助听器以及操作助听器系统的方法与流程

本发明涉及适于检测助听器声音输出的堵塞的助听器。本发明还涉及操作助听器系统以便检测助听器声音输出的堵塞的方法。

背景技术：

一般地，根据本发明的助听器系统被理解为意味着提供可由用户感知为声信号的输出信号或有助于提供此类输出信号并且具有适于补偿用户的个人听力损失或有助于补偿听力损失的装置的任何系统。这些系统可以包括可佩戴在身体上或头部上(特别是可佩戴在耳上或耳内)并且可完全或部分植入的助听器。然而，其主要目的不是弥补听力损失的那些设备也可被认为是助听器系统，例如消费类电子设备(电视机、高保真音响系统、移动电话、mp3播放器等)，只要它们具有补偿个人听力损失的措施即可。

在使用前，助听器由助听器装配者根据规定/处方(prescription)进行调节。该规定基于听力受损用户的无辅助听力表现的听力测试，该听力测试产生所谓的听力图。制定该规定以达到某一设定值，在该设定值处，助听器将通过放大可听频率范围中用户遭受听力缺损的那些部分频率下的声音来减轻听力损失。

在传统助听器装配中，助听器用户访问助听器装配者的办公室，并且使用助听器装配者在其办公室中持有的装配器材来调节用户的助听器。通常，装配器材包括能够执行相关助听器编程软件的计算机和适于在计算机与助听器之间提供链接的编程设备。

在本文背景中，助听器可被理解为被设计用于由听力受损用户佩戴在人耳后或人耳内的小型电池供电的微电子设备。助听器包括一个或多个麦克风、电池、包括信号处理器的微电子电路、放大器以及声输出换能器。信号处理器优选为数字信号处理器。助听器被封装在适于装配在人耳后或人耳内的套壳中。

助听器的机械设计已经开发成一些一般类别。顾名思义，耳后式(bte)助听器被佩戴在耳后。更确切地说，包括了包含其主要电子部件的壳体的电子单元被佩戴在耳后。用于向助听器用户发出声音的耳机被佩戴在耳内，例如佩戴在外耳或耳道内。在传统的bte助听器中，声管被用于传送来自位于电子单元的壳体中的输出换能器(其在助听器术语中通常被称为接收器)的声音并传送声音到耳道中。在一些现代类型的助听器中，包括电导体的导电构件将电信号从壳体传送到接收器，该接收器被放置在耳内的耳机中。此类助听器通常被称为耳内接收器式(rite)助听器。在特定类型的rite助听器中，接收器被放置在耳道内部。这个类别有时被称为耳道接收器式(ric)助听器。

耳内式(ite)助听器被设计用于放置在耳内，通常放置在耳道的漏斗形外部中。在特定类型的ite助听器中，助听器基本上放置在耳道内部。这种类别有时被称为完全耳道式(cic)助听器。这种类型的助听器需要特别紧凑的设计，以便允许其布置在耳道中，同时容纳操作助听器所需的组件。

在本文背景中，助听器系统可包括单个助听器(所谓的单耳助听器系统)，或者包括两个助听器，每一个用于助听器用户的每个耳朵(所谓的双耳助听器系统)。此外，助听器系统可包括外部设备，诸如具有适于与助听器系统的其它设备交互的软件应用的智能电话。因此，在本文背景中，术语“助听器系统设备”可表示助听器或外部设备。

