可配置的听力仪器的制造方法
【专利摘要】本发明公开了一种可配置的听力仪器，其包括：一个或多个脑电仪电极，配置成用于布置在用户头皮上以测量佩戴听力仪器的用户的脑电波信号；检测单元，配置成基于测得的脑电波信号检测用户的休息状态；及控制器，配置成响应于检测到用户的休息状态而将所述听力仪器设定为休息模式设置。
【专利说明】可配置的听力仪器
【技术领域】
[0001]本发明涉及听力仪器，尤其涉及基于用户的精神状态配置听力仪器。本发明具体涉及响应于检测到佩戴听力仪器的用户的特定精神状态而配置该听力仪器的一个或多个设置的方法。
【背景技术】
[0002]听力仪器如助听器为通常用于借助于放大和调制而增强声音的电声装置。听力仪器从环境采集声音、放大该声音并将该声音传给佩戴听力仪器的用户的耳道。例如，在听力受损人员的情形下，听力仪器可配置成放大来自正向的声音并消除所有其它音频信号产生的噪声，使得佩戴听力仪器的听力受损人员感知到清楚的声音。放大和/或调制通常基于听力受损人员的听力情况进行。
[0003]按照惯例，听力仪器以耳内式(ITE)构造、耳后式(BTE)构造、耳道式(ITC)构造等安装在用户耳中。在一些情形下，当用户处于休息状态时，用户通常趋于从耳朵取下听力仪器或关闭听力仪器使得在休息状态时没有声音到达用户。然而，在这些情形下，用户甚至可能听不见其希望听见的正常声音，例如与用户讲话的另一人的讲话、电话铃声、门铃等、发出紧急信号的声音、及类似声音。此外，如果忘记把听力仪器放在什么地方或永久丢失，用户也可能面对问题。再者，一些类型的听力仪器可能很难反复取下和戴上。
[0004]用户可配置的听力仪器在本领域众所周知。这些听力仪器可由用户根据其特定需要进行配置。用户可使用计算装置编程可配置的听力仪器。一旦配置完成，听力仪器可根据配置的设置进行工作。然而，用户可能对不同需要而要求不同类型的听力仪器配置。例如，用户可能想要使听力仪器的声音的分贝水平基于用户的特定精神状态自动调节。然而，反复改变设置对用户而言很麻烦。
[0005]US6330339公开了用于通过考虑用户行为而降低助听器芯片功耗的发明，例如，如果助听器用户正在睡觉、在运动中(加速器)或者如果检测到助听器用户未佩戴助听器、或者时钟表明在夜间，则降低功率，从而(通过变为多种不同的节能模式)使功耗得以降低。
[0006]本发明的目标在于提供一种没有上述缺点的听力仪器。本发明的另一目标在于提供使听力仪器能没有上述缺点地运行的听力仪器运行方法。
【发明内容】
[0007]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“具有”、“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。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。[0008]在实施例中，本发明提供包括一个或多个脑电仪(EEG)电极、检测器和控制器的系统。一个或多个EEG电极布置在用户头皮上以测量用户的脑电波信号。检测器基于测得的脑电波信号检测用户是否处于休息状态。控制器响应于用户精神状态的检测将听力仪器设定为休息模式设置。
[0009]在实施例中，EEG电极安置在听力仪器表面上。在另一实施例中，EEG电极位于听力仪器的外面并连接到听力仪器与之通信。在本发明的实施例中，至少一如多个例如大部分或所有(EEG)电极植入在用户头部中，例如连同耳蜗植入听力装置一起或连同部分植入的骨导听力装置一起。
[0010]检测单元还配置成基于测得的脑电波信号检测用户的活动状态。响应于用户活动状态的检测，控制器还配置成将听力仪器设定为活动模式设置。控制器还配置成响应于用户活动将听力仪器设定为活动模式设置。
[0011]休息模式设置至少包括降低增益设置和/或低通滤波器设置。
[0012]在本发明的另一实施例中，提供听力仪器的运行方法。该方法包括使用一个或多个电极测量佩戴听力仪器的用户的脑电波信号。该方法还包括分析测得的脑电波信号以检测用户的休息状态并响应于检测到用户的休息状态而配置听力仪器的一个或多个设置。
[0013]在例子中，脑电波信号使用脑电仪(EEG)和脑磁图仪(MEG)之一进行测量。
[0014]分析还包括检测用户的α活度。α活度或α波指休息期间(处于醒着状态)、眼睛闭上时的脑电波(如通过EEG或MEG检测)。α活度在睡眠或半睡眠期间或在眼睛睁开时减小。
