專利名稱:利用連續(xù)波和脈沖信號(hào)的聽覺刺激的制作方法
一般而言，本發(fā)明涉及聽覺刺激系統(tǒng)，具體而言，本發(fā)明涉及利用電信號(hào)使耳聾患者受到聽覺刺激的方法和裝置。
在美國(guó)專利號(hào)4，284，856和4，357，497(“用于增強(qiáng)聽覺刺激或類似目的的多頻系統(tǒng)與方法”)公開的內(nèi)容中，給出了越膚聽覺刺激系統(tǒng)，借助多道射頻(RF)傳輸方式將對(duì)應(yīng)于不同聲頻帶的電信號(hào)傳送給耦合越膚接收機(jī)。接收機(jī)將這些信號(hào)解調(diào)，再將它們作為模擬信號(hào)饋送給裝在耳蝸中的多電極人造器官。
美國(guó)專利4，419，995(“單道聽覺刺激系統(tǒng)”)敘述了采用置于或接近于耳蝸底部的電極來傳遞全部語(yǔ)音特性，而無需穿過耳蝸。
近來，又提出利用脈動(dòng)信號(hào)來發(fā)送聲信號(hào)，參見美國(guó)專利號(hào)4，441，202(“話音處理機(jī)”)。根據(jù)這一專利，輸入語(yǔ)音信號(hào)依次通過濾波電路、零交叉計(jì)數(shù)器和有效值(RMS)測(cè)量電路，從而產(chǎn)生代表語(yǔ)音基本聲音成分和前三個(gè)共振峰幅度和頻率的信號(hào)。然后借助計(jì)算機(jī)裝置來確定植入電極的激勵(lì)方式，即讓各電極的銳度處于特定電極第二共振峰頻率范圍的旁頻帶寬之內(nèi)。共振峰和音韻信息以脈沖方式加到電極上。
越膚聽覺刺激系統(tǒng)的使用者指出，當(dāng)存在背景噪聲時(shí)，耳聾患者對(duì)語(yǔ)音的理解程度迅速下降。為此，本發(fā)明的一個(gè)目的就是利用越膚聽覺刺激系統(tǒng)來改善耳聾患者對(duì)語(yǔ)音的理解。
根據(jù)本發(fā)明，至少有一個(gè)代表語(yǔ)音信號(hào)的模擬信號(hào)，以及至少有一個(gè)提供特定語(yǔ)音特性的脈動(dòng)信號(hào)同時(shí)用來產(chǎn)生聽覺刺激。實(shí)驗(yàn)表明，利用多道傳送系統(tǒng)可以使耳聾患者在噪聲中的感受性得到很大改善;在這種多道傳送系統(tǒng)中，至少有一個(gè)模擬信號(hào)通過一個(gè)波道傳送，同時(shí)至少有一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)在另一個(gè)波道中與之相結(jié)合一塊傳送。
模擬信號(hào)是這樣產(chǎn)生的壓縮聲音信號(hào)的幅度，對(duì)壓縮信號(hào)進(jìn)行調(diào)整，使它同耳聾患者的頻率響應(yīng)相匹配，然后通過一個(gè)信道將模擬信號(hào)發(fā)送到可使耳聾患者得到對(duì)語(yǔ)音的最佳理解的刺激電極。模擬信號(hào)的帶寬最好約為100～5，000赫。至少有一個(gè)脈沖信號(hào)提供某個(gè)選定的語(yǔ)言特性，例如第一共振峰頻率、第二共振峰頻率和語(yǔ)音頻率。提取出的這些語(yǔ)音特性可以這樣傳送給耳聾患者以第一或第二共振峰頻率作為脈沖的重復(fù)頻率，且有一個(gè)專門的頻帶提供給特定的電極信道?；蛘?，將共振峰頻率送入特定的電極信道，而刺激脈沖的重復(fù)頻率可以直接從音調(diào)頻率得出。脈沖幅度可以正比于共振峰的幅度或整個(gè)語(yǔ)音信號(hào)的RMS值。
因此，本發(fā)明的特征在于它包含一個(gè)聽覺刺激多道系統(tǒng)，該系統(tǒng)有一個(gè)多電極人造器官用來形成耳蝸刺激，還有發(fā)送裝置和接收裝置用來向多電極人造器官提供至少一個(gè)模擬信號(hào)和至少一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)同時(shí)刺激聽覺神經(jīng)。