当代数字助听器包括数字信号处理器，该数字信号处理器用于根据规定将来自麦克风的音频信号处理成适于驱动声输出换能器的电信号。为了节省空间并提高效率，一些数字助听器处理器提供数字输出信号以直接驱动声输出换能器而无需执行输出信号的数字模拟转换。如果数字信号作为具有足够高频率的数字比特流被直接递送到声输出换能器，则声输出换能器的线圈作为低通滤波器进行工作，仅允许低于例如15-20khz的频率由声输出换能器再现。数字输出信号优选为脉冲宽度调制信号、σ-δ调制信号或它们的组合。

h桥是用于控制电感负载(诸如电动马达或扬声器等)的电子电路。它通过打开和关闭存在于h桥中的一组电子开关控制流经连接在h桥的输出端子之间的负载的电流的方向流动来进行操作。这些开关可优选被具体化为半导体开关元件，诸如双极结晶体管(bjt)或金属氧化物半导体场效应晶体管(mosfet)。该操作原理允许采用直接数字驱动输出级，以便使适当调整的数字信号能够直接驱动扬声器，从而消除对专用数字模拟转换器的需要，并且同时降低输出级的功率需求。

本发明特别涉及助听器系统，该助听器系统包括准备用于布置在助听器用户的耳道内的耳道部分，并且其中该耳道部分具有设置有耳垢防护装置的至少一个声音输出开口或声音出口。在传统的bte助听器中，声音输出开口用声管连接到接收器。对于rite、ric、ite和cic助听器，短的管道(也可表示为声孔)通常用于将声音从接收器传送到声音输出开口。

众所周知的问题是，在耳道内部，声音输出开口暴露于耳屎或耳垢的污染，这可能导致声音输出的堵塞，因此减少了声音再现。在最坏的情况下，存在耳垢进入耳道部分并导致对助听器的电气组件(诸如助听器接收器)的损坏的风险。在任何情况下，由助听器系统提供的降低等级的声音可能有以下后果，即用户不佩戴助听器系统或具有试用中的助听器系统的用户选择不购买该助听器系统。

然而，声音输出的堵塞不一定归因于耳垢，它也可能由接收器和声音输出开口之间的声音导管中的水凝结所导致。

为了避免来自人耳道的耳垢通过该声音输出开口进入，通常应用耳垢防护装置。从例如ep-b1-1097606可以获知此类耳垢防护装置。耳垢防护装置是可替换的且需要定期更换，以便不使耳垢堵塞声音出口。耳垢防护装置的替换之间的时间在使用者之间是不同的，因为产生的耳垢的量和特性可能显著地因人而异。

然而，由于尺寸非常小，因此声音出口通常具有约1mm的直径，耳垢防护装置的插入和去除是相当难操作的操作，尤其是对弱视和老年助听器使用者而言。因此，经常会发生耳垢防护装置不像它们应当更换的那样频繁地更换，由此增加了耳垢进入耳道部分的风险，并且因此也增加了损坏特别是助听器接收器的风险，或增加了助听器系统以显著降低的等级提供声音的风险。

ep-b1-2039216公开了一种用于监测听力设备的方法，该听力设备包括佩戴在用户的耳处或耳内或者用户的耳道内的电声输出换能器，其中输出换能器的电阻抗被测量和分析，由此可以以简单且有效的方式来评估输出换能器和/或与输出换能器协作的声系统诸如bte听力设备的管道的状态。因此，当与输出传感器协作的输出换能器或声系统被耳垢堵塞时或当输出传感器损坏时，使它能够自动并立即识别。

ep-b1-2039216更具体地公开了一种方法，其中初始在接收器的谐振频率下测量参考接收器阻抗，并且随后基于将所述谐振频率处的接收器阻抗的附加测量与参考接收器阻抗进行比较来评估耳垢堵塞。

该方法的特征在于，除了接收器阻抗的变化之外，附加测量的接收器阻抗和参考接收器阻抗之间的差异也取决于用于测量接收器阻抗的信号的幅值(在下文中也表示为测量信号)并且取决于在接收器阻抗测量电路系统中施加的测量电阻的大小。