[0015]在本发明的又一实施例中，提供一种听力仪器。该听力仪器包括布置在用户头皮上以测量佩戴该听力仪器的用户的脑电波信号的一个或多个脑电仪电极。该听力仪器还包括配置成基于测得的脑电波信号检测用户的休息状态的检测单元及配置成响应于检测到用户的休息状态而将听力仪器设定为休息模式设置的控制器。
[0016]根据一实施例，听力仪器是耳内式听力仪器和耳后式听力仪器之一。
[0017]在实施例中，听力仪器一直以全功耗方式工作。
[0018]在本说明书中，“听力仪器”指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置如助听器、听音装置或有源耳朵保护装置，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。“听力仪器”还指适于以电子方式接收音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵的装置如头戴式耳机或耳麦。前述听得见的信号例如可以下述形式提供:辐射到用户外耳内的声信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声信号、及直接或间接传到用户耳蜗神经和/或听觉皮层的电信号。
[0019]听力仪器可构造成以任何已知的方式进行佩戴，如安排在耳后的单元，具有将空气传播的声信号导入耳道内的管或具有安排成靠近耳道或位于耳道中的扬声器；整个或部分安排在耳廓和/或耳道中的单元；连到植入颅骨内的固定装置的单元、整个或部分植入的单元等。听力仪器可包括单一单元或几个彼此电子通信的单元。
[0020]更一般地，听力仪器包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式接收输入音频信号的接收器、用于处理输入音频信号的信号处理电路、及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出装置。一些听力仪器可包括多个输入变换器，例如用于提供随方向而变的音频信号处理。在一些听力仪器中，接收器可以是无线接收器。在一些听力仪器中，接收器可以是例如用于接收有线信号的输入放大器。在一些听力仪器中，放大器可构成信号处理电路。在一些听力仪器中，输出装置可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构传播的或液体传播的声信号的振动器。在一些听力仪器中，输出装置可包括一个或多个用于提供电信号的输出电极。
[0021]在一些听力仪器中，振动器可适于提供经皮或由皮传给颅骨的结构传播的声信号。在一些听力仪器中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些听力仪器中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些听力仪器中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供在耳蜗液体中。在一些听力仪器中，输出电极可植入在耳蜗中或植入在颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、和/或听觉皮层。
[0022]“听力系统”指包括一个或两个听力仪器的系统，及“双耳听力系统”指包括一个或两个听力仪器并适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。听力系统或双耳听力系统还可包括“辅助装置”，其与听力仪器通信并影响和/或受益于听力仪器的功能。辅助装置例如可以是遥控器、远程传声器、音频网关设备、移动电话、广播系统、汽车音频系统或音乐播放器。听力仪器、听力系统或双耳听力系统可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失、增强或保护正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。
【专利附图】
【附图说明】
[0023]图1示出了根据本发明示例性实施例的示例性听力仪器。
[0024]图2a示出了根据本发明示例性实施例的耳内式听力仪器的构造。
[0025]图2b示出了根据本发明示例性实施例的耳后式听力仪器的构造。
