技术领域
[0001] 本
发明属于医疗器械领域，尤其涉及一种电听觉假体
信号处理方法及其系统。
背景技术
[0002] 有些人的听觉神经通路因病变、遗传等各种原因而发生中断，电听觉假体植入可以帮助他们恢复部分听
力，例如人工
耳蜗(Cochlear Implants,CI)、听性脑干植入(Auditory Brainstem Implants,ABI)等。现代电听觉假体设备通常包含一个由多个
电极触电构成的电极阵列。目前临床上使用的电听觉假体信号处理方法为连续间隔
采样(Continuous Interleaved Sampling,CIS)。在现代CI处理器中的CIS处理流程为：首先用一个带通
滤波器组对
传声器采集到的时域信号进行
带通滤波，其中
带通滤波器的个数小于24个(受限于植入体中的电极数目。每个带通滤波器对应一个电极通道)；然后，提取每个带通滤波输出的带限信号的时域包络；再将时域包络进行非线性压缩；最后用压缩后的包络对
电流脉冲序列进行幅度调制，其中每个电极通道中的电流脉冲以间隔采样的方式进行发放(即，相邻电极通道间不同时产生刺激，进而避免电极通道间的
电场干扰)。这样的处理方式仅保留了若干频带内的时域包络信息，而丢弃了时域精细结构信息。CI植入者在安静环境下可以获得良好的言语交流能力，但是在噪声环境下、欣赏音乐、感受环境声等方面的能力依然比正常听力者差很多。通常人们将这样的
缺陷归咎于时域精细结构的丢失。
[0003] 有技术提出了一种改进的信号处理方法将带通滤波后的带限信号看作
电子通信系统中的单边带幅度调制信号，其中载波
频率为当前带通滤波器的下限截止频率，即带通滤波后的带限信号为上边带；将每个带限信号以单边带解调的方式移动到基带，即每个带通滤波器的
输出信号的下限截至频率处的信息被移动到了0频率点。这种处理方法又被称为单边带
编码器策略(Single Sideband Encoder,SSE)。该发明中通过仿真实验发现能够改善旋律
感知能力，但是这种改善没有在CI植入者中观察到。进而，该技术中又提出了一种改进方法，将
载波频率改为当前电极通道中的最强谐波频率，然后将载波频率移动到基频处，这样可以使得凡是存在谐波成分的电极通道在所对应的电极
位置上都能够呈现出与基频同步
波动的幅度波动模式，进而能够改善植入者的音高感知能力。这种改进的方法又被称为谐波单边带编码器策略(Harmonic Single Sideband Encoder,HSSE)。HSSE策略对有谐波成分的声音的音高感知有一定的作用，但是音高感知仅为声音感知中的一部分，显式地提取和利用谐波和基频成分都可能在提高音高感知的同时对其他方面的声音感知产生负面影响。
[0004] 另外，该技术中还存在明显的技术缺陷：1，SSE中将靠近载波频率的信息移动到了非常低的频率区域，例如0-50Hz。这么低速的信息在单个电极的时域表现上将不能被感受为音高或频率信息的变化。2，在SSE中高频频带的带宽较宽(例如远大于300Hz)，当SSE将该频带的带限信号移动到基带时，其中高频部分的频率远大于300Hz。根据
心理物理学经验，单个电极通道上的这样的信息是过快的，即不能被植入者分辨。3，HSSE为了克服第2个缺点，人为地对解调后的信号进行50-300Hz的带通滤波，然而这引出了另一个问题——丢弃了部分频率成分。4，HSSE中依赖谐波对应的频率成分以及谐波间的相对
能量关系，来确定带边带解调时使用的载波成分。这使得在两个声音中的相同频率成分有很大的可能被移动到不同的电极通道上去，这对于植入者来说对声音的频率分析功能形成巨大挑战。
[0005] 综上，CIS、SSE、HSSE策略的主要缺陷在于没有将连续的频率信息以植入者能够感受的形式表达在电脉冲信号中。
发明内容
[0006] 本发明所要解决的技术问题在于提供一种电听觉假体信号处理方法及其系统，旨在让植入者能够感受到连续的频率信息，进而能够提高其声音感知能力。
[0007] 本发明是这样实现的，一种电听觉假体信号处理方法，包括下述步骤：
[0008] 滤波步骤：利用带通
滤波器组对采集的
