用于原位阻塞效应和直接传输声音测量的助听器和方法及通气孔大小确定方法

专利名称：用于原位阻塞效应和直接传输声音测量的助听器和方法及通气孔大小确定方法
技术领域：
0001本发明涉及助听器领域，更具体地涉及利用原位阻塞效应测
量或原位直接传输声音测量的助听器和方法。此外，本发明涉及通气 孔大小的确定方法、基于测得的原位阻塞效应适配助听器的方法和具 有用户化耳塞的助听器。
背景技术：
0002阻塞效应是助听器用户所熟知的问题。当某人说话时，声音 可能通过骨骼传导传播到耳道内部。人们说话可以在耳膜上产生声压 级，其中在被阻塞的耳道产生的声压级比未被阻塞的耳道产生的声压 级高，因为声音不能再离开外耳。
0003因此阻塞效应也可以被描述为当耳朵被阻塞时发生的本身声 音的低频提升。因此用户可能认为自己的声音是低沉声或隆隆声，如 果用户在低频段的听力损失比较小，则这尤其令人讨厌。 一般地，通 过在耳塞或耳罩上钻通风道来减轻阻塞效应。通风道越大，阻塞效应 越小。在目前助听器的适配情形中，通气孔大小的确定完全取决于装 配者，并基于良好的判断和经验。阻塞效应的程度取决于个人的耳朵 和通气孔大小，目前其仅仅定性评估适配。 一旦用户的耳塞被制成， 装配者只能听取用户的抱怨并建议用户习惯阻塞效应或将耳塞的通气 孔钻大。然而，特别是对于CIC和ITE助听器，钻较大的通气孔是不 可能的，因此需要生产一种全新的助听器。因此在首次猜测中确定合 适的通气孔大小非常重要，这需要许多本领域的经验。
0004通常在不知道合适的通气孔大小的精确值的情况下，阻塞效 应通过通气来弥补，这样只是减弱了耳朵内的任何声源的低频部分。 例如，美国专利6，766，031公开了一种耳内式助听器，其中通过提供通 气孔被克服阻塞效应。
80005美国专利7,031,484公开了一种助听器，其中通过调谐压縮器 抑制低频增益来计算阻塞效应。
0006关于通气孔大小的确定，当定制自定的耳塞时，基于经验选 定通气孔大小是常规做法。然后例如，通过快速成型法制作耳塞，该 耳塞包括预定直径的通气孔。根据目前的实践，不可能很好地预知阻 塞效应。
0007耳塞的另一个重要的声学性能是传播来自外部的声音，并且 将其直接(即未经助听器放大)传输到耳道内部，这种声音被称为直 接传输声音。直接传输声音可能会干扰助听器的信号输出，导致传给 用户的语言清晰度和整体音质降低。
0008因此，存在对用于确定阻塞效应和其他声学效应的改进的助 听器和方法以及适配助听器的方法的需求。

发明内容
0009本发明的目的是提供原位阻塞效应测量的助听器和方法，该 助听器和方法特别考虑到上面提到的需要和现有技术的缺点。
0010根据第一个方面，本发明的特别目的是提供一种助听器和相 应的方法，该助听器和相应的方法可以确定阻塞效应或直接传输声音。
0011根据本发明的第一个方面，提供一种用于原位阻塞效应测量 或直接传输声音测量的助听器。该助听器包括至少一个第一麦克风、 至少一个信号处理装置和接收器以及第二麦克风，其中第一麦克风根 据助听器用户外部的声音产生第一输入信号，第二麦克风根据用户的 被阻塞耳朵内的声音产生第二输入信号；且其中在测量模式下，所述 信号处理装置根据第二输入信号和第一输入信号的同时生成的声级之 间的差异产生至少一个阻塞效应值或至少一个直接传输声音值，同时 所述接收器是无声的。
0012根据本发明的第二个方面，提供一种用于原位阻塞效应测量 或直接传输声音测量的助听器，该助听器包括成对的第一助听器和第 二助听器，第一助听器用于用户的一只耳朵，第二助听器用于用户的 另一只耳朵。第一助听器包括至少一个第一麦克风、至少一个第一信
号处理装置和第一接收器，其中第一麦克风根据用户外部的声音产生
9第一输入信号。第二助听器包括至少一个第二麦克风、至少一个第二 信号处理装置和第二接收器。在测量模式下，第二麦克风根据用户的 被阻塞耳朵内的声音产生第二输入信号，且所述第一信号处理装置或 第二信号处理装置中的一个根据第二输入信号和第一输入信号的同时 生成的声级之间的差异产生至少一个阻塞效应值或至少一个直接传输 声音值，同时所述第二接收器是无声的。
0013此实施例的优点是假如一个人安装了双声道， 一个助听器 可以用来借助于例如取样管测量被阻塞耳朵内的声音，同时可以依靠 另一个助听器测量环境声级。
0014根据本发明的一个方面，依靠相同或相似的助听器测量阻塞 耳朵内以及未阻塞耳朵内的声压级。
0015根据本发明的另一个方面，提供一种通过助听器用于原位阻
塞效应测量或直接传输声音测量的方法，该助听器具有至少一个第一 麦克风和接收器，其中第一麦克风根据助听器用户外部的声音产生第
一输入信号。该方法包括以下步骤在测量模式下切换所述助听器， 以使接收器无声；由第二麦克风根据用户的被阻塞耳朵内的声音产生 第二输入信号；以及根据第二输入信号和第一输入信号的同时生成的 声级之间的差异计算至少一个阻塞效应值或直接传输的声音值。0016通过在除了用户佩戴的助听器之外没有任何其他工具的情况 下执行测量，所提供的助听器和方法能够确定阻塞效应的程度或直接 传输给个人用户的声音。这进一步允许量化用户实际体验的阻塞效应 或直接传输声音。
0017通过关闭助听器的放大性能、施加外部听觉刺激信号并且测 量助听器内外的声音，可以测量直接传输声音。如果用户正在谈话， 助听器将能够挑选在耳道外比在耳道内大的信号，因此需要外部听觉 刺激。
0018根据一个实施例，助听器和方法不仅针对测量阻塞效应，而 且测量阻塞效应以及直接传输声音，该声音穿过耳塞的通气孔或耳塞 与耳道之间的漏隙直接传输。仅当用户自己讲话或发声时，可能发生 阻塞效应。仅当来自用户外部的声源时，可能发生直接传输声音。
0019因此，本发明的另一个目的是提供助听器和方法，这些助听器和方法能够区分耳膜前面由阻塞效应或直接传输声音引起的声音。