然而，测量信号的幅值通常会随着时间和特定的环境条件而漂移，因为测量信号的来源将最可能是助听器电池，通常不可信任该助听器电池会随着时间提供恒定的电压输出。ep-b1-2039216中公开的方法没有描述如何补偿电池电压的可能变化性。

ep-b1-2039216中公开的方法的进一步缺点在于，仅使用一个测量电阻器不允许代表接收器阻抗变化的测量电压的灵敏度针对宽范围的不同助听器接收器阻抗被优化，这是不利的，因为大多数当代助听器可能装配有具有可显著变化的参考阻抗的几种不同类型的接收器。通常基于个人听力损失的严重程度和个体耳道的大小来选择接收器类型。

本发明的一个特征是提供了操作助听器系统的方法，其改进了对助听器由于例如耳垢或水的可能的机械堵塞的检测。

本发明的另一个特征是提供了适于执行所述改进方法的助听器。

技术实现要素：

在第一方面，本发明提供了根据权利要求1所述的助听器。

这提供了适于检测助听器的声音输出的可能的机械堵塞的改进助听器。

在第二方面，本发明提供了根据权利要求7所述的操作助听器系统的方法。

这提供了用于检测助听器的声音输出的可能的机械堵塞的改进方法。

进一步的有利特征可以从从属权利要求获知。

从以下描述中，本发明的其它特征对于本领域的技术人员将变得显而易见，在一些描述中将更详细地解释本发明的实施例。

附图说明

以举例的方式示出并描述了本发明的优选实施例。如将认识到的，本发明能够具有其它实施例，并且它的若干细节能够在各种显而易见的方面进行修改而全然不脱离本发明。因此，附图和说明书将被认为在本质上是说明性的而非限制性的。在附图中：

图1说明了适于执行根据本发明实施例的测量接收器阻抗的方法的助听器中的基本测量电路系统；

图2高度示意性地说明了适于执行根据本发明实施例的方法的助听器；

图3说明了作为给定助听器和接收器类型的堵塞水平的函数的测量峰值频率和测量谷值频率的示例；

图4高度示意性地说明了根据本发明实施例的助听器的h桥输出级及其操作模式；以及

图5高度示意性地说明了根据本发明实施例的助听器的h桥输出级。

具体实施方式

在本文背景中，助听器电声输出换能器也可表示为助听器接收器或简单地表示为接收器。

发明人已经找到一种操作助听器系统的方法，该方法改进了由于例如耳垢或水导致的助听器的可能的机械堵塞的检测。该方法提供更精确和鲁棒的结果，同时要求较少的处理复杂性和功率。其通过考虑接收器谐振频率相对于参考接收器谐振频率的变化来实现，这与诸如在现有技术中已经公开的考虑在参考接收器谐振频率下测量的接收器阻抗的量值变化相反。

首先参考图1，其高度示意性地说明了适于执行根据本发明实施例的测量接收器阻抗的方法的助听器中的基本测量电路系统100。该基本电路系统100包括信号发生器101、测量电阻器102、测量点104和接收器105。

基本电路系统100可以通过使用信号发生器101进行线性正弦扫描且同时测量测量点104处的电压来提供接收器阻抗的测量值，该接收器阻抗为频率的函数(即，阻抗谱曲线)。因此，通过将测量阻抗谱曲线与助听器系统中存储的参考阻抗谱曲线进行比较可获得接收器谐振频率的变化。通常执行参考阻抗谱测量，并且随后由助听器专业人员将从该参考阻抗谱中提取的特征存储于助听器系统中，作为将助听器系统交付给用户之前的最终助听器装配的一部分。

本发明的一个具体优点在于，可在自由空间中执行参考测量，因为这一事实允许听力保健专业人员容易地确保在参考测量期间没有东西阻挡声音输出开口。参考测量可在自由空间中执行，因为接收器的阻抗主要受助听器声音导管内的空气压力阻力的影响。