声音信号进行滤波；所述带通滤波器组包括N个带通滤波器，且各带通滤波器的
频率范围从1到N逐渐升高，其中,N为大于1的正整数；
[0009] 提取慢变信号步骤：对每个带通滤波器输出的信号xk(t)进行向下移频处理后提取慢变信号uk(t)；其中k＝1,2，……，N；t为时间变量；
[0010] 在向下移频处理过程中，xk(t)移动的频率大小是第k个带通滤波器的下限截止频率fclk减去第k个电极通道的时域音高处理范围的最低频率flk；
[0011] 慢变信号传递步骤：将提取的慢变信号uk(t)进行处理后以调幅的方式调制在载波上传递出去。
[0012] 进一步地，所述带通滤波器的频率分配方法为如下两种步骤之一：
[0013] 步骤a：测量第k个电极通道内的时域处理能力对应的频率范围[flk,fhk]，据此对第k个带通滤波器进行频率分配，其中k＝1,2，……，N；
[0014] 步骤b：将80-8000Hz的频率范围对应的基底膜长度进行N等分，然后换算出每个分割点对应的特征频率得到N-1个特征频率，并将N-1个特征频率以及80Hz、8000Hz这两个频率依次作为N个带通滤波器的截止频率。
[0015] 进一步地，步骤a中所述的频率范围[flk,fhk]的测量方法具体为：在植入的电听觉假体的第k个电极通道上进行幅度调制脉冲刺激，测量被试者对不同调制频率条件下的音高排序能力或频率分辨能力。
[0016] 进一步地，步骤a中利用第k个电极通道的频率范围[flk,fhk]来给第k个带通滤波器进行频率分配的方法具体为：第k个带通滤波器的频率限定在上限截止频率fchk和下限截止频率fclk之间，所述的第k个带通滤波器的上限截止频率fchk和下限截止频率fclk分别为
[0017] k＝1，2，....，N
[0018] 和
[0019]
[0020] 其中，fln为第n个电极通道的频率范围的下限，fhn为第n个电极通道的频率范围的上限。
[0021] 进一步地，所述向下移频处理的方法具体为：将第k个带通滤波器输出的信号xk(t)与cos(2πfct)相乘得到信号，其中载频fc＝fclk-flk，t为时间变量。
[0022] 进一步地，所述慢变信号uk(t)的提取方法为：将经过向下移频处理后的信号通过
低通滤波器滤波得到第k个电极通道对应的慢变信号uk(t)，低通滤波器的截止频率高于fhk-flk。
[0023] 进一步地，当带通滤波器的频率分配方法采用步骤b时，若第k个电极通道输出的信号满足fclk>flk并且fchkfhk-flk，那么提取xk(t)的时域包络作为第k个电极通道对应的慢变信号uk(t)；其中fchk为第k个电极通道的上限截止频率，fclk为第k个电极通道的下限截止频率，flk为第k个电极通道的频率范围的下限，fhk为第k个电极通道的频率范围的上限，xk(t)为第k个带通滤波器输出的信号。
[0024] 进一步地，所述慢变信号uk(t)的处理方法为：将慢变信号uk(t)进行半波整流和非线性压缩。
[0025] 本发明还提供了一种电听觉假体信号处理系统，包括：
[0026] 滤波模
块：用于利用带通滤波器组对采集的声音信号进行滤波；所述带通滤波器组包括N个带通滤波器，且各带通滤波器的频率范围从1到N逐渐升高，其中,N为大于1的正整数；
[0027] 慢变信号提取模块：用于对每个带通滤波器输出的信号xk(t)进行向下移频处理后提取慢变信号uk(t)；其中k＝1,2，……N；t为时间变量；
[0028] 在向下移频处理过程中，xk(t)移动的频率大小是第k个带通滤波器的下限截止频率fclk减去第k个电极通道的时域音高处理范围的最低频率flk；
[0029] 慢变信号传递模块：用于将提取的慢变信号uk(t)进行处理后以调幅的方式调制在载波上传递出去。
[0030] 进一步地，所述滤波模块中带通滤波器的频率分配方法为如下两种步骤之一：
[0031] 步骤a：测量第k个电极通道内的时域处理能力对应的频率范围[flk,fhk]，据此对第k个带通滤波器进行频率分配，其中k＝1,2，……，N；
