孟慶林, 牟宏宇, 平利川, 陳洪斌, 鄭能恒, 李霞, 馮海泓

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人工耳蝸非實(shí)時(shí)研究平臺開發(fā)與驗(yàn)證

孟慶林1,2, 牟宏宇2, 平利川3, 陳洪斌3, 鄭能恒1, 李霞1, 馮海泓2

(1. 深圳大學(xué)信息工程學(xué)院，廣東深圳518060；2. 中國科學(xué)院聲學(xué)研究所東海研究站，上海200032；3. 浙江諾爾康神經(jīng)電子科技有限公司，浙江杭州310011)

人工耳蝸幫助超過40萬人恢復(fù)了部分聽力，但其性能仍有較大提升空間，且電聽覺機(jī)理仍有待進(jìn)一步揭示。針對諾爾康人工耳蝸系統(tǒng)開發(fā)了非實(shí)時(shí)研究平臺。為了驗(yàn)證平臺的有效性，對成年植入者開展了電聽覺基礎(chǔ)心理物理實(shí)驗(yàn)(位置音高和包絡(luò)音高)和噪聲中的言語接受閾測量實(shí)驗(yàn)。心理物理結(jié)果顯示，被試者可以按照電極位置從蝸尖到蝸底或按照幅度調(diào)制頻率從50~200 Hz，產(chǎn)生音高上升的感覺。言語測試顯示，基于該平臺實(shí)現(xiàn)的策略，能提供與臨床處理器相當(dāng)水平的噪聲中言語接受閾。該平臺可以幫助研究者快速開展電聽覺心理物理和信號處理策略方面的研究。

人工耳蝸；電聽覺；音高；言語接受閾

0 引言

人工耳蝸(Cochlear Implant, CI)通過植入耳蝸內(nèi)的電極直接刺激聽神經(jīng)來幫助重度以上聽力損失者恢復(fù)部分聽覺能力。CI作為目前最成功的神經(jīng)假體，全球已經(jīng)有超過40萬植入者。在上世紀(jì)90年代初以后，由于信號處理策略等方面的改進(jìn)，大多數(shù)植入者，尤其是在幼年植入的先天性耳聾者，能夠獲得一定的開放式言語交流能力，進(jìn)而融入正常的社會(huì)活動(dòng)中。

雖然CI已經(jīng)取得了巨大的成功，但是CI植入者的聲音感知效果與正常聽力者仍有較大差距。即便在安靜環(huán)境下的一對一交談中，較快的語速、吐字發(fā)音不準(zhǔn)確、小聲說話或耳語等都會(huì)對植入者的言語理解產(chǎn)生障礙。CI植入者對于音高的分辨(影響到音樂旋律識別、聲調(diào)識別)、音色和環(huán)境聲的識別、聲源方向的辨別都明顯弱于正常聽力者。還有一個(gè)經(jīng)常困擾他們的問題是，噪聲環(huán)境下的言語識別能力較差。這些都說明在電聽覺技術(shù)方面還有許多工作需要做。

CI除了是一種有效的聽覺輔助設(shè)備，它也是最成功的腦機(jī)接口[1]，為研究聽覺機(jī)理提供了全新的平臺[2-12]。在常規(guī)的聲刺激聽覺研究中，聲信號在耳蝸中是從蝸底向蝸尖傳播的，CI電刺激模式則完全不同。時(shí)間信息和位置信息在CI電刺激中可以實(shí)現(xiàn)獨(dú)立編碼[3]。通過CI可以明確地對基底膜上不同位置附近的聽神經(jīng)細(xì)胞群產(chǎn)生刺激，且可以人為精確控制每個(gè)電極位置上的電信號時(shí)域形式。圖1展示了現(xiàn)代CI電脈沖序列的基本刺激形式，其中每根豎線代表一個(gè)電脈沖。對于單個(gè)脈沖，幅度越大，產(chǎn)生的有效電流擴(kuò)展可能越廣，進(jìn)而可能刺激到更多的聽神經(jīng)細(xì)胞。對于電脈沖串，以音高感知為例進(jìn)行分析，包括位置音高、速率音高和包絡(luò)音高。位置音高是指，刺激不同的位置產(chǎn)生不同的音高感知，通常音高從蝸底向蝸尖逐漸降低。速率音高是指，單個(gè)電極位置上，更高的刺激速率可能產(chǎn)生更高的音高感知。包絡(luò)音高是指，單個(gè)電極位置上脈沖幅度的時(shí)域包絡(luò)的波動(dòng)越快可能產(chǎn)生更高的音高感知。其中，速率音高和包絡(luò)音高被認(rèn)為是時(shí)域音高?，F(xiàn)代CI中，位置音高和時(shí)域音高都起著作用。位置音高的音高跨度更大，時(shí)域音高的跨度較小。

