本发明公开了基于激励鼓膜的作动器及其助听装置，作动器包括压电机构、固定支撑装置和激励膜，所述压电机构的顶端设置有一层激励膜，所述压电机构尾端固定设置在固定支撑装置头部端，所述激励膜经固定支撑装置植入耳道并与鼓膜贴合设置，所述固定支撑装置通过其分支支撑装置支撑在耳道上；所述作动器与麦克风、信号处理装置、供电装置构成本发明的助听装置。本发明能够直接激励鼓膜，使鼓膜产生振动，补偿较大程度的听力损伤，且其安装不需要借助较复杂的手术操作。
1.一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：包括压电机构(80)、固定支撑装置(60)和激励膜(90)，所述压电机构(80)的顶端设置有一层激励膜(90)，所述压电机构(80)尾端固定设置在固定支撑装置(60)头部端，所述激励膜(90)经固定支撑装置(60)植入耳道并与鼓膜贴合设置，所述固定支撑装置(60)通过其分支支撑装置支撑在耳道上；所述固定支撑装置(60)包括支撑主干杆(48)、支撑杆推进滑块(41)和尾端调节轨道装置(30)，所述尾端调节轨道装置(30)上设有齿状内轨道，所述支撑主干杆(48)上设有齿状外轨道，所述尾端调节轨道装置(30)与支撑杆推进滑块(41)通过内轨道和外轨道的齿状轨道配合，所述支撑主干杆(48)的尾端固定在支撑杆推进滑块(41)上，推动所述支撑杆推进滑块(41)带动支撑主干杆(48)沿齿状轨道调节至激励膜(90)与鼓膜贴合设置位置，通过齿状轨道和分支支撑装置将固定支撑装置(60)固定设置在耳道内。
2.根据权利要求1所述一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：所述尾端调节轨道装置(30)的尾部开设有孔(33)，通过孔(33)手术调节激励膜(90)与鼓膜贴合。
3.根据权利要求1所述一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：所述分支支撑装置包括对称设置的左侧主支撑杆(70)、右侧主支撑杆(69)和对称设置的左侧副支撑杆(72)和右侧副支撑杆(71)，所述左侧主支撑杆(70)和右侧主支撑杆(69)的一端与支撑主干杆(48)上一点铰接，所述左侧主支撑杆(70)和右侧主支撑杆(69)上分别设有左侧滑块机构(68)和右侧滑块机构(67)，所述左侧副支撑杆(72)和右侧副支撑杆(71)的一端分别与左侧滑块机构(68)和右侧滑块机构(67)铰接，所述左侧副支撑杆(72)和右侧副支撑杆(71)的另一端与支撑主干杆(48)上另一点(48)铰接，所述左侧主支撑杆(70)和右侧主支撑杆(69)的另一端分别与左侧撑脚(64)和右侧撑脚(63)铰接，所述左侧撑脚(64)和右侧撑脚(63)支撑设置在耳道壁上。
4.根据权利要求3所述一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：定义耳道方向为Y轴，垂直耳道方向为X轴，所述压电机构(80)包括压电叠堆(89)，所述压电叠堆(89)包括多个压电片的叠层，所述压电片沿X轴平行方向排列或者沿Y轴平行方向排列。
5.根据权利要求4所述一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：沿Y轴平行方向排列设置的压电片的叠层构成的压电叠堆(89)还对应设置压电机构位移放大装置，所述压电机构位移放大装置将压电叠堆(89)沿X轴方向的位移放大转换到沿Y轴方向的位移。
6.根据权利要求5所述一种激励鼓膜的作动器，其特征在于：所述压电机构位移放大装置包括：
在所述压电叠堆(89)X轴方向上的左、右侧面上，分别设置平行于Y轴的左中杆(132)和右中杆(135)；
所述左中杆(132)下端点与左下杆(131)一端铰接，所述左下杆(131)另一端与固定支撑装置(60)头部端固定连接；所述左中杆(132)上端点与左上杆(133)一端铰接，所述左上杆(143)另一端与顶杆(137)一端铰接；
所述右中杆(145)下端点与右下杆(134)一端铰接，所述右下杆(134)另一端与固定支撑装置(60)头部端固定连接；所述右中杆(135)上端点与右上杆(136)一端铰接，所述右上杆(136)另一端与顶杆(137)另一端铰接；
所述顶杆(137)与X轴方向平行，且所述左下杆(131)、右下杆(134)两杆与左上杆(133)、右上杆(136)两杆关于X轴方向对称设置，所述左上杆(133)、左下杆(131)两杆与右上杆(136)、右下杆(134)两杆关于Y轴方向对称设置。
7.基于激励鼓膜的作动器的助听装置，其特征在于：包括作动器、麦克风(12)、信号处理装置(14)、供电装置(13)和壳体(15)，所述信号处理装置(14)和供电装置(13)设置在壳体(15)内，壳体(15)放置在耳道中；所述供电装置(13)分别与麦克风(12)、信号处理装置(14)以及作动器的压电机构(80)电连接，所述麦克风(12)的信号输出端与信号处理装置(14)的信号输入端连接，所述信号处理装置(14)的信号输出端与压电机构(80)的信号输入端连接。