[0032] 步骤b：将80-8000Hz的频率范围对应的基底膜长度进行N等分，然后换算出每个分割点对应的特征频率得到N-1个特征频率，并将N-1个特征频率以及80Hz、8000Hz这两个频率依次作为N个带通滤波器的截止频率。
[0033] 进一步地，步骤a中所述的频率范围[flk,fhk]的测量方法具体为：在植入的电听觉假体的第k个电极通道上进行幅度调制脉冲刺激，测量被试者对不同调制频率条件下的音高排序能力或频率分辨能力。
[0034] 进一步地，步骤a中利用第k个电极通道的频率范围[flk,fhk]来给第k个带通滤波器进行频率分配的方法具体为：第k个带通滤波器的频率限定在上限截止频率fchk和下限截止频率fclk之间，所述的第k个带通滤波器的上限截止频率fchk和下限截止频率fclk分别为
[0035] k＝1，2，....，N
[0036] 和
[0037]
[0038] 其中，fln为第n个电极通道的频率范围的下限，fhn为第n个电极通道的频率范围的上限。
[0039] 进一步地，所述慢变信号提取模块中向下移频处理的方法具体为：将第k个带通滤波器输出的信号xk(t)与cos(2πfct)相乘得到信号，其中载频fc＝fclk-flk，t为时间变量。
[0040] 进一步地，所述慢变信号提取模块中慢变信号uk(t)的提取方法为：将经过向下移频处理后的信号通过低通滤波器滤波得到第k个电极通道对应的慢变信号uk(t)，低通滤波器的截止频率高于fhk-flk。
[0041] 进一步地，当滤波模块中带通滤波器的频率分配方法采用步骤b时，若第k个电极通道输出的信号满足fclk>flk并且fchkfhk-flk，那么提取xk(t)的时域包络作为第k个电极通道对应的慢变信号uk(t)；其中fchk为第k个电极通道的上限截止频率，fclk为第k个电极通道的下限截止频率，flk为第k个电极通道的频率范围的下限，fhk为第k个电极通道的频率范围的上限，xk(t)为第k个带通滤波器输出的信号。
[0042] 进一步地，所述慢变信号传递模块中慢变信号uk(t)的处理方法为：将慢变信号uk(t)进行半波整流和非线性压缩。
[0043] 本发明与
现有技术相比，有益效果在于：本发明可以与现代电听觉假体设备兼容。本发明提出利用被植入假体的单个电极通道内的时域处理能力来进行带通滤波器的频率分配，并根据单电极通道内的时域处理能力来提取慢变信号，而且对每个电极通道所提取的慢变信号能够以幅度调制的形式传递到对应电极附近的听神经上，所提取的慢变信息能够比现代临床策略中采用的时域包络信息保留更多的信息，同时亦能够反映出原始信号时域包络的变化趋势，让植入者能够感受到连续的频率信息，提高频率
分辨率，进而提升电听觉假体的整体声音感知能力。
附图说明
[0044] 图1是本发明
实施例提供的电听觉假体信号处理方法的总
流程图；
[0045] 图2是本发明实施例提供的第k个电极通道内的时域处理能力(音高排序)测量结果示意图；
[0046] 图3是本发明实施例提供的第k个电极通道内的时域处理能力(频率分辨)测量结果示意图；
[0047] 图4是本发明实施例提供的慢变信息提取方法应用于人工耳蜗的示意图；
[0048] 图5是本发明实施例提供的向下移频的方法示意图；
[0049] 图6是本发明实施例提供的一种电听觉假体信号处理系统的示意图；
[0050] 图7是本发明实施例提供的本发明(左)与临床CIS策略(右)的电极图对比示意图；
[0051] 图8是本发明实施例提供的针对本发明、临床CIS策略、正常听力情况(normal hearing,NH)在纯音频率分辨方面的对比示例图；
[0052] 图9是本发明实施例提供的本发明和CIS策略在频率分配模式下的普通话声调识别率对比示意图；
[0053] 图10是本发明实施例提供的本发明和CIS策略在频率分配模式下的噪声中言语识别率对比示意图。
具体实施方式
[0054] 为了使本发明的目的、技术方案及优点更加清楚明白，以下结合附图及实施例，对本发明进行进一步详细说明。应当理解，此处所描述的具体实施例仅仅用以解释本发明，并不用于限定本发明。