根据本实施例的变体，线性正弦扫描测试信号可由白噪声、特定频率下的单个/多个正弦或指数正弦扫描替代。由于其简单的硬件实现方式，线性正弦扫描是特别有利的。

现在参考图2，其高度示意性地说明了适于执行根据本发明实施例的用于操作助听器的方法的助听器200。助听器200包括一组声电输入换能器201(即麦克风)、输入切换电路202、助听器前端处理器203和助听器后端处理器204。在下文中，助听器前端处理器和助听器后端处理器可以表示为前端处理器和后端处理器，或简单地表示为后端和前端。基本上，前端负责输入信号的模拟数字转换，而后端执行所有剩余的助听器处理，特别是适于缓解用户的听力缺损的处理。

助听器200被调整成使得其可在处于正常操作模式与处于接收器测量模式之间切换。

当选择接收器测量模式时，助听器后端处理器204发起测量。这包括控制信号发生器101和输入切换电路202以及信号检测器(为了清楚起见未示出)的步骤。最初，信号发生器101将测量信号施加到输出换能器105。第一测量点104处的电压通过输入切换电路202的交互被馈送到前端203作为测量信号205，这由后端204通过控制信号206来控制，该控制信号206允许来自第一测量点104的信号而不是来自一组麦克风201的信号被输入到前端和包含在前端中的模拟数字转换器(adc)(为了清楚起见未示出)。本实施例的一个具体优点是，尽管助听器可在两种不同的操作模式之间切换，但是仅需要单个adc。

然而，对于本领域技术人员来说应该显而易见的是，输入信号的切换也可仅在adc之后实施。这将需要针对每个输入信号的一个adc和数字域中的信号之间的后续切换。

一个进一步的优点是：adc在两种操作模式下输出数字信号，其中至adc的输入信号的dc部分被去除，因为这允许施加相同的数字信号处理，其与测试信号的幅值由于例如不稳定的电压供给或老化或漂移测量电阻器是否变化无关。根据本实施例，使用包括在前端203中的adc上游的高通滤波器来去除至前端203的输入信号的dc部分。

通过考虑在第一时间t1，正弦扫描s(t)＝sin(2nft)以频率f1开始并且随时间线性增加，直到在第二时间点tn达到频率fn为止，这可以最好地理解测量原理。如以上所讨论的，正弦扫描被提供给助听器的输出端处的测量点104，并且所得信号205被路由回到助听器前端处理器203，在这里模拟信号被转换到数字域并被提供给后端处理器204用于进一步的处理。因此，下面表示为y(t)的所得信号205可被表达为正弦扫描s(t)与组合接收器和串联阻抗的传递函数h(t)的卷积：

y(t)＝h(t)*s(t)

其在频域变成：

y(f)＝h(f)s(f)

在时间ti处，s(t)是具有频率fi的正弦，因此输入侧的信号将仅包含频率fi，因为该系统是线性的并且阻抗的相位被假定为是可忽略的(即，阻抗是被认为是纯电阻)。因此，该频率处的所得信号可表达为：

y(fi)＝h(fi)s(fi)＝h(fi)exp(-jωi)

在时间ti处，其中ωi是时间ti处的正弦的相位。则所得信号的幅值变成：

|y(fi)|＝|h(fi)exp(-jωi)|＝|h(fi)|

这意味着接收器的阻抗谱可直接测量为所得信号的幅值谱。通过连接205将所得信号提供给前端处理器203。可使用各种不同的方法来估计幅值，包括使用绝对平均估计量、希尔伯特变换的绝对值或傅里叶变换的绝对值。在正弦扫描的多个周期上计算幅值估计值，以使该方法对信号的相位不敏感。

基于获得的接收器阻抗谱，有可能来识别峰值频率和谷值频率。根据本实施例，这是通过基于一系列接收器和相应的声系统的知识(即，助听器类型是传统bte类型还是在接收器输出和声音输出开口之间具有更短的声音导管的rite/ite/cic类型)来选择用于测量的频率范围实现的，所述声系统可在助听器制造商提供的产品范围内。

发明人已经发现，在大多数情况下，测量的接收器阻抗谱将表现出峰值频率和谷值频率，其中峰值相比谷值位于较低的频率处，并且其中峰值反映了由接收器和随后的声系统组成的系统的并联谐振，而谷值反映了该系统的串联谐振。

