技术领域
[0001] 本
发明属于医疗器械领域，特别涉及一种基于听觉感知提示的人工耳蜗
信号处理单元和方法。
背景技术
[0002] 人的耳蜗毛细胞是接收声音的感觉细胞。当耳蜗毛细胞损伤严重时，就会出现严重的听
力损伤。人工耳蜗就是替代已损伤毛细胞，通过
电刺激听觉神经重新获得
声音信号的一种
电子装置。
[0003] 人工耳蜗由体外机部件和植入体部件两部分组成，体外机部件主要包括
传声器(如麦克
风等)、言语处理器和发射线圈，植入体部件主要包括接
收线圈、刺激器及多通道
电极阵列组成。在系统连接正常的情况下，麦克风接收声信号，通过言语处理器，将声信号进行分析处理并编码，通过头件(发射线圈)透过
皮肤传送到植入体部件的接收线圈，经过刺激器的解码处理后，产生相应
频率及
电流强度的脉冲信号并传送到各个刺激电极。通过电极刺激听神经，将脉冲信号传到听觉中枢从而为使用者产生听觉。图1给出现有人工耳蜗言语处理器的结构示意图。
[0004] 患者植入人工耳蜗之后，听力师需要通过相应的调试
软件，对用户进行言语编码策略的编程。图2给出的是调试系统结构示意图。通过心理物理测量方法，获得患者每个可用电极通道的
阈值(T)和舒适强度(C)信息，即能引起患者最小听觉和最大舒适度的电流单位，这个范围我们称为人工耳蜗电刺激动态范围。
[0005] 一般的人工耳蜗系统，会预设一些适用该患者的若干个模式，会根据患者的实际需求，对每个模式分别设置，同时每个模式也都可以调节总的输出强度，即音量的可选。一般的提示方法，都是基于视觉的
基础，通过指示灯的方法提示用户当前设备的使用状态。
[0006] 那么在日常使用过程中，此类基于视觉的提示方法会带来些许不便。首先用户本身看不到，需要将挂在耳后的设备取下来观察确认。其次，出于隐私的考虑，某些患者并不希望他人看到指示灯的闪烁。所以，针对每个用户电刺激听觉动态范围的智能提示方法，可以有效的规避这两个问题。
发明内容
[0007] 有鉴于此，本发明的目的在于提供一种基于听觉感知提示的人工耳蜗信号处理单元和方法，使用户通过听觉感知来判断人工耳蜗信号处理单元使用时的音量和模式状态。
[0008] 为达到上述目的，本发明提供了一种人工耳蜗信号处理单元基于听觉感知的提示方法，其特征在于，包括以下步骤：
[0009] 测试用户的可用电极，以及每个电极的电刺激听觉动态范围；
[0010] 得到用户的电极通道阈值T和舒适强度C，代入响度曲线公式，得到该用户的响度曲线；
[0011] 选取该用户的某个可用电极发送脉冲串，通过刺激电流大小设置音量等级，或通过间隔发出刺激电流，以刺激次数设置音量等级；
[0012] 用户调节不同等级的音量时，刺激电流的大小不同，用户听到的声音响度不同，实现基于刺激响度的音量提示，或发出刺激电流的次数不同，用户听到的响声次数不同，实现基于刺激次数的音量提示；
[0013] 根据耳蜗电极
位置-频率理论进行编码；
[0014] 设置在模式A-D刺激不同电极位置，对应的刺激频率即不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的次数不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的持续时间不同；
[0015] 用户设置不同模式时，刺激不同的电极，即用户听到的
音调不同，实现基于刺激频率的模式提示，或刺激的次数不同，即用户听到的响声次数不同，实现基于刺激次数的模式提示，或刺激电流的持续时间不同，用户听到的响声长短不同，实现基于刺激时长的模式提示；
[0016] 实现人工耳蜗信号处理单元基于听觉感知的提示。
[0017] 可选地，所述响度曲线，在刺激速率小于300pps时，可通过如下公式得到：
[0018] L＝Kl*Ap，
[0019] 其中，L为归一化的响度，Kl和p是不同病人的相关系数，为常数，A是脉冲串的刺激电流。
[0020] 可选地，所述响度曲线，在刺激速率大于300pps时，可通过如下公式得到：
[0021] L＝Kh*eqA，
[0022] 其中，L为归一化的响度，Kh和q是不同病人的相关系数，为常数，A是脉冲串的刺激电流。
[0023] 可选地，所述通过刺激电流的大小设置音量等级，具体为发出刺激电流最小时，音量等级最小，刺激电流由小及大，音量等级逐级递增。
