植入助听装置及其实施方法
植入助听装置及其实施方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种用于治疗听力损伤的植入助听装置，更具体地讲，本发明涉及一种采用小波变换进行语音信号处理并以压电叠堆作为振动元件的植入助听装置，该装置通过外科手术植入，以直接刺激听骨链的方式实现听力补偿。
【背景技术】
[0002]听力是人类与外界进行沟通交流的重要渠道。由于环境噪声以及年龄关系等因素所导致的听力损伤，成为了广大听力障碍患者亟待解决的重大问题。针对于听力损伤的治疗，目前较为普遍采用的仍然是基于声激励方式的传统助听器。传统助听器的植入元件由于需要置于外耳道，因此难以避免声反馈作用的存在，进而造成补偿效果的失真度较高。同时，受限于高频增益补偿量不足，传统助听器也只能应用于治疗轻至中度感音神经性听力损伤，治疗范围有限。此外，传统助听器还存在影响佩戴患者外观以及舒适性不佳等缺陷。
[0003]鉴于传统助听器的上述不足，针对于感音神经性听力损伤的治疗，采用外科手术植入于人体的助听设备已成为一种较为可行的替代方案。此类设备中，电子耳蜗采用电激励的方式直接刺激内耳，用于补偿重度感音神经性听力损伤，然而其植入手术会对人体内耳造成不可恢复的创伤。而另一类以机械激励的方式刺激听骨链的植入助听装置，由于其听力补偿方式更为贴近人耳正常的声传导路径，手术创伤小，并可应用于治疗中至重度感音神经性听力损伤，目前已成为人耳听力重建的一种重要手段。针对于植入助听装置的相关研宄，美国专利5800336和6190305分别描述了一种采用电磁原理的作动器，利用植入线圈与磁体间的电磁感应形成作动器的振动，驱动听骨链的听小骨，实现听力补偿。然而，作为人体植入设备，电磁式作动器容易受到外界磁场的干扰，从而影响实际的补偿效果。此外，电磁式设备的功耗相对较大，频繁充电会降低患者的佩戴体验。
[0004]对于助听设备而言，针对患者实际情况设计针对性的听力补偿算法也是非常必要的。由于人耳对于声音信号具有频率选择特性，信号分频处理是补偿算法的核心所在。美国专利5500902描述的听力设备信号处理算法中，采用了带通滤波器组的分频方案，分频之后的信号则通过多通道自动增益实现针对性的听力补偿。但在此种分频方案下，为了抵消混叠失真，需要采用较多的滤波器。由于滤波器的系数由是相互影响的，因此，较大的滤波器数量会给滤波器的参数选择带来困难，从而不利于听力补偿算法的针对性调整。目前应用广泛的小波变换，由于具有同时做时频分析的多分辨率特性和结构简单等特点，将其应用于植入助听装置分频方案之中，将是对现有补偿算法的一种有效改进。
【发明内容】
[0005]本发明的目的在于提供一种植入助听装置，该装置的作动器采用压电叠堆作为振动元件，可免受外界磁场的干扰。同时，该装置的信号处理模块采用小波变换进行信号分频，并对听力补偿算法进行了整体性设计。
[0006]本发明提供了一种新型的植入助听装置，由麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器连接而成，其具体的工作方式为:由麦克风采集外界的声信号并转化成电信号，该电信号经过信号处理模块的补偿算法调整，由导线传递至压电作动器；补偿算法采用小波分频的分频方案；压电作动器以压电叠堆作为振动元件，并通过耦合杆作用于听小骨，最终实现听力补偿。其中，信号处理模块中的补偿算法可对患者的听力损伤情况进行针对性调整。压电作动器则通过骨钉固定于头骨，并植入于乳突腔，其整体尺寸小于乳突腔的空间体积。压电作动器可通过其内部的固定支架和连接轴间的螺纹连接来实现植入位置的调节，并通过其固定端盖确定最终的调节位置。压电叠堆利用压电材料的逆压电效应，可将导入的电信号转化成植入装置的机械振动。除压电叠堆外，压电作动器的结构均采用具有生物相容性的金属材料制成。整个装置均由电源模块进行供电，电源模块与信号处理模块作为一体植入于人体头骨内。
