专利名称：确定骨锚式助听器的增益设置的方法
技术领域：
本发明涉及确定骨锚式助听器的增益设置的方法及涉及适于确定骨锚式助听器 的增益设置的系统。更具体地，本发明涉及确定具有非对称单耳骨导听觉阈的个体使用的 骨锚式助听器的增益设置的方法及适于执行该方法的系统。
例如，本发明在针对听力受损个体规定和/或验配骨锚式助听器的应用中使用及 在针对听力受损个体的具体需要验配骨锚式助听器的系统中使用。
背景技术：
专利说明书GB 553，955公开了骨锚式助听器，包括传声器、放大器、具有线圈的 磁体、及铁磁衔铁，在下文中称为“骨锚”。骨锚植入听力受损个体头部的骨结构中。放大器 放大传声器输出信号并用放大后的信号驱动线圈。线圈与磁体及骨锚的铁磁性质协作以在 骨结构内引起振动。振动主要通过骨结构从骨锚传播到受助耳朵的耳蜗。
与上述类似的骨锚式助听器可由具有非对称单耳骨导听觉阈的个体使用，即一耳 (“坏”耳)相较另一耳(“好”耳)具有更高的单耳骨导听觉阈。在这种情形下，已知将助 听器的骨锚和传声器靠近坏耳定位以提高该个体用坏耳听的能力及听见发自头部坏耳侧 的声音。
为对听力损失提供令人满意的补偿，所有助听器，包括骨锚式助听器，必须针对听 力受损个体的具体需要进行验配。验配过程的重要部分是指定助听器将怎样控制放大器增 益。助听器通常执行各种信号处理算法，这些算法动态修改放大器增益以压缩接收到的声 音或适应变化的听音环境。大多数助听器根据增益设置控制放大器增益。增益设置通常规 定将在特定听音情形下使用的放大器增益及对接收到的具有特定水平的声音信号使用的 放大器增益。因此，增益设置用作动态控制的基础。增益设置通常在验配过程早期确定，但 可在验配过程的随后部分期间进一步调整，以补偿个体参数选择和/或补偿与初始所依赖 的理论值的偏差。
在规定助听器之前，听力损失的类型、严重程度和原因通常在初始诊断阶段进行 调查。诊断阶段的典型任务为测量单耳骨导听觉阈。该测量针对个体的每一耳朵单独执 行。通常，测试信号借助于测试振动器发出，测试振动器暂时靠将要测量的耳朵后面的皮肤 保持。测试振动器通过皮肤和组织在骨结构内引起振动，振动通过骨结构传播到将要测量 的耳朵的耳蜗。通过改变测试信号的水平和频率并记录每一频率下个体刚好能够听见测试 信号的那一水平而获得阈值。为改善听力损失及其原因的诊断，气载掩蔽噪声可发到相应 另一耳内，使得测试信号仅可在最靠近测试振动器的耳朵中听见。
迄今为止，骨锚式助听器通常已通过根据测得的坏耳单耳骨导听觉阈确定助听器 的放大器的增益设置而针对个体的坏耳进行验配。然而，针对坏耳引起的振动也传播到好 耳，在针对具有非对称单耳骨导听觉阈的个体的坏耳进行验配之后，骨锚式助听器可在好 耳产生不合需要的高声级是众所周知的问题。
对上述问题的已知补救方法是根据测得的双耳骨导听觉阈确定增益设置，即同时对两个耳朵测量听觉阈。双耳骨导听觉阈通常通过将不同水平的测试信号即振动引入骨结 构并记录个体能够在至少一耳朵中听见测试信号时的水平中的较低水平进行测量。测试信 号通常借助于助听器本身植入的骨锚直接引入骨结构。然而，测量双耳骨导听觉阈对执行 验配的人即听力保健专家及听力受损个体而言均为耗时的过程，因为这样的测量通常不在 诊断阶段进行，该补救方法增加了与验配骨锚式助听器相关的成本和不便。
因此，需要一种确定骨锚式助听器的增益设置的方法，该方法补救上述问题而不 要求听力保健专家执行另外的测量。本发明的目标是提供这样的方法。
本发明的进一步的目标是提供一种适合确定骨锚式助听器的增益设置的系统。发明内容
本发明的目标通过所附权利要求限定及下面描述的发明实现。