圖1中每個(gè)抽象電脈沖的最常見的實(shí)際波形形式是正負(fù)雙相電流脈沖，如圖2所示。以上提到的這些電刺激參數(shù)的變化與感知，都已經(jīng)得到了很多的研究，例如文獻(xiàn)[2]和[7]。但是仍有很多未知的領(lǐng)域有待探索。

綜上，CI聲音感知性能亟待提升，電聽覺機(jī)理仍有大量可探索領(lǐng)域，另外還考慮到中國語言與西方語言的差異，有必要在中國開展更多基礎(chǔ)電刺激聽覺研究。本研究開發(fā)了一套基于國產(chǎn)諾爾康CI系統(tǒng)的非實(shí)時(shí)研究平臺。利用這個(gè)平臺，可以對新的信號處理算法進(jìn)行快速的實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證，也可以高效地開展電聽覺心理物理實(shí)驗(yàn)研究。

1 植入體基本參數(shù)和性能

根據(jù)研究需要，我們選擇了國產(chǎn)諾爾康人工耳蝸系統(tǒng)作為平臺連接對象。主要原因是國產(chǎn)人工耳蝸公司對我們的技術(shù)開放程度更高，且諾爾康系統(tǒng)已經(jīng)有了較多植入者(截止2015年7月已有超過2000名)。諾爾康CS10-A型植入體有一個(gè)板狀鉑參考電極、一個(gè)環(huán)狀鉑參考電極和24個(gè)(蝸內(nèi))電極觸點(diǎn)。植入體中的刺激芯片包含4個(gè)獨(dú)立電流源，能夠讓兩個(gè)電極同時(shí)刺激以構(gòu)建虛擬通道，也可以實(shí)現(xiàn)更為復(fù)雜的電脈沖波形形式。單通道刺激速率上限為20 kpps(pulse-per-second, 每秒脈沖數(shù))。刺激電流的范圍是0~1904 μA，按照公式(1)進(jìn)行256級編碼(用表示，稱為電流單位CU)。根據(jù)最早60例臨床成年植入者的測試數(shù)據(jù)(包括客觀阻抗測量、主觀閾值和舒適閾測量、主觀言語評估)，該系統(tǒng)顯示出了與市場上其他產(chǎn)品相當(dāng)?shù)男阅躘4]。這說明該系統(tǒng)工作正常，可以參考基于其他產(chǎn)品系統(tǒng)的已有成果進(jìn)一步開展研究工作。

2 非實(shí)時(shí)研究平臺開發(fā)

非實(shí)時(shí)研究平臺的框圖如圖3所示。通過計(jì)算機(jī)將某個(gè)有限長度的聲音進(jìn)行處理，并編碼為電極放電參數(shù)數(shù)據(jù)，然后將這些數(shù)據(jù)通過調(diào)試盒發(fā)送到實(shí)驗(yàn)用言語處理器，最后由實(shí)驗(yàn)用言語處理器將數(shù)據(jù)通過射頻通信發(fā)送到植入體中，由植入體生成指定的電流脈沖刺激。在臨床使用的言語處理器中，DSP算法是用匯編語言編寫的，并且可利用的計(jì)算和存儲資源極其有限。相比而言，利用非實(shí)時(shí)研究平臺的優(yōu)點(diǎn)是，研究者可以快速驗(yàn)證采用高級編程語言(MATLAB、C等)實(shí)現(xiàn)的信號處理算法的效果，不受編程語言、硬件資源的限制[5]。在過去五年多的時(shí)間，我們開發(fā)了兩個(gè)版本的非實(shí)時(shí)研究平臺。