參見以下各圖，從下面所作的詳細(xì)敘述以及所附的權(quán)利要求
很容易了解本發(fā)明以及它的目的和特征圖1為根據(jù)本發(fā)明繪制的多道聽覺刺激系統(tǒng)的工作原理方框圖。
圖2示出為刺激耳蝸而設(shè)計(jì)的電極配置簡(jiǎn)圖。
圖3為第二共振峰頻率提取電路簡(jiǎn)圖。
圖4為第二共振峰幅度提取電路簡(jiǎn)圖。
下面對(duì)各圖進(jìn)行說明。圖1為本發(fā)明一個(gè)實(shí)施例的多道語(yǔ)音編碼系統(tǒng)的工作原理方框圖。在這一實(shí)施例中，有若干個(gè)傳輸和電極信道。語(yǔ)音處理器包括傳聲器10、前置放大器12、帶通濾波器14(用來把待處理的聲音信號(hào)的頻率范圍限制在傳輸語(yǔ)音所需的帶寬-即150赫至5千赫-之內(nèi))、慢自動(dòng)增益控制(AGC)16(用來把音頻增益調(diào)整到實(shí)際語(yǔ)音電平)及快自動(dòng)增益控制AGC(音節(jié)壓縮)18(用來提高輔音一元音比)。
語(yǔ)音由傳聲器10接收，然后由前置放大器12放大。放大后的語(yǔ)音信號(hào)通過帶通濾波器14?？熳詣?dòng)增益控制放大器18是音節(jié)壓縮器，用來提高輔音一元音幅度比，以便使語(yǔ)音信號(hào)處于電刺激聽覺系統(tǒng)的狹窄動(dòng)態(tài)范圍之內(nèi)。
然后，信號(hào)由若干條并聯(lián)信道進(jìn)行處理。在模擬信道，信號(hào)由逐一調(diào)節(jié)濾波器網(wǎng)絡(luò)20的頻率響應(yīng)進(jìn)行均衡調(diào)整，使得所用聲頻帶范圍內(nèi)所有頻率下聲音強(qiáng)度相同。這一模擬信號(hào)再由自適應(yīng)△增量調(diào)制器(ADM)22編碼形成48KHz比特流，并送至“或”門52。
這一信道給出寬帶模擬信號(hào)，如美國(guó)專利號(hào)4，357，497所述。
脈動(dòng)刺激信道的信號(hào)交錯(cuò)出現(xiàn)于由ADM編碼器提供的48KHz模擬信道的信息之間。脈動(dòng)刺激信道代表選定的語(yǔ)音特性。
在本實(shí)施例中，提取出的特性有音調(diào)(F0)、第二共振峰頻率(F2)和幅度(A2)。還有一些可供選擇的其他特性，如第一共振峰的F1、A1以及第三共振峰的F3、A3。
為了在噪聲環(huán)境(即語(yǔ)音一噪聲比很低的情況)中向病人提供可靠的音調(diào)和共振峰判斷，從環(huán)境強(qiáng)度即噪聲消除特性的各種眾所周知的可能性中選擇所采用的方法。
在20.8s取樣區(qū)間，探測(cè)器31、脈沖發(fā)生器32和D一觸發(fā)電路33〔由ADM編碼器相同的時(shí)鐘24(48KHz)驅(qū)動(dòng)〕中，音調(diào)信息用來產(chǎn)生脈動(dòng)刺激信號(hào)(脈沖重復(fù)頻率約為100～300脈沖/sec)。附加在這些刺激脈沖(它們決定了刺激率)上的信息是編碼的信道號(hào)碼和幅度信息。電路41(已在圖3和圖4中詳細(xì)描繪)用來提取第二共振峰，其頻率通過A-D轉(zhuǎn)換器40送至信道編碼器44。幅度則通過A-D轉(zhuǎn)換器43加到編碼電路45上。信道號(hào)碼決定著用來產(chǎn)生刺激的電極觸點(diǎn)在鼓膜內(nèi)的位置。這樣，除了由模擬信道提供瞬時(shí)信息之外，又提供了某種音調(diào)信息。由此得到的多余信息可以幫助耳聾患者在噪聲環(huán)境中辨別語(yǔ)音聲音。幅度信息以及信道號(hào)碼是從F2-提取電路41獲得的。留給模擬信號(hào)使用的信道號(hào)碼由若干轉(zhuǎn)換開關(guān)決定。從觸發(fā)電路33、編碼器44和編碼器45輸出的數(shù)據(jù)并行多路傳送到串行變換器47，然后加至“或”門52。所有不同刺激信道的信號(hào)均由發(fā)射機(jī)53的一個(gè)射頻載波發(fā)射出去。