本发明的目标通过针对骨锚式助听器的至少两个不同频带中的每一频带确定增 益设置的方法实现，骨锚式助听器包括对每一所述频带具有影响助听器输出水平的增益的 元件及包括骨锚，骨锚植入在个体骨结构中的侧部非对称植入位置处从而定义该个体的近 耳和远耳，近耳和远耳具有相应的第一和第二单耳骨导听力曲线，第一单耳骨导听力曲线 比第二单耳骨导听力曲线高，及助听器适于根据相应增益设置控制每一所述增益。本发明 方法包括，对于每一所述频带获取近耳和远耳的相应第一和第二单耳骨导听觉阈测量； 根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量估计是近耳还是远耳具有更低的植入特有骨导听觉 阈，从而确定更灵敏的耳朵；根据更灵敏的耳朵的单耳骨导听觉阈测量确定第一增益设置； 及将第一增益设置传给助听器。
本发明方法不需要获取其它通常在诊断阶段期间确定或测量的听觉阈。将第一和 第二单耳骨导听觉阈测量用作确定增益设置的基础还使助听器能避免在好耳中产生不合 需要的高声级，即使在个体具有非对称单耳骨导听觉阈时也是如此。其还可使能补偿第一 和第二单耳骨导听觉阈测量的随频率而变的水平和/或第一和第二单耳骨导听觉阈测量 之间的差。
优选地，本发明方法还包括根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量估计近耳和远 耳的相应第一和第二植入特有骨导听觉阈；及通过比较第一和第二植入特有骨导听觉阈确 定更灵敏的耳朵。
优选地，本发明方法还包括估计植入位置和远耳耳蜗之间的经颅衰减。这使能实 现改善的增益控制，尤其在较高的信号频率时更是如此。
优选地，估计经颅衰减包括选择标准衰减值。这使能快速且容易地确定经颅衰减。
优选地，获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量中的至少一个包括根据先前记录的 诊断数据确定相应阈值。这使能自动计算听觉阈。
优选地，获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量中的至少一个包括在个体头部靠 近对应耳朵的骨结构内引入具有不同水平的振动；及确定该个体能够听见振动时的水平中 的较低水平。这使能获得更准确的和/或更新的听觉阈及实现改善的增益控制。
优选地，获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量中的至少一个还包括将气载声掩蔽 信号发到相应另一耳内。这使能获得更加精确的听觉阈，因而提高听力损失及其原因的诊 断，及使能实现改善的增益控制。
本发明的进一步的目标通过适于针对骨锚式助听器的至少两个不同频带中的每 一频带确定增益设置的系统实现，骨锚式助听器包括对每一所述频带具有影响助听器输出 水平的增益的元件及包括骨锚，骨锚植入在个体骨结构中的侧部非对称植入位置处从而定 义该个体的近耳和远耳，近耳和远耳具有相应的第一和第二单耳骨导听力曲线，第一单耳 骨导听力曲线比第二单耳骨导听力曲线高，及助听器适于根据相应增益设置控制每一所述 增益。本发明系统还适于，对于每一所述频带获取近耳和远耳的相应第一和第二单耳骨导 听觉阈测量；根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量估计是近耳还是远耳具有更低的植入特 有骨导听觉阈，从而确定更灵敏的耳朵；根据更灵敏的耳朵的单耳骨导听觉阈测量确定第 一增益设置；及将第一增益设置传给助听器。
使用本发明系统不需要获取其它通常在诊断阶段期间确定或测量的听觉阈。将第 一和第二单耳骨导听觉阈测量用作确定增益设置的基础还使助听器能避免在好耳中产生 不合需要的高声级，即使在个体具有非对称单耳骨导听觉阈时也是如此。其还可使能补偿 第一和第二单耳骨导听觉阈测量的随频率而变的水平和/或第一和第二单耳骨导听觉阈 测量之间的差。
优选地，本发明系统还适于根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量估计近耳和远 耳的相应第一和第二植入特有骨导听觉阈；及通过比较第一和第二植入特有骨导听觉阈确 定更灵敏的耳朵。
优选地，本发明系统还适于估计植入位置和远耳耳蜗之间的经颅衰减。这使能实 现改善的增益控制，尤其在信号频率较高时更是如此。
