本文關(guān)鍵詞：人工耳蝸的經(jīng)皮能量傳輸設(shè)計(jì)

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【摘要】：人工耳蝸是一種能為聽(tīng)覺(jué)神經(jīng)細(xì)胞提供電刺激的聽(tīng)覺(jué)假體,是目前仿生學(xué)中科技含量較高的一種電子裝置,又稱電子耳蝸,是目前唯一能使全聾患者恢復(fù)聽(tīng)覺(jué)的有效手段。人工耳蝸將聲波機(jī)械振動(dòng)能量轉(zhuǎn)換成植入體電極微弱的電流脈沖信號(hào),以植入耳蝸的多通道電極為橋梁,刺激耳蝸內(nèi)的聽(tīng)神經(jīng)纖維從而產(chǎn)生神經(jīng)沖動(dòng)。該過(guò)程模擬聽(tīng)覺(jué)外周系統(tǒng)的功能,將神經(jīng)沖動(dòng)傳到大腦,從而形成聽(tīng)覺(jué)。目前各國(guó)的醫(yī)療機(jī)構(gòu)已把人工耳蝸?zhàn)鳛橹委熤囟榷@至全聾的常規(guī)方法,全世界佩戴人工耳蝸的病人數(shù)目已達(dá)10多萬(wàn)。 對(duì)于具有正常聽(tīng)力的人來(lái)說(shuō),聲波的振動(dòng)被耳廓收集,通過(guò)外耳道到達(dá)鼓膜,經(jīng)聽(tīng)小骨的杠桿作用傳至內(nèi)耳外淋巴,引起基底膜的振動(dòng)。基底膜上毛細(xì)胞的纖毛產(chǎn)生擺動(dòng)引起細(xì)胞膜的電位變化,從而釋放出神經(jīng)遞質(zhì),進(jìn)而使位于毛細(xì)胞底部的聽(tīng)神經(jīng)末梢纖維產(chǎn)生電位變化,這種電位變化經(jīng)螺旋神經(jīng)節(jié)細(xì)胞傳至中樞,產(chǎn)生聽(tīng)覺(jué)。感音性耳聾病人有不同程度的毛細(xì)胞病變或減少,但還是保留著一定數(shù)量的聽(tīng)神經(jīng)纖維和螺旋神經(jīng)節(jié)細(xì)胞,因此通過(guò)電刺激的方法可以恢復(fù)聽(tīng)覺(jué)。 人工耳蝸是在深入了解人耳聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)的基礎(chǔ)上開(kāi)發(fā)出來(lái)的一種電子仿生裝置,又稱為“仿生耳”。它是利用電刺激的方法恢復(fù)全聾人聽(tīng)覺(jué)感知的電子裝置,其功能是采用特殊手段模仿正常人的外耳、中耳、內(nèi)耳耳蝸等人耳外周聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)的生理功能,代替病變的內(nèi)耳毛細(xì)胞,直接刺激殘存的聽(tīng)神經(jīng)纖維而使聾人產(chǎn)生聽(tīng)覺(jué)。 人工耳蝸設(shè)備由佩戴于體外的言語(yǔ)處理裝置和體內(nèi)的植入裝置組成,二者之間以皮膚相隔,通過(guò)電磁耦合的無(wú)線方式聯(lián)系在一起,沒(méi)有直接的導(dǎo)線連接。體外的言語(yǔ)處理裝置包括：麥克風(fēng)電路、模數(shù)轉(zhuǎn)換電路、編碼電路、射頻發(fā)送電路、能量傳輸電路。體內(nèi)植入裝置包括射頻接收電路、能量接收電路、解碼／刺激電路。依據(jù)人耳部位編碼原理,體外部分先將語(yǔ)音信號(hào)經(jīng)過(guò)編碼、調(diào)制,通過(guò)射頻發(fā)送到植入體,植入體接收信號(hào)后,解碼芯片對(duì)語(yǔ)音信號(hào)進(jìn)行解碼,然后刺激植入多通道電極。 人工耳蝸是現(xiàn)代高科技在醫(yī)學(xué)領(lǐng)域應(yīng)用最成功的典范。隨著人工耳蝸在技術(shù)上和功能上的不斷發(fā)展與穩(wěn)定,人工耳蝸得到越來(lái)越多耳聾患者的青睞,使完全失聰者重新建立了人工耳蝸的聽(tīng)覺(jué),造福于老中青等不同群體的高質(zhì)量生活。 世界上主流的人工耳蝸公司均出自于國(guó)外,他們是美國(guó)的Advanced Bionics Corporation,代表型號(hào)為HiRes90K;奧地利的MED-EL,代表型號(hào)為PulsarCI100;澳大利亞的Cochlear,代表型號(hào)為CI24RE,這三種產(chǎn)品在我國(guó)的臨床中應(yīng)用的最大問(wèn)題是漢語(yǔ)識(shí)別率低且價(jià)格昂貴。 我國(guó)的人工耳蝸研究開(kāi)始較晚,近幾年來(lái),國(guó)內(nèi)開(kāi)始有個(gè)別研究者著手搭建人工耳蝸硬件開(kāi)發(fā)平臺(tái)。主要研究點(diǎn)集中在三個(gè)方面：一、搭建為語(yǔ)音算法提供采集與處理的人工耳蝸語(yǔ)音采集平臺(tái)；二、設(shè)計(jì)一種能夠進(jìn)行經(jīng)皮能量傳輸?shù)哪芰抗┙o源；三、設(shè)計(jì)植入體內(nèi)的刺激電路。 2006年,曹玉珍等提出了一種感應(yīng)式充電設(shè)計(jì)方案,利用電磁感應(yīng)原理進(jìn)行經(jīng)皮能量傳輸。 