[0055] 一种电听觉假体信号处理方法，其具体操作步骤为：首先利用传声器采集声音信号，再进行必要的预处理操作(例如，预加重、降噪等)，然后利用预先设计好的带通滤波器组对所采集到的声音信号进行滤波，再从每个带通滤波器输出的信号中提取慢变信号，再将每个电极通道中的慢变信号进行半波整流和非线性压缩，最后以幅度调制的形式表达在间隔采样式的脉冲载波上，其流程图参见图1。
[0056] 其中，提取慢变信号的方法为：将经过带通滤波器滤波后得到的信号xk(t)向下移频至一个低频范围(约在50Hz以上)后提取慢变信号uk(t)，其中k＝1,2，……，N；t为时间变量；在向下移频处理过程中，xk(t)移动的频率大小是根据当前电极通道的时域音高处理能力来设定的，xk(t)移动的频率大小具体为：第k个带通滤波器的下限截止频率fclk减去第k个电极通道的时域音高处理范围的最低频率flk。
[0057] 电听觉假体植入装置中若设有N个电极通道，则相应的设有N个带通滤波器，每个带通滤波器对应一个电极通道，N个带通滤波器组成一个带通滤波器组，从1到N表示对应的电极通道的频率逐渐升高。
[0058] 关于预先设计带通滤波器组有两种实现方式：
[0059] 方式一：测量单电极通道内的时域处理能力对应的频率范围[flk,fhk]，然后利用第k个电极通道的频率范围[flk,fhk]来给第k个带通滤波器进行频率分配，其中k＝1,2，……，N；
[0060] 其中该频率范围[flk,fhk]可以通过对每位被试者的第k个电极通道进行心理物理测量来得到，单电极通道内的时域处理能力对应的频率范围[flk,fhk]的测量方法为：在当前植入者的单个电极通道上进行幅度调制脉冲刺激，其中调制频率通常在1000Hz或几百Hz以内。采用心理物理方法测量被试者对不同调制频率条件下的音高排序能力或频率分辨能力，音高排序能力测试结果的例子见图2，频率分辨能力测试结果的例子见图3。两条曲线均为单调递增曲线，其中flk是曲线单调递增的最低点，通常在50Hz附近，fhk是音高排序曲线斜率趋近于0时或频率分辨曲线的斜率趋近1时，通常在300Hz附近。
[0061] 而给带通滤波器进行频率分配的方法具体为：设计满足以下截止频率的N个带通滤波器，其中第k个带通滤波器的上限截止频率fchk和下限截止频率fclk分别为[0062]
[0063] 和
[0064]
[0065] 方式二：利用耳蜗感音生理模型Greenwood函数来将大约80-8000Hz的频率范围对应的基底膜长度进行N等分，然后换算出每个分割点对应的特征频率，共计算得到N+1个(将80和8000Hz两个频率点计算在内)特征频率，将这N+1个特征频率依次作为N个带通滤波器的截止频率，然后设计满足以上截止频率的N个带通滤波器。
[0066] 针对预先设计的带通滤波器组的两种实现方式，提取慢变信息也有对应的两种实现方式：
[0067] 方式一：若设计带通滤波器组采用方式一，则提取慢变信息的方式为：将每个带通滤波器的输出信号进行向下移频处理，将第k个电极通道输出的高频带限信号xk(t)移动到[flk,fhk]频率范围内，如图4所示；向下移频的时域处理方法为图5所示。其具体实现方式为：xk(t)看作一个上单边带信号，将第k个带通滤波器输出的信号xk(t)与cos(2πfct)相乘得到信号，再将得到的信号通过低通滤波器滤波得到第k个电极通道对应的慢变信息uk(t)，其中载频fc＝fclk-flk，即载频fc的大小为第k个带通滤波器的下限截止频率fclk减去第k个电极通道的时域音高处理范围的最低频率flk；另外，低通滤波器的截止频率稍高于fhk-flk即可；
[0068] 方式二：若设计带通滤波器组采用方式二，则本方式在提取慢变信息采用方式一的
基础上稍有不同，不同之处在于：(1)若低频区的个别电极通道的fclk>flk并且fchk
fhk-flk，那么可以提取xk(t)的时域包络作为电极通道对应的慢变信息uk(t)。[0069] 另外，当某位植入者的某个电极通道内的时域处理能力对应的频率范围[flk,fhk]不易测量或为了节省临床调试时间而未测量时，可以利用现有文献数据将[flk,fhk]设置为约[50Hz,250Hz]，即图1中的2通路。