[0024] 可选地，所述通过以刺激次数设置音量等级，具体为刺激一次，音量等级最小；刺激次数逐一递增，音量等级逐级递增。
[0025] 可选地，所述刺激的次数不同，即用户听到的响声次数不同，具体为听到响声从1次到4次，代表模式A到D。
[0026] 可选地，所述刺激电流的持续时间不同，用户听到的响声长短不同，具体为刺激电流持续1s，代表模式A；持续2s，代表模式B；持续3s，代表模式C；持续3s，停顿0.5s，再刺激1s，代表模式D。
[0027] 基于上述目的，本发明还提供了一种采用上述提示方法的人工耳蜗信号处理单元，包括麦克风，专用
语音信号处理芯片，射频调
制模块，射频放大模块，反向信号检测模块，晶振，外围辅助模块和EEPROM，其中，
[0028] 所述麦克风，用于拾取声音信号，并传送到专用语音信号处理芯片；
[0029] 所述专用语音信号处理芯片，包括模拟数字转换模块，增益
控制模块，快速傅里叶变换模块和脉冲编码模块，用于对声音信号进行数字化处理，
带通滤波后处理得到包络信号，压缩后的包络信号决定刺激电极位置和刺激电流大小；
[0030] 所述射频调制模块，射频放大模块和晶振，用于将专用语音信号处理芯片输出的
编码信号调制到用晶振产生的射频载波上，然后通过射频放大模块放大后输出；
[0031] 所述反向信号检测模块，用于接受
人工耳蜗植入体刺激器返回的信息；
[0032] 所述外围辅助模块，包括音量控制和模式选择
开关，用于对音量和模式进行调节和切换；
[0033] 所述EEPROM，用于对专用语音信号处理芯片的信息进行存储。
[0034] 本发明的有益效果在于：通过设置用户调节不同等级的音量时，刺激电流的大小不同，用户听到的声音响度不同，或发出刺激电流的次数不同，用户听到的响声次数不同，实现基于听觉感知的音量提示；设置在模式A-D刺激不同电极位置，对应的刺激频率即不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的次数不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的持续时间不同，实现基于听觉感知的模式提示。解决了基于视觉的提示方法的非隐蔽性与不便，提示方法多样，调控方便，提高了用户对音量和模式变化的敏感性。
附图说明
[0035] 为了使本发明的目的、技术方案和有益效果更加清楚，本发明提供如下附图进行说明：
[0036] 图1为
现有技术中言语处理器的结构示意图；
[0037] 图2为现有技术中调试系统结构示意图；
[0038] 图3为现有技术中基于视觉提示方法的信号处理单元结构示意图；
[0039] 图4为本发明
实施例的基于听觉提示方法的信号处理单元结构示意图；
[0040] 图5为本发明实施例的基于听觉感知的人工耳蜗信号处理单元的提示方法步骤
流程图；
[0041] 图6为本发明实施例的基于听觉提示方法的信号处理单元
电路结构示意图；
[0042] 图7为本发明实施例的耳蜗感音位置-频率理论示意图；
[0043] 图8为本发明实施例的基于听觉感知的人工耳蜗信号处理单元提示方法的响度增长曲线和响度等级设置示意图；
[0044] 图9为本发明实施例的基于听觉感知的人工耳蜗信号处理单元提示方法的音调增长曲线和电极位置-模式设置示意图。
具体实施方式
[0045] 下面将结合附图，对本发明的优选实施例进行详细的描述。
[0046] 现有技术中，一般信号处理单元对音量和模式的提示方法都是基于视觉的，通过指示灯的方式提示用户当前设备的使用状态，如指示灯的个数和亮闪的节奏等，参见图3，包括指示灯101，增加键102，减小键103，模式键104和连接
导线插口105，指示灯101由6盏绿色
LED灯组成，用个数表示音量等级，如1盏指示灯亮，表示音量1，音量最小，以此类推，6盏指示灯亮，表示音量6，音量最大。用LED灯的位置表示模式号，如指示灯101中第二盏LED灯亮，表示当前运作模式为模式B，第四盏LED灯亮，表示当前运作模式为模式D。
[0047] 上述方法有诸多弊端，在发明内容中有所阐述，在此不再赘述，本发明提供了一种基于听觉提示方法的信号处理单元，参见图4，其包括：增加键102，减小键103，模式键104和连接导线插口105，省略了指示灯，不但实现听觉感知的提示方法，同时在节省了成本与空间。
