本发明属于医疗器械领域，特别涉及一种声电联合刺激系统体外设备。
背景技术：
人工耳蜗适用于重度以上耳聋患者的意义已毋庸置疑。但在实际情况中，大部分病人的表现为部分性耳聋，其具体特征为低频听力轻度或中度损失而高频听力损失严重。部分性耳聋患者不能听到较高频率的声音，例如鸟儿发出的声音、门铃声或字母“f、s、k”的发音等。但是，部分性耳聋的患者仍然可以听见低频率的声音比如汽车声、深沉的音调或元音的发音。对于这些患者，佩戴大功率助听器没有办法提高或提高很少的语言分辨能力，理解语言或聆听复杂的声音如音乐则很困难甚至不可能。而传统的人工耳蜗系统也效果相对不理想，因为它不能充分利用户剩余的低频听力，使患者拥有相较于完全重度聋的患者更好的听声效果。特别地，如果患者的低频残余听力不能得到利用的患者，其残余频率段的言语识别率可能在随后的几年里呈进行性下降，这种现象称作迟发性的听力剥夺。
在这种情况下，联合人工耳蜗和助听器进行声电刺激变成了一种必然的选择。而事实上，大量的试验和文献证明，对于这类患者，声电联合刺激能够相较于单独使用助听器能够极大提高言语理解力；相较于单独使用人工耳蜗，在噪音环境下言语感知得到明显提高，对音乐的感知也有优良的结果，特别对于使用四声的汉语使用人群，由于能够通过助听器提供低频F0信息，言语辨别能力有显著增强。
技术实现要素：
本发明要解决的技术问题是设计一套结合言语处理器、带压电振子的传输线圈和充电电池，其中，带压电振子的传输线圈将调制放大模块、声信号放大驱动模块、压电振子、发射线圈和外磁铁集成为一个器件的声电联合刺激系统体外设备。
为了实现上述目的，本发明的技术方案如下：一种声电联合刺激系统体外设备，其特征在于，包括言语处理器、带压电振子的传输线圈和充电电池，其中，
所述言语处理器，包括音频输入模块、信号处理与控制模块和电源管理模块，其中，
所述音频输入模块与信号处理与控制模块连接，将音频信号发送至信号处理与控制模块；
所述信号处理与控制模块，将从音频输入模块传入的音频信号进行信号处理，将编好码的电刺激信号和对应经过特殊处理的声刺激信号分两路同时传送至所述带压电振子的传输线圈；
所述电源管理模块与充电电池相连，将充电电池供电电压变为三路恒定电压，分别供给信号处理与控制模块和带压电振子的传输线圈，为它们提供合适的供电电压；
所述带压电振子的传输线圈，包括电信号调制放大模块、声信号放大驱动模块、压电振子、发射线圈和外磁铁；
所述电信号调制放大模块与信号处理与控制模块相连，将信号处理与控制模块输入的电刺激编码信号进行调制放大，输出至发射线圈；
所述声信号放大驱动模块与信号处理与控制模块相连，将信号处理与控制模块输入的声刺激信号进行放大，从而驱动压电振子；
所述压电振子将放大后的声刺激信号进行压电转换，通过贴合颅骨振动进行听力补偿；
所述发射线圈将电信号调制放大模块输入的信号发射至植入体，进而输出对应的电刺激；
所述外磁铁与植入体的磁铁对心相吸，使传输线圈能够适度与头皮贴住，确保声电联合刺激的效果；
所述充电电池与电源管理模块相连，为整个体外设备提供电能；
优选地，所述压电振子驱动电压为1.8～32伏。
优选地，所述充电电池容量为100～3000毫安时。
优选地，所述压电振子嵌入在带压电振子传输线圈塑料壳体上。
优选地，所述压电振子的声刺激增益为20～65dB。
优选地，所述压电振子的声刺激补偿频率范围为100～1000Hz。
优选地，所述带压电振子的传输线圈直径为20～40毫米。
优选地，所述言语处理器将声刺激信号和电刺激信号同时传送至所述带压电振子的传输线圈。
本发明的有益效果在于：
