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人工耳蜗植入手术适应证及术前准备
人工耳蜗是一种高科技生物医学装置,它可以帮助患有重度或极重度耳聋成人和儿童恢复或获得听力,提高这些患者听言语交流能力.人工耳蜗由体内和体外两部分装置组成,体内植入部件包括电极系列和接受/刺激器,体外装置包括言语处理器、方向性麦克风及传送导线.
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可接受噪音级:预测临床助听器验配成功率的重要工具
长期以来,在噪音中聆听言语效果不佳一直是助听器使用者抱怨的严重问题,同时,在环境噪音中获得的言语测试结果也不能准确地预测助听器的成功使用.目前有不同的硬件技术解决因此造成的各种实际问题,如降噪技术、方向性麦克风和声反馈抑制技术等.这些新技术的使用无疑有效地解决了部分背景噪音问题,但我们必须清楚地认识到这些技术手段均处于被动的模式,即依赖数字技术抵消或抑制噪音所造成的问题,换言之,助听器技术主要提供在现实环境中,噪音一旦出现时可利用的技术手段,更多地从技术层面来考虑.较少关注助听器使用者的能动作用,比如对背景噪音的感觉、喜好和习惯等.其实,人们的生活环境本身就是一个极其喧嚣的噪音世界,听力正常与否都须面对无处不在的噪音.为了真正让先进技术充分发挥作用,达到佳效果,首先必须清楚地认识背景噪音对听损患者的作用.而作为临床听力学家,需要能客观测试背景噪音对患者影响的工具和手段.
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人工耳蜗植入适应证的选择
人工耳蜗是一种高科技生物医学装置,它可以帮助重度、极重度的听力障碍者重建听力,为这些配戴助听器无效的患者提供听觉言语学习机会.人工耳蜗的基本工作原理为:方向性麦克风接收声音后,将信号传到言语处理器,言语处理器将信号放大、过滤、数字化,并选择有用的信息按一定的言语处理策略进行编码,将编译后信号(语码)传至发射线圈,后者经皮肤以发射方式或插座式传输方式将信号输入体内,由接收器接收并把语码转换为电脉冲传送至插入到耳蜗内的电极,电极直接刺激听神经纤维,后大脑将电信号识别为声音而产生听觉.
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无线调频辅听系统及其应用
助听器可为听力损失患者提供听觉帮助,尤其是全数字高端助听器,集合了方向性麦克风、降哚和助听器反馈消除等先进技术,使助听器获得了更多的功能和更大的增益,从而使配戴者听到的声音更加清晰、舒适.但是,在噪声、混响等一些特殊的收听环境中,助听器的功效便大打折扣,言语清晰度下降很多,需要借助一些辅听设备来改善.目前,市场上广泛使用且行之有效的就是无线调频辅听系统.
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言语增强——新的助听器噪声管理模式
噪声环境中聆听效果差始终是助听器使用者大的抱怨,采用何种技术提升噪声环境中言语的可懂度一直以来也是各助听器厂商致力解决的问题,通常可以采取的方式主要为各种类型的方向性麦克风以及降噪技术.
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听障儿童助听器选配中确保持续可听度有关的若干因素(Ⅱ)
上期我们主要就"听觉敏感度、压缩阈值、快慢压缩"等方面对确保持续可听度的重要作用进行了探讨.本期则讨论助听器的通道数、方向性麦克风、系统延时等问题.
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方向性麦克风技术在助听器中的应用
引言目前,助听器的广泛使用已经使广大听力损失患者在很大程度上改善了他们的生活质量,但这些助听器用户在日常生活中还是会有一些聆听上的困难,尤其是在噪声环境下与人交谈.
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助听器自动程序切换技术的发展——从自动导声到动态声景自适应
使用助听器来改善听力一直是听力学专家和研发人员不断追求的目标.目前面临的大挑战是如何使用电子设备来改善听觉功能这种生物系统.几年前,助听器公司首次将听觉仿生技术引入了助听器领域,其中具关键性的是Palio技术平台的开发,这一通用型芯片使得当时的听力学技术产生了革命性的变化.多重声景处理模式的使用,实现了在不同聆听环境中因个性化特制的各种不同的聆听程序的转换.虽然其他现有的助听系统也采用了单声景处理系统,即每一程序均只对应单一声景,相比之下,多重声景处理技术则能根据不同聆听环境,激活各种相降噪或方向性麦克风等参数设置,创造出完全不同的聆听程序,大限度地满足个性化聆听需求.