[0026]图3示出了根据本发明示例性实施例的信号处理系统的各个元件。
[0027]图4示出了根据本发明示例性实施例的、用于运行信号处理系统的功能框图。
[0028]图5示出了根据本发明示例性实施例的听力仪器运行方法。
[0029]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，同样的附图标记用于同样或对应的部分。
[0030]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。对于本领域的技术人员来说，从下面的详细描述可显而易见地得出其它实施方式。
【具体实施方式】
[0031]图1示出了示例性的听力仪器100。听力仪器100包括用于处理从佩戴听力仪器100的用户附近的环境接收的信号的一个或多个元件。该一个或多个元件包括传声器单元102、电话开关104、直接音频输入106、扬声器单兀108、信号处理系统110中的一个或多个。在例子中，听力仪器100可以是数字听力仪器，使得听力仪器100接收的信号转换为数字格式进行进一步处理。[0032]传声器单元102包括用于使用户能从其附近感知清楚且不间断的声音的一个或多个传声器(未75出)。在实施例中，传声器单兀102可以定向，使得传声器单兀102放大来自特定方向的声音并衰减来自其它方向的声音。例如，传声器单元102可放大来自用户正向的声音及衰减所有其它声音。在实施例子中，方向性可通过定向传声器实现。在另一实施例中，传声器单兀102可包括两个以上全向传声器,及方向性可通过处理全向传声器的传声器信号实现。前述处理的一个例子是波束形成。在另一实施例中，传声器单元102可包括全向传声器。在又一实施例中，传声器单兀102也可包括定向和全向传声器。在例子中，定向传声器使用户能在嗜杂环境中感知清楚的声音，而全向传声器使用户能在相对较安静的环境中感知清楚的声音。用户能够根据特定需要和听力情形在全向和定向传声器之间切换。在例子中，用户可使用置于听力仪器100上的开关(未示出)在传声器之间切换。在另一例子中，提供传声器之间的动态切换。
[0033]电话开关104可配置成将听力仪器100切换到“T-线圈”设置。T-线圈设置可将听力仪器100配置成连接到电话使得来自电话的清晰声音到达用户及用户附近的其它声音被滤除。在例子中，电话开关104也可配置成关闭传声器使得不想要的声音(如“嘯叫”声首)被消除。
[0034]直接音频输入106使用户能将听力仪器100插入到远处的传声器或调频(FM)辅助听音系统或移动电话(如蜂窝式便携无线电话)。例如，用户可使用直接音频输入106将听力仪器100插入到外部媒体播放机中。
[0035]听力仪器100的扬声器单元108包括用于再现听力仪器100接收的声音的一个或多个扬声器(未不出)。一个或多个扬声器可以是微型钕磁扬声器。扬声器单兀108可位于设计成贴身安装在用户耳内或耳道中的外壳内。
[0036]听力仪器100还包括信号处理系统110，用于在听力仪器100内执行各种信号处理任务。信号处理任务的例子包括但不限于动态范围压缩、自动增益控制、波束形成、声降噪、反馈抑制等。
[0037]在一实施例中，信号处理系统110还可处理从经无线或有线连接与听力仪器100通信的一个或多个电极112(统称为电极112)接收的信号。在实施例中，信号处理系统110可配置成处理电极112测得的用户的脑电波信号以检测用户的精神状态。在此使用的“精神状态”指用户休息、精神活跃、兴奋等。对于每一精神状态，脑电波信号可显现对应频率范围的活度。例如，当用户处于休息状态时，脑电波信号可显现α频率范围(约8-12Ηζ)的活度。在另一例子中，当用户处于活动状态(即警觉或注意)时，脑电波信号显现β频率范围(约13-30ΗΖ)的活度。信号处理系统110处理这些脑电波信号以检测用户的精神状态并基于检测到的用户精神状态控制听力仪器100的一个或多个设置。信号处理系统110可包括用于处理电极112测得的脑电波信号的一个或多个处理元件(未示出)。这些处理元件可包括但不限于滤波器、模数转换器、降噪电路、直流阻断器等。信号处理系统110因而可从电极112接收脑电波信号并通过处理所接收的脑电波信号而检测用户的精神状态。图1将用于处理脑电波信号以检测用户精神状态的处理元件示为与信号处理系统110集成在一起，然而，在备选实施例中，这些处理元件可独立于信号处理系统110并通过有线或无线连接与听力仪器100通信连接。