[0007]进一步地，在本发明中，麦克风植入于人体的靠近外耳道入口处。
[0008]进一步地，在本发明中，小波分频采用小波包变换和Bark频谱相结合的方法。
[0009]进一步地，在本发明中，信号处理模块采用AD转换、小波分频、动态压缩、频响整形、幅值调整、重构、输出限幅、DA转换的顺序处理流程。
[0010]进一步地，在本发明中，动态压缩采用Attack&Release算法。
[0011 ] 进一步地，在本发明中，耦合杆的作用位置为砧骨。
[0012]更进一步地，本发明还提供一种植入助听装置的实施方法，包括以下步骤:第一步，由麦克风采集外界声信号并转化成电信号；第二步，该电信号经导线传至信号处理模块；第三步，信号处理模块采用补偿算法对输入信号进行处理调整；第四步，处理过的信号经导线传递至压电作动器；第五步，传入信号引起压电叠堆的振动，并通过压电作动器的耦合杆激励听小骨，完成听力补偿。
[0013]与现有技术相比，本发明中的植入助听装置具有如下的几个优点:采用压电叠堆作为植入装置的振动元件，可有效避免助听设备受到外界磁场的干扰，易于制备，且功耗较低，不必频繁充电；基于小波变换的分频方案，频带划分更加灵活，实时性高，同时结合Bark频谱，与人耳的选频特性相符合；听力补偿算法功能完整，不仅可以结合患者的听力损伤情况进行针对性补偿，还可根据患者的听力习惯进行进一步的微调；耦合杆直接激励人耳砧骨，植入装置断电之后对于患者残余听力的影响小。
【附图说明】
[0014]图1是人耳结构示意图；
[0015]图2是信号处理模块的原理图；
[0016]图3是植入助听装置第一个实施例示意图；
[0017]其中:1、耳廓，2、外耳道，3、鼓膜，4、锤骨，5、砧骨，6、镫骨，7、耳蜗，8、AD转换，9、小波分频，10、动态压缩，11、频响整形，12、幅值调整，13、重构，14、输 出限幅，15、DA转换，16、麦克风，17、导线，18、骨钉，19、电源模块，20、信号处理模块，21、固定支架，22、固定端盖，23、连接轴，24、壳体，25、压电叠堆，26、耦合杆。
【具体实施方式】
[0018]下面结合附图对本发明的实施例作详细说明，本实施例以本发明技术方案为前提，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。
[0019]实施例
[0020]图1是人耳结构示意图，包括耳廓1、外耳道2、鼓膜3、锤骨4、砧骨5、镫骨6、耳蜗7。其中，锤骨4、砧骨5和镫骨6构成听骨链，听骨链的内侧为耳蜗7，外侧则与鼓膜3相连，鼓膜3的外侧则分别为外耳道2、耳廓I。当正常人耳感受外界声波时，耳廓I利用声定位功能收集声波，该声波经外耳道2传递至鼓膜3，引起鼓膜3的振动，并随之带动听骨链的振动，听骨链则通过镫骨6将振动能量传递至耳蜗7，最终产生听觉。本发明基于这一声传导路径，采用机械激励的形式直接刺激听骨链使之发生振动，用于治疗耳蜗7听毛细胞受损但听骨链完整的感音神经性听力损伤。
[0021]图2是信号处理模块的原理图，包括AD转换8、小波分频9、动态压缩10、频响整形
11、幅值调整12、重构13、输出限幅14、DA转换15。对于采集到的电信号，首先利用AD转换8将模拟信号转变成数字信号。该数字信号进一步通过小波分频9进行频带划分，考虑到人耳的听觉掩蔽特性，采用小波包变换和Bark频谱相结合的方式获得不同频宽的频带。根据患者的听力损伤曲线，在每一个频带上进行动态压缩10，将信号压缩到患者的听力区间，并通过Attack&Release算法进行增益计算，避免过快的增益变化导致声音畸变。初步压缩之后，根据患者的听力习惯，对各个频带的信号再进行微调，即频响整形11。压缩之后的信号，结合中耳的传声特性和植入装置的位移输出特性，进行幅值调整12，达到听力补偿的目的。上述经过处理过的信号再通过重构13处理，完成各频带整合。同时，为了避免过大的输出再次损伤患者的残余听力，对补偿后的信号再进行输出限幅14。最终，信号通过DA转换15再次转变成模拟信号，输出给后续的植入装置。