优选地，本发明系统还适于通过选择标准衰减值估计经颅衰减。这使能快速且容 易地确定经颅衰减。
优选地，本发明系统还适于通过根据先前记录的诊断数据确定相应阈值而获取 第一和第二单耳骨导听觉阈测量中的至少一个。这使能自动计算听觉阈。
当由对应的过程适当替代时，上面描述的、“具体实施方式
”中详细描述的及权利 要求中限定的系统的结构特征可与方法结合。方法的实施例具有与对应系统一样的优点。
本发明的进一步的目标通过从属权利要求和本发明的详细描述中限定的实施方 式实现。
除非明确指出，在此所用的单数形式的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的 意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、 整数、步骤、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整数、步骤、 操作、元件、部件和/或其组合。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合” 到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入元件。此外，如在 此使用的“连接”或“耦合”可包括无线连接或耦合。如在此所用的术语“和/或”包括一个 或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非明确指出，在此公开的任何方法的步骤不 必须精确按所公开的顺序执行。
本发明将在下面参考附图结合优选实施例进行更详细地说明。
图1示出了骨锚式助听器安装在个体头部上的例子。
图2示出了图1中的骨锚式助听器的细节。
图3示出了具有非对称单耳骨导听觉阈的个体的单耳骨导听觉阈测量的例子。
图4示出了根据本发明的验配系统的实施例。
为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所 必要的细节，而省略其他细节。在所有附图中，同一附图标记和/或名称用于同一或对应的 部分。
通过下面给出的详细描述，本发明进一步的适用范围将显而易见。然而，应当理 解，在详细描述和具体例子表明本发明优选实施例的同时，它们仅为说明目的给出，因为， 对于本领域的技术人员来说，通过这些详细说明在本发明精神和范围内做出各种变化和修 改是显而易见的。
具体实施方式
在本说明书中，术语“骨导听觉阈”指通过骨结构接收的声信号或振动的听觉阈， 而术语“气载听觉阈”指通过外耳接收的气载声信号的听觉阈。这些术语相关，因为特定耳 朵的气载听觉阈取决于该耳朵的相应骨导听觉阈。除非明确说明，术语“阈”指对单一频率 或单一频带的阈。术语“相应阈”指与先前提及的阈、水平或频带同样频率的阈。术语“令 人不舒服的水平”指比该水平高的声音将被感知为令人不舒服的大声。此外，应用于听觉阈 或水平的术语“正常”指正常听力个体即未遭受听力损失的个体的相应听觉阈或水平的统 计平均值。术语“单耳骨导听觉阈”指振动信号引入靠近特定耳朵的骨结构时该特定耳朵 的听觉阈。术语“植入特有骨导听觉阈”指振动信号引入骨锚植入位置处的骨结构时特定 耳朵的听觉阈。
图1示出了骨锚式助听器1安装在个体的头部2上的例子。头部从后面观看。该 图还示出了左耳3和右耳4、相应的耳蜗5、6及头骨的骨结构7。助听器1包括骨锚8，其锚 定在靠近左耳3并在左耳后面的植入位置14处的骨结构7中；及包括信号处理单元9，其 可拆卸地安装在骨锚8的凸出部分上。植入位置14相对于个体的侧平面21非对称，因而 定义近耳3即位于侧平面21的与骨锚同一侧上的耳朵3，及定义远耳即位于另一侧上的耳 朵4。近耳蜗5和远耳蜗6以同样的方式定义。在所示例子中，左耳3和左耳蜗5为近耳和 近耳蜗，而右耳4和右耳蜗6为远耳和远耳蜗。