脈動(dòng)刺激的數(shù)字編碼信息和模擬刺激信號(hào)的數(shù)字編碼信息(ADM)可以采用同一信道，也可經(jīng)不同信道傳送，這兩者相結(jié)合形成組合信號(hào)。在上述組合信號(hào)上再附加一個(gè)奇偶校驗(yàn)信息，用來調(diào)制射頻發(fā)射機(jī);射頻發(fā)射機(jī)同植入接收機(jī)形成從耳聾患者體外至體內(nèi)的耦合(正如上述美國(guó)專利號(hào)4，357，497所公開的那樣)。
植入(耳聾患者體內(nèi))的接收機(jī)55經(jīng)線圈54與發(fā)射機(jī)53相耦合，接收機(jī)包括接收機(jī)調(diào)諧線圈、信號(hào)解調(diào)器、電源電路(通過對(duì)射頻載波進(jìn)行整流為植入電路提供所需的直流電源)、譯碼和檢錯(cuò)電路，以及電極驅(qū)動(dòng)器。全部電子線路皆封裝在一個(gè)氣密性的殼內(nèi)。
串一并變換器將解調(diào)器提供的串行比特流變換為并行形式，并在進(jìn)行誤差檢驗(yàn)和譯碼之后提供①模擬刺激信號(hào)(ADM譯碼器)，②正確幅度和寬度的刺激脈沖(脈沖寬度和脈沖幅度譯碼器)，③信道號(hào)碼，即刺激位置。
通過對(duì)多路調(diào)制器適當(dāng)選址來選擇特定的電極驅(qū)動(dòng)器(電極驅(qū)動(dòng)器提供刺激電流)。
可以同時(shí)刺激該已選定的接收模擬信號(hào)的信道和最多兩個(gè)脈動(dòng)刺激信道。
對(duì)于每個(gè)耳聾患者均可單獨(dú)確定由哪個(gè)電極信道傳送哪一個(gè)信號(hào)。寬帶模擬信號(hào)送至能給出最佳性能的信道，即利用這一信號(hào)該信道可使耳聾患者得到對(duì)語(yǔ)音的最佳理解效果。其余信道按照它們提供的音色排列，因此它們對(duì)應(yīng)于八個(gè)不同的共振峰頻率范圍。
信道號(hào)碼用來將模擬刺激信號(hào)和脈沖刺激信號(hào)引至預(yù)定電報(bào);為此，在發(fā)射幅度和脈寬信息的同時(shí)發(fā)送信道號(hào)碼。
在選擇特定電極信道時(shí)，要求對(duì)應(yīng)的聲處理信道同特定電極信道的特性(頻率響應(yīng)、不適閾值、動(dòng)態(tài)范圍)相適應(yīng)。對(duì)于脈動(dòng)刺激信號(hào)，也應(yīng)是這樣。響應(yīng)特性(例如動(dòng)態(tài)范圍、不適閾值、頻率響應(yīng))可以通過不同的電極信道來選擇，這些特性在聲處理器對(duì)應(yīng)信道中應(yīng)予考慮。
現(xiàn)在參看圖2，它示出了用于刺激耳蝸的電極結(jié)構(gòu)。在一個(gè)實(shí)施例中，細(xì)長(zhǎng)的人造器官60(它有許多電極62)插入耳蝸之內(nèi)，以便按照耳蝸的頻率響應(yīng)有選擇地刺激耳蝸(按照前述美國(guó)專利號(hào)4，357，497)。選定的這些電極被接至發(fā)射機(jī)和接收機(jī)的幾個(gè)信道?；蛘邔⑦@些電極設(shè)在耳蝸底，如電極56和58。正如美國(guó)專利號(hào)4，419，995所公開的那樣，有源電極58最好裝在耳蝸底的圓窗內(nèi)或隆突上。地電極56置于離有源電極2～10mm處，這樣就確定了電場(chǎng)強(qiáng)度。這兩個(gè)電極可由多個(gè)信道來激勵(lì)，換言之，一對(duì)電極可供各個(gè)信道使用。