[0022]图3是植入助听装置第一个实施例不意图，包括耳廓1、外耳道2、站骨5、麦克风
16、导线17、骨钉18、电源模块19、信号处理模块20、固定支架21、固定端盖22、连接轴23、壳体24、压电叠堆25、耦合杆26。其中，麦克风16置于外耳道2的入口处，以充分利用耳廓I的声定位功能。压电作动器的端部为固定支架21，通过骨钉18固定于人体头骨。固定支架21内部通过螺纹连接分别与固定端盖22和连接轴23相连，其中，连接轴23与固定支架21的螺纹连接可用于植入时的定位调节，并通过固定端盖22确定最终的调节位置。连接轴23与壳体24通过螺纹配合连接，壳体24的内部为压电叠堆25，连接轴23同时可为压电叠堆25提供施加预紧力的作用。壳体24的外部为耦合杆26，二者之间通过焊接实现连接。当人耳感受外界声波时，经麦克风16采集到的声信号通过导线17传递至信号处理模块20，经过信号处理模块20的补偿算法处理之后，通过导线17并经壳体24的小孔传递给压电叠堆25 ;压电叠堆25由于逆压电效应产生变形振动，并进一步通过壳体24转变成耦合杆26的轴向振动；耦合杆26的端部与砧骨5相连，从而最终带动听骨链的机械振动，完成听力补偿。整个听力补偿过程中所需的电量均由电源模块19提供，电源模块19与信号处理模块20作为一体植入于人体头骨内。
【主权项】
1.一种植入助听装置，包括麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器，其特征在于由麦克风采集外界的声信号，利用信号处理模块的补偿算法对输入信号进行调整，补偿算法中采用小波分频的分频方案；经导线将处理信号传递至压电作动器，压电作动器内部以压电叠堆作为振动元件，并通过耦合作用于听小骨；整个装置均由电源模块进行供电。2.根据权利要求1所述的植入助听装置，其特征在于麦克风植入于人体的靠近外耳道入口处。3.根据权利要求2所述的植入助听装置，其特征在于小波分频采用小波包变换和Bark频谱相结合的方法。4.根据权利要求3所述的植入助听装置，其特征在于信号处理模块采用AD转换、小波分频、动态压缩、频响整形、幅值调整、重构、输出限幅、DA转换的顺序处理流程。5.根据权利要求4所述的植入助听装置，其特征在于动态压缩采用Attack&Release算法。6.根据权利要求5所述的植入助听装置，其特征在于耦合杆的作用位置为砧骨。7.一种实施权利要求6所述植入助听装置的方法，其特征在于包括以下步骤:第一步，由麦克风采集外界声信号并转化成电信号；第二步，该电信号经导线传至信号处理模块；第三步，信号处理模块采用补偿算法对输入信号进行处理调整；第四步，处理过的信号经导线传递至压电作动器；第五步，传入信号引起压电叠堆的振动，并通过压电作动器的耦合杆激励听小骨，完成听力补偿。
【专利摘要】一种用于听力补偿的植入助听装置及其实施方法，由麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器连接而成；信号处理模块采用小波分频，分频方案结合小波包变换和Bark频谱，针对患者的听力损伤情况进行针对性补偿；压电作动器植入于乳突腔，并以压电叠堆作为振动元件，不受外界磁场干扰，通过耦合杆激励砧骨，用于治疗中至重度感音神经性听力损伤。本发明设计合理，结构简单，适用于助听装置的优化设计。
【IPC分类】H04R25/00
【公开号】CN104902423
【申请号】CN201510225389
【发明人】张景, 田佳彬, 许立富, 卢坤, 塔娜, 饶柱石
【申请人】上海交通大学
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2015年5月4日