0020根据本发明的一个方面，提供一种助听器和方法，用以确定 是否在至少一个频段内在耳膜前面的声级大于耳朵外部的声级，以及 如果确实如此，则将输入信号分类为计算阻塞效应的有效信号。在其 他情况下，如果在至少一个频段内在耳膜前面的声级小于耳朵外部的 声级，则将输入信号分类为用于根据第一输入信号和第二输入信号计 算直接传输声音值的有效信号。如果在耳膜上的声级和/或耳朵外部的 声级低于某一限度，则输入信号可以被忽视，并且例如被添加到噪音 缓冲器。
0021对于阻塞效应测量，刺激信号可以是助听器用户朗读或讲话 的声音。如果助听器用户在与别人谈话，仍然可以测量阻塞效应，因 为助听器能够挑选在耳道内比在耳道外大的测量信号，因此需要助听 器佩戴者讲话。
0022本发明的另一个目的是提供方法，这些方法允许基于阻塞效 应适配预期的助听器。
0023根据本发明的一个方面，提供一种为用户适配助听器的方法。 该方法包括通过使用此处描述的原位阻塞效应测量方法并在测量期 间阻塞耳朵，为佩戴助听器的所述用户计算至少一个阻塞效应值，并 且基于所计算的至少一个阻塞效应值适配助听器。
0024本发明的另一个目的是提供方法，这些方法允许基于原位阻 塞效应测量自动建议助听器的通气孔大小。
0025根据本发明的一个方面，提供一种用于通过原位阻塞效应测 量来确定助听器的通气孔大小的方法。该方法包括临时为用户的一 只耳朵提供预期的助听器，并且将所述耳朵阻塞；同步测量用户耳朵 外部的第一声级和被阻塞耳朵内部的第二声级；根据第二声级和第一 声级之间的差异为用户计算阻塞效应；以及基于所计算的阻塞效应确 定所述助听器的通气孔大小。
0026因此，建议为预期的助听器用户临时适配例如带有软耳塞和 非用户化耳塞的BTE助听器，然后测量阻塞效应。基于此测量的信息， 可以在定制自定耳塞阶段可靠地决定通气孔的大小。
0027根据本发明的另一个方面，使用阻塞效应测量或直接传输声
ii音测量来推导出耳塞和通气孔的声学性能的更精确数学模型。如果需 要，该模型可以用来评估可能存在的机械更改，以便为通气孔的目标 更改提供信息。
0028根据本发明的另一方面，提供一种助听器，该助听器包括用 户化通气孔的耳塞，其中使用此处描述的方法确定所述耳塞的通气孔 大小。
0029根据更多方面，本发明提供一种通过使用适配情形中的助听 器来进行原位阻塞效应测量的系统，并提供如权利要求33和34所述 的计算机程序和计算机程序产品。
0030通过更多的从属权利要求定义本发明的更多具体变化。0031通过下面的详细说明并结合附图，本发明的其他方面和优点 将变得更明显，其中附图通过举例的方式图示说明本发明的原理。


0032通过下面的详细说明并结合附图，将易于理解本发明，其中 相似的附图标记标明相似的结构元件 图1示出根据本发明的第一实施例的助听器的框图； 图2示出根据本发明的实施例的方法的流程图； 图3示出根据本发明的实施例的助听器； 图4示出根据本发明的另一个实施例的助听器； 图5示出根据本发明的又一个实施例的助听器； 图6a-6c示出根据本发明的实施例可视化阻塞效应的图表； 图7示出根据本发明的实施例的方法的流程图； 图8示出根据本发明的实施例的方法的流程图9和图IO示出根据本发明的实施例可视化与频率有关的通气孔效应 和阻塞效应的图表；
图ll示出根据本发明的实施例的方法的流程图；及 图12示出根据本发明的实施例的系统的框图。
具体实施例方式
0033当根据其实施例描述本发明时，将使用下面描述的术语。0034阻塞效应(OE)，其被定义为在助听器未激活状态下，当用户讲话或发声时，被阻塞耳朵中耳膜前面的声级与未阻塞耳朵中耳膜 前面的声级的差异。
0035用户的喉咙(声门)发出的声音是基频的谐波，并且由声道 的区域功能定形。产生的声音作为空气传导声音以及骨骼传导声音进 行传播，后者表现为头骨中的振动。在耳道中，主要是耳道的软骨部 分将声音辐射到耳道内。此声音大部分传播出了开放的耳朵，但如果
耳朵被阻塞，取而代之的是，此声音的大部分低频部分将传播到耳膜 上。相对于未阻塞的耳朵，这增加了被阻塞耳朵中耳膜上的低频声压。 因此阻塞效应适用于用户发出的浊音，而且取决于耳塞尺寸和耳道与 耳膜的物理特性。阻塞效应尤其取决于作为声源的耳道的软骨部分的 物理特性。因此，在阻塞测量过程中，助听器必须保持未激活状态， 因为声源是用户自己的声音。
0036直接传输声音(也称为直接传输增益(DTG))，其被定义为
在助听器未激活状态下，当用户保持安静且另一个人(例如装配者) 讲话或发声或者该用户聆听外部声源(例如扬声器)时，通气耳朵中 的耳膜前面的声级与用户耳朵外部的声级之间的差异。
0037可以假设在助听器外部的测量准确地表示耳膜上的声级，至 少表示频率高达lkHz的声音的声级，其中助听器外部的测量是通过例 如助听器的普通麦克风测量的。这是令人满意的，因为频率高于lkHz 的声音不存在任何重大的阻塞问题。
0038根据本发明的第一个方面， 一个实施例是基于在除了助听 器之外没有任何其他工具的情况下，通过测量助听器内部(即接收器 一侧)的声压级和外部的声压级，诊断个人用户呈现的阻塞效应的程 度，以及通过适配软件对该测量进行分析和可视化。这可以量化用户 体验的阻塞效应。
0039现在参考图1，其示出根据本发明的第一实施例的助听器100 的框图。
0040该助听器包括将声输入信号转换为第一电输入信号的第一麦 克风10以及用于采样和数字化模拟电信号的A/D转换器(未显示)。 然后将如此处理的第一输入信号馈送到信号处理装置以便产生输出信 号，该输出信号是用户需要的被补偿的听力损失，其中信号处理装置可以是压縮器20，该压縮器20通过应用压縮器增益产生电输出信号。
信号路径进一步包括将电输出信号转换为声输出信号的接收器30。该 助听器进一步包括根据用户的被阻塞耳朵120中的声音生成第二输入 信号的第二麦克风40。该助听器可以切换到测量模式50。例如，在适 配助听器期间，这可以通过适配软件80控制，该适配软件80通过接 口或I/O电路60功能性地连接到助听器100上。在测量模式下，信号 处理装置根据第二输入信号和第一输入信号的同时生成的声级之间的 差异产生至少一个阻塞效应值，与此同时接收器是无声的。根据实施 例，阻塞效应值和其他信号值例如输入信号的声压级(SPL)都储存在 助听器的存储器70中。