2008年,孟麗等基于通用DSP芯片,設(shè)計(jì)了一款電子耳蝸體外語(yǔ)音處理器。該處理器能夠有效的處理語(yǔ)音信號(hào),但效率很低。 2009年,王志軍等設(shè)計(jì)了一種專用于16通道、電流脈沖刺激方式的人工耳蝸體內(nèi)刺激電路。該芯片可以產(chǎn)生16通道的雙相刺激電流,無(wú)電流刺激時(shí)電極通過(guò)開(kāi)關(guān)短接可以泄放電極上的不平衡電荷,提高了刺激的安全性。同年,上海交通大學(xué)的牛帥在他的碩士學(xué)位論文中,提出了一種適用于神經(jīng)接口的基于SimpliciTI的無(wú)線微電流神經(jīng)刺激系統(tǒng)設(shè)計(jì)。在他的設(shè)計(jì)中,采用的是一款專用的微電流神經(jīng)刺激器。李穎等發(fā)表在國(guó)際生物醫(yī)學(xué)工程雜志的文章-電刺激器的雙極性輸出及保護(hù)電路設(shè)計(jì),以單向置數(shù)方式的DAC和運(yùn)放電路結(jié)合,實(shí)現(xiàn)雙極性輸出,仿真效果較好。 2011年,上海交通大學(xué)的陽(yáng)天亮在他的博士學(xué)位論文中,對(duì)經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)閉環(huán)控制方法進(jìn)行了系統(tǒng)研究,通過(guò)仿真和實(shí)驗(yàn)表明所設(shè)計(jì)的E類放大器可以使經(jīng)皮能量傳輸在一定的參數(shù)變化條件下次級(jí)輸出電壓恒定,但效率較低,容易受到干擾。 2013年,張樹(shù)威等人設(shè)計(jì)了一種基于DSP的人工耳蝸語(yǔ)音處理器,采用雙麥克風(fēng)接受語(yǔ)音輸入的自適應(yīng)消噪技術(shù),較好的消除了語(yǔ)音信號(hào)中的噪聲。 上述文獻(xiàn)表明,近年來(lái)國(guó)內(nèi)的聽(tīng)覺(jué)科學(xué)研究者開(kāi)始在人工耳蝸硬件平臺(tái)上開(kāi)始大膽嘗試。本論文在總結(jié)現(xiàn)有技術(shù)的基礎(chǔ)上,對(duì)人工耳蝸硬件平臺(tái)進(jìn)行設(shè)計(jì),展開(kāi)了一系列研究： 首先,本文對(duì)國(guó)際上主流的人工耳蝸編碼策略CIS進(jìn)行了MATLAB仿真。把經(jīng)過(guò)預(yù)處理的聲音通過(guò)8個(gè)帶通濾波器濾波,再分別提取包絡(luò)獲得其振幅(4,4,…,4),最后采用經(jīng)過(guò)非線性壓縮的包絡(luò)來(lái)刺激頻率映射的聽(tīng)神經(jīng)細(xì)胞。CIS策略采用雙向脈沖相間調(diào)制,在同一時(shí)刻只有一個(gè)通道刺激被選中,這樣可避免不同通道電極間的相互干擾。 其次,本文對(duì)模擬前端的音頻采集電路和無(wú)線通信電路進(jìn)行了設(shè)計(jì),實(shí)驗(yàn)結(jié)果表明電路的抗干擾能力較強(qiáng),功耗很低。 再次,特別就人工耳蝸能量供給的難題,對(duì)經(jīng)皮能量傳輸簡(jiǎn)單建模,得出了經(jīng)皮能量傳輸中耦合線圈設(shè)計(jì)的部分參數(shù),總結(jié)了提高能量傳輸效率的設(shè)計(jì)方法。在此基礎(chǔ)上設(shè)計(jì)了一種無(wú)線能量傳輸電路,經(jīng)實(shí)驗(yàn)測(cè)定,該電路能夠在初、次級(jí)線圈1cm的范圍內(nèi)穩(wěn)定的輸出5V電壓且波動(dòng)較小。 最后,從MATLAB平臺(tái)移植CIS算法到所搭建的人工耳蝸硬件平臺(tái)上,通過(guò)調(diào)試結(jié)果可以看出,設(shè)計(jì)的人工耳蝸處理結(jié)果與仿真結(jié)果一致。 本論文設(shè)計(jì)的基于經(jīng)皮能量傳輸?shù)娜斯ざ?能夠滿足基本的語(yǔ)音拾取,算法處理,無(wú)線通訊及解碼刺激功能。在體佩式人工耳蝸的設(shè)計(jì)中,設(shè)置有音頻采集模塊、語(yǔ)音處理器模塊、無(wú)線收發(fā)模塊、經(jīng)皮能量傳輸模塊和植入體模塊。各模塊電路芯片的選擇采用目前工程上相對(duì)較先進(jìn)的商用芯片實(shí)現(xiàn),且整個(gè)設(shè)計(jì)過(guò)程都將低功耗作為系統(tǒng)設(shè)計(jì)的基本準(zhǔn)則。在耳背式人工耳蝸的設(shè)計(jì)中,以保證系統(tǒng)體積最小、質(zhì)量最低的原則,在滿足系統(tǒng)對(duì)語(yǔ)音信號(hào)正常處理的前提下,設(shè)計(jì)了一種可掛佩于耳朵的微型人工耳蝸外掛件,并給出了語(yǔ)音算法的實(shí)時(shí)處理結(jié)果。
【關(guān)鍵詞】：人工耳蝸 語(yǔ)音處理器 經(jīng)皮能量傳輸 仿生設(shè)備 語(yǔ)音編碼
【學(xué)位授予單位】：南方醫(yī)科大學(xué)
【學(xué)位級(jí)別】：碩士
【學(xué)位授予年份】：2014
【分類號(hào)】：R318.18
【目錄】：

