用于非辅助、模拟辅助和辅助听觉评价的虚拟电声听力测试法的制作方法

专利名称：用于非辅助、模拟辅助和辅助听觉评价的虚拟电声听力测试法的制作方法
发明
背景技术：
领域本发明涉及听觉评价和听觉辅助拟合。尤其是，本发明涉及用于非辅助、模拟辅助和辅助听觉评价的虚拟电声听力测试法。
现有技术介绍人的听觉系统通过外耳、中耳和内耳以及通过与大脑内的听觉皮质相通的复杂的神经路径，处理来自复杂的三维空间的声音。由各种传导、感觉神经或听觉障碍引起的可以测定的听觉缺损影响很大比例的人口，尤其是老年人。对于这些类型不能进行医学治疗或通过手术加以缓解的听觉缺陷来说，借助助听器来康复是唯一行之有效的选择途径。
在助听器及其组装技术方面，正继续不断地取得进步。当今的耳级助听器，即耳内型(ITE)、耳后型(BTE)、耳道内型(ITC)以及全耳道内型(CIC)助听器，由于其在电子和机械微小型化方面有了改进，其外观造型上很吸引人。然而，更重要的是，可以更常利用先进的助听信号处理方法，例如自适应滤波技术和多频带动态压缩技术。
由于制造商采用独特的信号处理方法连续不断地研制出新的助听器，助听器专业配置人员面临越来越困难的任务，即从供选择的助听器中为患有听觉缺陷的人开出处方，选定合适的助听器。粗略浏览一下可供选择的助听处理方法，就可以看到一系列令人印象深刻的各种范畴的、亚范畴的以及相关组合的助听器，它们令大多数的助听器专业人员相当困惑(参见Mueller，H.G.所著″使用不多的高技术助听器产品今日来源实用指南″，《听觉杂志》，1993年第46卷第3期第13页至27页)。
当今，为助听器的最佳组装开出处方，这在听觉康复方面，仍然是一个难以控制的目标。存在的基本问题是，有许多电气、声学、物理和其他参数影响着助听器的性能。这些参数包括信号处理方法、电子电路调整、助听器的大小、插入深度、通气口的大小、病人的控制装置以及与生活方式相关的因素等，在开处方和组装助听器时，必须考虑这些因素。这些助听器参数不仅复杂而极具相关性，而且因助听器与听觉缺陷患者个人之间形成的独特的相互作用而互有差异和变化。
一般地说，不能采用当今的常规组装仪器和方法，对助听器自然位置上的工作特性作出性能预测。助听器使用者表露出来的不满，其部分原因应归于助听器配方规定的组装程度太差，造成返修率很高，据企业报告，往往超过20％。造成助听器不令人满意的因素I、常规诊断用的听力测试法不精确评估听觉是为助听器开出处方并进行组装的第一步。精确评估个人的听觉功能是十分重要的，这是因为所有助听器处方都取决于一组或多组听觉诊断数据(参见Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》，Singular出版集团公司，1992年，第5章)。
助听器的处方处理涉及到将诊断数据转换成助听器电声目标参数，在选择助听器时需要使用这些参数。传统的听觉评价方法和仪器采用各种空气传导变换器，以使声信号耦合到耳内。常用的变换器包括耳上式耳机，例如TDH-39，TDH-49，DOH-50，以及插入式耳机，例如ER-3A，还有自由场扬声器(参见″听力计规范″，ANSI-S3.6-1989，美国国家标准研究所)。
以采用这些变换器取得的阈值测量值作为基准，对照通过测试一组耳科正常的个人而取得的平均阈值。根据定义，这个平均阈值是指零分贝听觉级，即O dB HL。从该零基准概念出发，耳科正常人的阈值测量值可变化于20分贝或以上。这些变化可归因于以下的因素1.由于使用的变换器类型不同及其对应耳朵放置的位置不同而引起的变化在由Mowrer等人进行的研究中可以发现，在36％的阈值测量值中，有10dB的差异(参见Mowrer，D.E.，Stearns，C.所著″助听器配置人员间的阈值测量的可变性″，《听觉仪器》，第43卷，第4期，1992年)。采用传统变换器取得的测量值的另一主要缺点是，对特定的个人来说，其结果不能与采用另一种变换器取得的测量值互相变换(参见Gauthier，E.A.，Rapisadri，D.A.所著″阈值就是阈值，就是阈值……果真如此吗？″，《听觉仪器》，第43卷，第3期，1992年)。2.由于采用不能代表人耳的耦合器的变换器校准方法而引起的变化尽管最近研制成功的耦合器更与一般人的耳朵的声阻抗特性相配匹，但是这种人造耳的精度仍然不尽一致(参见Katz，J.所著《临床听觉学手册》，第43版，1985年，第126页)。