[0038]电极112配置成测量和记录用户的脑电波信号并将测得的信号传给信号处理系统110。在实施例中，电极112可以是脑电仪(EEG)电极或脑磁图仪(MEG)电极。在例子中，电极112可位于听力仪器100的内和外表面上。在另一例子中，电极112可直接位于用户头皮上并通过有线或无线连接与听力仪器100通信连接。例如，电极112可经Bluetooth15连接或近场磁感应(NFMI)通信连接与听力仪器100通信连接。电极112相对于听力仪器100的多个不同安排在图2a和2b中详细图示。在其它实施例中，电极112可植入在用户头部中。
[0039]图2a和2b示出了根据本发明的听力仪器100上的一个或多个EEG电极的不同安排。
[0040]图2a示出了(图1中所示的)听力仪器100的“耳内”(ITE)部分202。在实施例中，ITE部分202构成听力仪器100。ITE部分202适于全部或部分位于用户耳道中。在一例子中，ITE部分202包括位于ITE部分202的表面上(或从其延伸)的两个EEG电极204-1和204-2(统称为电极204)。ITE部分202包括可适应特定用户的耳道以安装ITE部分202的耳模(未示出)。在例子中，该耳模可通过注模工艺由形状稳定的塑料材料制成或通过快速原型制造工艺形成，如数控激光切割工艺。
[0041]听力仪器100的ITE部分202安装在用户耳朵的外耳碗(“外耳”)中。在例子中，ITE部分202可以针对不同用户进行定制以适合每一用户的耳朵。为将ITE部分202拟合在用户耳朵中，可通过计算机辅助设计(CAD)系统取得和扫描耳模的物理印象，从而得到耳朵的三维模型。与ITE部分相关联的主要特性在于ITE部分与耳道紧密相配。因而，接触耳道壁的ITE部分202的表面上(或从该表面延伸)的EEG电极204可很好地适合形成与用户身体的电接触。作为备选，ITE部分202可配置成完全插入用户的耳道中，如所谓的深耳道式(CIC)仪器。
[0042]图2b示出了根据本发明的听力仪器100 (的部分)的另一实施例。如图所示，听力仪器100的“耳后”(BTE)部分206适于位于用户耳(如耳廓)后。在一例子中，BTE部分206包括位于BTE部分206的表面上的四个EEG电极208-1...208-4 (统称为EEG电极208)，尽管可使用任何数量的电极。EEG电极208-1和208-2 (如虚线圆圈所示)位于BTE部分206的面上，这些EEG电极由耳朵连到用户头皮处的脊支撑。其它两个EEG电极208-3和208-4(如实线圆圈所示)位于BTE部分206的面上，使得这些EEG电极直接由用户头皮支撑。
[0043]EEG电极208 (或在ITE部分202情形下，EEG电极204)特别适于从用户拾取与用户精神状态的直接度量有关的脑电波信号。在例子中，EEG电极208 (或电极204)可全部用于同一目的(如测量脑电波信号)或用于不同目的(如三个用于测量脑电波信号及一个用于测量体温)。
[0044]在备选实施例中，根据本发明的听力仪器100包括一个或多个另外的EEG电极(未示出)，用于用户的脑电波信号的直接测量，但不位于听力仪器100的表面上。在该实施例中，一个或多个另外的EEG电极可适于通过该一个或多个另外的EEG电极和ITE部分202(在单耳听力仪器情形下)或两个ITE部分(在双耳听力仪器情形下)之间的有线或无线连接而连接到听力仪器100。一个或多个另外的EEG电极可包括用于从用户头皮拾取脑电波信号并将该脑电波信号传给ITE部分202的电子电路。有线连接可沿用于将另外的EEG电极固定在用户头部上的适当位置处的柔性支撑件延伸(或形成其一部分)。无线通信可使用
Bluetooth?或其它适当的通信方案进行。此外，一个或多个另外的EEG电极可位于用户头部的对此平面中(如由用户的鼻线确定，耳朵关于该平面对称定位)，及例如构成参考端子。
[0045]位于听力仪器的ITE部分的外壳上的电极例如在US2010196861A1中描述。