版本1：用于基礎(chǔ)心理物理測試，可以實(shí)現(xiàn)對1個(gè)通道的電脈沖信號進(jìn)行精確控制，也可以對2個(gè)通道進(jìn)行同步脈沖刺激以實(shí)現(xiàn)虛擬通道?？梢哉{(diào)節(jié)的電刺激參數(shù)包括：電極通道號、刺激模式(根據(jù)回收電流的參考電極的不同劃分，包括雙極模式BP，單極模式MP1、MP2和MP1+2。BP和MP的示意圖見文獻(xiàn)[6]的圖1。MP后面的數(shù)字，1代表使用板狀參考電極，2代表使用環(huán)狀參考電極)、刺激速率(10 pps ~10 kpps)、雙相脈沖的正負(fù)脈沖先后順序、每個(gè)脈沖的電流幅度(0~255個(gè)CU)、脈沖寬度(0~512 μs)、正負(fù)脈沖間隔(0~32 μs)。

版本2：主要用于信號處理策略研究，也可以用于進(jìn)行幅度調(diào)制(即時(shí)域包絡(luò))方面的基礎(chǔ)心理物理測試。每個(gè)電極通道的相鄰脈沖間刺激間隔固定為960 μs(對應(yīng)刺激率為約1042 pps)，脈沖寬度為25 μs，正負(fù)脈沖間隔為5 μs，刺激模式固定為單極模式MP1+2。每隔960 μs從植入者的全部可用的個(gè)通道(至多為24個(gè))中按照一定規(guī)則選擇個(gè)通道(不多于8個(gè))產(chǎn)生刺激，不同通道間以間隔刺激的模式避免通道間干擾。每960 μs中的個(gè)通道的數(shù)據(jù)被稱為“一幀”數(shù)據(jù)。在不同幀中可以選擇不同的通道產(chǎn)生幅度在0~255 CU的雙相脈沖。利用這些特性可以實(shí)現(xiàn)經(jīng)典的-of-策略。例如，澳大利亞科利爾公司的高級混合編碼(Advanced Combination Encoder，ACE)策略和浙江諾爾康公司的高級峰值選取(Advanced Peak Selection，APS)策略都屬于-of-策略。

通過對植入體測試板上電極的實(shí)際電流輸出進(jìn)行測量，驗(yàn)證了輸出的電流脈沖參數(shù)符合預(yù)期。其中植入體測試板的作用是將某個(gè)合格植入體的電極信號人為引出，可以用示波器或數(shù)據(jù)采集卡觀察每個(gè)電極的放電情況。

3 實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證

進(jìn)一步通過主觀實(shí)驗(yàn)驗(yàn)證平臺的有效性。3.1和3.2節(jié)的基礎(chǔ)心理物理實(shí)驗(yàn)，在之前已有文獻(xiàn)對其過程進(jìn)行了詳細(xì)記載[7~9]，這里僅作與本文有關(guān)的簡要介紹。3.3節(jié)中為本研究中剛剛開展的策略評估工作，做了詳細(xì)介紹。以下實(shí)驗(yàn)中的CI植入者在雙側(cè)耳均無可用殘余聽力。

3.1 基于版本1的基礎(chǔ)電聽覺心理物理實(shí)驗(yàn)

平利川等人[7]對4位言語表達(dá)能力良好的成人語后聾植入者開展了位置音高排序?qū)嶒?yàn)，即讓被試者比較相鄰電極間的音高高低，通過測量音高靈敏度()的心理物理方法來進(jìn)行度量。結(jié)果發(fā)現(xiàn)從蝸尖到蝸底，隨著刺激位置的變化，4位被試者均可獲得從低到高的音高感知變化，但靈敏度的個(gè)體間差異較大(見文獻(xiàn)[7]的圖1)。隨后，平利川[8]還對6位植入者開展了速率音高和虛擬通道音高的測量，初步發(fā)現(xiàn)，諾爾康系統(tǒng)能夠提供一定的速率音高分辨和虛擬通道音高分辨，相比于位置音高，這兩方面的靈敏度較弱。平利川[8]提到測量時(shí)需要嚴(yán)格控制響度等因素的影響。

3.2 基于版本2的基礎(chǔ)電聽覺心理物理實(shí)驗(yàn)