0041根据一个实施例，该助听器进一步包括至少一个带分滤波器 (未显示)，该带分滤波器将输入信号转换为多个频带的带分输入信 号。然后该助听器在至少一个频带中产生阻塞效应值或直接传输声音 值。根据另一个实施例，该助听器在每个所述频带中独立地处理带分 输入信号，以产生带分阻塞效应值。例如，信号被分成15个不同的频 带，并且至少为一个频率低于lkHz的频带产生阻塞效应或直接传输声
0042根据一个实施例，在适配期间，将助听器安装在耳朵中，并 进行全部强制性的测试，诸如确定听觉阈值，微调等。在强制性测试 完成后，可以立即进行阻塞效应测量，现在参考图2进行描述，其中 图2显示流程图200。将助听器切换到测量模式(步骤210)，其中助 听器处于"收听状态"，且第一麦克风记录耳朵外部的声音作为第一输 入信号，第二麦克风记录耳道内耳膜上的声音作为第二输入信号(步
骤220)。在测量模式下，助听器未激活是指接收器未产生任何声音。 这可以通过关闭接收器、驱动压縮器使其不产生任何输出信号或者对 技术人员来说显而易见的任何其他适当措施来实现，以确保接收器无 声。当用户阅读一段文本或与听力医师谈话时，执行阻塞效应测量。 必须使用用户自己的声音。在步骤230中，通过第一麦克风10和第二 麦克风20在耳朵内部和外部同步记录用户自己的声音所生成的时变声 级，并将这些信号的声压级(SPL)的比率计算为至少一个阻塞效应值。 根据一个实施例，在一段时间内计算阻塞效应，以在用户讲话期间给出与时间有关的阻塞效应。
0043根据一个实施例，该助听器通过使用内部存储器70或者助听 器外部的数据记录系统(图12中的数据记录器95)与参考图12所描 述的系统的一部分来将声音信号或阻塞效应值记录到存储装置中。然 后将存储的信号和其他值传输给适配软件80加以分析。可选地，以逐
个样本的方式将这些信号直接馈送到软件。
0044根据另一个实施例，将阻塞效应计算为来自耳道内的第二输 入信号和来自第一麦克风的第一输入信号之间的校准比率，去除噪音 并且在可视化装置90中显示，例如连接适配软件的计算机上的图形用 户界面。
0045阻塞效应取决于产生第一输入信号和第二输入信号的用户的 说话声音。例如，浊音音素如/aaa/具有几乎为零的甚至是负的阻塞效 应，而/eee/则可能在低频产生一些高达20分贝甚至更高的阻塞效应。 音质也影响阻塞效应。因此这种方法的优点是在常规讲话期间记录 阻塞效应，从而提供一幅与时间和信号有关的用户所预期的阻塞效应 全图。
0046在适配软件80中分析和可视化测得的阻塞效应，适配软件80 可以是Compass软件(通过WIDEX A/S编程助听器的软件)。分析的 结果用来量化阻塞效应，并评估通风道(通气孔)需要改变多少才能 获得低于某一可接受界限的阻塞效应。
0047测量阻塞效应理论上要求同步测量被阻塞耳朵内耳膜上的声 压和未阻塞耳朵内耳膜上的声压。这两个频谱之间的分贝差异给出了 与频率和时间有关的阻塞效应。在自己说话期间，未阻塞耳膜上的声 压主要受空气传播的声音控制。这意味着助听器麦克风处的声音的低 频部分大致与耳膜上的频率低于大约lkHz的声音相同。助听器麦克风 寄存的声音通常用于测量周围环境的声音，并且由助听器放大，因此 该声音可以用作测量未阻塞耳朵中的声压的测量手段。
0048在下面，将参考附图3-5，对测量第一 (未阻塞)输入信号和 第二 (被阻塞)输入信号的助听器实施例进行描述。根据这些实施例， 通过使用接收器、通过使用位于助听器接收器一侧的内置麦克风或者 通过使用连接在定向助听器的第二助听器麦克风上的取样管，来评估被阻塞耳朵中耳膜上的声压，其中定位助听器使用两个麦克风。因此， 根据这些实施例，第二麦克风不是附加的麦克风，而是传感设备或是 以任何方式呈现的麦克风，该麦克风可以表示定向麦克风的一个麦克 风或助听器中的多个麦克风之一，例如，该助听器通常提供更高阶特 性的输入信号。
0049根据图3中的实施例，接收器330被用作助听器300中的第 二麦克风。因此，在此处不需要图1中位于接收器一侧的所述第二麦 克风40。使用接收器作为内部麦克风的优点是易于应用和测量精确， 这是因为不需要取样管测量或外部设备。测量已经显示出该接收器是 交互的，即当作为一个麦克风被连接时，接收器可以起到麦克风的作 用。灵敏度可能不如助听器麦克风好，但是阻塞耳朵中的声压非常大， 所以其仍然是适用的。通过重新路由助听器中接收器的连接，接收器 可以在正常助听器模式下的声音发生器和测量模式下的声音记录器之 间切换。在仅发生于适配期间的该重新路由中，接收器代替第二麦克 风感应被阻塞耳朵中耳膜355上的SPL。
0050根据图4中的实施例，耳背式(BTE， behind-the-ear)助听器 400使用取样管415。该取样管通过使用附连设备425附连到助听器的 一个麦克风410上，该附连设备捆绑在BTE助听器上。通过将取样管 插入耳朵，例如放在耳塞335和耳道345之间，声音可以从耳膜355 通过取样管传输到助听器的麦克风。优选取样管的直径在0.2mm-lmm 之间，特别优选取样管的直径大约为0.5mm。
0051根据图5中的实施例，完全耳道式(CIC， completely-in-the-canal)助听器或耳内(ITE， in-the-ear)助听器500使用助听器的接收 器一侧的内置麦克风510作为第二麦克风。
0052在下面实施例中，将对未阻塞耳道的第一输入信号的声压级 测量进行描述。
0053通过使用至少带有两个麦克风的定向助听器，在一个麦克风 被占用，即被取样管用于内部声压测量的情况下，另一个麦克风被用 作第一麦克风来测量外部声压级。
0054通过使用一个麦克风的助听器，助听器中的麦克风被用作第 一麦克风来测量外部声压，与此同时接收器在测量模式下测量内部声
16压。