与传统声电联合刺激系统体外设备相比，本发明将传统的气导助听设备与人工耳蜗相结合变为由压电振子实现的骨导助听设备与人工耳蜗相结合，其中压电振子集成在人工耳蜗的发射线圈上，提高了病人佩戴的舒适度，节省了设备成本，抗噪声能力强，提升了患者康复效果，降低了体外设备的功耗。
附图说明
图1为本发明一具体实施例的声电联合刺激系统体外设备的整体框图；
图2为本发明一具体实施例的声电联合刺激系统体外设备的具体框图；
图3为本发明一具体实施例的声电联合刺激系统体外设备的结构示意图；
具体实施方式
下面将结合附图，对本发明的优选实施例进行详细的描述。
参见图1-图2，为声电联合刺激系统体外设备整体框图和具体框图，包括言语处理器10、带压电振子的传输线圈20和充电电池30，其中，
所述言语处理器10，包括音频输入模块110、信号处理与控制模块120和电源管理模块130，其中，
所述音频输入模块110与信号处理与控制模块120连接，将音频信号发送至信号处理与控制模块120；
所述信号处理与控制模块120，将从音频输入模块110传入的音频信号进行信号处理，将编好码的电刺激信号和对应经过特殊处理的声刺激信号分两路同时传送至所述带压电振子的传输线圈20；
所述电源管理模块130与充电电池30相连，将充电电池30供电电压变为三路恒定电压，分别供给信号处理与控制模块120和带压电振子的传输线圈20，为它们提供合适的供电电压；
所述带压电振子的传输线圈20，包括电信号调制放大模块210、声信号放大驱动模块220、压电振子230、发射线圈240和外磁铁250；
所述电信号调制放大模块210与信号处理与控制模块120相连，将信号处理与控制模块120输入的电刺激编码信号进行调制放大，输出至发射线圈240；
所述声信号放大驱动模块220与信号处理与控制模块120相连，将信号处理与控制模块120输入的声刺激信号进行放大，从而驱动压电振子230；
所述压电振子230将放大后的声刺激信号进行压电转换，通过贴合颅骨振动的方式使用户获得一定的听力补偿；
所述发射线圈240将电信号调制放大模块210输入的信号发射至植入体，从而使患者感受到对应的电刺激；
所述外磁铁250与植入体的磁铁对心相吸，使传输线圈能够适度与头皮贴住，确保声电联合刺激的效果；
所述充电电池30与电源管理模块130相连，为整个体外设备提供电能；
具体实施例中，音频输入模块110将模拟声音信号输入进入信号处理与控制模块120，信号处理与控制模块120将声音信号在频域上进行信号处理，产生编码后的电刺激信号与模拟声刺激信号，并将这两路信号同时发送至带压电振子的传输线圈20中。电源管理模块130与充电电池30相连，为信号处理与控制模块120和带压电振子的传输线圈20提供适当的供电电压。信号处理与控制模块120输出的电刺激信号进入电信号调制放大模块210进行调制放大，调制放大后的信号输出给发射线圈240，最终输出给声电联合刺激植入体形成电刺激。信号处理与控制模块120输出的声刺激信号进入声信号放大驱动模块220，并驱动压电振子230，通过对颅骨的振动使患者残余听力感知到声音。外磁铁250用于与植入体磁铁对心相吸，确保电刺激信号和声刺激信号的正确传入。压电振子230驱动电压为1.8～32伏。充电电池30容量为100～3000毫安时。压电振子230嵌入在带压电振子的传输线圈20塑料壳体上。压电振子230声刺激增益为20～65dB。压电振子230声刺激补偿频率范围为100～1000Hz。带压电振子的传输线圈20直径为20～40毫米。言语处理器10可以将声刺激信号和电刺激信号同时传送至带压电振子的传输线圈20。
最后说明的是，以上优选实施例仅用以说明本发明的技术方案而非限制，尽管通过上述优选实施例已经对本发明进行了详细的描述，但本领域技术人员应当理解，可以在形式上和细节上对其作出各种各样的改变，而不偏离本发明权利要求书所限定的范围。