본 명세서에서 이전에 기술된 기능의 전부 또는 일부를 구현한다. 통상의 기술자라면, 이러한 컴퓨터 명령어들이 많은 컴퓨터 아키텍처들 또는 운영 체제들과 함께 이용하기 위해 다수의 프로그래밍 언어들로 작성될 수 있다는 것을 인식해야 한다. 또한, 이러한 명령어들은 반도체, 자기, 광학 또는 다른 메모리 디바이스들과 같은 임의의 메모리 디바이스에 저장될 수 있고, 광학, 적외선, 마이크로파, 또는 다른 전송 기술들과 같은 임의의 통신 기술을 이용하여 전송될 수 있다. 이러한 컴퓨터 프로그램 제품은 부속하는 인쇄된 또는 전자 문서를 갖는 이동식 매체(예를 들어, 개별 포장된(shrink-wrapped) 소프트웨어)로서 배포되거나, 컴퓨터 시스템으로(예컨대, 시스템 ROM 또는 고정식 디스크 상에) 사전 로드되어 있거나, 네트워크(예컨대, 인터넷 또는 월드 와이드 웹)를 거쳐 서버 또는 전자 게시판으로부터 배포될 수 있는 것이 예상된다. 물론, 본 발명의 일부 실시예들은 소프트웨어(예컨대, 컴퓨터 프로그램 제품)와 하드웨어 둘 다의 조합으로서 구현될 수 있다. 본 발명의 또 다른 실시예들은 전적으로 하드웨어로서, 또는 전적으로 소프트웨어(예컨대, 컴퓨터 프로그램 제품)로서 구현된다.
본 발명의 다양한 예시적인 실시예들이 개시되어 있지만, 본 발명의 진정한 범주로부터 벗어나지 않고 본 발명의 이점들 중 일부를 달성하게 될 다양한 변경들 및 수정들이 행해질 수 있다는 것이 통상의 기술자에게 명백할 것이다.

Claims (20)