如图2中所示，信号处理单元9包括传声器10、放大器11和振动器12。放大器 11的增益对于六个频带中的每一频带可单独调节。振动器12具有联接器13，用于将信号 处理单元9可拆卸地安装在骨锚8上。骨锚8植入在骨结构7中，骨锚8的一部分突出穿 过皮肤和组织20。所示骨锚式助听器1的结构是本领域众所周知的结构。信号处理单元 9可包括另外的元件或电路，如微控制器、数字和/或模拟滤波器、反馈抵消装置、及本领域 众所周知的其它信号处理装置。
传声器10从个体的环境接收声信号。放大器11放大传声器输出信号并用放大后 的信号驱动振动器12。振动器12经联接器13将相应振动发给骨锚8因而发给骨结构7。 振动主要通过骨结构7传到耳蜗5、6。振动实质上没有衰减地达到近、左耳蜗5，而更长的 到远、右耳蜗6的通路导致振动的经颅衰减A4、A5 (参见图3)，主要在高于IkHz的频率时 并随频率增加而增加。因此，远、右耳蜗6以比近、左耳蜗5低的水平至少接收振动的高频部分。
图3示出了具有非对称单耳骨导听觉阈的个体的单耳骨导听觉阈示例L1-L6、 R1-R6。所有阈均按相对于正常单耳骨导听觉阈的dB示出并表示在频率的对数标度上。左 耳3的听觉阈L1-L6用左耳听觉曲线L连接。右耳4的听觉阈R1-R6用右耳听觉曲线R连 接。每一听觉曲线L、R包括在六个测试频率fl-f6测量的听觉阈L1-L6、R1-R6，前述六个 测试频率可以是250Hz、500Hz、IkHz、2kHz、4kHz和8kHz。左耳听觉曲线L高于右耳听觉曲 线R的事实表明该个体的左耳3相较右耳4具有更严重的骨导听力损失。
图3还示出了经颅听觉阈示例T1-T6，即振动引入靠近左耳3的骨结构7时右耳4 的骨导听觉阈。在所示例子中，由于骨锚8靠近左耳植入，经颅听觉阈T1-T6实质上等于右 耳4的植入特有骨导听觉阈。经颅听觉曲线T连接经颅听觉阈T1-T6。经颅听觉阈T1-T6 和右耳的相应单耳骨导听觉阈R1-R6之间的两个差用箭头A4、A5指示。差A4、A5实质上等 于相应频率时的经颅衰减。
在图中所示的例子中，希望骨锚式助听器1补偿个体的近耳3中的听力损失。在 这种情形下，通常验配骨锚式助听器1的初始目标是设定助听器放大器11的各个频带的增 益，使得受助后的听觉阈与正常听力个体的匹配。换言之，增益应设定成使得传声器10接 收的与正常气载听觉阈相等水平的声音在近耳蜗5处再现为与该个体的近耳3的相应单耳 骨导听觉阈L1-L6相等水平的振动。增益的这些初始值保存为助听器1中的增益设置。然 而，助听器1中的实际增益因信号处理算法通常将偏离该增益设置，这是因为信号处理算 法修改增益以压缩所接收的声音或适应听音环境。
为简单起见，在下面假定频带的中心频率等于测试频率fl-f6，使得正常气载听 觉阈等于OdB，使得正常单耳骨导听觉阈等于OdB，及使得OdB的频带增益对应于如上所述 针对具有正常单耳骨导听觉阈的个体进行的初始拟合。对这些频带使用不同于测试频率 fl-f6的其它中心频率和/或使用不同于上面针对阈和/或增益所述的其它基准水平在本 发明的范围内，对于技术人员而言，对使用前述其它中心频率和/或前述其它基准水平进 行补偿是可管理的任务。
本发明及其相较现有技术的优点结合图3及两个气载信号示例进行说明。第一气 载信号为其频率等于测试频率f2的纯音。第二气载信号为其频率等于测试频率f6的纯音。 每一气载信号由传声器10在2dB的水平接收，即稍高于相应正常气载听觉阈。助听器1将 气载信号转换为引入骨结构7的振动信号。
首先说明现有技术方法。对于频带f2的增益设置初始设定为等于近耳3的单耳 骨导听觉阈L2。因此，第一气载信号转换为第一振动信号，在图3中由标记GP2指示，具有 L2+2dB的水平。第一振动信号GP2的水平因而稍高于单耳骨导听觉阈L2，及该个体的左耳 3刚能听见第一振动信号GP2。然而，第一振动信号GP2的水平远高于经颅听觉阈T2，及该 个体的右耳4不仅能听见第一振动信号GP2，而且将其在右耳4中感知为比左耳3中大得多 的声音。此外，个体将第一振动信号GP2感知为比正常听力耳朵所感知的还要大得多的声 音，这非常不合需要。