[0046]图3示出了根据实施例的、用于处理电极112测得的脑电波信号并基于脑电波信号的处理配置听力仪器100 (如图1中所示)的一个或多个设置的信号处理系统110的元件。在多个不同的备选实施例中，也可使用MEG电极。此外，图3结合配置成检测用户的休息状态并针对用户的休息状态配置听力仪器100的信号处理系统110进行描述。在该实施例中，EEG电极112配置成测量用户的脑电波信号并将这些信号传给信号处理系统110。信号处理系统110可通过确定信号是否位于α频率范围中检测用户的α活度(即对应于用户的休息状态)并在检测到从EEG电极112接收的信号的大部分位于α频率范围中时将听力仪器100设定为休息模式设置。在多个不同的备选实施例中，信号处理系统110也可配置成检测用户的其它精神状态并相应配置听力仪器100。
[0047]回到图3，信号处理系统110包括(脑电波信号)接收单元302、检测单元304、控制器308、和存储器310。
[0048]接收单元302配置成从电极112接收脑电波信号。接收单元302可具有一组接收器，使得多个信号由信号处理系统110使用接收单元302进行捕获。在实施例中，接收单元302对电极112中的每一电极可具有分开的接收器。接收单元302还可包括用于每一接收器的放大器电路，接收对应接收器的输出信号，配置成放大和调制所接收的信号以增加脑电波信号的信噪比(SNR)。接收单元302还可包括一个或多个模数转换器、采样电路等以将所接收的脑电波信号转换为数字形式。
[0049]检测单元304配置成处理接收单元302所接收的信号并分析所接收的信号以检测用户的休息状态。检测单元304包括用于处理所接收的信号的一个或多个处理元件(未示出)。该一个或多个处理元件包括但不限于低通滤波器、带通滤波器、直流(DC)阻断器、t匕较器等。该一个或多个处理元件可共同或个别地工作以处理信号使得这些信号得以分析而检测用户的精神状态。
[0050]当检测单元304检测到用户处于休息状态时，控制器306从检测单元304接收命令。在实施例中，当控制器306从检测单元304接收到关于用户的休息状态的命令信号时，控制器306可将听力仪器100设定为休息模式设置。休息模式设置可对应于用户处于休息状态时的听力仪器100的设置。休息模式设置可由用户预先配置在信号处理系统110的存储器308内。在例子中，控制器306可处理一个或多个信号以将听力仪器100切换到休息模式设置。例如，控制器306可减小应用于传声器信号的总增益。在例子中，控制器306可使用低通滤波器对传声器信号进行滤波。在例子中，控制器306可减小应用于传声器信号的总增益并使用低通滤波器对传声器信号进行滤波。本领域技术人员将意识到在检测到休息状态时改变听力仪器100的设置的其它例子。一个例子是应用配置来掩蔽用户大脑中的恼人的声音信号(耳鸣)的感知的耳鸣序列。
[0051]在实施例中，控制器306也可配置成将听力仪器100设定为对应于用户的活动状态的活动模式设置。用户的活动状态可对应于用户精神上活跃的精神状态。在一例子中，当检测到用户的活动状态时，控制器306可自动将听力仪器100设定为活动模式设置。在一实施例中，检测单元304可进一步配置成也自动检测活动状态并响应于检测到活动状态向控制器306发送命令。在另一实施例中，控制器306可响应于用户行动将听力仪器100设定为活动模式设置，如按压位于听力仪器100上的按钮或开关(或操作用户界面，例如遥控装置的触敏屏，例如智能电话)。
[0052]存储器308为用于保存与听力仪器100相关联的一个或多个参数的存储介质。该一个或多个参数包括但不限于听力仪器100的运行参数、阈值、时间常数、用户设置、听力仪器说明书等。在例子中，存储器308可以是只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)或高速缓冲存储器。存储器308可通过用于针对用户需要配置听力仪器100的计算单元编程。存储器308也可重新编程以在听力仪器100的不同设置之间切换。
[0053]图4示出了根据本发明实施例的功能框图400，其图示了用于检测佩戴听力仪器100的用户的休息状态的检测单元304的工作。
[0054]脑电波信号从接收单元302传给检测单元304。检测单元304处理所接收的信号以检测用户的精神状态进而向控制器306发出改变听力仪器100的一个或多个设置的命令。回到图4，实箭头线指示正被同时处理的信号的多个通道，每一通道对应于从一个电极接收的脑电波信号。因此，如果存在三个电极，通道的数量将为3，依此类推。虚箭头线指示信号的单通道处理。