  1. 인공 와우 전극 어레이(cochlear implant electrode array)에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키는 방법으로서,
    입력 오디오 신호를 처리하여, 오디오 주파수들의 연관된 대역을 각각 나타내는 복수의 대역 통과 채널 신호들을 발생시키는 단계;
    각각의 채널 신호로부터 채널 엔벨로프를 추출하는 단계;
    i. 각각의 채널 엔벨로프에 대해, 상기 채널 신호에 존재하는 순시 잡음(transient noise)을 특성화하는 정규화된 채널 특정 순시치 지시자(normalized channel-specific transient indicator)를 결정하는 것,
    ii. 채널 특정 순시치 지시자들의 함수로서 결합된 순시치 지시자를 결정하는 것, 및
    iii. 상기 결합된 순시치 지시자의 함수로서 채널 엔벨로프들에 채널 특정 이득을 적용하여, 순시치 감소 엔벨로프(transient reduced envelope)들을 생성하는 것
    에 기초하여, 상기 입력 오디오 신호 및 상기 채널 엔벨로프들을 처리하여, 상기 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하는 단계; 및
    상기 순시치 감소 엔벨로프들을 이용하여, 상기 전극 어레이에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키는 단계
    를 포함하는 방법.
  2. 제1항에 있어서,
    상기 채널 특정 순시치 지시자는 상기 입력 오디오 신호의 전력에 대한 상기 채널 엔벨로프의 전력의 비율에 기초하는 방법.
  3. 제1항에 있어서,
    상기 채널 특정 순시치 지시자는 상기 채널 엔벨로프의 고역 통과 필터링에 기초하는 방법.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 결합된 순시치 지시자는 상기 채널 특정 순시치 지시자들의 결합 곱(combined product)에 기초하는 방법.
  5. 제1항에 있어서,
    상기 결합된 순시치 지시자는 상기 채널 신호들의 종속 함수(dependent function)에 기초하는 방법.
  6. 제5항에 있어서,
    상기 함수는 상기 채널 신호들의 제한된 주파수 서브범위를 반영하는 방법.
  7. 제1항에 있어서,
    채널 특정 이득들은 단일의 공통 이득 함수에 기초하는 방법.
  8. 제1항에 있어서,
    채널 특정 이득들은 상기 채널 엔벨로프들에 적용된 필터에 기초하는 방법.
  9. 제1항에 있어서,
    채널 특정 이득들은 신호 종속 억압 지속기간(signal-dependent suppression duration)을 반영하는 방법.
  10. 제1항에 있어서,
    상기 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하기 전에, 상기 채널 엔벨로프들에 정상 잡음 감소 프로세스(stationary noise reduction process)를 적용하는 단계를 더 포함하는 방법.
  11. 인공 와우 전극 어레이에서의 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키는 신호 처리 장치(signal processing arrangement)로서,
    입력 오디오 신호를 처리하여, 오디오 주파수들의 연관된 대역을 각각 나타내는 복수의 대역 통과 채널 신호들을 발생시키도록 구성된 필터 뱅크 전처리기(filter bank pre-processor);
    각각의 채널 신호로부터 채널 엔벨로프를 추출하도록 구성된 채널 엔벨로프 모듈;
    i. 각각의 채널 엔벨로프에 대해, 상기 채널 신호에 존재하는 순시 잡음을 특성화하는 정규화된 채널 특정 순시치 지시자를 결정하는 것,
    ii. 채널 특정 순시치 지시자들의 함수로서 결합된 순시치 지시자를 결정하는 것, 및
    iii. 상기 결합된 순시치 지시자의 함수로서 채널 엔벨로프들에 채널 특정 이득을 적용하여, 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하는 것
    에 기초하여, 상기 입력 오디오 신호 및 상기 채널 엔벨로프들을 처리하여, 상기 순시치 감소 엔벨로프들을 생성하도록 구성된 순시치 감소 모듈; 및
    상기 순시치 감소 엔벨로프들을 이용하여, 상기 전극 콘택들에 대한 전극 자극 신호들을 발생시키도록 구성된 자극 신호 발생기
    를 포함하는 신호 처리 장치.
  12. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 상기 입력 오디오 신호의 전력에 대한 상기 채널 엔벨로프의 전력의 비율에 기초하여 상기 채널 특정 순시치 지시자들을 결정하는 신호 처리 장치.
  13. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 상기 채널 엔벨로프의 고역 통과 필터링에 기초하여 상기 채널 특정 순시치 지시자를 결정하는 신호 처리 장치.
  14. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 상기 채널 특정 순시치 지시자들의 결합 곱에 기초하여 상기 결합된 순시치 지시자를 결정하는 신호 처리 장치.
  15. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 상기 채널 신호들의 종속 함수에 기초하여 상기 결합된 순시치 지시자를 결정하는 신호 처리 장치.
  16. 제15항에 있어서,
    상기 함수는 상기 채널 신호들의 제한된 주파수 서브범위를 반영하는 신호 처리 장치.
  17. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 채널 특정 이득들을 단일의 공통 이득 함수에 기초하게 하는 신호 처리 장치.
  18. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 채널 특정 이득들을 상기 채널 엔벨로프들에 적용된 필터에 기초하게 하는 신호 처리 장치.
  19. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈은, 신호 종속 억압 지속기간을 반영하는 채널 특정 이득들을 적용하는 신호 처리 장치.
  20. 제11항에 있어서,
    상기 순시치 감소 모듈 이전에, 상기 채널 엔벨로프들에 정상 잡음 감소 프로세스를 적용하도록 구성된 정상 잡음 감소 모듈을 더 포함하는 신호 처리 장치.
KR1020157007439A 2012-08-27 2013-08-26 청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소 KR101676211B1 (ko)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US201261693356P 2012-08-27 2012-08-27
US61/693,356 2012-08-27
PCT/US2013/056559 WO2014035854A1 (en) 2012-08-27 2013-08-26 Reduction of transient sounds in hearing implants

Publications (2)

Publication Number Publication Date
KR20150048187A KR20150048187A (ko) 2015-05-06
KR101676211B1 true KR101676211B1 (ko) 2016-11-14

Family

ID=50148695

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
KR1020157007439A KR101676211B1 (ko) 2012-08-27 2013-08-26 청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소

Country Status (8)

Country Link
US (2) US8929994B2 (ko)
EP (1) EP2887997B1 (ko)
KR (1) KR101676211B1 (ko)
CN (1) CN104661700B (ko)
AU (1) AU2013309151B2 (ko)
ES (1) ES2660891T3 (ko)
PL (1) PL2887997T3 (ko)
WO (1) WO2014035854A1 (ko)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019043518A1 (en) * 2017-08-30 2019-03-07 Cochlear Limited NOISE REDUCTION FOR IMPLANTABLE HEARING PROSTHETICS