8.根据权利要求7所述基于激励鼓膜的作动器的助听装置，其特征在于：所述信号处理装置(14)的信号处理方法的具体步骤如下：a、麦克风(12)收集的语音信号经过高通、低通滤波器，得到频率在人类听觉范围内20～20000Hz的语音信号x0(t)；
b、获得的语音信号x0(t)后，通过外置遥控装置自行选择模式a或b通道；在处于背景噪声为有用噪声的场合时，选择模式a通道，所需语音信号即为语音信号x0(t)，即x0(t)＝x(t)；在处于背景噪声为无用噪声的场合时，选择模式b通道，对语音信号x0(t)作小波滤噪处理：即x0(t)＝x(t)+kδ(t)；其中x(t)为所需的语音信号，kδ(t)为各种随机噪声的总和；
c、在通过患者外置遥控装置自行选择模式通道处理后，得到语音信号x(t)，在语音信号x(t)中多次加入有限幅值的白噪声ym(t)，其中白噪声ym(t)等长度并且正态分布，即 xm(t)＝x(t)+ym(t)，xm(t)为第m次加入白噪声后的语音信号；
d、对语音信号xm(t)进行经验模态分解EMD获取若干IMF分量，即固有模态函数分量：
1)确定语音信号xm(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线um1(t)和下包络线um2(t)，二者平均值
2)令函数hm(t)＝xm(t)-qm(t)，计算出hm(t)，如果hm(t)不满足IMF条件，则令hm(t)为新的xm(t)，循环k次，得函数hmk(t)＝hm(k-1)(t)-qmk(t)；其中，采用SD取0.2～0.3作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
3)通过步骤d中2)、3)两个分步骤得到语音信号的第m1个IMF分量cm1＝hmk(t)和分离后的余项rm1(t)＝xm(t)-cm1；对rm1(t)进行同样的筛选，依次得到cm2、cm3、cm4……，直至rm(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cms(t)表示第m次加入白噪声后分解得到的第s个IMF分量；
e、将各个分量cms(t)利用不相关随机序列的统计均值为0的原理进行整体平均以抵消多次加入白噪声对真实IMF的影响，集合经验模态分解EEMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn，即EEMD最终分解结果为 其中cs(t)为EEMD最终分解得到的第s个IMF分量，N为添加白噪声序列的数目，而白噪声对语音信号的影响遵循lne+0.5alnN＝0的规律，其中e为输入语音信号相应IMF分量重构结果的偏离，a为白噪声的幅值；
f、对获得的n阶IMF分量做Hilbert变换 构造解析语音信号
利用瞬时幅值公式 对各阶IMF希尔伯特变换后对应的幅值进行幅度调
h、给幅度调制后的n阶IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn分别提供增益G1、G2…Gs…Gn-1、Gn，以此来补偿不同患者听力的对语音信号频率的不同损失程度，手术将助听装置植入到患者体内后，通过对患者做听力测试，对声音频率逐一调节，来人工设定增益Gs；
i、将增益后的各阶语音分量IMFs重组，其中s＝1,2,3,…,n，合成语音信号，并将语音信号通过功率放大器，最后输入至所述压电机构。
9.根据权利要求8所述基于激励鼓膜的作动器的助听装置，其特征在于：将步骤c、d、e三步骤替换成下述两个步骤，c'、d'，其他步骤不变；
c'、对语音信号进行小波分组预处理，得到分组后的语音信号x(t)；
d'、对语音信号x(t)进行经验模态分解EMD分解获取各个IMF分量，即固有模态函数分量：
1)确定语音信号x(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线u1(t)和下包络线u2(t)，二者平均值
2)令函数h(t)＝x(t)-q(t)，计算出h(t)，如果h(t)不满足IMF条件，则令h(t)为新的x(t)，循环k次，得函数hk(t)＝h(k-1)(t)-qk(t)；其中，采用SD取0.2～0.3作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
3)通过步骤d'中1)和2)两个分步骤得到语音信号的第1个IMF分量c1＝hk(t)和分离后的余项r1(t)＝x(t)-c1；对r1(t)进行同样的筛选，依次得到c2、c3、c4……，直至r(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cs(t)表示分解得到的第s个IMF分量，即EMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IMF1、 IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn。
基于激励鼓膜的作动器及其助听装置
技术领域
[0001] 本发明涉及一种治疗听力受损的作动器及应用该作动器的助听装置，用于直接激励鼓膜来补偿听力损失。