类似地，对于频带f6的增益设定为等于单耳骨导听觉阈L6，因此，第二气载信号 转换为第二振动信号，在图3中由标记GP6指示，具有L6+2dB的水平。第二振动信号GP6 的水平因而稍高于单耳骨导听觉阈L6，及该个体的左耳3刚能听见第一振动信号。第二振动信号GP6的水平低于经颅听觉阈T6，及该个体的右耳4不能听见第二振动信号GP6。
因此，所述确定增益设置的现有技术方法对于第二气载信号产生合乎需要的水 平，但导致第一气载信号被感知为不合需要的大声。
其次说明本发明方法的实施例。每一增益设置初始设定为等于左耳3的相应植入 特有骨导听觉阈和右耳4的相应植入特有骨导听觉阈中的较低听觉阈。如上进一步所述， 左耳3的单耳骨导听觉阈L1-L6是左耳3的植入特有骨导听觉阈的良好估计，及右耳4的 经颅听觉阈T1-T6是右耳4的植入特有骨导听觉阈的良好估计。估计近耳3和远耳4中的 哪一个具有更低的植入特有骨导听觉阈有效地确定更灵敏的耳朵。对频带f2的增益设置 初始设定为等于更灵敏的耳朵3、4的相应植入特有骨导听觉阈，在该情形下更灵敏的耳朵 为右耳4。因此，增益设置设定为等于T2。第一气载信号因而转换为第三振动信号，在图3 中由标记GN2指示，具有T2+2dB的水平。第三振动信号GN2的水平低于单耳骨导听觉阈 L2，及该个体的左耳3不能听见第三振动信号GN2。然而，第三振动信号GN2的水平稍高于 经颅听觉阈T2，及该个体的右耳4刚能听见第三振动信号GN2。
类似地，对频带f6的增益设置初始设定为等于更灵敏的耳朵3、4的相应植入特有 骨导听觉阈，在该情形下更灵敏的耳朵为左耳3。因此，增益设置设定为等于L6。第二气载 信号因而转换为第四振动信号，在图3中由标记GN6指示，具有L6+2dB的水平。第四振动 信号GN6与第二振动信号GP6 —致。第四振动信号GN6的水平因而稍高于单耳骨导听觉阈 L6，及该个体的左耳3刚能听见第四振动信号GN6。第四振动信号GN6的水平低于经颅听觉 阈T6，及该个体的右耳4不能听见第四振动信号GN6。
因此，根据本发明的确定增益设置的方法使对第一和第二气载信号均能产生所希 望的振动水平。该方法的缺点在于气载信号的感知根据个体的实际听觉阈L1-L6、R1-R6可 能从一耳转移到另一耳。然而，该缺点相较不正确的水平通常不太令助听器1的用户烦恼。
图4示出了根据本发明另一方面的验配系统15的实施例。验配系统15经有线适 配器16连接到骨锚式助听器1。作为备选，连接可以是无线连接。验配系统15包括用于 输入命令和数据的键盘17、用于显示数据的显示器18、和用于存储程序和数据的存储单元 19。验配系统15适于执行存储单元19中保存的程序。存储单元19中保存的程序包括使 验配系统15能执行根据本发明的方法的部分的指令，从而有助于本发明方法的执行。
验配系统15以验配系统15的用户即听觉护理专家选择的几种方式之一获取个 体的每一耳朵3、4的单耳骨导听觉阈测量L1-L6、R1-R6。验配系统适于帮助用户进行阈 L1-L6、R1-R6的测量，以使用户能人工输入数据和/或从计算机可读介质读先前记录的数 据。这些数据可源自验配系统15本身或源自另一系统(未示出)。验配系统15从单耳骨 导听觉阈测量L1-L6、R1-R6确定每一耳朵3、4的增益设置。这些增益设置传给助听器1， 其将它们保存在存储器(未示出)中并根据所保存的增益设置控制增益。
执行根据本发明的方法包括执行多个计算。然而，计算本身及计算顺序可以多种 方式进行变化，而不背离本发明的范围。例如，为确定更灵敏的耳朵3、4，不必须计算植入特 有骨导听觉阈L2-L6、T1-T6.而是，可对每一耳朵3、4计算增益设置，及更灵敏的耳朵3、4 可通过确定哪一计算的增益设置更低进行选择。技术人员将能容易地预见到实现同样增益 设置的其它方式。