采用版本2平臺開展的第一組實(shí)驗(yàn)是，對7位植入者(s1~s7)進(jìn)行包絡(luò)音高排序測量。其中s1、s5、s7是“明星”植入者，即他們的言語交流能力明顯高于平均水平。測量方法是，對每位被試者在蝸底、蝸中、蝸尖區(qū)域分別選擇一個(gè)電極，在每個(gè)電極上讓其比較兩個(gè)正弦幅度調(diào)制信號的音高高低，其中兩個(gè)正弦幅度調(diào)制信號的調(diào)制頻率為50、80、100、200 Hz中的相鄰配對。最后通過累積音高敏感度來表達(dá)結(jié)果，如圖4所示。圖中1、2、3分別代表蝸尖、蝸中、蝸底三個(gè)電極位置上各自得到的回歸曲線的斜率。單位是10–2/Hz。注意：每條回歸線的截距是實(shí)驗(yàn)時(shí)我們將50 Hz點(diǎn)與10 Hz點(diǎn)比較后得到的一個(gè)敏感度值，在此處不表達(dá)任何含義，讀者只需關(guān)心斜率的差別。圖4結(jié)果顯示，“明星”植入者可以在三個(gè)電極位置上都獲得一致的包絡(luò)音高排序能力，即調(diào)制頻率越高對應(yīng)的音高越高。另外，對于大部分植入者(除了s4)都可以在蝸尖位置獲得一致的音高排序能力。更多細(xì)節(jié)可以參閱文獻(xiàn)[9]的第三章。3.1和3.2的兩個(gè)實(shí)驗(yàn)說明本研究平臺可以用于開展人工耳蝸電聽覺心理物理研究。

Fig 4 Envelope-pitch raking results for the seven cochlear implant subjects (s1~s7): cumulative pitch sensitivity measureand the corresponding linear regression line.

3.3 基于版本2的信號處理策略驗(yàn)證實(shí)驗(yàn)

信號處理：諾爾康的默認(rèn)臨床策略APS策略，按照前述的-of-策略的方式工作，其中≤24，且通常= 8、7或6。APS中提取個(gè)通道的時(shí)域包絡(luò)的方法是，對聲音信號(16 kHz采樣)進(jìn)行分幀加窗(窗長256點(diǎn)，幀間重疊50%)后計(jì)算FFT，然后將幅度譜的低頻段進(jìn)行線性劃分，對高頻段進(jìn)行非線性類似對數(shù)劃分，總計(jì)劃分個(gè)通道，將每個(gè)通道內(nèi)的頻域能量作為當(dāng)前幀該通道的時(shí)域包絡(luò)采樣點(diǎn)。本研究中通過時(shí)域的方式實(shí)現(xiàn)了時(shí)域包絡(luò)提取，具體做法是按照與APS相同的方式進(jìn)行頻帶劃分得到+1個(gè)截止頻率，設(shè)計(jì)個(gè)6階巴特沃斯帶通濾波器對聲音信號進(jìn)行帶通處理，然后再用全波整流加低通濾波器(250 Hz截止頻率)的方式提取每個(gè)通道的時(shí)域包絡(luò)。在這里我們將這種時(shí)域?qū)崿F(xiàn)的APS標(biāo)記為APSt，以示區(qū)分(APS的時(shí)域包絡(luò)提取是在FFT后的頻域完成的)。APSt和APS后續(xù)采用了相同的非線性壓縮參數(shù)。APSt和APS采用的脈寬不同，前者是25 μs，后者是50 μs。被試者采用自己的言語處理器中的APS，在隔音室內(nèi)聽揚(yáng)聲器(Yamaha HS50M + TASCAM US-144MKII)播放的聲音。APSt用版本2平臺實(shí)現(xiàn)，通過計(jì)算機(jī)直接發(fā)送數(shù)據(jù)。

目的：初步評估基于版本2是否能實(shí)現(xiàn)一個(gè)性能與APS相當(dāng)?shù)牟呗?。我們假設(shè)APSt和APS能夠提供水平相當(dāng)?shù)难哉Z可懂度。

被試者：兩位CI被試者均為語后聾女性成人植入者，安靜環(huán)境下面對面都可以進(jìn)行有效的言語交流，其他信息見表1。另外，還招募了兩位正常聽力的年輕人(25歲)作為正常聽力組(編號為NH1和NH2)。正常聽力組的結(jié)果僅用于初步觀察CI和正常聽力者的差距。