峰值和谷值的检测可使用对本领域技术人员来说都是显而易见的各种方法来执行。根据本实施例，使用采样窗口，由此频率值在某一数量的后续采样(其中该数量由采样窗的尺寸来定义)已经全部被测量并被确定为具有较低值之前不被解释为峰值。采样窗口的尺寸w可根据以下公式确定：

其中d代表测量信号的样本的长度，f代表测量信号的频率范围，并且bw是待检测的峰值或谷值的预期频率带宽。

在已找到峰值频率之后，可使用相同的方法定位谷值频率。

根据本发明的一个实施例，基于以下步骤来执行助听器的声音输出的堵塞的检测：

听力保健专业人员和用户主要基于用户的听力缺损、用户耳道的尺寸和用户的一般偏好来选择特定类型的助听器接收器。

听力保健专业人员确保与助听器型接收器相关的信息和识别该助听器型接收器的信息被存储在助听器系统中。这可以在将助听器系统交付给用户之前由听力保健专业人员手动完成，作为最终助听器系统装配的一部分。然而，在可替代的实施例中，可使用例如在ep-b1-2177052中公开的方法和装置来自动执行助听器接收器类型的识别，并且基于该识别，相关信息被检索并被存储在助听器系统中。

在本文背景中，声音输出和声音输出开口可互换使用。这是因为堵塞可能由于不同的效应引起。如果助听器具有声音输出开口并且特别是耳垢防护装置(其通常定位在声音输出开口中)，则耳垢通常将堵塞这样的组件。在高湿度的情况下，水可能在助听器接收器与声音输出口之间的声音导管内部凝结。

然而，根据本实施例的测量原理与声音输出路径中形成堵塞的位置无关，并且也与堵塞材料的类型无关。

发明人已经发现，用于不同助听器接收器类型的阻抗谱的特性可能显著不同，并且因此如果不需要的话，识别助听器接收器类型是有利的，以便设定用于确定何时助听器声音输出开口可被认为堵塞的适当阈值，以便确定接收器阻抗谱中的峰值或谷值的检测是否用于确定声音输出开口的可能堵塞，以及以便选择最适于确定所识别接收器类型的接收器阻抗谱的测量电阻器。

在下文中，更一般的术语“接收器类型”可与术语“接收器类型和伴随的声系统”和“接收器类型和助听器类型”互换使用，因为测量的接收器阻抗谱也取决于相应的声系统，并且因为声系统可由助听器类型定义。

然而，对于本实施例，听力保健专业人员在随后的步骤中规定接收器阻抗谱的参考峰值频率被确定并存储在助听器系统中。

基于所确定的接收器类型和所确定的参考峰值频率，峰值频率阈值被设定，使得每当测量的峰值频率超过该峰值频率阈值时，则认为助听器被严重堵塞。这种简单的检测标准是可能的，因为发明人已经发现，当堵塞水平超过一定水平时，峰值频率(和谷值频率)随着堵塞而增加。因此，对于中等水平的堵塞，峰值频率(和谷值频率)可能降低，但最终峰值频率和谷值频率将随着堵塞而增加。事实上，发明人已经发现，测量的峰值频率和谷值频率超过相应的参考频率时的堵塞水平与由堵塞的助听器提供的声压级(spl)开始显著降低时的堵塞水平相同。

然而，根据本发明的变体或结合本发明，可使用低于所确定的参考频率的阈值频率来指示当测量的峰值频率(或谷值频率)降低到该阈值频率以下时堵塞将要变得危险。

根据本发明的变体，在所确定的参考峰值频率或谷值频率存储在助听器系统中之前执行自动验证步骤。随后，如果测量的参考谐振频率在取决于自动验证的预期范围内，则仅允许存储该测量的参考谐振频率，并且其中该预期范围可由助听器制造商提供，因为助听器制造商能够提供与影响来自伴随的声系统的谐振频率的位置相关的信息。在测量的参考频率不在预期范围内的情况下，可以提供警报。