将由助听器1根据所确定的增益设置控制的增益可以是传声器10、放大器11、振动器12、信号处理单元9中包括的滤波器和/或任何适当的其它元件中的任何增益，只要该 增益影响助听器1的输出水平即可。
对于执行根据本发明的方法，在测量近耳3的单耳骨导听觉阈L1-L6、R1-R6期间 不必须将掩蔽噪声发到远耳4内，但其可改善增益的控制及进一步改善听力损失及其原因 的诊断。
单耳骨导听觉阈L1-L6、R1-R6可从诊断数据进行确定或计算，前述诊断数据已在 任何先前的会话期间如在诊断阶段期间人工或自动记录在计算机可读介质上。在简单情况 下，记录的诊断数据可包括单耳骨导听觉阈L1-L6、R1-R6。作为备选，这些数据可包括从其 可确定听觉阈L1-L6、R1-R6的信息。
经颅衰减A4、A5可从对个体的测量确定。作为备选，经颅衰减A4、A5可从源自理 论模型和/或统计数据的标准值确定。
理想地，传声器10接收的水平等于正常不舒服水平的声音应在相应耳蜗5、6处再 现为对个体的相应耳朵3、4而言其水平等于不舒服水平的振动。由于听觉阈L1-L6、R1-R6 和相应不舒服水平之间的差通常对听力受损个体降低，助听器1可包括用于压缩所接收的 声音的装置以补偿该效应。此外，助听器1可连续增加或降低增益以适应当前听音情形。在 助听器1启动时，增益可设定为等于所保存的增益设置，随后，增益可按所述连续增加或降 低。
根据本发明的方法可用于确定单一增益设置如针对助听器1的整个频率范围的 增益设置，或者，可用于确定多个增益设置如六个增益设置，每一增益设置用于控制特定频 带的放大。本发明方法可用于所有前述增益设置或其子集。
本发明由独立权利要求的特征限定。从属权利要求限定优选实施例。权利要求中 的任何附图标记不意于限定其范围。
一些优选实施例已经在上述内容中进行了说明，但是应当强调的是，本发明不受 这些实施例的限制，而是可以权利要求限定的主题内的其它方式实现。例如，所描述实施方 式的特征可任意组合。
权利要求
1.针对骨锚式助听器(1)的至少两个不同频带中的每一频带确定增益设置的方法， 骨锚式助听器包括对每一所述频带具有影响助听器(1)输出水平的增益的元件(10，11， 12)及包括骨锚(8)，骨锚植入在个体骨结构中的侧部非对称植入位置(14)处从而定义 该个体的近耳C3)和远耳G)，近耳和远耳(3，4)具有相应的第一和第二单耳骨导听力曲 线(L，R)，第一单耳骨导听力曲线(L)比第二单耳骨导听力曲线(R)高，及助听器(1)适 于根据相应增益设置控制每一所述增益，所述方法包括，对于每一所述频带获取近耳和远 耳(3，4)的相应第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)；根据第一和第二单耳骨 导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)估计是近耳(3)还是远耳(4)具有更低的植入特有骨导听 觉阈(T1-T6)，从而确定更灵敏的耳朵；根据更灵敏的耳朵的单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)确定相应增益设置；及将相应增益设置传给助听器(1)。
2.根据权利要求1的方法，还包括根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)估计近耳和远耳(3，4)的相应第一和第二植入特有骨导听觉阈(T1-T6)；及通过比 较第一和第二植入特有骨导听觉阈(T1-T6)确定更灵敏的耳朵。
3.根据权利要求1或2的方法，还包括估计植入位置(14)和远耳的耳蜗(6)之 间的经颅衰减(A4，A5)。
4.根据权利要求3的方法，其中估计经颅衰减(A4，AO包括选择标准衰减值。
5.根据前述任一权利要求的方法，其中获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)中的至少一个包括根据先前记录的诊断数据确定相应阈值(L1-L6，R1-R6)。