[0070] 本发明可以与现代电听觉假体设备兼容。利用以上方式提取的慢变信息能够比现代临床策略中采用的时域包络信息保留更多的信息，同时这种慢变信息亦能够反映出原始信号时域包络的变化趋势。
[0071] 本发明还提供了一种电听觉假体信号处理系统，如图6所示，包括：
[0072] 滤波模块1：用于利用带通滤波器组对采集的声音信号进行滤波；所述带通滤波器组包括N个带通滤波器，且各带通滤波器的频率范围从1到N逐渐升高，其中,N为大于1的正整数；
[0073] 慢变信号提取模块2：用于对每个带通滤波器输出的信号xk(t)进行向下移频处理后提取慢变信号uk(t)；其中k＝1,2，……，N；t为时间变量；
[0074] 在向下移频处理过程中，xk(t)移动的频率大小是第k个带通滤波器的下限截止频率fclk减去第k个电极通道的时域音高处理范围的最低频率flk。
[0075] 慢变信号传递模块3：用于将提取的慢变信号uk(t)进行处理后以调幅的方式调制在载波上传递出去。
[0076] 下面举一具体实施例说明本发明(即左图所示)中的慢变信息提取方法比临床策略中的时域包络提取方法能够表达更多的时域信息：
[0077] 实施例一：一个16电极通道的处理器对单个汉字“下”/xià/进行处理，分别采用本发明的信号处理方法(即预先设计带通滤波器组采用的方式一和提取慢变信息采用的方式一)，实验结果如图7左电极图所示，图中仅显示了部分时段；和现代临床策略采用的时域包络法，实验结果如图7右电极图所示，图中仅显示了部分时段；左图中可以明显观察时域包络波动速度在减慢(例如，T2>T1)，然而这个规律在右图中没有体现出来。这种减慢对应着“下”字的声调，即第四声(去声)。同时，左图中的每个电极通道时域信号的整体变化趋势与右图中相符合。这意味着本发明(即左图所示)中的慢变信息提取方法比临床策略中的时域包络提取方法能够表达更多的时域信息。
[0078] 另外再举一具体实施例说明本发明能够提高频率分辨能力:
[0079] 实施例二：采用仿真声的方法分别对本发明、临床CIS策略、正常听力情况(normal hearing,NH)开展纯音频率分辨的心理声学对比实验，被试者为3位听力正常的青年人，在六个参考频率条件下(650、750、850、1950、2050、2150Hz)分别测得三种方法对应的最小可分辨频率Δf，在图中纵坐标用韦伯分数(Δf/f)来表示，测试结果如图8所示。可以发现，本发明在多数情况下优于(韦伯分数更小效果越好)临床CIS策略，少数情况下与CIS相当。并且本发明与NH具有可比性，且在某些情况下优于NH。这说明本发明能够提高频率分辨能力。
[0080] 下面采用声码器仿真声的方法举实施例说明本发明在言语感知方面的优势：
[0081] 实施例三：一方面比较本发明TLE(Temporal Limits Encoder，即时域限制编码)策略和CIS(Continuous Interleaved Sampling，即连续间隔采样)策略在普通话声调识别方面的性能，如图9所示；另一方面比较本发明(TLE策略)和CIS策略在噪声中的言语识别的性能，如图10所示；其中u和G分别为两种频率划分方式，u表示将50至3250Hz进行均匀划分，G表示按照Greenwood函数对80至8000Hz进行等基底膜长度划分。图中可以看出，本发明(TLE策略)可以提供比CIS策略更低的噪声中言语接受阈和更高的声调识别率。这体现出了本发明(TLE策略)在言语感知方面的优势。
[0082] 综上所述，本发明提出利用植入者的单电极通道内的时域处理能力来进行带通滤波器的频率分配，并根据单电极通道内的时域处理能力来提取慢变信号，而且对每个电极通道所提取的慢变信号能够以幅度调制的形式传递到对应电极附近的听神经上，让植入者能够感受到连续的频率信息，提高频率分辨能力，进而提升电听觉假体的整体声音感知能力。
[0083] 以上所述仅为本发明的较佳实施例而已，并不用以限制本发明，凡在本发明的精神和原则之内所作的任何
修改、等同替换和改进等，均应包含在本发明的保护范围之内。