表1 CI植入者信息

3.3.1 材料和方法

言語材料為中文言語評估測試短句(Mandarin Speech Perception test，MSP[10])和噪聲下的普通話聆聽庫(Mandarin Hearing In Noise Test，MHINT[11])。MSP包含10個(gè)句表，每個(gè)句表中有10句話，每句有7個(gè)字。MHINT包含12個(gè)實(shí)驗(yàn)用句表和2個(gè)練習(xí)用句表，每個(gè)句表中有20句話，每句有10個(gè)字。本研究測量了兩位被試者在采用APS和APSt時(shí)，對噪聲中的MSP句子和MHINT句子的50%言語接受閾(Speech Reception Thresholds, SRTs)。對于正常聽力組，測量了相同的項(xiàng)目，但測試材料無需經(jīng)過策略處理。

其中對MSP采用了“5-talker babble”噪聲，對MHINT采用了“5-talker babble”和語譜噪聲(Speech-Shaped Noise, SSN)。對每位被試者的MSP或MHINT測試，5-talker babble噪聲的生成方法是，從相應(yīng)的庫中隨機(jī)選取一個(gè)句表，從該句表中隨機(jī)選出5句話的信號直接相加(注意：此句表后續(xù)不再被使用)。因此對于每個(gè)策略(APS和APSt)都會(huì)有先后有三組測試：MSP-babble、MHINT-babble和MHINT-SSN。每組測試采用的材料是隨機(jī)從MSP中挑選3個(gè)句表(30句話)或從MHINT中挑選2個(gè)句表(40句話)。其中，對于一位被試者來說每個(gè)句表不會(huì)被重復(fù)使用。

SRT的測量方法是，在每個(gè)策略的每組測試中采用一上一下自適應(yīng)調(diào)整信噪比(Signal-to-Noise Ratio，SNR)的方法。初始SNR為10 dB，在第二個(gè)反轉(zhuǎn)點(diǎn)前，調(diào)整步長為8 dB，在第四個(gè)反轉(zhuǎn)點(diǎn)前步長為4 dB，反轉(zhuǎn)點(diǎn)之后為2 dB，直至當(dāng)前組全部句子測試完畢。其中，在每個(gè)試次中(即播放每個(gè)句子時(shí))，聽者可以要求至多再重聽兩次，主試者在軟件界面上勾選被試者復(fù)述對的字，被試者復(fù)述出多于半數(shù)的字時(shí)，軟件判定為答題正確，否則為答題錯(cuò)誤。每組中最后10句話的SNR的算數(shù)平均值記為當(dāng)前條件下的SRT。正式實(shí)驗(yàn)開始前會(huì)對被試者進(jìn)行訓(xùn)練和指導(dǎo)。對于每種材料，先進(jìn)行APS測試，再進(jìn)行APSt測試。實(shí)驗(yàn)中，信號響度被控制在舒適范圍。

其他準(zhǔn)備工作：植入者到來前，根據(jù)其臨床程序的參數(shù)提前設(shè)定好參數(shù)文件，并通過示波器或采集卡檢查信號輸出，保證與預(yù)期相符合。言語測試前，先對植入者在單個(gè)電極上的T值和C值進(jìn)行測量。測量軟件為基于版本2平臺開發(fā)的專用軟件。在APSt實(shí)際言語測聽訓(xùn)練開始時(shí)，先將電流單位控制在C/2以下，然后根據(jù)被試者的反應(yīng)，逐漸上升，直至舒適。

3.3.2 結(jié)果和分析

SRT如圖5所示。如兩位植入者的SRT在4.6~ 17.8 dB之間，遠(yuǎn)高于正常聽力對照組的-8.6~-2.2 dB。說明兩位植入者在抗噪聲干擾方面的能力遠(yuǎn)弱于正常聽力者。比較APS和APSt發(fā)現(xiàn)，在多數(shù)情況下，兩位植入者在使用APSt時(shí)獲得了更好(更低)的SRT值。

注意，這并不能直接證明APSt的時(shí)域包絡(luò)提取方式能比APS的頻域包絡(luò)提取方式提供更好的言語識別能力。因?yàn)樵趯?shí)驗(yàn)中，在每組材料條件下都是先做APS再做APSt，這可能導(dǎo)致后做APSt時(shí)被試者已經(jīng)得到了更充分的訓(xùn)練，更熟悉聲音材料的特點(diǎn)。另外，APS是在聲場中進(jìn)行測量，而APSt是從計(jì)算機(jī)通過版本2研究平臺直接發(fā)送數(shù)據(jù)到植入體，前者聽到的聲音經(jīng)過了電聲轉(zhuǎn)換、房間反射、聲電轉(zhuǎn)換等環(huán)節(jié)可能帶來干擾，后者不存在這些問題。