6.根据前述任一权利要求的方法，其中获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)中的至少一个包括在个体头部( 靠近对应耳朵(3，4)的骨结构(7)内引入具有 不同水平的振动；及确定该个体能够听见振动时的水平中的较低水平。
7.根据权利要求6的方法，其中获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6) 中的至少一个还包括将气载声掩蔽信号发到相应另一耳(3，4)内。
8.适于针对骨锚式助听器(1)的至少两个不同频带中的每一频带确定增益设置的系 统(15)，骨锚式助听器包括对每一所述频带具有影响助听器(1)输出水平的增益的元件 10,11,12)及包括骨锚(8)，骨锚植入在个体骨结构(7)中的侧部非对称植入位置(14)处 从而定义该个体的近耳C3)和远耳G)，近耳和远耳(3，4)具有相应的第一和第二单耳骨 导听力曲线(L，R)，第一单耳骨导听力曲线(L)比第二单耳骨导听力曲线(R)高，及助听 器(1)适于根据相应增益设置控制每一所述增益；其特征在于所述系统(15)还适于，对 于每一所述频带获取近耳和远耳(3，4)的相应第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)；根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)估计是近耳(3)还是远耳 (4)具有更低的植入特有骨导听觉阈(T1-T6)，从而确定更灵敏的耳朵；根据更灵敏的耳朵的单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)确定相应增益设置；及将相应增益设置传给助听器 ⑴。
9.根据权利要求8的系统，所述系统(15)还适于根据第一和第二单耳骨导听觉阈测 量(L1-L6，R1-R6)估计近耳和远耳(3，4)的相应第一和第二植入特有骨导听觉阈(T1-T6)； 及通过比较第一和第二植入特有骨导听觉阈(T1-T6)确定更灵敏的耳朵。
10.根据权利要求8或9的系统，所述系统(15)还适于估计植入位置(14)和远耳(4) 的耳蜗(6)之间的经颅衰减(A4，A5)。
11.根据权利要求10的系统，所述系统(15)还适于通过选择标准衰减值估计经颅衰 减(A4，A5)。
12.根据权利要求8-11任一所述的系统，所述系统(15)还适于通过根据先前记录的 诊断数据确定相应阈值(L1-L6，R1-R6)而获取第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6， R1-R6)中的至少一个。
全文摘要
本发明公开了确定骨锚式助听器(1)的增益设置的方法，其中助听器包括骨锚(8)，近耳和远耳(3，4)具有相应的第一和第二单耳骨导听觉阈，第一单耳骨导听觉阈比第二单耳骨导听觉阈高。该方法包括获取近耳和远耳(3，4)的相应第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)；根据第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)确定增益设置。本发明方法不需要获取通常在诊断阶段期间确定或测量的其它听觉阈。而且，将第一和第二单耳骨导听觉阈测量(L1-L6，R1-R6)用作确定增益设置的基础还使助听器(1)能避免在好耳(4)中产生不合需要的高声级，即使在个体具有非对称单耳骨导听觉阈时也是如此。
文档编号H04R25/02GK102036156SQ201010293638
公开日2011年4月27日 申请日期2010年9月25日 优先权日2009年9月24日
发明者T·罗森博姆 申请人:奥迪康医疗有限公司