[0048] 本发明实施例提供了基于听觉感知的人工耳蜗信号处理单元的提示方法，其流程图参见图5，包括以下步骤：
[0049] S101，测试用户的可用电极，以及每个电极的电刺激听觉动态范围；
[0050] S102，得到用户的电极通道阈值T和舒适强度C，代入响度曲线公式，得到该用户的响度曲线；
[0051] S103，选取该用户的某个可用电极发送脉冲串，通过刺激电流大小设置音量等级，或通过间隔发出刺激电流，以刺激次数设置音量等级；
[0052] S104，用户调节不同等级的音量时，刺激电流的大小不同，用户听到的声音响度不同，实现基于刺激响度的音量提示，或发出刺激电流的次数不同，用户听到的响声次数不同，实现基于刺激次数的音量提示；
[0053] S105，根据耳蜗电极位置-频率理论进行编码；
[0054] S106，设置在模式A-D刺激不同电极位置，对应的刺激频率即不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的次数不同，或设置在模式A-D下，刺激相同电极位置，发出刺激电流的持续时间不同；
[0055] S107，用户设置不同模式时，刺激不同的电极，即用户听到的音调不同，实现基于刺激频率的模式提示，或刺激的次数不同，即用户听到的响声次数不同，实现基于刺激次数的模式提示，或刺激电流的持续时间不同，用户听到的响声长短不同，实现基于刺激时长的模式提示；
[0056] S108，实现人工耳蜗信号处理单元基于听觉感知的提示。
[0057] 进一步地，上述响度曲线，在刺激速率小于300pps时，可通过如下公式得到：
[0058] L＝Kl*Ap，
[0059] 其中，L为归一化的响度，Kl和p是不同病人的相关系数，为常数，A是脉冲串的刺激电流。
[0060] 进一步地，上述响度曲线，在刺激速率大于300pps时，可通过如下公式得到：
[0061] L＝Kh*eqA，
[0062] 其中，L为归一化的响度，Kh和q是不同病人的相关系数，为常数，A是脉冲串的刺激电流。
[0063] 进一步地，上述通过刺激电流的大小设置音量等级，具体为发出刺激电流最小时，音量等级最小；刺激电流由小及大，音量等级逐级递增。
[0064] 进一步地，上述通过以刺激次数设置音量等级，具体为刺激一次，音量等级最小；刺激次数逐一递增，音量等级逐级递增。
[0065] 进一步地，上述刺激的次数不同，即用户听到的响声次数不同，具体为听到响声从1次到4次，代表模式A到D。
[0066] 进一步地，上述刺激电流的持续时间不同，用户听到的响声长短不同，具体为刺激电流持续1s，代表模式A；持续2s，代表模式B；持续3s，代表模式C；持续3s，停顿0.5s，再刺激1s，代表模式D。
[0067] 与上述提示方法对应的是，本发明提供了一种基于听觉提示方法的信号处理单元，其电路结构参见图6，其包括：麦克风110，专用语音信号处理芯片111，射频调制模块112，射频放大模块113，反向信号检测模块114，晶振115，外围辅助模块116和EEPROM117，其中，
[0068] 所述麦克风110，拾取外界声音信号，并传送到专用语音信号处理芯片111；
[0069] 所述专用语音信号处理芯片111，包括模拟数字转换模块，增益控制模块，快速傅里叶变换模块和脉冲编码模块，用于对声音信号进行数字化处理，带通滤波后处理得到包络信号，压缩后的包络信号决定刺激电极位置和刺激电流大小，是设置基于听觉提示方法的信号处理单元的核心，上述基于听觉感知的提示方法中发出的刺激电流大小、次数、持续时间和发出刺激电流刺激的电极位置都由专用语音信号处理芯片111输出；
[0070] 所述射频调制模块112将专用语音信号处理芯片111输出的编码信号调制到由晶振115产生的射频载波上，然后通过射频放大模块113放大后输出；
[0071] 所述反向信号检测模块114，用于接受人工耳蜗植入体刺激器返回的信息；
[0072] 所述外围辅助模块116，包括音量控制和模式选择开关，用于对音量和模式进行调节和切换，上述基于听觉感知的提示方法中用户就是通过按外围辅助模块116中的增加/减小/模式键来调节音量和切换模式；
[0073] 所述EEPROM117，用于对专用语音信号处理芯片111的信息进行存储。
[0074] 电子耳蜗的病人的音调高低主要有电极的位置决定，主要采用了电听觉中的位置-音高原理。在这个理论中，声音的频率信息是通过基底膜不同部位神经