背景技术
[0002] 感觉神经性耳聋是听力损伤中最为普遍的一种，在我国是非常常见的疾病之一。原因有多种，比如先天性的、高强度噪音等。对于一部分听力损伤患者来说，可以通过佩戴助听器来提高或者恢复听力，但是传统的助听器具有很多问题：音质差；只能解决轻度到中度感觉神经性听力损伤；输出声音信号和耳道反馈的声音信号容易发生混叠，使患者最后感受的声音信号清晰度降低。
[0003] 针对上述问题，国内、外研究机构和研究人员开始研究机械激励的植入式助听装置。由于采用机械激励，使得这些助听装置都能够补偿较大程度的患者听力损伤。但因为其需要手术植入，成本较高，且增加了患者手术过程的痛苦。除此之外，该类助听装置内部植入部件损坏后，更换难度也较大。种种这些问题，使得这类听装置在国内并不普及。
[0004] 助听装置的语言信号处理方法的有效性，直接决定着患者最终的实际听力补偿效果。通常对语音信号处理的方法是对语音信号进行线性化，假设语音信号是平稳的或者是分段平稳的，然后采用适当方法，例如小波变换、短时傅里叶变换等对信号进行分析，从而提高语音信号的质量，但是这些方法均是在以傅里叶变换为基础的前提下进行的，适合对缓变信号进行分析或优化，对语音信号处理有很大局限性。虽然基于上述假设而建立起来的许多算法有很好的实用性，但是这种简化的假设与语音信号的非平稳性、非线性是相矛盾的，基于这种假设的传统的算法不能够更好地增强语音信号。
发明内容
[0005] 发明目的：为了克服现有技术中存在的不足，本发明提供一种基于激励鼓膜的作动器及其助听装置，能够直接激励鼓膜，使鼓膜产生振动，补偿较大程度的听力损伤，能够解决传统支撑装置因耳道弯曲很难装入并且装入的过程中无法保证其与耳道很好的配合的问题，能够自适应耳道大小，利用耳道来起到固定支撑作用，并能够使其支撑机构不堵塞耳道，解决传统支撑结构容易堵耳，外部空气没法接触鼓膜，鼓膜容易感染的问题，并且解决在作动器关闭的情况下，患者无法自身感受到声音，因外部声音无法传递到鼓膜的问题，且其安装不需要借助较复杂的手术操作。
[0006] 技术方案：为实现上述目的，本发明采用的技术方案为：
[0007] 一种激励鼓膜的作动器，包括压电机构、固定支撑装置和激励膜，所述压电机构的顶端设置有一层激励膜，所述压电机构尾端固定设置在固定支撑装置头部端，所述激励膜经固定支撑装置植入耳道并与鼓膜贴合设置，所述固定支撑装置通过其分支支撑装置支撑在耳道上。
[0008] 进一步的，所述固定支撑装置包括支撑主干杆、支撑杆推进滑块和尾端调节轨道装置，所述尾端调节轨道装置上设有齿状内轨道，所述支撑主干杆上设有齿状外轨道，所述尾端调节轨道装置与支撑杆推进滑块通过内轨道和外轨道的齿状轨道配合，所述支撑主干杆的尾端固定在支撑杆推进滑块上，推动所述支撑杆推进滑块带动支撑主干杆沿齿状轨道调节至激励膜与鼓膜贴合设置位置，通过齿状轨道和分支支撑装置将固定支撑装置固定设置在耳道内。
[0009] 进一步的，所述尾端调节轨道装置的尾部开设有孔，通过孔手术调节激励膜与鼓膜贴合。
[0010] 进一步的，所述分支支撑装置包括对称设置的左侧主支撑杆、右侧主支撑杆和对称设置的左侧副支撑杆和右侧副支撑杆，所述左侧主支撑杆和右侧主支撑杆的一端与支撑主干杆上一点铰接，所述左侧主支撑杆和右侧主支撑杆上分别设有左侧滑块机构和右侧滑块机构，所述左侧副支撑杆和右侧副支撑杆的一端分别与左侧滑块机构和右侧滑块机构铰接，所述左侧副支撑杆和右侧副支撑杆的另一端与支撑主干杆上另一点铰接，所述左侧主支撑杆和右侧主支撑杆的另一端分别与左侧撑脚和右侧撑脚铰接，所述左侧撑脚和右侧撑脚支撑设置在耳道壁上。
[0011] 进一步的，定义耳道方向为Y轴，垂直耳道方向为X轴，所述压电机构包括压电叠堆，所述压电叠堆包括多个压电片的叠层，所述压电片沿X轴平行方向排列或者沿Y轴平行方向排列。
[0012] 进一步的，沿Y轴平行方向排列设置的压电片的叠层构成的压电叠堆还对应设置压电机构位移放大装置，所述压电机构位移放大装置将压电叠堆沿X轴方向的位移放大转换到沿Y轴方向的位移。
[0013] 进一步的，所述压电机构位移放大装置包括：
[0014] 在所述压电叠堆X轴方向上的左、右侧面上，分别设置平行于Y轴的左中杆和右中杆；
[0015] 所述左中杆下端点与左下杆一端铰接，所述左下杆另一端与固定支撑装置头部端固定连接；所述左中杆上端点与左上杆一端铰接，所述左上杆另一端与顶杆一端铰接；
[0016] 所述右中杆下端点与右下杆一端铰接，所述右下杆另一端与固定支撑装置头部端固定连接；所述右中杆上端点与右上杆一端铰接，所述右上杆另一端与顶杆另一端铰接；
[0017] 所述顶杆与X轴方向平行，且所述左下杆、右下杆两杆与左上杆、右上杆两杆关于X轴方向对称设置，所述左上杆、左下杆两杆与右上杆、右下杆两杆关于Y轴方向对称设置。
[0018] 基于激励鼓膜的作动器的助听装置，包括作动器、麦克风、信号处理装置、供电装置和壳体，所述信号处理装置和供电装置设置在壳体内，壳体放置在耳道中；所述供电装置分别与麦克风、信号处理装置以及作动器的压电机构电连接，所述麦克风的信号输出端与信号处理装置的信号输入端连接，所述信号处理装置的信号输出端与压电机构的信号输入端连接。