0055根据一个实施例，所述方法包括使用一对助听器进行同步双 边测量，其中一只耳朵被阻塞，另一只耳朵开放。在测量模式下，通 过使用第一助听器和用户另一只耳朵中的第二助听器同步监控声压， 其中第一助听器带有记录用户外部的声音的第一麦克风，第二助听器 带有第二麦克风，例如当用户大声阅读一段文本时记录耳膜上的声音 的取样管麦克风。至少第二助听器中的接收器是无声的，并且根据第 二麦克风和第一麦克风同步记录的声级差异计算阻塞效应。为了计算， 在两个助听器之一处收集所记录的声压级值，或者将其直接传输到适 配软件以进一步处理。客观的阻塞效应被计算为被阻塞耳朵中的信号 的时间频率谱与耳朵外部的信号的时间频率谱的比率。
0056为了在双声道适配情形下得到特别具有代表性的结果，分别
在用户的两个耳朵中的第一麦克风和第二麦克风使附连的取样管插入 到每个耳朵的相同深度。 一只耳朵被阻塞，另一只耳朵开放。因此， 根据此实施例，测量两个耳道内耳膜处的声压级。
0057根据另一个实施例，将第一助听器的麦克风置于头部的一侧 来测量外部声压，与此同时，使用第二助听器在头部的另一侧实现对 内部声压的测量，其中第二助听器具有取样管麦克风、内置麦克风或 接收器麦克风。
0058根据另一个实施例，使用任何测量设备测量外部声压，与此 同时，使用助听器的取样管麦克风、内置麦克风或接收器麦克风测量 内部声压。
0059然后，如下处理由麦克风记录的信号。根据一个实施例，将 同步测得的外部和内部原始信号直接馈送给适配软件。根据另一个实 施例，在每个频带取样同步测得的外部和内部信号强度，并且馈送给 适配软件。例如，通过助听器中所谓的等级报告可以实现这一点，其 中等级报告在目前的助听器中具有许多用途。然后内部信号强度和外 部信号强度之间的校准比率给出阻塞效应，该校准比率可以通过适配 软件在无声、强劲噪声等时间段产生。
0060根据另一个实施例，分析测得的声压级值，然后计算阻塞效 应或直接传输声音。在用户阅读一段文本的情况下，阻塞效应被计算为分别由第二麦克风(被阻塞)和第一麦克风(未阻塞)同步记录的 信号的时间频率谱之间的比率。这给出与时间和频率有关的阻塞效应。 为了重新布置数据以提供更好的理解和概括，在每个频率下计算阻塞
效应的分布。这给出图io所描述的等值线图，该等值线图包括时序数
量，其给出了在某一频率下某个值的阻塞效应。如果例如用户仅仅发 出/iii/的声音，则结果将会是低频下的例如大约20dB的窄幅分布。
0061不仅阻塞效应被测量，而且穿过例如通气耳塞的直接传输声
音也被测量，现在将通过参考图11对此进行描述，其中图11示出根 据另一个实施例的方法的流程图。除了用户不阅读文本，而是例如与
另一个人如装配者开展对话外，该方法的功能极像OE的测量。适配软
件不断地从内部麦克风和外部麦克风对与频率有关的声压级进行采 样。外部麦克风处的声压具有大致相同的振幅，其不依赖于说话者是 用户还是装配者。然而，当用户说话时内部麦克风读出的声压比装配 者说话时内部麦克风读出的声压要大，尤其在低频下。此外，耳塞削 弱了外部声音，所以当装配者说话时内部声压比外部声压小，特别是
在高频下。根据一个实施例，这给出一个提示将时间样本分成两个
测量组，即如图11所描述的当用户说话时的原位OE以及当装配者说 话时的原位DTG。在图11的步骤920中，确定内部SPL是否在至少 一个频带内比外部SPL大。如果确实如此，则SPL样本被分类为有效 的OE测量(步骤930)。如果外部SPL更大，则SPL样本被分类为有 效的DTG测量(步骤940)。然后可以将OE和DTG样本添加到各自 的缓冲器以存储OE值和DTG值。
0062在时间段期间，噪声可能污染阻塞效应，此时用户不发声。 在讲话中的短暂休息期间，所记录的信号均包括随机噪声，其比率是 随机的。这给出了阻塞效应值，其没有物理解释。根据参考图10所描 述的实施例，这可以通过忽略没有信号的时间段或者为每个时间段忽 略没有信号出现的部分频谱来补偿。结果是每个频率处的分布，该分 布的平均值大致相应于讲话的长期频谱。
0063因此，如果在步骤910中确定不包含显著信号的时间样本低 于预定声压级，则在步骤950的分析中将其忽略，其中低于预定声压 级的声音被视为噪声。这样，可以避免或至少减少测量中噪声的引入。
180064在用户阅读一段文本的情形下，根据一个实施例，长期频谱 的比率也可以给出阻塞效应。从助听器声音中提取频谱，该助听器声 音通过例如等级报告处理，该等级报告包含信号的频谱能量内容的信 息。
0065如果用户发出如/iii/或/uuu/的声音或其他声音，则长期频谱的 比率也可以给出阻塞效应。
0066关于信号分析，同步双边测量提供独特的机会来分析作为时 间函数的阻塞效应。根据一个实施例，在不断的讲话中对客观阻塞效 应的变量进行系统测量。在分析中通过使用柱状图方法来分析阻塞效 应的瞬时方面。此柱状图分析替代传统的单一值，在每个频率都描述 了阻塞效应的分布。使用这种方法，不仅可以根据数据观测与平均频 率有关的阻塞效应，而且可以评估瞬时传播。此外，通过排除非讲话 时间段，该方法的结果不受讲话中的暂停、咳嗽、吞咽等影响。
0067根据实施例，通过可视化装置90以至少一种方式将与时间和 频率有关的阻塞效应和直接传输声音可视化为单一值，该单一值被 确定为例如在时间和选定频带(至少一个)上的平均阻塞效应；与频 带/频率有关的曲线，该曲线显示在每个频带或选定频带上的时间平均 阻塞效应；与时间有关的曲线，该曲线显示在选定频带(至少一个) 上的作为时间函数的平均阻塞效应；与时间有关的阻塞效应分布，其 为频带/频率的函数；或者上述任何一种在时间上的累加。最后视图则 可以是显示阻塞效应的单一数字，其是阻塞效应从测量开始时的累加 平均。该值不随时间变化。
0068根据一个实施例，助听器100每秒多次向适配软件80报告每 个麦克风在每个频带的声音等级。如上所述，可以通过可视化装置90 以不同的方式分析和可视化与时间和频率有关的声压级.