纤维发放冲动来传递的。即声音不同频率的信息由不同的听觉通道传输。部位编码反映了耳蜗将原声刺激分解成独立的子带信号的滤波能力，这些不同子带信号的中心频率与耳蜗上的不同位置相对应，耳蜗感音位置-频率理论参见图7，蜗尖21至蜗底22不同位置对应的频率23，由低频到高频。根据该原理，可以通过刺激不同耳蜗位置，使用户听到不同频率，即不同音调的声音。
[0075] 下面我们以基于刺激响度实现音量的提示方法为本发明一具体实施例。
[0076] 首先，在用户进行的调机的时候，根据用户的可用电极，选取某个可用电极，测得其电极通道阈值T和舒适强度C。一般情况下，T值是在整个响度动态范围的10％，C值是整个响度动态范围的80％。我们的人工耳蜗共有24个电极，选取中间位置从蜗尖起第十一个电极，这个电极上病人的T/C范围是[60-140]，对应的电流是[120-480]mA。把这些数据qA代入公式L＝Kh*e 中，其中，L为归一化的响度，Kh和q是不同用户的相关系数，为常数，与刺激时所用的刺激速率相关，没有实际的物理意义，每个用户的系数都不一样，需要测出T和C值之后，根据测试结果确定这两个常数，A是脉冲串的刺激电流。
[0077] 代入后，如下：
[0078] 0.1＝Kh*eq*120
[0079] 0.8＝Kh*eq*480
[0080] 通过对上述二式的求解，我们可以得出Kh＝0.05和q＝0.005776，响度增长公式为：
[0081] L＝0.05*e0.005776A
[0082] 设置音量等级共为8级，依次为音量1-音量8，这8级音量在整个动态范围中依次为[0.1，0.2，0.3，0.4，0.5，0.6，0.7，0.8]，与之对应的刺激电流依次为120，172，252，312，352，400和480mA。这个电极上的响度增长曲线响度增长曲线和响度等级设置参见图8。
[0083] 用户在调机时，得到T/C值之后，调机的软件将根据音量等级自动计算出刺激幅度的大小。听力师把这些音量连续播放一下，用户根据听到的响度进行一些微调，确保每个响度增长之间是等间隔递增的。
[0084] 同样可以理解的是，以发出刺激电流次数，即用户听到响声次数提示音量等级的方法可以获得如上类似的效果，本发明实施例在此不再赘述。
[0085] 下面我们以基于刺激频率实现模式的提示方法为本发明一具体实施例，音调增长曲线和电极位置-模式设置参见图9。
[0086] 人工耳蜗通过植入电极的位置来模拟正常耳蜗的部位编码：植入体部件中的刺激的电极由蜗尖向蜗底依次排列，刺激由低到高不同频率敏感的听神经，刺激频率高(音调高)位置的听神经，音调敏感度也高；刺激频率低(音调低)位置的听神经，音调敏感度也低。植入体部件中的刺激电极的不同位置，对应于信号处理策略中划分的不同的频段，本发明实施例的刺激电极个数为24个，由蜗尖向蜗底依次排列编码。电极位置-频率对应关系还受到电极插入深度，扭结程度和神经元存活情况等因素影响。
[0087] 在实际的应用中，由于相邻两个电极之间的位置过于接近，刺激频率即音调的变化不大。或者在某些情况下，会出现音调反转的情况，因此在实际选择电极的时候会尽量分开。假设用户的24个电极都能正常使用，一般会去掉8个处于蜗底的电极，因为大部分的用户在脉冲直接刺激接近蜗底的电极时反应频率比较高，会产生不适感。当电极之间相邻间隔为4时，可选的电极为第1，6，11，16电极。第1电极对应模式A，第6电极对应模式B，第11电极对应模式C，第16电极对应模式D，或者相反亦可。图9显示的是一个实际用户的音调增长曲线，和采用第1，6，11，16电极对应模式A，B，C，D后，每个模式切换时的提示音所对应的音调。
[0088] 同样可以理解的是，以发出刺激电流次数，即用户听到响声次数提示模式的方法和以发出刺激电流持续时间，即用户听到响声的长短提示模式的方法可以获得如上类似的效果，本发明实施例在此不再赘述。
[0089] 最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管通过上述优选实施例已经对本发明进行了详细的描述，但本领域技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其做出各种各样的改变，而不偏离本发明
权利要求书所限定的范围。