根据进一步的实施例，多个接收器类型及其伴随的声系统的预期范围可以存储在外部服务器上，该外部服务器可由听力保健专业人员例如使用合适的助听器装配软件来访问。

现在考虑图3，其示出了为给定助听器和接收器类型的堵塞水平的函数的测量峰值频率302和测量谷值频率304的示例。还示出了在没有堵塞的(参考)情况下的峰值频率301和谷值频率303。图3清楚地说明了测量峰值频率和测量谷值频率初始如何由于增加堵塞而相对于参考频率减小，而在高于临界堵塞水平时，峰值频率和谷值频率相对快速地增加到显著大于参考频率的频率。因此，对于给定的助听器和接收器类型，峰值频率阈值可被设置为在2750hz与3000hz之间的范围内的值，而谷值频率阈值可被设置为在3500hz与3750hz之间的范围内的值。

由于该方法与测试信号的幅值和测量电阻器的容差和可能的漂移无关，所以这提供了实现简单并具有改进的测量鲁棒性的堵塞检测方法，因为这些参数不影响测量峰值频率和测量峰谷频率。

此外，发明人惊奇地发现，与考虑峰值相反，通过考虑接收器阻抗谱的谷值，可以显著地改进一些助听器接收器的堵塞检测。事实上，发明人已经发现，对于一些接收器类型，根本不可能使用峰值频率来检测堵塞。

也许更惊人的是，发明人还发现，对于一些助听器接收器类型，该特定接收器类型的样本的参考谷值频率的变化是如此的小，以致不需要测量每个个体接收器的参考频率，而是在识别给定的助听器接收器类型之后可将相应的阈值谷值频率直接存储在助听器系统中。

此外，发明人已经发现，对于还有一些其它助听器接收器类型，该特定接收器类型的样本的参考峰值频率的变化可能如此的小，以至于不需要测量每个个体接收器的参考频率。

根据本实施例的变体，响应于检测到助听器堵塞，可以触发各种动作。这些动作可选自包括以下项的组：发出声警报、将与超过的阈值相关的数据记录在助听器系统中、以及将与超过的阈值相关的数据提供给外部服务器。

根据进一步的变体，仅在助听器系统的语音检测器确定在声音环境中不存在语音时才发出声警报。

再次考虑图1，由此直接可见测量点104处的电压vaux给出为：

其中v信号是由信号发生器101供给的ac电压，z接收器是待确定的接收器阻抗，并且rmeas是测量电阻器102的电阻。

为了优化测量电压关于接收器阻抗变化的灵敏度，电压vaux关于接收器的阻抗z接收器求微分，由此找到灵敏度的度量，并且由此可通过关于测量电阻器102的电阻求微分来优化灵敏度，并通过将微分灵敏度的表达式设定为零来找到最佳值：

在此基础上，测量电阻器102的电阻优选地被选择为与接收器阻抗的参考电阻类似，以便关于接收器阻抗的变化来优化测量电压的灵敏度。

发明人已经发现，适用于助听器系统的大多数接收器的阻抗在10-1500欧姆的范围内。因此，根据本实施例的变体，基本电路系统100适于包括允许改变测量电阻器102的值的切换电路。根据进一步的变体，在vaux的测量结果显示测量电阻器102的电阻距接收器阻抗的幅值太远的情况下，测量电阻器102的值改变。这可被确定，因为当接收器阻抗z接收器的大小等于测量电阻器的电阻rmeas时，vaux的幅值将等于v信号的幅值的一半。作为一个示例，最初使用电阻为1000欧姆的第一测量电阻器102，并且在vaux的幅值下降到v信号的幅值的30％以下的情况下，则切断第一测量电阻器102并且接通电阻为200欧姆的第二测量电阻器，并且通过对参考电阻器的电阻值进行特定的组合，则对于在例如100-1500欧姆之间的范围内的接收器阻抗值，vaux的幅值将保持在v信号的幅值的30％至70％的范围内。