Families Citing this family (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2015089059A1 (en) 2013-12-11 2015-06-18 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Automatic selection of reduction or enhancement of transient sounds
CN107073268A (zh) * 2014-09-02 2017-08-18 耳蜗有限公司 可植入听觉假体中的事件检测
AU2015328328B2 (en) * 2014-10-08 2018-03-08 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Neural coding with short inter pulse intervals
US9693153B2 (en) * 2015-05-27 2017-06-27 Starkey Laboratories, Inc. Method and apparatus for suppressing transient sounds in hearing assistance devices
US9699572B2 (en) * 2015-05-27 2017-07-04 Starkey Laboratories, Inc. Method and apparatus for suppressing transient sounds in hearing assistance devices
US9623242B2 (en) 2015-07-10 2017-04-18 Northwestern University Methods of frequency-modulated phase coding (FMPC) for cochlear implants and cochlear implants applying same
CN107847739B (zh) * 2015-08-18 2022-01-14 领先仿生公司 耳蜗植入系统
CN107614058B (zh) * 2015-09-01 2021-03-23 Med-El电气医疗器械有限公司 患者特定的频率调制适应
WO2017062701A1 (en) * 2015-10-09 2017-04-13 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Estimation of harmonic frequencies for hearing implant sound coding using active contour models
US10157629B2 (en) * 2016-02-05 2018-12-18 Brainchip Inc. Low power neuromorphic voice activation system and method
US10251002B2 (en) 2016-03-21 2019-04-02 Starkey Laboratories, Inc. Noise characterization and attenuation using linear predictive coding
US10445506B2 (en) 2016-03-30 2019-10-15 Airwatch Llc Detecting vulnerabilities in managed client devices
EP3442654B1 (en) * 2016-04-14 2021-06-02 MED-EL Elektromedizinische Geräte GmbH Multichannel optogenetic stimulation and inhibition
US10492007B2 (en) 2017-06-21 2019-11-26 Cochlear Limited Impulse-aware sound processing
US11138471B2 (en) * 2018-05-18 2021-10-05 Google Llc Augmentation of audiographic images for improved machine learning
US20210260377A1 (en) * 2018-09-04 2021-08-26 Cochlear Limited New sound processing techniques
DE102021211879A1 (de) * 2021-10-21 2023-04-27 Sivantos Pte. Ltd. Hörgerät und Verfahren zum Betrieb eines solchen

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110004274A1 (en) * 2004-03-08 2011-01-06 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Cochlear Implant Stimulation with Low Frequency Channel Privilege
US20120209351A1 (en) * 2011-02-14 2012-08-16 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Enhancing Fine Time Structure Transmission for Hearing Implant System