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计算机辅助听觉言语评估及康复系统的研究与进展
据第二次全国残疾人抽样调查,全国听力言语残疾人口达2780万人,占全部残疾人的27%[1]。耳聋严重影响人的认知发育、言语交流、教育、就业及心理状态。人工耳蜗植入(cochlear implant ,CI)能将环境中的声信号转换为电信号直接刺激听神经产生听觉,是目前唯一有效帮助重度或极重度聋患者恢复听力及言语能力的方法;但CI使用者通过人工耳蜗装置获得的听觉信息是有限的模拟信号,要学习和掌握这种新的言语刺激模式对于CI使用者是很难的,而且存在着很大的个体差异。CI使用者的听力重塑效果受多重因素的影响,如耳聋的持续时间、CI植入的时间、术前的言语水平、电极插入数量及位置、人工耳蜗的言语编码策略等,也与术后的听力康复训练密切相关;既往不少研究证实听力康复训练能有效提高CI使用者术后的听力与言语交流能力[2~4]。听力康复的发展由来已久,在第二次世界大战之后,听力康复训练需求增大,使其得到快速发展。初,听力学家以助听器为基础,充分运用各种听力和言语训练方法,比如通过系统的言语学习、提高唇读能力、练习视觉辅助技巧等,起到了一定效果,也正是在这个阶段,为听力康复的理论研究和实际运用奠定了基础。从20世纪90年代起,随着电子技术快速发展,数字助听器、人工耳蜗技术的成熟,听力康复正式进入了第二个阶段;由于数字化助听器、人工耳蜗技术的改进,如:压缩线路、降噪技术、方向性麦克风、声反馈处理等技术的应用,使CI或使用助听器的重度或极重度聋患者听力康复的效果显著提高[5];进入21世纪后,随着计算机多媒体技术的发展,听力康复又有了进一步的发展,在继承以往的听力康复的理论研究和技术基础的同时,越来越多的研究将计算机软件程序与言语感知训练相结合,使听觉言语评估及康复训练更为便捷实用[6]。近年来,计算机辅助听觉言语评估及康复系统被广泛应用于临床及科研,现对国内外计算机辅助听觉言语评估及康复系统的研究发展综述如下。
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真耳测试评估助听器方向性麦克风降噪效果
目的 用真耳测试法比较助听器在方向性麦克风模式开启和关闭状态下真耳助听响应(real-ear aided response,REAR)的差值,得到不同频率、不同角度下方向性麦克风的衰减值.方法 受试者为30例19~23岁听力正常者,测试时模拟40 dB HL平坦型听力损失,受试者在言语噪声下配戴畅听方向性麦克风助听器,使用真耳测试的方法,在0°、90°、135°、180°的方位上分别测试并比较助听器在方向性麦克风模式开启和关闭状态下250~6 000 Hz各频率的REAR值.结果 与0°比较,当受试者面部与扬声器方位角呈90°时,助听器方向性麦克风在1 500、2 000、4 000、6 000 Hz的降噪水平有显著提高(P<0.05);135°时降噪水平在1 000、1 500、2 000、3 000、4 000、6 000 Hz有显著提高(P<0.05);135°与90°比较,前者的降噪水平只在2 000、3 000 Hz处有显著提高(P<0.05).扬声器方位角为180°时降噪水平在1 000、1 500、2 000、3 000、4 000、6 000 Hz处较方位角0°时显著提高(P<0.05);在3 000、4 000 Hz处较90°时有显著提高(P<0.05);180°与135°比较,各频率降噪水平都无显著提高(P>0.05).结论 助听器方向性麦克风对于来自正后方和侧后方声音的衰减大于正前方和两侧.
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现代助听器的降噪技术(单麦克风类)和性能(2)
4 其它降噪技术
4.1 风噪声降低技术 风沿着人头吹时,可在耳朵附近产生风湍流,这是一种近场风流,会在助听器麦克风入口处产生较大噪声;如果是方向性麦克风,则噪声输出增加20~25 dB[9]。风噪声的频域能量主要分布在甚低频,因而简单的降噪技术就是降低低频道的增益,如1 kHz 以下。风噪声大小与麦克风入口的形状有关,巧妙地设计麦克风入口过滤器也可以降低风噪声;一些助听器利用外壳自身的装配间隙做声音入口就能使风噪声降低。在方向性麦克风模式中,增益频响在低频道 SNR 差,而风的低频能量大,因此,可以采用分裂式方向性麦克风处理,即在低频道采用全向性麦克风处理,而在中、高频道采用方向性麦克风处理。在中度风噪声的条件下,这种分裂式方向性麦克风处理既能降低风噪声的低频能量,又能获得中、高频方向性麦克风的益处[5]。4.2 低声压降噪技术 低声压噪声指低于语音声压许多的噪声,通常小于40 dB SPL[9],包括器件的热(固有)噪声和环境中的弱噪声。这种噪声在模拟助听器中十分突出,在安静情况下会引起助听器用户的烦恼。在数字助听器中,宽动态范围压缩左拐点之左的处理称之为低声压增益扩展(low level extension)[1],该段压缩曲线的压缩比小于1,其倒数称之为扩展比,大于1。该段压缩降低低声压噪声的效果明显,是模拟助听器无法实现的,有时也称之为噪声静音(squelch)技术。设置了低声压增益扩展的助听器,在安静的环境中用户因感觉不到像模拟助听器发出的那种咝咝声而满意。 -
方向性麦克风的极性图特性及增益变化特征研究
在传统的电子耳蜗体外机中,信号采集采用的是全向性麦克风.近年来的研究和产业中逐渐出现了方向性麦克风的使用以及麦克风阵列语音增强算法的研究.本文基于实际的方向性麦克风的尺寸及信号输出模式来探讨其信号采集特点、波束形成特征和增益变化的特性,研究正增益变化和负增益变化的系统响应曲线及变化特征,分析增益变化对高低频信号的不同影响,有助于方向性麦克风的进一步应用及电子耳蜗前端语音增强的研究.