[0019] 进一步的，所述信号处理装置的信号处理方法的具体步骤如下：
[0020] a、麦克风(12)收集的语音信号经过高通、低通滤波器，得到频率在人类听觉范围内20～20000Hz的语音信号x0(t)；
[0021] b、获得的语音信号x0(t)后，可通过外置遥控装置自行选择模式a或b通道；在处于背景噪声为有用噪声的场合时，选择模式a通道，所需语音信号即为语音信号x0(t)，即x0(t)＝x(t)；在处于背景噪声为无用噪声的场合时，选择模式b通道，对语音信号x0(t)作小波滤噪处理：即x0(t)＝x(t)+kδ(t)；其中x(t)为所需的语音信号，kδ(t)为各种随机噪声的总和；
[0022] c、在通过患者外置遥控装置自行选择模式通道处理后，得到语音信号x(t)，在语音信号x(t)中多次加入有限幅值的白噪声ym(t)，其中白噪声ym(t)等长度并且正态分布，即xm(t)＝x(t)+ym(t)，xm(t)为第m次加入白噪声后的语音信号；
[0023] d、对语音信号xm(t)进行经验模态分解EMD获取若干IMF分量，即固有模态函数分量：
[0024] 1)确定语音信号xm(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线um1(t)和下包络线um2(t)，二者平均值[0025] 2)令函数hm(t)＝xm(t)-qm(t)，计算出hm(t)，如果hm(t)不满足IMF条件，则令hm(t)为新的xm(t)，循环k次，得函数hmk(t)＝hm(k-1)(t)-qmk(t)；其中，采用SD(取0.2～0.3)作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
[0026] 3)通过步骤d中2)、3)两个分步骤得到语音信号的第m1个IMF分量cm1＝hmk(t)和分离后的余项rm1(t)＝xm(t)-cm1；对rm1(t)进行同样的筛选，依次得到cm2、cm3、cm4……，直至rm(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cms(t)表示第m次加入白噪声后分解得到的第s个IMF分量；
[0027] e、将各个分量cms(t)利用不相关随机序列的统计均值为0的原理进行整体平均以抵消多次加入白噪声对真实IMF的影响，集合经验模态分解EEMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn，即EEMD最终分解结果为 其中cs(t)为EEMD最终分解得到的第s个IMF分量，N为添加白噪声序列的数目，而白噪声对语音信号的影响遵循lne+0.5alnN＝0的规律，其中e为输入语音信号相应IMF分量重构结果的偏离，a为白噪声的幅值；
[0028] f、对获得的n阶IMF分量做Hilbert变换 构造解析语音信号即 其中
[0029] g、利用瞬时幅值公式 对各阶IMF希尔伯特变换后对应的幅值进行幅度调制；
[0030] h、给幅度调制后的n阶IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn分别提供增益G1、G2…Gs…Gn-1、Gn，以此来补偿不同患者听力的对语音信号频率的不同损失程度，手术将助听装置植入到患者体内后，通过对患者做听力测试，对声音频率逐一调节，来人工设定增益Gs；
[0031] i、将增益后的各阶语音分量IMFs重组，其中s＝1,2,3,…,n，合成语音信号，并将语音信号通过功率放大器，最后输入至所述压电机构。
[0032] 10、根据权利要求9所述基于激励鼓膜的作动器的助听装置，其特征在于：将步骤c、d、e三步骤替换成下述两个步骤，c'、d'，其他步骤不变；
[0033] c'、对语音信号进行小波分组预处理，得到分组后的语音信号x(t)；
[0034] d'、对语音信号x(t)进行经验模态分解EMD分解获取各个IMF分量，即固有模态函数分量：
[0035] 1)确定语音信号x(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线u1(t)和下包络线u2(t)，二者平均值[0036] 2)令函数h(t)＝x(t)-q(t)，计算出h(t)，如果h(t)不满足IMF条件，则令h(t)为新的x(t)，循环k次，得函数hk(t)＝h(k-1)(t)-qk(t)；其中，采用SD(取0.2～0.3)作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
[0037] 3)通过步骤d'中1)和2)两个分步骤得到语音信号的第1个IMF分量c1＝hk(t)和分离后的余项r1(t)＝x(t)-c1；对r1(t)进行同样的筛选，依次得到c2、c3、c4……，直至r(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cs(t)表示分解得到的第s个IMF分量，即EMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IM1F、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn。