0069如图6a-6c所描述，至少两种不同的曲线视图是可能的。根据 图6a和图6b所描述的视图，显示在特定频带上作为时间函数的0E。 图6a显示用户阅读期间在频带0所测得的OE。图6b显示用户阅读期 间在三个最低频带上的OE平均值。另一视图在图6c中描述，其显示 用户阅读期间在特定时间t=2.8s的OE，其为频率的函数。图6a和图 6b所描述的两张图按时间变化绘制，其中OE在频带0处的发展是时间的函数。在该点右侧的灰色曲线还未测量，而且其当然是不能可视 化的，但是在此处显示出是为了指示OE将会如何发展。图6C所描述 的图显示与频带有关的OE。此图在不追踪时间发展的情形下随着时间 变化，像立体声系统中的频率合成器。
0070观察数据的另一种方法是在图中累加随频率和时间的发展， 该图在每个频针(frequencypin)或频带显示随时间变化的阻塞效应分 布。图10描述一图表，该图表显示在100Hz-lkHz的范围内的每个频 针处随时间变化的分布。因此该图表显示阻塞效应的瞬时柱状图。在 每个频针和阻塞效应值处，颜色(灰度)指示整个发声期间的时间段 数目，该发声具有特定的阻塞效应值和频率。此图将随着时间发展和 累加。例如，如果主体发出/aaa/的声音(如"mark")，则OE将在0-5dB 之间累加，然而当主体发出/iii/的声音(如"beetle")时，阻塞效应将 会在15-20dB之间出现。
0071根据本发明的另一方面，测得的原位阻塞效应在适配助听器 期间用于确定通气孔大小，现在将对其进行描述。
0072在适配会话期间，进行真耳测量以便使助听器的输出信号匹 配用户的听力损失。 一般来说，利用原位阈值测量程序来适配助听器， 该程序被称为Sensogram。在此程序期间，用户佩戴助听器并响应声学 信号，该声学信号是由适配软件或阈值响应的装配者生成的。原位阈 值为助听器提供起始增益设置。此程序也被设计为考虑用户的剩余耳 道容积和助听器罩或耳膜的个体声学特性。阈值评估的直接方法的目 的是使阈值测量中的个体差异和真耳误差最小化以产生更准确的真耳 阈值。根据本发明，该方法现在也考虑了阻塞效应，以确定助听器的 合适增益或合适通气孔大小。
0073根据一个实施例，当个人耳塞被制成后，在预适配期间和/或 实际适配程序期间测量阻塞效应。参考图7，将描述根据一个实施例用 于确定通气孔大小的方法。为用户提供预期的助听器来进行预适配(步 骤710)。当在预适配期间进行测量时，使用软硅树脂耳塞(也称为软 耳塞)并将其插入用户耳道中，以便根据使用该软耳塞测得的原位阻 塞效应计算用户化耳塞的通气孔大小，此时装配者根据耳道确定所需 的助听器类型、确定通气孔大小、预定个人耳塞等。该软耳塞不是单独的，其可以立即安装在助听器上从而可以测量阻塞效应。在步骤720 中，测量被阻塞耳朵内部和耳朵外部的声压级。然后，如此处所述计
算阻塞效应(步骤730)。不通气的个人耳塞的阻塞效应值大约与软耳
塞的阻塞效应值相同。因此，可以使用初级阻塞效应测量来确定个人 耳塞的最佳通气孔大小。在文献中陈述了可承受的最大阻塞效应大约
为4-6dB。如果用户使用不通气的耳塞在250Hz测得的阻塞效应是 20dB，则阻塞效应需要被减少大约15dB，这意味着通气孔直径的大小 应为2.5mm，其根据预先计算的表格得出，该表格为不同的OE减少 量提供不同的通气孔大小。因此，基于测得的阻塞效应为用户确定用 户化耳机的合适通气孔大小(步骤740)。
0074根据另一个实施例，通气孔直径的确定也可以包括听力损失， 因为患高低频损失的用户只是与低频听觉正常的用户听到的阻塞效应 程度不同。
0075将通气孔大小的信息发送给助听器制造商，然后助听器制造 商可以在考虑测量阻塞效应的情况下为用户生产用户化耳塞。
0076根据本发明的另一个方面，提供基于测得的阻塞效应和助听 器的传递函数的自动通气孔大小建议，现在将对其进行描述。
0077在还未公布的标题为"Method and system for fitting a hearing aid"的PCT申请PCT/EP2005/055305中，提供了一种评估其他未知的 函数如原位助听器的通气孔效应和直接传输增益的方法，该申请转让 给相同的申请人，并且通过参考合并于此。因此所给的直接传输增益 的评估表示声音从通气孔外部到耳膜的放大。通气孔效应被定义为 在耳塞上钻孔后，耳膜处与频率有关的声压变化。
0078这些函数用来改正原位声波图(Sensogram)、助听器增益以 及通过通气孔效应补偿直接传输增益。根据一个实施例，在考虑助听 器的至少一个传递函数的情况下，将原位阻塞效应和直接传输声音测 量用于自动通气孔大小建议。