根据进一步的变体，两个测量电阻器的电阻值分别在500-1500欧姆和50-500欧姆的范围内。

此外，发明人已经发现，接收器阻抗的频率相关变化可以具有这样的幅值，即通过对于测量的频谱的不同部分使用不同的测量电阻器可获得显著改进的测量质量。

现在考虑图4a至图4d，其高度示意性地说明了根据本发明实施例的助听器的h桥输出级400。

输出级400包括第一dc电压源409、第二电压源410、输出换能器105、接地节点411、第一测量电阻器412、第二测量电阻器413、第一电压测量点104a、第二电压测量点104b和八个开关401、402、403、404、405、406、407和408。

输出级可以在正常模式下或在测量模式下操作。在正常模式下，从第一dc电压源409向接收器105提供电流。在测量模式中，从第二dc电压源410向接收器提供电流，该第二dc电压源提供显著低于来自第一dc电压源的第一dc电压的第二dc电压。根据本实施例，第一dc电压等于助听器电池电压，并且第二dc电压比该电池电压低30db。较低的dc电压可以由单个分压器电路提供。

在本实施例的变体中，第二dc电压在低于电池电压20db至50db的范围内。

dc电压可以由传统的助听器电池或由某一可充电的电源(诸如燃料电池)供给。

在正常模式下，开关405至408如图4a和图4b所示保持在打开位置，由此没有电流流过测量电阻器412和测量电阻器413。开关401至开关404被操作，使得电流(描绘为i1)在第一方向上从左到右经由闭合的开关401和开关404通过输出换能器105，而开关402和开关403是打开的，这是图4a中所描绘的情况，或者当开关402和开关403闭合而开关401和开关404打开时，电流(描绘为i2)在第二方向上从右到左通过输出换能器105，图4b中描绘了这种情况。

根据电流的方向，输出换能器的膜片或隔膜将向内或向外移动。因此与接收器105由电流脉冲仅从一个方向驱动的情况相比，由接收器105提供的声压级(spl)将被加倍。

然而，在测量模式中，通常需要具有与输出换能器串联耦合的测量电阻器。

现在考虑图4c至图4d，其说明了输出级400在测量模式下的操作。

在第一种情况下，已经识别出第一接收器类型，并且在此基础上已选择了在测量中使用的第一测量电阻器412。通过在h桥左侧使开关401、403和407打开同时闭合开关405并且在h桥右侧使开关402、406和408打开同时闭合开关404，使得电流(描绘为i3)经由闭合开关405和404从左向右在第一方向上通过输出换能器105，由此第一测量电阻器412与输出换能器105串联耦合，这是在图4c中描绘的情况。在这种情况下，幅值接收器谱是从在第一电压测量点104a测量的电压导出的。

以类似的方式，通过在h桥左侧使开关401、405和407打开同时关闭开关403并且在h桥右侧使402、404和408打开同时关闭开关406，使得电流(描绘为i4)经由闭合开关406和403从右向左在第二方向上通过输出换能器105，由此第二测量电阻器413可以与输出换能器105串联耦合。这是图4d中描绘的情况。在这种情况下，幅值接收器谱是从在第二电压测量点104b测量的电压导出的，以便确保测量的电压以相同的方式反映接收器阻抗，这与第一测量电阻器还是第二测量电阻器被用于测量无关。多路复用器将选择是将来自第一电压测量点还是第二电压测量点的信号提供给输入切换电路202，以及进一步提供给前端处理器203。因此图2的电压测量点104可对应于图4a至图4d的第一电压测量点或第二电压测量点。

测量模式的特征在于，对于给定的所选测量电阻器，电流仅在一个方向上流过接收器105。在如以上图4a至图4b中所说明的电流在两个方向上流动的正常操作中并不是这样。在两个方向上具有电流的优点在于，对于给定幅值的dc电压，可以实现较大的接收器膜片运动并由此实现较大的声压级。