[0038] 有益效果：本发明的优点：
[0039] 本发明提供的激励鼓膜的助听装置，解决传统支撑装置因耳道弯曲很难装入并且装入的过程中无法保证其与耳道很好的配合的问题，该助听装置能够自适应耳道大小，利用耳道来起到固定支撑作用，并能够使其支撑机构不堵塞耳道，解决传统支撑结构容易堵耳，外部空气没法接触鼓膜，鼓膜容易感染的问题，并且解决在作动器关闭的情况下，患者无法自身感受到声音，因外部声音无法传递到鼓膜的问题，该助听装置使声音振动得到更大程度的放大并且将机械振动直接作用于鼓膜，以提高听力缺失或损伤人们的听力。本发明的信号处理算法基于改进了的希尔伯特黄变换(Hilbert-Huang Transform，HHT)，不仅能够针对语音信号的非线性、非平稳性提高语音信号质量，而且能够模拟基底膜区分不同声音频率的基础的原理，还能够有效抑制经典经验模式分解(Empirical Model Decomposition，EMD)可能出现的模态混叠问题。为满足不同语音环境下患者对于噪声的要求，本发明的信号处理算法提供“双模式”，患者可通过外置遥控装置自行选择模式。本发明的信号处理算法提供增益环节，补偿不同患者听力的对语音信号频率的不同损失程度的增益环节，提高患者所感受到的语音信号质量。
[0040] 其中，本发明作动器直接作用于鼓膜，激励鼓膜振动，压电机构所含的电叠堆构件包括多个压电片的叠层，能够克服单片压电片位移过小的弊端，可以产生较大的机械激励即位移以及驱动力。本发明中固定支撑装置能够固定在鼓膜附近的耳道上，并且抑制压电机构激励鼓膜向反方向激励，且固定支撑装置并不需要破坏耳内任何结构，容易拆装。本发明中压电机构位移放大装置，使得压电机构位移放大倍数高，能够更大地放大声音振动，并且能够保证机械激励放大后的精度，避免机械激励放大环节的误差放大，增加了压电机构的机械刚度。激励膜的振动圆心正对鼓膜的脐点，能够实现对鼓膜最有效的激励。本发明的机械激励源为压电叠堆，可以在强磁场环境下工作，本植入助听装置所包含的压电机构结构简单、易于制造并且成本低，有利于在所需患者中普及使用。
附图说明
[0041] 图1表示人耳结构示意图；
[0042] 图2表示固定支撑装置中尾端调节轨道装置示意图；
[0043] 图3表示固定支撑装置调节机构主干部分示意图；
[0044] 图4表示固定支撑装置调节机构示意图；
[0045] 图5表示激励鼓膜的作动器示意图；
[0046] 图6表示压电机构位移放大装置具体实施例一示意图；
[0047] 图7表示压电机构位移放大装置具体实施例二示意图；
[0048] 图8表示一种激励鼓膜的助听装置供电装置、信号处理装置、麦克风的连接示意图；
[0049] 图9是本发明提供的信号处理算法实施例一流程图；
[0050] 图10是本发明提供的信号处理算法实施例二流程图。
具体实施方式
[0051] 下面结合附图对本发明作更进一步的说明。
[0052] 如图1为人耳结构示意图，显示了外耳1、中耳2及内耳3的横截面。其中，外耳1主要包括耳廓4及耳道5；中耳2则包括鼓膜(耳膜)6和听骨链。听骨链由三块微小互联的骨头(听小骨)组成,即锤骨7、砧骨8和镫骨9。锤骨7贴附在鼓膜6上，而听骨链中最后一块骨头镫骨9耦合到内耳的耳蜗10。在正常听觉系统中，外耳1的耳廓4将外部空气中压强的波动采集，通过耳道5传达鼓膜6，引起中耳2系统中鼓膜6和听骨链的振动,进而由听骨链的镫骨9将振动传入内耳3中的耳蜗10。耳蜗10通过内部淋巴液与基底膜的流固耦合作用，及外毛细胞的振动放大(对基底膜感应的微小振动进行主动放大)，使耳蜗10内的内毛细胞感应中耳2输入的机械能。最终由内毛细胞将机械运动转化为神经脉冲并传给听觉神经，进而产生声音。感觉神经性听力损伤，通常是由于耳蜗10内部外毛细胞的损坏,降低了对内毛细胞的输入,从而导致人耳声音感知度的降低。由助听装置进行的放大，即是对鼓膜6振动的放大。
[0053] 以下结合附图2、3、4和5所示，一种激励鼓膜的作动器，包括压电机构80、固定支撑装置60和激励膜90，所述压电机构80的顶端设置有一层激励膜90，所述压电机构80尾端固定设置在固定支撑装置60头部端，所述激励膜90经固定支撑装置60植入耳道并与鼓膜贴合设置，所述固定支撑装置60通过其分支支撑装置支撑在耳道上。所述固定支撑装置60包括支撑主干杆48、支撑杆推进滑块41和尾端调节轨道装置30，所述尾端调节轨道装置30上设有齿状内轨道，所述支撑主干杆48上设有齿状外轨道，所述尾端调节轨道装置30与支撑杆推进滑块41通过内轨道和外轨道的齿状轨道配合，所述支撑主干杆48的尾端固定在支撑杆推进滑块41上，推动所述支撑杆推进滑块41带动支撑主干杆48沿齿状轨道调节至激励膜90与鼓膜贴合设置位置，通过齿状轨道和分支支撑装置将固定支撑装置60固定设置在耳道内。