但是，這個(gè)結(jié)果已經(jīng)說明APSt提供了與植入者日常言語識別效果相當(dāng)?shù)难哉Z可懂度，進(jìn)而說明利用版本2研究平臺可以進(jìn)行CI信號處理策略研究。

4 總結(jié)和展望

人工耳蝸的性能仍有很大提升空間，然而開展這方面研究對公司的依賴較大。由于一些原因，壟斷此行業(yè)的三家國外公司不向中國大陸的研究者提供研究平臺。受此限制，目前國內(nèi)的人工耳蝸研究主要局限于聽力學(xué)臨床評估與康復(fù)、基于聲碼器仿真模型的信號處理策略研究。由國內(nèi)研究機(jī)構(gòu)獨(dú)立完成的，基礎(chǔ)電聽覺心理物理研究和直接招募人工耳蝸植入者作為被試者進(jìn)行全新信號處理策略開發(fā)的研究非常少。為了進(jìn)一步促進(jìn)和推動(dòng)我們在人工耳蝸電聽覺方面的研究，在過去五年多里，我們針對國產(chǎn)諾爾康人工耳蝸開發(fā)了一套非實(shí)時(shí)研究平臺。本文對此平臺的兩個(gè)版本進(jìn)行了介紹，并通過主觀實(shí)驗(yàn)證明了該平臺可以用于電聽覺心理物理實(shí)驗(yàn)研究和信號處理策略研究。

未來需要做的工作是：(1) 利用該平臺研究信號處理算法(包括編碼策略和預(yù)處理方面)的改進(jìn)，找到提升人工耳蝸電聽覺性能的方法；(2) 利用該平臺開展更多、更深入的心理物理研究，探究電聽覺感音機(jī)理；(3) 進(jìn)一步完善和擴(kuò)展平臺功能，讓中國的研究者能更方便快速地開展相關(guān)研究工作。

致謝：特別感謝所有參與實(shí)驗(yàn)的被試者。感謝孫晉和張曉薇協(xié)助完成實(shí)驗(yàn)。感謝原猛和王生在平臺開發(fā)中提供的幫助。本研究得到了諾爾康公司的技術(shù)支持，但未受到該公司的直接經(jīng)費(fèi)資助。

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Development and validation of an offline research interface for cochlear implants

MENG Qing-lin1,2, MOU Hong-yu2, PING Li-chuan3, CHEN Hong-bin3,ZHENG Neng-heng1, LI Xia1, FENG Hai-hong2

(1. College of Information Engineering, Shenzhen University, Shenzhen518060, Guangdong, China;2. Shanghai Acoustics Laboratory, Chinese Academy of Sciences, Shanghai 200032, China;3. Zhejiang Nurotron Biotechnology Co., Ltd., Hangzhou 310011, Zhejiang, China)

Cochlear Implants (CIs) have been used to restore hearing for more than 400,000 people. However, the performance of CIs is still limited comparing with the normal hearing and the underlying mechanisms of electric hearing are not fully revealed. An offline research interface of Nurotron CI system is introduced in this paper. Two versions of the interface were developed in the past five years. To validate the interface, basic psychophysical experiments (place-pitch and envelope-pitch ranking) and speech recognition thresholds test were performed on totally 13 adult Nurotron CI users (4 for place-pitch, 7 for envelope-pitch, and 2 for speech test). The basic psychophysical results show that pitch could be ranked from low to high according to tonotopic place (from apex to base) and amplitude modulation rate (from 50 to 200 Hz), and the data conform to the data in other literatures. The speech test results show that the experimental strategy, which is implemented through the interface, derives comparable speech reception thresholds in noise to the subjects’ clinical processors. The research interface is crucial for CI researchers to perform electric hearing psychophysical study and CI signal processing study in China.

cochlear implant; electric hearing; pitch; speech reception threshold

B845.2 Q62

A

1000-3630(2016)-03-0248-06

10.16300/j.cnki.1000-3630.2016.03.013

2015-08-19;

2015-12-10

中國博士后科學(xué)基金資助項(xiàng)目(2015M572360)、國家“十一五”科技支撐項(xiàng)目(2008BAI50B08)

孟慶林(1986－), 男, 河北保定人, 博士后, 研究方向?yàn)槿斯ざ佇盘柼幚砗托睦砺晫W(xué)。

孟慶林, E-mail: mengqinglin08@gmail.com。