【技术领域】
[0001]本发明涉及一种用于治疗听力损伤的植入助听装置，更具体地讲，本发明涉及一种采用小波变换进行语音信号处理并以压电叠堆作为振动元件的植入助听装置，该装置通过外科手术植入，以直接刺激听骨链的方式实现听力补偿。
【背景技术】
[0002]听力是人类与外界进行沟通交流的重要渠道。由于环境噪声以及年龄关系等因素所导致的听力损伤，成为了广大听力障碍患者亟待解决的重大问题。针对于听力损伤的治疗，目前较为普遍采用的仍然是基于声激励方式的传统助听器。传统助听器的植入元件由于需要置于外耳道，因此难以避免声反馈作用的存在，进而造成补偿效果的失真度较高。同时，受限于高频增益补偿量不足，传统助听器也只能应用于治疗轻至中度感音神经性听力损伤，治疗范围有限。此外，传统助听器还存在影响佩戴患者外观以及舒适性不佳等缺陷。
[0003]鉴于传统助听器的上述不足，针对于感音神经性听力损伤的治疗，采用外科手术植入于人体的助听设备已成为一种较为可行的替代方案。此类设备中，电子耳蜗采用电激励的方式直接刺激内耳，用于补偿重度感音神经性听力损伤，然而其植入手术会对人体内耳造成不可恢复的创伤。而另一类以机械激励的方式刺激听骨链的植入助听装置，由于其听力补偿方式更为贴近人耳正常的声传导路径，手术创伤小，并可应用于治疗中至重度感音神经性听力损伤，目前已成为人耳听力重建的一种重要手段。针对于植入助听装置的相关研宄，美国专利5800336和6190305分别描述了一种采用电磁原理的作动器，利用植入线圈与磁体间的电磁感应形成作动器的振动，驱动听骨链的听小骨，实现听力补偿。然而，作为人体植入设备，电磁式作动器容易受到外界磁场的干扰，从而影响实际的补偿效果。此外，电磁式设备的功耗相对较大，频繁充电会降低患者的佩戴体验。
[0004]对于助听设备而言，针对患者实际情况设计针对性的听力补偿算法也是非常必要的。由于人耳对于声音信号具有频率选择特性，信号分频处理是补偿算法的核心所在。美国专利5500902描述的听力设备信号处理算法中，采用了带通滤波器组的分频方案，分频之后的信号则通过多通道自动增益实现针对性的听力补偿。但在此种分频方案下，为了抵消混叠失真，需要采用较多的滤波器。由于滤波器的系数由是相互影响的，因此，较大的滤波器数量会给滤波器的参数选择带来困难，从而不利于听力补偿算法的针对性调整。目前应用广泛的小波变换，由于具有同时做时频分析的多分辨率特性和结构简单等特点，将其应用于植入助听装置分频方案之中，将是对现有补偿算法的一种有效改进。
【发明内容】
[0005]本发明的目的在于提供一种植入助听装置，该装置的作动器采用压电叠堆作为振动元件，可免受外界磁场的干扰。同时，该装置的信号处理模块采用小波变换进行信号分频，并对听力补偿算法进行了整体性设计。
[0006]本发明提供了一种新型的植入助听装置，由麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器连接而成，其具体的工作方式为:由麦克风采集外界的声信号并转化成电信号，该电信号经过信号处理模块的补偿算法调整，由导线传递至压电作动器；补偿算法采用小波分频的分频方案；压电作动器以压电叠堆作为振动元件，并通过耦合杆作用于听小骨，最终实现听力补偿。其中，信号处理模块中的补偿算法可对患者的听力损伤情况进行针对性调整。压电作动器则通过骨钉固定于头骨，并植入于乳突腔，其整体尺寸小于乳突腔的空间体积。压电作动器可通过其内部的固定支架和连接轴间的螺纹连接来实现植入位置的调节，并通过其固定端盖确定最终的调节位置。压电叠堆利用压电材料的逆压电效应，可将导入的电信号转化成植入装置的机械振动。除压电叠堆外，压电作动器的结构均采用具有生物相容性的金属材料制成。整个装置均由电源模块进行供电，电源模块与信号处理模块作为一体植入于人体头骨内。