現(xiàn)在研究圖3和圖4的電路它用來提取第二共振峰的頻率和幅度。在進(jìn)行元音識(shí)別時(shí)，那些具有相似的第一共振峰但第二共振峰不同的元音之間常易相互混淆。因此，為了改善人造耳蝸對(duì)元音的識(shí)別，除了在第一個(gè)信道內(nèi)發(fā)送寬帶模擬語(yǔ)音信號(hào)之外，還須通過一個(gè)或幾個(gè)信道來提供F2信息。在進(jìn)行元音判別時(shí)，如果借助語(yǔ)音分析程序在計(jì)算機(jī)中得到第二共振峰，并經(jīng)由第二個(gè)信道提供給耳聾患者，那么在這種情況下患者對(duì)元音判斷成功的比率將比僅接收一個(gè)信道時(shí)高得多。但是，靠計(jì)算機(jī)和復(fù)雜的軟件來跟蹤共振峰，對(duì)于植入人體的語(yǔ)音處理器是不適合的。因此，必須以最小的元件數(shù)和較低的功率消耗、依靠硬件來實(shí)現(xiàn)共振峰提取。
必須在跟蹤精度和電路復(fù)雜性之間取折衷考慮。例如，第二共振峰不是區(qū)分元音的唯一線索，另一個(gè)判據(jù)是頻譜的低沉中心，它通常(但不總是)差不多接近于第二共振峰的位置。只有少數(shù)系統(tǒng)能夠比較容易地估計(jì)大部分信號(hào)能量集中的頻譜部分，即期望第二共振峰的頻譜。對(duì)提取第二共振峰(或確定頻譜密度最大值的位置)的方法進(jìn)行了實(shí)驗(yàn)。圖3和圖4示出這些方法中的一個(gè)電路圖，即“可調(diào)帶通濾波器方法”。
在圖3中，從AGC18來的輸入信號(hào)在70得到放大，然后送到可調(diào)濾波器72(National SC MF 10)。來自濾波器72的低通(LP)、帶通(BP)和高通(HP)輸出信號(hào)分別加到ac變換器和對(duì)數(shù)放大器74、76及可調(diào)濾波器78。用微分放大器80對(duì)變換器一對(duì)數(shù)放大器74和76的輸出信號(hào)作減法，放大器80的輸出信號(hào)經(jīng)濾波器82加到鎖相環(huán)84(PLL4045)。鎖相環(huán)82的輸出作為時(shí)鐘信號(hào)送至濾波器72?？烧{(diào)濾波器78的輸出信號(hào)就是F2頻率輸出。
在輸入信號(hào)的頻率范圍內(nèi)對(duì)簡(jiǎn)單帶通濾波器進(jìn)行掃描，濾波器將連續(xù)輸出輸入信號(hào)頻譜分量(在濾波器帶寬內(nèi)積分)的幅度。如果通過對(duì)濾波器進(jìn)行調(diào)諧使輸出電壓達(dá)最大值，則濾波器的中心頻率就代表頻譜最大值的頻率。為了獲得足夠精確的輸出信號(hào)，濾波器帶寬必須同語(yǔ)音輸入信號(hào)頻譜的預(yù)期幅度密度變化率相協(xié)調(diào)，還須同預(yù)期的濾波器掃描速率相一致。掃描速率還取決于輸入信號(hào)共振峰頻率(大約為第二共振峰)的變化率。中心頻率還常以下述方式調(diào)諧，即幅度最大值處于中心頻率。這樣，中心頻率便可跟蹤第二共振峰或低沉頻譜中心。帶通濾波器的輸出信號(hào)不含有用的相位信息，因此所需的調(diào)諧方向是未知的。這樣便不能用帶通濾波器的輸出信號(hào)直接驅(qū)動(dòng)控制電路。調(diào)諧方向的信息要靠以下方法獲得。
利用高通和低通濾波器來跟蹤帶通濾波器;高通濾波器和低通濾波器的截止頻率相同，都等于帶通濾波器的中心頻率?？刂齐娐氛{(diào)節(jié)其輸出電壓的方式是使高通和低通濾波器的輸出電壓相等。這種能夠產(chǎn)生各種二階函數(shù)的濾波器稱為通用濾波器。低通、高通、帶通函數(shù)的中心頻率直接取決于外電阻和電容值。在改變中心頻率時(shí)，可以保持濾波器品質(zhì)因數(shù)不變。帶通濾波器的品質(zhì)因數(shù)固定為4.7?？烧{(diào)濾波器72的中心頻率直接取決于鎖相環(huán)(PLL)84的時(shí)鐘頻率。雖然信噪比稍低，但這無關(guān)緊要，因?yàn)槎@患者的動(dòng)態(tài)范圍也很小。低通和高通輸出信號(hào)由微分放大器80進(jìn)行比較。濾波器的輸出信號(hào)送至產(chǎn)生通用濾波器時(shí)鐘輸入信號(hào)的壓控振蕩器84。時(shí)鐘頻率正比于帶通濾波器的中心頻率，因此也正比于所提取的共振峰。圖4中的電路產(chǎn)生第二共振峰的幅度信號(hào)。從圖3得到的F2頻率輸出信號(hào)加至運(yùn)算放大器檢波電路90，電路90的檢波輸出被送至低通濾波器92。