• 摘要3-7
• ABSTRACT7-15
• 第一章 緒論15-22
• 1.1 引言15
• 1.2 研究背景15-20
• 1.2.1 人工耳蝸技術(shù)的發(fā)展15-16
• 1.2.2 研究現(xiàn)狀16-18
• 1.2.3 存在問(wèn)題18-20
• 1.3 論文的立論依據(jù)及主要研究?jī)?nèi)容20
• 1.4 論文的組織結(jié)構(gòu)20-22
• 第二章 耳聾的病理基礎(chǔ)與人工耳蝸22-32
• 2.1 人耳的組成結(jié)構(gòu)22-23
• 2.2 聲音感知過(guò)程23-24
• 2.3 耳聾的病理24-25
• 2.4 語(yǔ)音的聽(tīng)覺(jué)模型25-26
• 2.5 功能性電刺激26-27
• 2.6 人工耳蝸的結(jié)構(gòu)和工作原理27-29
• 2.7 人工耳蝸的對(duì)比29-31
• 2.8 本章小結(jié)31-32
• 第三章 人工耳蝸的關(guān)鍵技術(shù)問(wèn)題32-41
• 3.1 模擬采集前端32-34
• 3.1.1 麥克風(fēng)32-33
• 3.1.2 預(yù)處理電路33-34
• 3.2 語(yǔ)音處理器34
• 3.3 能量供給34-35
• 3.4 刺激電路35-36
• 3.5 語(yǔ)音編碼算法36-40
• 3.6 本章小結(jié)40-41
• 第四章 經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)設(shè)計(jì)41-49
• 4.1 數(shù)據(jù)能量一體化傳輸41-42
• 4.2 經(jīng)皮變壓器型傳輸42-48
• 4.2.1 經(jīng)皮變壓器的模型42-45
• 4.2.2 屏蔽材料45
• 4.2.3 線圈線材規(guī)范45
• 4.2.4 匝數(shù)45-46
• 4.2.5 線圈調(diào)諧46-47
• 4.2.6 提高能量傳輸效率47-48
• 4.3 本章小結(jié)48-49
• 第五章 人工耳蝸硬件設(shè)計(jì)49-72
• 5.1 體佩式人工耳蝸的設(shè)計(jì)方案49-63
• 5.1.1 語(yǔ)音處理器50
• 5.1.2 音頻編/解碼器50-53
• 5.1.3 射頻收發(fā)電路53-56
• 5.1.4 植入體模塊56-57
• 5.1.5 經(jīng)皮能量傳輸電路57-61
• 5.1.6 其他接口61-62
• 5.1.7 底層軟件設(shè)計(jì)62-63
• 5.2 耳背式人工耳蝸的設(shè)計(jì)方案63-71
• 5.2.1 麥克風(fēng)放大器63-65
• 5.2.2 語(yǔ)音處理器65-66
• 5.2.3 植入體66
• 5.2.4 軟件設(shè)計(jì)66-67
• 5.2.5 算法核心67-68
• 5.2.6 非線性壓縮68
• 5.2.7 刺激脈沖數(shù)據(jù)幀序列68-69
• 5.2.8 結(jié)果69-71
• 5.3 本章小結(jié)71-72
• 第六章 總結(jié)和展望72-74
• 6.1 論文完成的工作總結(jié)72-73
• 6.2 論文進(jìn)一步研究的計(jì)劃73-74
• 參考文獻(xiàn)74-78
• 攻讀碩士期間發(fā)表的論文及取得的成果78-79
• 致謝79-80

【參考文獻(xiàn)】

中國(guó)期刊全文數(shù)據(jù)庫(kù) 前10條

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本文編號(hào)：539617