[0007]进一步地，在本发明中，麦克风植入于人体的靠近外耳道入口处。
[0008]进一步地，在本发明中，小波分频采用小波包变换和Bark频谱相结合的方法。
[0009]进一步地，在本发明中，信号处理模块采用AD转换、小波分频、动态压缩、频响整形、幅值调整、重构、输出限幅、DA转换的顺序处理流程。
[0010]进一步地，在本发明中，动态压缩采用Attack&Release算法。
[0011 ] 进一步地，在本发明中，耦合杆的作用位置为砧骨。
[0012]更进一步地，本发明还提供一种植入助听装置的实施方法，包括以下步骤:第一步，由麦克风采集外界声信号并转化成电信号；第二步，该电信号经导线传至信号处理模块；第三步，信号处理模块采用补偿算法对输入信号进行处理调整；第四步，处理过的信号经导线传递至压电作动器；第五步，传入信号引起压电叠堆的振动，并通过压电作动器的耦合杆激励听小骨，完成听力补偿。
[0013]与现有技术相比，本发明中的植入助听装置具有如下的几个优点:采用压电叠堆作为植入装置的振动元件，可有效避免助听设备受到外界磁场的干扰，易于制备，且功耗较低，不必频繁充电；基于小波变换的分频方案，频带划分更加灵活，实时性高，同时结合Bark频谱，与人耳的选频特性相符合；听力补偿算法功能完整，不仅可以结合患者的听力损伤情况进行针对性补偿，还可根据患者的听力习惯进行进一步的微调；耦合杆直接激励人耳砧骨，植入装置断电之后对于患者残余听力的影响小。
【附图说明】
[0014]图1是人耳结构示意图；
[0015]图2是信号处理模块的原理图；
[0016]图3是植入助听装置第一个实施例示意图；
[0017]其中:1、耳廓，2、外耳道，3、鼓膜，4、锤骨，5、砧骨，6、镫骨，7、耳蜗，8、AD转换，9、小波分频，10、动态压缩，11、频响整形，12、幅值调整，13、重构，14、输 出限幅，15、DA转换，16、麦克风，17、导线，18、骨钉，19、电源模块，20、信号处理模块，21、固定支架，22、固定端盖，23、连接轴，24、壳体，25、压电叠堆，26、耦合杆。
【具体实施方式】
[0018]下面结合附图对本发明的实施例作详细说明，本实施例以本发明技术方案为前提，给出了详细的实施方式和具体的操作过程，但本发明的保护范围不限于下述的实施例。
[0019]实施例
[0020]图1是人耳结构示意图，包括耳廓1、外耳道2、鼓膜3、锤骨4、砧骨5、镫骨6、耳蜗7。其中，锤骨4、砧骨5和镫骨6构成听骨链，听骨链的内侧为耳蜗7，外侧则与鼓膜3相连，鼓膜3的外侧则分别为外耳道2、耳廓I。当正常人耳感受外界声波时，耳廓I利用声定位功能收集声波，该声波经外耳道2传递至鼓膜3，引起鼓膜3的振动，并随之带动听骨链的振动，听骨链则通过镫骨6将振动能量传递至耳蜗7，最终产生听觉。本发明基于这一声传导路径，采用机械激励的形式直接刺激听骨链使之发生振动，用于治疗耳蜗7听毛细胞受损但听骨链完整的感音神经性听力损伤。
[0021]图2是信号处理模块的原理图，包括AD转换8、小波分频9、动态压缩10、频响整形
11、幅值调整12、重构13、输出限幅14、DA转换15。对于采集到的电信号，首先利用AD转换8将模拟信号转变成数字信号。该数字信号进一步通过小波分频9进行频带划分，考虑到人耳的听觉掩蔽特性，采用小波包变换和Bark频谱相结合的方式获得不同频宽的频带。根据患者的听力损伤曲线，在每一个频带上进行动态压缩10，将信号压缩到患者的听力区间，并通过Attack&Release算法进行增益计算，避免过快的增益变化导致声音畸变。初步压缩之后，根据患者的听力习惯，对各个频带的信号再进行微调，即频响整形11。压缩之后的信号，结合中耳的传声特性和植入装置的位移输出特性，进行幅值调整12，达到听力补偿的目的。上述经过处理过的信号再通过重构13处理，完成各频带整合。同时，为了避免过大的输出再次损伤患者的残余听力，对补偿后的信号再进行输出限幅14。最终，信号通过DA转换15再次转变成模拟信号，输出给后续的植入装置。
