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；
[002引 f、对获得的n阶IMF分量做化化6的变
，构造解析语音信号 Z脚气(/) +_/心0，即Z,的=A斯eJ'AW，其牛
[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IMFl、IMF2…IMF,…IMF。_l、IMF。分别提供增益Gl、 G2…Gs…Gw、G。，W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 G曰；
[0031] i、将增益后的各阶语音分量IMF,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、teH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H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Ui(t)和下包络线U2(t)，二者平均值
[003引リ令函数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_i) (t)-Qk(t);其中，采用Sd(取0. 2~0.扣作为 筛选IMF过程停止的准则即迭代停止准则
[0037]扣通过步骤d'中1)和。两个分步骤得到语音信号的第1个IMF分量Ci=hk(t) 和分离后的余项ri(t) =x(t)-ci;对ri(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c,(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IMiF、IMF2-IMF,-IMFw、IMF。。
[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，W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化nbed-HuangTransform, 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（EmpiricalModel 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w产生较大的机械激励 即位移W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。激励膜的振动圆也正对鼓膜的厮点，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W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H块微小互联 的骨头（听小骨）组成，即键骨7、化骨8和儘骨9。键骨7贴附在鼓膜6上，而听骨链中 最后一块骨头儘骨9禪合到内耳的耳蜗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， 进而由听骨链的儘骨9将振动传入内耳3中的耳蜗10。耳蜗10通过内部淋己液与基底膜 的流固禪合作用，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] W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上一点较接，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较接，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较接，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较接，所述左侧