[0054] 所述尾端调节轨道装置30的尾部开设有孔33，通过孔33手术调节激励膜90与鼓膜贴合。所述分支支撑装置包括对称设置的左侧主支撑杆70、右侧主支撑杆69和对称设置的左侧副支撑杆72和右侧副支撑杆71，所述左侧主支撑杆70和右侧主支撑杆69的一端与支撑主干杆48上一点铰接，所述左侧主支撑杆70和右侧主支撑杆69上分别设有左侧滑块机构68和右侧滑块机构67，所述左侧副支撑杆72和右侧副支撑杆71的一端分别与左侧滑块机构68和右侧滑块机构67铰接，所述左侧副支撑杆72和右侧副支撑杆71的另一端与支撑主干杆48上另一点48铰接，所述左侧主支撑杆70和右侧主支撑杆69的另一端分别与左侧撑脚64和右侧撑脚63铰接，所述左侧撑脚64和右侧撑脚63支撑设置在耳道壁上。
[0055] 固定支撑装置60的分支支撑装置中右侧主支撑杆69与支撑主干杆48所成角度θ1，左侧主支撑杆70与支撑主干杆48所成角度θ2。在手术前，助听装置置于体外时，θ1、θ2均接近0°，并在植入助听装置并调节助听装置位置前将一直保持θ1、θ2接近0°。植入助听装置后，通过尾端调节轨道装置30上的孔33来调节支撑杆推进滑块41的位置，支撑杆推进滑块4推动支撑主干杆48上的齿状外轨道在尾端调节轨道装置30上齿状内轨道上“有级”运动。支撑杆推进滑块41的“有级”运动推动支撑主干杆48运动，导致左侧副支撑杆72和右侧副支撑杆71运动，并分别带动左侧滑块机构68和右侧滑块机构67分别在左侧主支撑杆70和右侧主支撑杆69上的运动，进而调节左侧主支撑杆70和右侧主支撑杆69分别与支撑主干杆48所成的角度θ1、θ2，同时，使左侧撑脚64和右侧撑脚63能够自适应耳道轮廓，从而紧贴耳道中，起到固定支撑助听装置的作用，并且抑制压电机构80的压电叠堆向反方向产生激励，而使压电机构只激励激励膜90进而激励鼓膜，使鼓膜产生振动。右侧撑脚63外侧有垫片61，左侧撑脚64外侧有垫片62，垫片61、垫片62选用生物相容性材料，保护与撑脚接触的人体耳道。固定支撑装置60各部分均优选钛或钛合金等生物相容性材料，压电机构80外有一层膜，优选生物相容性材料，呈壳或膜的形式，将压电机构80与人体环境隔绝。
[0056] 定义耳道方向为Y轴，垂直耳道方向为X轴，所述压电机构80包括压电叠堆89，所述压电叠堆89包括多个压电片的叠层，所述压电片沿X轴平行方向排列或者沿Y轴平行方向排列。沿Y轴平行方向排列设置的压电片的叠层构成的压电叠堆89还对应设置压电机构位移放大装置，所述压电机构位移放大装置将压电叠堆89沿X轴方向的位移放大转换到沿Y轴方向的位移。
[0057] 如附图6所示，所述压电机构位移放大装置包括：在所述压电叠堆89X轴方向上的左、右侧面上，分别设置平行于Y轴的左中杆132和右中杆135；所述左中杆132下端点与左下杆131一端铰接，所述左下杆131另一端与固定支撑装置60头部端固定连接；所述左中杆132上端点与左上杆133一端铰接，所述左上杆143另一端与顶杆137一端铰接；所述右中杆145下端点与右下杆134一端铰接，所述右下杆134另一端与固定支撑装置60头部端固定连接；所述右中杆135上端点与右上杆136一端铰接，所述右上杆136另一端与顶杆137另一端铰接；所述顶杆137与X轴方向平行，且所述左下杆131、右下杆134两杆与左上杆133、右上杆
136两杆关于X轴方向对称设置，所述左上杆133、左下杆131两杆与右上杆136、右下杆134两杆关于Y轴方向对称设置。
[0058] 本发明提出压电机构位移放大装置具体的两种具体实施例。第一种实施例中，顺时针，左上杆133、顶杆137、右上杆136、右中杆135、右下杆134、固定支撑装置60的头部端表面、左下杆131和左中杆132构成凸多边形结构。具体的第一种实施例，如附图6所示：压电机构80由压电叠堆89、杆组、转动铰链和固定铰链组成，杆组由顶杆137、左上杆133、右上杆136、左中杆132、右中杆135、左下杆131、右下杆134组成。左下杆131与左固定铰链铰84接，左下杆131与左中杆132通过左下转动铰链99铰接，左中杆132与左上杆133通过左中转动铰链98铰接，右下杆134与右固定铰链88铰接，右下杆134与右中杆135通过右下转动铰链87铰接，右中杆135与右上杆136通过右中转动铰链86铰接，顶杆137两端分别与左上转动铰链97和右上转动铰链85铰接。左固定铰链铰84和右固定铰链88分别与固定支撑装置60的头部端处。在所述压电叠堆89X轴方向上的左、右侧面上的左操作端93和右操作端94上，分别设置平行于Y轴的左中杆132和右中杆135。为了表述更加清晰，在图6中省略了压电机构80与固定支撑装置60以及用以提供电能与信号的装置的连接。压电叠堆89用以将导线(为清晰起见，未在图中标出)传入的电信号转变为压电叠堆89内部压电材料的形变，从而实现机械激励。杆组、转动铰链和固定铰链均选用生物相容性金属材料制成，优选钛或钛合金。压电叠堆89采用的多层压电系数为d33压电材料。所述杆组、转动铰链和固定铰链组成的部件与所述压电叠堆89大小相匹配。参照图6所示，所述杆组、转动铰链和固定铰链组成的部件为对称式结构，消除了压电机构80输出的附加位移，避免了压电机构80在放大位移时对定位精度的影响，并且较大地提高了整个压电机构80的刚度。当压电叠堆89在左操作端93、右操作端94处的长度缩短位移均为△X(沿X方向向内)时，通过左固定铰链84、右固定铰链88、左下杆131、右下杆134、左下转动铰链99、左中转动铰链98、左中杆132、右中杆135、右下转动铰链87、右中转动铰链86、左上杆133、右上杆136、左上转动铰链97、右上转动铰链85和顶杆