[0022]图3是植入助听装置第一个实施例不意图，包括耳廓1、外耳道2、站骨5、麦克风
16、导线17、骨钉18、电源模块19、信号处理模块20、固定支架21、固定端盖22、连接轴23、壳体24、压电叠堆25、耦合杆26。其中，麦克风16置于外耳道2的入口处，以充分利用耳廓I的声定位功能。压电作动器的端部为固定支架21，通过骨钉18固定于人体头骨。固定支架21内部通过螺纹连接分别与固定端盖22和连接轴23相连，其中，连接轴23与固定支架21的螺纹连接可用于植入时的定位调节，并通过固定端盖22确定最终的调节位置。连接轴23与壳体24通过螺纹配合连接，壳体24的内部为压电叠堆25，连接轴23同时可为压电叠堆25提供施加预紧力的作用。壳体24的外部为耦合杆26，二者之间通过焊接实现连接。当人耳感受外界声波时，经麦克风16采集到的声信号通过导线17传递至信号处理模块20，经过信号处理模块20的补偿算法处理之后，通过导线17并经壳体24的小孔传递给压电叠堆25 ;压电叠堆25由于逆压电效应产生变形振动，并进一步通过壳体24转变成耦合杆26的轴向振动；耦合杆26的端部与砧骨5相连，从而最终带动听骨链的机械振动，完成听力补偿。整个听力补偿过程中所需的电量均由电源模块19提供，电源模块19与信号处理模块20作为一体植入于人体头骨内。
【主权项】
1.一种植入助听装置，包括麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器，其特征在于由麦克风采集外界的声信号，利用信号处理模块的补偿算法对输入信号进行调整，补偿算法中采用小波分频的分频方案；经导线将处理信号传递至压电作动器，压电作动器内部以压电叠堆作为振动元件，并通过耦合作用于听小骨；整个装置均由电源模块进行供电。2.根据权利要求1所述的植入助听装置，其特征在于麦克风植入于人体的靠近外耳道入口处。3.根据权利要求2所述的植入助听装置，其特征在于小波分频采用小波包变换和Bark频谱相结合的方法。4.根据权利要求3所述的植入助听装置，其特征在于信号处理模块采用AD转换、小波分频、动态压缩、频响整形、幅值调整、重构、输出限幅、DA转换的顺序处理流程。5.根据权利要求4所述的植入助听装置，其特征在于动态压缩采用Attack&Release算法。6.根据权利要求5所述的植入助听装置，其特征在于耦合杆的作用位置为砧骨。7.一种实施权利要求6所述植入助听装置的方法，其特征在于包括以下步骤:第一步，由麦克风采集外界声信号并转化成电信号；第二步，该电信号经导线传至信号处理模块；第三步，信号处理模块采用补偿算法对输入信号进行处理调整；第四步，处理过的信号经导线传递至压电作动器；第五步，传入信号引起压电叠堆的振动，并通过压电作动器的耦合杆激励听小骨，完成听力补偿。
【专利摘要】一种用于听力补偿的植入助听装置及其实施方法，由麦克风、导线、电源模块、信号处理模块、压电作动器连接而成；信号处理模块采用小波分频，分频方案结合小波包变换和Bark频谱，针对患者的听力损伤情况进行针对性补偿；压电作动器植入于乳突腔，并以压电叠堆作为振动元件，不受外界磁场干扰，通过耦合杆激励砧骨，用于治疗中至重度感音神经性听力损伤。本发明设计合理，结构简单，适用于助听装置的优化设计。
【IPC分类】H04R25/00
【公开号】CN104902423
【申请号】CN201510225389
【发明人】张景, 田佳彬, 许立富, 卢坤, 塔娜, 饶柱石
【申请人】上海交通大学
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2015年5月4日
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