Family Cites Families (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4823795A (en) * 1987-03-13 1989-04-25 Minnesota Mining And Manufacturing Company Signal processor for and an auditory prosthesis having spectral to temporal transformation
SE9801235L (sv) 1998-04-08 1999-10-09 Anders Gingsjoe Anordning och metod för reducering av transienter
US6348070B1 (en) 1998-04-17 2002-02-19 Med-El Elektromedizinische Gerate Ges.M.B.H Magnetic-interference-free surgical prostheses
US7917224B2 (en) * 1999-07-21 2011-03-29 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Simultaneous stimulation for low power consumption
DE60036875T2 (de) 1999-08-26 2008-07-31 Med-El Elektromedizinische Geräte GmbH Transkutane elektrische nervenstimulation auf der basis von kanalspezifischen abtastsequenzen
EP1371263B1 (en) 2001-03-21 2010-12-08 Unitron Hearing Ltd. Apparatus and method for adaptive signal characterization and noise reduction in hearing aids and other audio devices
US7136706B1 (en) * 2002-02-25 2006-11-14 Advanced Bionics Corporation Distributed compression amplitude mapping for cochlear implants
US7725315B2 (en) 2003-02-21 2010-05-25 Qnx Software Systems (Wavemakers), Inc. Minimization of transient noises in a voice signal
US7353169B1 (en) 2003-06-24 2008-04-01 Creative Technology Ltd. Transient detection and modification in audio signals
US7435228B2 (en) * 2003-07-18 2008-10-14 Harris Corporation High fidelity hearing restoration
US20070239227A1 (en) * 2003-08-15 2007-10-11 Fridman Gene Y Frequency modulated stimulation strategy for cochlear implant system
EP1702494A4 (en) * 2003-12-10 2010-11-03 Bionic Ear Inst DELAYED STIMULATION IN MUSHROOMS
US20050187592A1 (en) * 2003-12-24 2005-08-25 Peter Seligman Combined stimulation for auditory prosthesis
US7941223B2 (en) * 2004-03-08 2011-05-10 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Cochlear implant stimulation with variable number of electrodes
AU2005245218B2 (en) * 2004-03-08 2010-06-24 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Electrical stimulation of the acoustic nerve based on selected groups
US8942815B2 (en) 2004-03-19 2015-01-27 King Chung Enhancing cochlear implants with hearing aid signal processing technologies
US7953490B1 (en) * 2004-04-02 2011-05-31 Advanced Bionics, Llc Methods and apparatus for cochlear implant signal processing
US8078284B2 (en) * 2004-05-25 2011-12-13 Second Sight Medical Products, Inc. Retinal prosthesis with a new configuration
DK1925185T3 (da) * 2005-09-12 2009-04-20 Siemens Audiologische Technik Fremgangsmåde til dæmpning af interfererende stöj og tilsvarende höreapparat
US7869994B2 (en) 2007-01-30 2011-01-11 Qnx Software Systems Co. Transient noise removal system using wavelets
KR101543811B1 (ko) * 2007-07-13 2015-08-11 메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하 전극 자극 신호들의 생성 방법 및 달팽이관 임플랜트 장치
EP2398551B1 (en) 2009-01-28 2015-08-05 MED-EL Elektromedizinische Geräte GmbH Channel specific gain control including lateral suppression
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
US8374699B2 (en) * 2010-06-30 2013-02-12 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Envelope specific stimulus timing

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US20110004274A1 (en) * 2004-03-08 2011-01-06 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Cochlear Implant Stimulation with Low Frequency Channel Privilege
US20120209351A1 (en) * 2011-02-14 2012-08-16 Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh Enhancing Fine Time Structure Transmission for Hearing Implant System

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2019043518A1 (en) * 2017-08-30 2019-03-07 Cochlear Limited NOISE REDUCTION FOR IMPLANTABLE HEARING PROSTHETICS

Also Published As

Publication number Publication date
ES2660891T3 (es) 2018-03-26
AU2013309151A1 (en) 2015-03-12
CN104661700A (zh) 2015-05-27
US20140058478A1 (en) 2014-02-27
US8929994B2 (en) 2015-01-06
CN104661700B (zh) 2016-09-28
US9126041B2 (en) 2015-09-08
PL2887997T3 (pl) 2018-04-30
KR20150048187A (ko) 2015-05-06
US20150005845A1 (en) 2015-01-01
EP2887997B1 (en) 2017-12-06
EP2887997A1 (en) 2015-07-01
WO2014035854A1 (en) 2014-03-06
EP2887997A4 (en) 2016-03-23
AU2013309151B2 (en) 2016-01-28

Similar Documents

Publication Publication Date Title
KR101676211B1 (ko) 청각 임플란트에서의 일과성 사운드의 감소
US9498626B2 (en) Automatic selection of reduction or enhancement of transient sounds
AU2014309167B2 (en) Auditory prosthesis using stimulation rate as a multiple of periodicity of sensed sound
US9776001B2 (en) Interaural coherence based cochlear stimulation using adapted envelope processing
EP2948214A1 (en) Hearing system comprising an auditory prosthesis device and a hearing aid
CN107708797B (zh) 切换听力植入物编码策略
AU2016285966A1 (en) Selective stimulation with cochlear implants
AU2015328328B2 (en) Neural coding with short inter pulse intervals
AU2017372699B2 (en) Interaural coherence based cochlear stimulation using adapted envelope processing

Legal Events

Date Code Title Description
A201 Request for examination
E902 Notification of reason for refusal
E701 Decision to grant or registration of patent right
GRNT Written decision to grant
FPAY Annual fee payment

Payment date: 20191023

Year of fee payment: 4