当今的大多数校准方法都依靠于6-CC或2-CC耦合器，众所周知，这些耦合器与真的人耳的声学特性有相当大的差异(参见《听力计规范》，ANSI-S3.6-1989，美国国家标准研究所)。此外，即使能与一般的人造耳取得一致，每个人之间仍然有很大的变化和差异，这是由每个人的耳廓、耳道和耳甲的声学特性不尽相同而造成的，而且在某种程度上，是由每个人的头部和躯干的声学特性不尽相同而造成的(参见Mueller，H.G.，Hawkins，D.S.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》，1992年，第49页至第50页)。在一项研究中，当为25个成年人的50只耳朵的鼓膜进行声压级(SPL)测量时，在6个标准听力频率范围内有高达38分贝的内部主体变化(参见Valente，M.，Potts，L.，Vass，B.所著″真耳声压级的内部主体变化TDH-39/D与ER-3A耳机的对比研究″，正在出版中，《JASA》杂志)。3.常规听力测量方法不能作为自我校准的方法，即使已知变换器的特性由于其活动膜的磨损或损坏会发生变化使用常规主观倾听方法的临床医师简直不能检测到变换器灵敏度的逐渐变化。
尽管在所有病例中，上述因素造成的误差似乎不会累加起来，但是造成实际误差的潜在可能性还是经常存在的。此外，这些误差与整个频率范围并不一致，为此，在配置过程中，不能采用总量调节，轻易地加以补偿。
II.在非辅助和辅助听觉评估中没有考虑现实的倾听条件1.没有考虑双耳的优点许多研究表明了双耳倾听与单耳倾听对比的优点(参见Cherry，E.C.所著″采用单耳与双耳进行语言识别的某些试验″，《JASA》杂志，第25卷，第5期，1953年，第975页至第979页；以及Cherry，E.C.与Tylor，W.K.所著″采用单耳和双耳进行语言识别的进一步试验″，《JASA》杂志，第26卷，1954年，第549页至第554页)。这些研究着眼于由双耳掩蔽级差(BMLD)与双耳可懂度级差(BILD)提供的优点。
BMLD和BILD的早期研究涉及到向处于各种相位关系的单耳或双耳发出信号和噪声。语调检测和语言可懂度表明有多达15分贝的变化，这取决于信号和噪声的相位关系。即使许多研究都提示了考虑双耳的重要意义，然而当今的听觉评估方法，无论是非辅助性的或是辅助性的，主要还是涉及单耳的测试条件，即每次只对单耳进行测试。
2.没有考虑空间化的声音当听力测试信号，例如语言和(或)噪声，通过常用的听力计和有关的变换器发送给耳朵时，由试验主体接受的声音感知，在空间中并不局限于任何一个特定点(参见《听力计规范》，ANSI-S3.6-1989，美国国家标准研究所)。例如，在语言听力测定的评价中，为单耳进行了语言刺激程度的调整，而在对称的单耳中进行了语言噪声级的独立调整。试验主体感知位于头部内的声音，并且其位置仅局限于左方向和右方向。这种类型的信号显示和感知是以颅内进行为准，并不以人通常感知自然声音的方式进行。由Bronkhorst Plomp以及Begault采用耳机局域化技术进行的最近研究扩大了以前的双耳相互作用的优点的研究(参见Bronkhorst，A.W.gn Plomp，R.所著″头部感应的耳内时间差和级差对噪声中语言可懂度的影响″，《美国声学学会杂志》(JASA)，第83卷，第4期，1988年，第1508页至第1516页；Bronkhorst，A.W.与Plomp，R.所著″多个语言样掩蔽体对正常听觉和缺陷听觉中双耳语言识别的影响″，《美国声学学会杂志》(JASA)，第92卷，第6期，1992年，第3132页至第3139页；以及Bagault，D.R.所著″采用空间听觉显示的呼叫信号可懂度的改进″，美国宇航局(NASA)Ames研究中心第104014号技术备忘录，1993年4月)。这些研究成果包括语言感知不仅取决于声音的强度级，而且也取决于语言和噪声之间的空间关系。
3.缺少现实倾听环境中的评价方法在存在竞争性语言和其他背境声音的情况下，语言的可懂度和识别程度就会变得很差。此外，房间，例如它的墙壁和房间内的物体的声学特性，在从属于原始信号源的过滤和筛选过程中，都起着重要的作用。这种滤波效应，对于有听觉缺陷的人来说，尤其具有重要意义，在这些有听觉缺陷的人的听觉功能上，常常表现为有限的频率反应和动态范围。
通过常用的变换器发出来竞争性和背景性声音的现有方法不能体现出典型倾听条件下的声学真实感。通过录音机、激光盘或计算机数字式放音设备播出的录音材料都会受所采用的变换器的滤波效应的影响，还会(或者会)受临床装置的室内声学效果的影响。至今尚无听觉评估方法能够评价或预测个人在特定和现实倾听环境中的听觉性能。