0079根据一个实施例，通过阻塞效应测量获得的信息被用作对通 气孔尺度的可能改变的输入。通过在特定用户使用特定耳塞的过程中 测量阻塞效应，装配者可能量化用户问题，该问题可以是耳塞产生阻 塞效应风险的问题，该阻塞效应使用户很苦恼。在文献中描述了当250Hz处的客观阻塞效应超过6-10dB时，阻塞变成主观问题。根据参 考图7所述的方法，从阻塞效应获得通气孔大小应该增加多少的评估， 以便获得低于限值或等于限值的阻塞效应。然而，通过改变通气孔大 小，可以期望改变整个系统的声音。在所述申请PCT/EP2005/055305 中，所测得的作为助听器传递函数的反馈测试(FBT)被用来评估原位 通气孔效应(VE)，从而评估特定用户的耳塞上的有效通气孔直径。通 过该有效通气孔直径，可以从测得的FBT导出总体声音系统的评估。 因此，如果根据测得的OE修改通气孔，则可以评估例如反馈的风险、 VE或直接传输声音(DTG)将会发生什么变化。0080例如，用户测得250Hz处的OE是14dB。通气孔的实际大小 是1.5mm^。 PCT/EP2005/055305中所述的方法评估有效通气孔的大小 是1.3mm。该差异可能是由于通气孔较长或剩余容积较大造成的，其 效应包括在有效的通气孔大小中。如果OE应该降低到6dB以下，我 们需要在250Hz将声压减少8dB。 PCT/EP2005/055305的方法教导这 可以通过将有效的通气孔直径增加到2.5mm^来实现，并教导该增加 意味着反馈风险依然很低，还教导DTG将使频率增加到300Hz以上。 另一个示例显示通气孔直径的给定增加将导致反馈风险的显著增加。 在这种情况下，推荐的通气孔直径的增加将会是减轻阻塞和增加反馈 风险之间的折中。
0081现在描述如何通过使用图8的流程图所示的方法来实现通气 孔大小的确定，该通气孔大小的确定产生可容忍的阻塞效应。在步骤 810中，测量助听器的至少一个传递函数。例如，该传递函数可以是测 得的反馈测试或测得的DTG。然后可以通过将通气孔大小确定为有效 通气孔大小来评估所述助听器的有效通孔大小，该有效通气孔大小提 供多个预先确定的传递函数值和测得的传递函数之间的最佳适配(步 骤820)。计算对应于所述有效通气孔大小和多个其他通气孔大小的通 气孔效应(步骤830)。然后获得所计算的阻塞效应(步骤840)。在下 一个步骤850中，确定在至少一个频带中的阻塞效应的优选减少量， 以便所述阻塞效应在这一个频带中低于8dB。由所述计算的通气孔效 应提供的信息被用来确定第二有效通气孔大小，该第二有效通气孔大 小具有对应于阻塞效应的所述优选减少量的通气孔效应(步骤860)。所确定的第二通气孔大小被用作对通气孔修改的建议，以获得方便用 户的阻塞效应(步骤870)。
0082参考图9和图10，现在对该方法进行更详细的描述。通气孔 效应包括在预先确定的传递函数中，其为通气耳模(ear mould)中耳 膜上的助听器声压与未通气耳模中耳膜上的助听器声压之间的差异。 因此预先确定的传递函数库包含与频率有关的通气孔效应，该通气孔 效应对应于多个有效的通气孔直径。图9图示说明三个不同的通气孔 直径。其假设反馈测试评估的有效通气孔直径是1.8mm。
0083如图IO所示，在低频时，阻塞效应测量可以是15dB。因为 研究显示小于6dB且特别是小于大约5dB的阻塞效应是可容忍的，这 需要增加耳模通气孔的大小，以便耳膜上的声压减少10dB。
0084从图9中预先确定的通气孔效应图表中可以看出1.8mm的有 效通气孔直径(未示出，但是其位于图中2mm曲线的左上方，其终点 在-20dB处)在最低频带可以给出20dB的减少量。然而，由于使用相 同的耳塞测量阻塞效应作为反馈测试并测量有效的直径，因此20dB的 减少量不够。还需要另外10dB的减少量以使测量阻塞效应从15dB到 5dB。在图9的图表中，可以看出相对于1.8mm的通气孔直径，通气 孔直径增加到3mm将给出需要的10dB减少量。
0085因此，通气孔大小从1.8mm增加到3mm可以将阻塞效应减少 到方便用户的等级。
0086根据一个实施例，还提供一种在适配情形下利用此处描述的 用户佩戴的助听器进行原位阻塞效应测量的系统。该系统进一步包括 例如计算机85的数据处理系统和计算机程序，当在数据处理系统上执 行时，该机算机程序可以使该系统能够实现本发明此处描述的方法。 根据一个实施例，该计算机程序包括适配软件80，适配软件80通过考 虑OE和DTG来适配助听器。该系统通过接口 60功能性地连接在助 听器上，并且该系统进一步包括数据记录器90，以通过例如常规发送 的等级报告来记录发送给系统的信号数据。根据另一个实施例，该数 据记录器存储OE值和DTG值以及从助听器传输的用以进一步分析和 可视化的所有信号的值。根据另一个实施例，该系统进一步包括例如 计算机显示器的可视化装置90，可视化装置90适于可视化OE和DTG以及用于适配此处描述的助听器所必需的数据。因此，在预适配或适 配情形下，装配者可以在显示器上直接查看和分析助听器测得的值。
0087总的来说，本发明提供了助听器和方法，该助听器和方法适 于在考虑阻塞效应或直接传输声音的情况下能够更准确地确定通气孔 大小，因此可以为用户提供更方便的倾听感觉。
0088根据本发明的实施例，可以在信号处理设备上实现此处描述 的系统和助听器，该信号处理设备同样适用于数字信号处理器、包括 现场可编程门阵列(FPGA)的模拟/数字信号处理系统、标准处理器或 专用信号处理器(ASSP或ASIC)。显然，优选在单一数字组件上实现 整个系统，尽管一些部件可以以技术人员所熟知的其他方式实现。