[0055]如图4中所示，来自接收单元302 (如图3中所示)的信号馈给直流(DC)阻断器402。来自接收单元302的信号可借助于采样而转换为数字信号，然后在传给DC阻断器402之前分为样本块。在实施例中，可使用64样本的块，尽管可使用任何其它适当的块长度。此外，这些块可重叠或不重叠。DC阻断器402例如可以是无源模拟电路。在另一例子中，DC阻断器可以数字方式实施。DC阻断器402配置成通过阻断DC而增加信号的SNR。DC阻断器402可实施为高通滤波器，例如配置成使频率高于3Hz的信号通过并阻断所有其它信号。
[0056]DC阻断的信号可 通过α滤波器404和全带滤波器406。α滤波器404可配置成对在例如约8Hz到约12Hz的频带中即在α频带中的信号进行带通滤波。全带滤波器406可以是配置成阻断在例如约3Hz到约24Hz的频带中的信号的带阻滤波器。这样的α滤波器404和全带滤波器406的安排可确保通过α滤波器404的信号频率不通过全带滤波器。α滤波器404和全带滤波器406可通过设置和/或改变一个或多个参数进行配置。一个或多个参数的例子可包括频带、衰减因数、纹波系数等。在此提出的频带仅为用于检测用户的休息状态的示例性频带。如果检测单元304配置成检测用户的其它精神状态，可使用不同的频带和其它滤波器参数值。在例子中，一个或多个参数的值保存在存储器306中。在另一例子中，一个或多个参数也可保存在连接到信号处理系统110的外部数据库中。DC阻断器402和全带滤波器406提供增加信号处理系统110的鲁棒性的优点。在实施例中，信号可被直接处理，而不将这些信号馈给DC阻断器402和全带滤波器406。
[0057]来自α滤波器404的输出信号在平滑单元408中进行平滑处理。类似地，来自全带滤波器406的输出信号在平滑单元410中进行平滑处理。平滑可使用下面等式中规定的根均方(RMS)平滑技术进行:
【权利要求】
1.一种信号处理系统,包括: 一个或多个脑电仪电极，配置成用于布置在用户头皮上和/或耳道中和/或植入在头部中以测量佩戴听力仪器的用户的脑电波信号； 检测单元，配置成基于测得的脑电波信号检测用户的休息状态；及 控制器，配置成响应于检测到用户的休息状态而将所述听力仪器设定为休息模式设置。
2.根据权利要求1的信号处理系统，其中所述一个或多个电极布置在所述听力仪器的表面上。
3.根据权利要求1的信号处理系统，其中所述一个或多个电极位于所述听力仪器的外面并与所述听力仪器通信连接。
4.根据权利要求1的信号处理系统，其中: 所述检测单元还配置成基于测得的脑电波信号检测用户的活动状态；及 响应于检测到用户的活动状态，所述控制器还配置成将所述听力仪器设定为活动模式设置。
5.根据权利要求4的信号处理系统，其中所述控制器还配置成响应于用户行动将所述听力仪器设定为活动模式设置。
6.根据权利要求1的信`号处理系统，其中所述休息模式设置至少包括减小增益设置和/或低通滤波器设置。
7.一种方法，包括: 使用一个或多个电极测量佩戴听力仪器的用户的脑电波信号； 分析测得的脑电波信号以检测用户的休息状态 '及 响应于检测到用户的休息状态而将所述听力仪器设定为休息模式设置。
8.根据权利要求7的方法，其中所述脑电波信号使用脑电仪和脑磁图仪之一测量。
9.根据权利要求7的方法，其中所述分析还包括检测用户的α活度。
10.根据权利要求7的方法，还包括: 分析测得的脑电波信号以检测用户的活动状态；及 响应于检测到用户的活动状态而将所述听力仪器设定为活动模式设置。
11.根据权利要求7的方法，其中所述听力仪器响应于用户行动而设定为活动模式设置。
12.根据权利要求7的方法，其中所述休息模式设置至少包括减小增益设置和/或低通滤波器设置。
13.一种听力仪器，包括: 一个或多个脑电仪电极，配置成用于布置在用户头皮上以测量佩戴听力仪器的用户的脑电波信号； 检测单元，配置成基于测得的脑电波信号检测用户的休息状态；及 控制器，配置成响应于检测到用户的休息状态而将所述听力仪器设定为休息模式设置。
14.根据权利要求13的听力仪器，其中所述听力仪器是耳内式听力仪器和耳后式听力仪器之一。
15.根据权利要求13的听力仪器，其中所述休息模式设置至少包括减小增益设置和/或低通滤波器设置。`
【文档编号】H04R25/00GK103873999SQ201310687285
【公开日】2014年6月18日 申请日期:2013年12月14日 优先权日:2012年12月14日
【发明者】T·伦纳, N·H·旁托皮丹 申请人:奥迪康有限公司