137机械放大为△Y(沿Y方向向上)。激励膜将压电机构位移放大装置放大后的位移传递给鼓膜，激励膜振动圆心正对鼓膜的脐心，从而实现压电机构对鼓膜最有效的激励。转动铰链是弹性变形件，是绕轴有限角位移复杂运动的弹性支撑，能够对微位移进行放大和导向，且激励膜将压电机构放大后的位移传给鼓膜，即直接激励鼓膜，避免了传递过程中的位移损失并且保护了鼓膜。
[0059] 第二种实施例，与第一种实施例中的压电机构位移放大装置结构类似，区别在于：具体如附图7所示，顺时针，第二种实施例中，左上杆133、顶杆137、右上杆136、右中杆135、右下杆134、固定支撑装置60的头部端表面、左下杆131和左中杆132构成凹多边形结构。当压电叠堆89在左操作端93、右操作端94处的长度缩短位移均为△X(沿X方向向外)时，通过左固定铰链84、右固定铰链88、左下杆131、右下杆134、左下转动铰链99、左中转动铰链98、左中杆132、右中杆135、右下转动铰链87、右中转动铰链86、左上杆133、右上杆136、左上转动铰链97、右上转动铰链85和顶杆137机械放大为△Y(沿Y方向向上)。
[0060] 如附图8所示，基于激励鼓膜的作动器的助听装置，包括作动器、麦克风12、信号处理装置14、供电装置13和壳体15，所述信号处理装置14和供电装置13设置在壳体15内，壳体15放置在耳道中；所述供电装置13分别与麦克风12、信号处理装置14以及作动器的压电机构80电连接，所述麦克风12的信号输出端与信号处理装置14的信号输入端连接，所述信号处理装置14的信号输出端与压电机构80的信号输入端连接。
[0061] 该激励鼓膜的助听装置工作时，首先由植入体内的麦克风12将外部声音信号采集，并转化为电信号，通过导线11将其传给信号处理装置14。信号处理装置14根据患者的听力损失情况及植入压电机构80后的中耳系统频率特性，将该电信号进行处理，再通过导线11将处理后的电信号传入到作压电机构80内的压电叠堆89。由于逆压电效应，压电机构80根据输入电压的变化产生形变，做伸缩运动，并通过压电机构位移放大装置将激励位移放大，将放大后的位移通过传递杆传递给鼓膜，实现对鼓膜的激励，实现对患者听力的补偿。
整个过程中，由供电装置13为系统供电，且该供电装置13可由已公知的可再充电电池实现。
该助听装置中的信号处理装置14，可由已公知的数字信号处理装置实现，该信号处理装置
14的信号处理方法本发明在现有的算法基础上改进，具体如下。
[0062] 通常对语音信号处理的方法是对语音信号进行线性化，假定语音信号是平稳的或者是分段平稳的，然后采用适当方法，例如小波变换、短时傅里叶变换等对信号进行分析，从而提高语音信号的质量，但是这些方法均是在以傅里叶变换为基础的前提下进行的，适合对缓变信号进行分析或优化，对语音信号处理有很大局限性。
[0063] 本发明的信号处理算法目的还在提高患者所接收的语音信号质量，确保患者在植入激励鼓膜的助听装置后感受到的声音与正常人耳所感受到的声音一致。该信号处理算法提出了基于改进了的希尔伯特黄变换(HHT)，对语音信号进行处理，解决经典经验模式分解后的模式混叠；考虑到有用噪声，该算法针对不同噪声环境，为患者提供了“双模式”；该算法提供了增益环节，为了补偿患者不同程度的听力损伤。
[0064] 附图9和附图10是本发明信号处理算法的两个实施例。信号处理算法实施例一如附图9，所述信号处理装置14的第一种信号处理方法的具体步骤如下：
[0065] a、麦克风(12)收集的语音信号经过高通、低通滤波器，得到频率在人类听觉范围内20～20000Hz的语音信号x0(t)。
[0066] b、获得的语音信号x0(t)后，可通过外置遥控装置自行选择模式a或b通道；在处于背景噪声为有用噪声的场合时，选择模式a通道，如汽车鸣笛、广播启事、欣赏音乐或观看电影等，对语音信号不作任何处理，所需语音信号即为语音信号x0(t)，即x0(t)＝x(t)；在处于背景噪声为无用噪声的场合时，如人与人交谈、休息等，选择模式b通道，对语音信号x0(t)作小波滤噪处理：即x0(t)＝x(t)+kδ(t)；其中x(t)为所需的语音信号，kδ(t)为各种随机噪声的总和，利用小波变换中有语音信号与噪声的不同特征，对语音信号x0(t)进行小波变换，分离语音信号与噪声，提取所需语音信号x(t)。