向植入電極送入連續(xù)波模擬信號(hào)(代表語(yǔ)音模式)，同時(shí)輸入脈動(dòng)信號(hào)(代表語(yǔ)音模式的選定的特性)，這就降低了噪聲敏感度，從而使耳聾患者能更好地辨別改進(jìn)后的語(yǔ)音。
上面以一個(gè)具體的實(shí)施例為參考對(duì)本發(fā)明進(jìn)行了說明，但這種敘述僅是本發(fā)明的一個(gè)例證，不能把它看成是對(duì)本發(fā)明的限制。例如，在實(shí)施本發(fā)明時(shí)，可以將美國(guó)專利號(hào)4，441，202中所公開的語(yǔ)言處理器同我們的專利號(hào)4，357，497中的語(yǔ)音處理器相結(jié)合。因此，對(duì)于本領(lǐng)域的技術(shù)人員來說，在不違背所附的權(quán)利要求
中確定的本發(fā)明的精神實(shí)質(zhì)和范圍的條件下，本專利可以有各種各樣的改進(jìn)方案和廣泛的應(yīng)用。
權(quán)利要求
1.一種聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于它包括聲處理裝置，產(chǎn)生對(duì)應(yīng)于聲信號(hào)的模擬信號(hào)和脈動(dòng)信號(hào)，發(fā)射裝置，至少發(fā)射一個(gè)模擬信號(hào)(代表聲音)，且至少發(fā)射一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)(代表聲音的特性)，接收裝置，接收上述至少一個(gè)模擬信號(hào)和至少一個(gè)脈沖信號(hào)，多電極人造器官，刺激耳聾患者的耳蝸，以及在上述接收裝置和多電極人造器官之間互連的裝置，借此使上述模擬信號(hào)和上述脈動(dòng)信號(hào)同時(shí)刺激聽覺神經(jīng)。
2.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述模擬信號(hào)被傳送到人造器官至少一個(gè)選定的電極，以便對(duì)耳聾患者提供最佳的語(yǔ)音理解。
3.根據(jù)權(quán)利要求
2所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官適于嵌入耳蝸，這些電極分別對(duì)應(yīng)于不同的聲頻范圍。
4.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官含有多個(gè)電極，置于耳蝸之外，用以刺激聽覺神經(jīng)。
5.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述至少一個(gè)模擬信號(hào)和至少一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)是通過獨(dú)立的傳送信道發(fā)射的。
6.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生一個(gè)數(shù)字化模擬信號(hào)，該數(shù)字化信號(hào)和上述脈動(dòng)信號(hào)以一個(gè)多路組合信號(hào)的形式發(fā)送出去。
7.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生脈動(dòng)信號(hào)，該信號(hào)的脈沖重復(fù)頻率對(duì)應(yīng)于輸入語(yǔ)音信號(hào)的一個(gè)共振峰頻率。