0089可以在任何合适的数字信号处理系统中执行根据本发明的实 施例的助听器、方法、系统和其他设备。听力医师或装配者在适配会 话中也可以使用该助听器、方法、和设备。根据本发明的方法也可以 在包含可执行程序编码的计算机程序中实现，该程序代码执行根据此 处描述的实施例的方法。如果使用客户机-服务器环境，本发明的实施 例包括远程服务器计算机，该远程服务器计算机使根据本发明的系统 具体化，并且操控计算机程序执行本发明的方法。根据另一个实施例， 提供用于存储根据本发明的计算机程序的计算机程序产品，该计算机 程序产品包括计算机可读存储媒介，例如软盘、记忆棒、CD-ROM、 DVD、闪存或任何其他合适的存储媒介。
0090根据另一个实施例，所述程序代码可以存储在数字听力设备 的存储器或计算机存储器中，并且所述程序代码可以通过助听器设备 本身或类似其CPU的处理器单元或执行根据所述实施例的方法的任何 其他合适的处理器或计算机来执行。
0091在实施例中描述和图示说明了本发明的原理。在不偏离此原 理的情况下，可以在安排和细节上对本发明进行修改，这对本领域的 技术人员来说应当是显而易见的。在不偏离其思想的情形下，可以在 本发明的范围内进行变化和修改，并且本发明包括所有此类变化和修 改。
2权利要求
1. 一种用于原位阻塞效应测量或直接传输声音测量的助听器，其包括至少一个第一麦克风，其适于根据所述助听器的用户外部的声音生成第一输入信号；至少一个信号处理装置和接收器；第二麦克风，其适于根据所述用户的被阻塞耳朵内的声音生成第二输入信号；以及其中在测量模式下，所述信号处理装置适于根据所述第二输入信号和所述第一输入信号的同时生成的声级之间的差异产生至少一个阻塞效应值或至少一个直接传输声音值，并且所述接收器是无声的。
2. 根据权利要求1所述的助听器，其中在所述测量模式下，所述 接收器被用作生成所述第二输入信号的所述第二麦克风。
3. 根据权利要求1所述的助听器，其中所述助听器是耳背式助听 器，且所述第二麦克风是所述助听器的内置麦克风，所述助听器进一 步包括取样管，该取样管的第一端被连接在所述第二麦克风上，且第 二端被插入到所述用户的耳道内，并且适于将被阻塞耳朵内的声音传 播到所述第二麦克风。
4. 根据权利要求1所述的助听器，其中所述助听器是耳内助听器 或完全耳道式助听器，且所述第二麦克风是位于所述助听器的接收器 一侧的内置麦克风。
5. —种助听器，其包括用于阻塞效应测量或直接传输声音测量的 成对的第一助听器和第二助听器，其中所述第一助听器在用户的一只 耳朵内，所述第二助听器在所述用户的另一只耳朵内，其中所述第一 助听器包括至少一个第一麦克风，其适于根据所述第一助听器的用户外部的声音生成第一输入信号；至少一个第一信号处理装置和第一接收器；以及其中所述第二助听器包括至少一个第二麦克风；至少一个第二信号处理装置和第二接收器；以及 其中在测量模式下，所述第二麦克风适于根据所述用户的被阻塞 耳朵内的声音生成第二输入信号，而且所述第一信号处理装置或所述 第二信号处理装置中的一个适于根据所述第二输入信号和所述第一输 入信号的同时生成的声级之间的差异产生至少一个阻塞效应值或至少 一个直接传输声音值，并且所述接收器是无声的。
6. 根据前面权利要求中任何一项所述的助听器，进一步包括带分 滤波器，该带分滤波器用于将所述输入信号转换为多个频带的带分输 入信号，其中所述助听器进一步适于在至少一个所述频带中产生所述阻塞效应值或直接传输声音值。
7. 根据权利要求IO所述的助听器，其中所述助听器适于独立处理 每个所述频带中的所述带分输入信号，以产生带分阻塞效应值。
8. 根据前面权利要求中任何一项所述的助听器，进一步包括计算 装置，只要所述助听器处于所述测量模式，该计算装置适于根据对应 于所述第二输入信号和所述第一输入信号的声级之间的差异计算至少 一个阻塞效应值或直接传输声音值。
9. 根据前面权利要求中任何一项所述的助听器，进一步包括存储 装置，只要所述助听器处于所述测量模式，该存储装置适于存储所述 第一输入信号和所述第二输入信号或所述阻塞效应值或直接传输声音 值中的至少一个值。
10. 根据权利要求6-9中的一项所述的助听器，进一步包括检测装 置，其适于在所述测量模式下确定是否在至少一个频带中所述第二输入信号的声级比所述第一输入信号的声级更大，如果确实如此，则将 所述输入信号分类为计算阻塞效应的有效信号。
11. 根据权利要求io所述的助听器，其中如果在至少一个频带中所述第二输入信号的声级比所述第一输入信号的声级更小，则所述检 测装置适于将所述输入信号分类为根据所述第一输入信号和所述第二 输入信号计算所述直接传输声音值的有效信号。
12. 根据前面权利要求中任何一项所述的助听器，进一步包括接口 装置，其可连接到适配设备，并且适于将要进一步处理的所述输入信 号、所述阻塞效应值和所述直接传输声音值传输给所述适配设备。
13. 根据前面权利要求中任何一项所述的助听器，进一步包括软耳 塞，其在适配情形下可插入所述用户的耳道内用于测量所述阻塞效应。
14. 一种借助助听器进行原位阻塞效应测量或直接传输声音测量 的方法，该助听器具有至少一个第一麦克风和接收器，该第一麦克风 根据所述助听器的用户外部的声音产生第一输入信号，该方法包括以 下步骤在测量模式下，切换所述助听器以使所述接收器无声；由第二麦克风根据所述用户的被阻塞耳朵内的声音生成第二输入信号；以及根据对应于所述第二输入信号和所述第一输入信号的同时生成的 声级之间的差异，计算至少一个阻塞效应值或直接传输声音值。