[0067] c、在通过患者外置遥控装置自行选择模式通道处理后，得到语音信号x(t)。为提高语音信号质量，针对语音信号的瞬时非线性、非平稳特性，步骤b提供了基于总体平均经验模式分解(Ensemble Empirical Model Decomposition，EEMD)的改进了的希尔伯特黄变换(Hilbert-Huang Transform，HHT)。利用EEMD针对非线性、非平稳特性的语音信号进行自适应分解，有效抑制经典经验模式分解(Empirical Model Decomposition，EMD)可能出现的模态混叠问题。基于EEMD和HT的改进了的希尔伯特黄变换，可以根据语音信号的局部时变特征进行自适应分解，具有良好的时域聚集性，并且在对语音信号处理后，使语音信号能够得到极高的视频分辨率，极大地提高了语音信号质量。本发明在此步骤提供的算法，相比短时傅里叶变换和小波分析，不存在分辨率或者变换基的选择等传统变换方法上的弊端。
[0068] 在语音信号x(t)中多次加入有限幅值的白噪声ym(t)，其中ym(t)等长度并且正态分布，即xm(t)＝x(t)+ym(t)，xm(t)为第m次加入白噪声后的语音信号；
[0069] d、对语音信号xm(t)进行经验模态分解EMD分解获取各个IMF分量：
[0070] 1)确定语音信号xm(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线um1(t)和下包络线um2(t)，二者平均值[0071] 2)令函数hm(t)＝xm(t)-qm(t)，计算出hm(t)，如果hm(t)不满足IMF条件，则令hm(t)为新的xm(t)，循环k次，得函数函数hmk(t)＝hm(k-1)(t)-qmk(t)；其中，采用SD(取0.2～0.3)作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
[0072] 3)通过步骤d中2)、3)两个分步骤得到语音信号的第m1个IMF分量cm1＝hmk(t)和分离后的余项rm1(t)＝xm(t)-cm1；对rm1(t)进行同样的筛选，依次得到cm2、cm3、cm4……，直至rm(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cms(t)表示第m次加入白噪声后分解得到的第s个IMF分量；
[0073] e、将各个分量cms(t)利用不相关随机序列的统计均值为0的原理进行整体平均以抵消多次加入白噪声对真实IMF的影响，集合模态分解EEMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn，即EEMD最终分解结果为 其中cs(t)为EEMD最终分解得到的第s个IMF分量，N为添加白噪声序列的数目，而白噪声对语音信号的影响遵循lne+0.5alnN＝0的规律，其中e为输入语音信号相应IMF分量重构结果的偏离，a为白噪声的幅值；
[0074] f、对获得的n阶IMF分量做Hilbert变换 构造解析语音信号即 其中
[0075] g、利用瞬时幅值公式 对各阶IMF希尔伯特变换后对应的幅值进行幅度调制；
[0076] h、给幅度调制后的n阶IMF分量IMF1、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn分别提供增益G1、G2…Gs…Gn-1、Gn，以此来补偿不同患者听力的对语音信号频率的不同损失程度，手术将助听装置植入到患者体内后，通过对患者做听力测试，对声音频率逐一调节，来人工设定增益Gs；
[0077] i、将增益后的各阶语音分量IMFs重组，其中s＝1,2,3,…,n合成语音信号，并将语音信号通过功率放大器，最后输入至所述压电机构。
[0078] 如附图10，信号处理算法实施例二与实施例一基本相同，只有步骤c、d、e有所区别，因此，在实施例二中对其他步骤不再赘述。信号处理装置(14)的另一种信号处理方法，将步骤c、d、e三步骤替换成下述两个步骤，c'、d'，其他步骤不变；
[0079] c'、对语音信号进行小波分组预处理，得到分组后的语音信号x(t)；
[0080] d'、对语音信号x(t)进行经验模态分解EMD分解获取各个IMF分量，即固有模态函数分量：
[0081] 1)确定语音信号x(t)的所有局部极值点，用三次样条曲线将所有的局部极大值点和局部极小值点分别连接起来，形成上包络线u1(t)和下包络线u2(t)，二者平均值[0082] 2)令h(t)＝x(t)-q(t)，计算出h(t)，如果h(t)不满足IMF条件，则令h(t)为新的x(t)，循环k次，得hk(t)＝h(k-1)(t)-qk(t)；其中，采用SD(取0.2～0.3)作为筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则，
[0083] 3)通过步骤d'中1)和2)两个分步骤得到语音信号的第1个IMF分量c1＝hk(t)和分离后的余项r1(t)＝x(t)-c1；对r1(t)进行同样的筛选，依次得到c2、c3、c4……，直至r(t)呈单调趋势时停止；原信号重构为 其中cs(t)表示分解得到的第s个IMF分量，即EMD最终分解为n阶频率从低到高的IMF分量IM1F、IMF2…IMFs…IMFn-1、IMFn。
[0084] 以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出：对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。