8.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生脈動(dòng)信號(hào)，該信號(hào)的脈沖重復(fù)頻率系從輸入語(yǔ)音音調(diào)頻率得到的。
9.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述聲處理裝置產(chǎn)生至少兩個(gè)脈動(dòng)信號(hào)，它們被發(fā)送到上述人造器官的電極上述的兩個(gè)脈動(dòng)信號(hào)代表不同的語(yǔ)音特征。
10.根據(jù)權(quán)利要求
9所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述不同的語(yǔ)音特征是音調(diào)頻率和共振峰頻率。
11.根據(jù)權(quán)利要求
1所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于連接上述至少一個(gè)模擬信號(hào)和上述至少一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)的裝置將這些信號(hào)饋送至上述人造器官的相同電極上。
12.根據(jù)權(quán)利要求
11所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述模擬信號(hào)被發(fā)送到人造器官至少一個(gè)選定電極上，以便使耳聾患者對(duì)語(yǔ)音產(chǎn)生最佳的理解。
13.根據(jù)權(quán)利要求
12所確定的聽覺刺激系統(tǒng)，其特征在于上述多電極人造器官適于嵌入耳蝸，上述電極分別對(duì)應(yīng)于不同的聲頻范圍。
14.耳聾患者的聽覺刺激方法，其特征在于包含以下步驟在耳聾患者耳蝸內(nèi)植入多電極人造器官，以便對(duì)聽覺神經(jīng)進(jìn)行電刺激，向上述多電極人造器官發(fā)送寬帶模擬信號(hào)，向上述多電極人造器官發(fā)送脈動(dòng)信號(hào)，上述脈動(dòng)信號(hào)可以給出所提取的語(yǔ)音特性。
15.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于多電極人造器官被植入耳蝸，上述模擬信號(hào)被送到能提供最佳性能的電極。
16.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于上述多電極人造器官包括一些置于耳蝸外的電極。
17.由權(quán)利要求
16確定的方法，其特征在于上述模擬信號(hào)和上述脈動(dòng)信號(hào)均加在一對(duì)電極上。
18.由權(quán)利要求
14確定的方法，其特征在于上述模擬信號(hào)和上述脈動(dòng)信號(hào)是加在一對(duì)電極上。
專利摘要
本發(fā)明在利用電信號(hào)對(duì)耳聾患者產(chǎn)生聽覺刺激方面，改善了噪聲環(huán)境下的感受性。在聽覺刺激系統(tǒng)中，至少一個(gè)模擬信號(hào)被加到植入聾者耳內(nèi)的電極上，且有至少一個(gè)脈動(dòng)信號(hào)被加到植入的電極上。模擬信號(hào)代表語(yǔ)音信號(hào)，脈動(dòng)信號(hào)提供特定的語(yǔ)音特征，如共振峰頻率和音調(diào)頻率。
文檔編號(hào)A61F11/00GK86100219SQ86100219
公開日1986年7月30日 申請(qǐng)日期1986年1月16日
發(fā)明者英格堡·J·霍克梅爾, 歐文·S·霍克梅爾 申請(qǐng)人:英格堡·J·霍克梅爾, 歐文·S·霍克梅爾導(dǎo)出引文BiBTeX, EndNote, RefMan