然而，发明人已经发现，在测量模式中不需要这个优点，并且因此发明了在接收器105周围高度对称的输出级400，这在实施输出级400时是显著的优点，同时提供在两个不同的测量电阻器之间进行选择的选项，从而可改进测量灵敏度，如以上所讨论的。

因为测量模式下的电流脉冲总是来自相同的方向，所以发明人已经发现，在第一测量电阻器有效时，当开关407打开时开关405总是闭合的，并且反之亦然，并且在第二测量电阻器有效时开关406和408也是如此。由此确保寄生电容和接收器电感在电流脉冲之间的周期中放电。

对于本领域技术人员来说显而易见的是，可以以各种方式控制输出信号的精确声音输出级以及其它的时间和频率特性，例如使用脉冲宽度调制或脉冲密度调制技术。

在测量模式中，至接收器105的电流由第二dc电压源提供，该第二dc电压源提供优选比正常操作中使用的dc电压低30db的dc电压。使用较低的dc电压提供了较低噪声的测量信号，因为固有的d类放大器噪声与所提供的dc电压成比例。

在本文的背景中，较低的噪声是特别有利的，因为它允许使用提供在某些情况下助听器用户将听不见的声压级的测试信号。另外的优点在于，由于仅低dc电压在测量模式中是可用的，所以在测量期间不会意外地向用户递送极高的声压级。

此外，本发明的优点在于可以在仅一秒内执行测量。

根据所公开的实施例的其它变体，助听器被设置成使得接收器谱的测量结果仅作为助听器的上电的一部分或作为程序变化的一部分来执行，因为在这些情况下用户可感知的干扰将是最小的。然而，由于响度低，所以大多数用户将无法听到所施加的测试信号。

根据所公开的实施例的更进一步的变体，用于测量电阻抗的测量信号的强度在至少一个频率范围内根据听力系统用户的听力缺损进行调整，使得听力系统用户听不见测量信号。

根据更进一步的变体，用于测量电阻抗的测量信号的强度在至少一个频率范围内根据听力系统用户的听力缺损进行调整，使得改进信噪比，同时将测量信号的输出级保持在听力系统用户的听觉阈值以下。

对于本领域技术人员来说显而易见的是，可以以各种方式控制输出信号的精确声音输出级以及其它的时间和频率特性，例如使用脉冲宽度调制或脉冲密度调制技术。

现在参考图5，其高度示意性地说明了根据本发明实施例的助听器的h桥输出级500。

输出级500类似于图4a至图4d的输出级400，不同的是包括开关414和416的第一附加分支和包括开关415和417的第二附加分支，其中第一附加分支和第二附加分支都连接到第二dc电压源410，由此可以提供低噪声信号，这是因为来自第二dc电压源的dc电压降低，而不必包括测量电阻器。电流被描绘为i5。

在所公开的实施例的变体中，输出级400和输出级500以及第一dc电压源和第二dc电压源的使用可以与包括接收器阻抗测量的基本上任何方法组合使用。即该方法不需要涉及检测声音输出的堵塞，并且该方法不需要基于对峰值频移或谷值频移的监测。

在进一步的变体中，可以使用外部设备(诸如遥控装置或智能电话)中的界面或使用容纳在助听器中的选择器来直接选择助听器操作模式。用户能够直接选择测量模式的选项是有利的，因为它允许用户立即调查助听器是否被堵塞。

然而，以某些规则或不规则的间隔自动进入接收器测量模式的选项可能是有利的，原因是它可避免用户感知到助听器性能下降，因为在堵塞变得严重之前可检测到该堵塞。根据本发明的这个方面，特别有利的是，本发明人已经发现低于所确定的参考频率的阈值频率可以用于在测量的峰值频率(或谷值频率)降低到该阈值频率以下时指示堵塞将要变得危险。