15. 根据权利要求14所述的方法，其中所述接收器被用作所述第 二麦克风，所述第二麦克风在所述测量模式下生成所述第二输入信号。
16. 根据权利要求14所述的方法，其中所述方法使用成对的第一 助听器和第二助听器进行阻塞效应测量，所述第一助听器位于用户的 一只耳朵内，所述第二助听器位于所述用户的另一只耳朵内，其中所 述第一输入信号和所述第二输入信号是同步生成的，所述第一输入信号由所述第一助听器生成，所述第二输入信号由所述第二助听器生成。
17. 根据权利要求14-16中的一项所述的方法，进一步包括 将所述输入信号转换为多个频带的带分输入信号；以及 在至少一个频带中产生所述阻塞效应值或直接传输声音值。
18. 根据权利要求17所述的方法，其中独立处理每个所述频带中的所述带分输入信号，以产生带分阻塞效应值或直接传输声音值。
19. 根据权利要求14-18中的一项所述的方法，进一步包括只要所述助听器处于所述测量模式，存储所述阻塞效应值、所述 直接传输声音值或每个所述第一输入信号和所述第二输入信号的至少 一个值。
20. 根据权利要求14-19中的一项所述的方法，进一步包括在所述测量模式下，检测是否在至少一个频带中所述第二输入信号的声级比所述第一输入信号的声级更大；以及如果确实如此，则将所计算的值分类为阻塞效应值。
21. 根据权利要求20所述的方法，针对原位阻塞效应测量和直接传输声音测量，所述方法包括如果在所述检测步骤检测到在至少一个频带中所述第二输入信号 的声级比所述第一输入信号的声级更小，则将所计算的值分类为直接 传输声音值。
22. 根据权利要求20或21所述的方法，进一步包括如果在所述检测步骤检测到所述第二输入信号的所述声级低于噪 声限度，则忽略第一输入信号和第二输入信号的时间采样。
23. —种用于为用户适配助听器的方法，包括通过在原位阻塞效应测量过程中阻塞耳朵，使用根据权利要求14-22中的一项所述的方法，为佩戴所述耳机的所述用户测量至少一个阻塞效应值；基于所述至少一个阻塞效应值，适配所述助听器。
24. 根据权利要求23所述的方法，其中适配所述助听器的步骤包 括以下步骤中的至少一个计算所述助听器的用户化耳塞的通气孔大小；或 计算助听器增益。
25. —种借助于原位阻塞效应测量确定助听器的通气孔大小的方 法，包括为用户的一只耳朵提供预期的助听器并且阻塞所述用户的所述耳朵；同步测量所述用户的所述耳朵外的第一声级和所述用户的被阻塞 耳朵内的第二声级；根据所述第二声级和所述第一声级之间的差异，为所述用户计算 阻塞效应；基于所计算的阻塞效应，确定所述助听器的所述通气孔大小。
26. 根据权利要求23-25中的一项所述的方法，其中通过将软耳塞 插入所述用户的所述耳道内来阻塞所述用户的所述耳朵。
27. 根据权利要求23-26中的一项所述的方法，其中确定或计算所 述通气孔大小包括测量所述助听器的至少一个传递函数；通过将所述通气孔大小确定为有效通气孔大小来评估所述助听器 的所述有效通孔大小，所述有效通气孔大小提供多个预先确定的传递 函数值和所测得的传递函数之间的最佳适配；计算对应于所述有效通气孔大小和多个其他通气孔大小的所述通 气孔效应；在至少一个频带中确定阻塞效应的优选减少量，以便所述阻塞效 应在至少一个频带低于8dB;使用由所计算的通气孔效应提供的信息来确定第二有效通气孔大 小，所述第二有效通气孔大小具有对应于阻塞效应的所述优选减少量 的通气孔效应；以及使用所述第二通气孔大小作为对通气孔修改的建议，以获得方便 所述用户的阻塞效应。
28. 根据权利要求27所述的方法，其中所述传递函数是测得的反馈测试或测得的直接传输声音。
29. —种助听器，其包括通气的用户化耳塞，其中通过使用根据权 利要求24-28中的一项所述的方法确定所述耳塞的所述通气孔大小。
30. —种通过使用助听器进行原位阻塞效应测量的系统，该助听器 是根据权利要求1-13中的一项所述的助听器，在适配情形下用户佩戴 该助听器，该系统包括数据处理系统；以及计算机程序，当在所述数据处理系统上执行时，该计算机程序可以使所述系统实现根据权利要求14-28中的一项所述的方法。
31. 根据权利要求30所述的系统，进一步包括数据记录器。
32. 根据权利要求30或31所述的系统，进一步包括可视化装置。
33. —种计算机程序，其包括可执行程序代码，当在计算机上执行 时，该计算机程序代码执行根据权利要求14-28中的一项所述的方法。
34. —种计算机程序产品，其包含带有可执行程序代码的计算机可 读媒介，当在计算机上执行时，该计算机程序代码执行根据权利要求 14-28中的一项所述的方法。
全文摘要
提供一种用于原位阻塞效应测量或直接传输声音测量的助听器和方法。该助听器包括至少一个第一麦克风、至少一个信号处理装置和接收器以及第二麦克风，其中第一麦克风根据助听器用户的外部声音生成第一输入信号，第二麦克风根据用户的被阻塞耳朵内的声音生成第二输入信号，且其中在测量模式下所述信号处理装置根据第二输入信号和第一输入信号的同时生成的声级之间的差异产生至少一个阻塞效应值或至少一个直接传输声音值，并且所述接收器是无声的。
文档编号H04R25/00GK101480069SQ200680055239
公开日2009年7月8日 申请日期2006年8月7日 优先权日2006年8月7日
发明者M·A·诺达 申请人:唯听助听器公司