举例说明在非辅助条件下在典型教室中的有听觉缺陷的孩子的听觉性能；以及在同样教室环境中使用特殊助听器，即具有辅助听觉的孩子的听觉性能，无法被评价或预测。这些以及其他听觉经历，现在都被认为是一个生活事实，不能够用临床装置对其进行处理(参见Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》，1992年，第69页)。
III.现有真耳测量(REM)装置和方法的局限性近几年来，开发成功了真耳测量(REM)系统，可以用来评估助听器处于自然位置的性能。REM是由测试用的探针测量装置组成，能够在鼓膜处测量耳朵对自由场刺激，即扬声器所作出的反应。第二个基准耳机一般放置在靠近耳道口的耳道的外面。该基准耳机是用来校准测试用的探针，同样也可以用来调节头部跟随自由场扬声器运动时的刺激等级。
为了进行REM综合评价，首先对在非辅助性，即开启耳道的情况下，对真耳作出的反应进行测量。然后，在自然耳道反应特性的基础上，以及在其他标准的基础上，对助听器的目标特性作出计算(参见Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》1992年，第5章)。当给助听器开出配方、定购以及在其后进行的随访中安装助听器时，将该助听器插入探针管并加以调节，以匹配助听器配方的目标特性。
REM评估以及以REM为基础的配方方法，比之以前的配置方法有了很大的改进。以前的配置方法取决于听力测试数据和助听器用2-CC耦合器规范的组合。尽管REM能够洞察到助听器的自然位置上的性能，然而它却面临了几个根本的问题，叙述如下1.REM测试结果有很大的变化，这取决于扬声器相对于耳朵的位置和方向，特别是在较高频率时更是如此(参见Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》1992年，第72页至第74页)。
2.真耳测量是采用特殊的刺激类型、刺激源，一定的耳距与方向以及特定的室内声学条件下进行的。这种特殊的试验条件不能代表助听器使用者实际碰到的现实倾听环境。事实上，采用常规REM法，对于特定的倾听条件来说，助听器或许能达到最佳化，但在对有听觉缺陷的个人来说或许是更重要的其他条件下，助听器的性能可能会大打折扣。
3.精确的REM要求小心地将测试用的探针放置在个人的耳道内。探针越靠近鼓膜，其结果就越精确，尤其对高频率的测量来说更是如此(参见Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》1992年，第74页至第79页)。
探针的目前放置方法很大程度上取决于进行操作的临床医师的技能以及耳道的特定长度，对于一般成年人来说，其耳道长度约是25毫米。现有的REM方法依赖于对探针尖的视觉观察。在辅助评价过程中，当耳道内放置助听器时，视觉观察就成突出的问题。常规视觉法的唯一例外是由Nicolet公司研制成功的用于Aurora系统中的声反应法(参见Chan，J.，Geisler，C.所著″从耳道内的遥远点估计鼓室声压和耳道长度″，《美国声学学会杂志》(JASA)，第87卷(第3期)，1990年3月，第1237-1247页；以及第4809，708号美国专利“真耳测量的方法和装置”，1989年3月)。然而，Nicolet公司的声反应法要求在将探针放置在耳道内的一定位置以前进行二次校准测量。
4.REM测试结果有很大变化，这取决于靠近耳朵所放置的基准传声器。在频率为6千赫和更高时，误差更为明显(参见Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》1992年，第72-74页)。
5.REM测试仪在环境背景噪声标准听力测试频率范围经常超过50分贝声压级(SPL)的室内采用声场扬声器。这要求刺激级达到60分贝或更高，以产生具有足够的信噪比的测量值。如果要求在低级声刺激的条件下，对助听器的性能进行品质鉴定，则会有问题产生。
IV.使诊断、配方和真耳测量值相关联所存在的问题影响助听器组装结果的一个重要因素是如何足以使诊断数据与有听觉缺陷的个人的组装要求相关联。诊断测量值一般采用变换器取得的dBHL表示，变换器则在6-CC耦合器中经过校准。助听器的规范和性能测定采用2-CC耦合器，但该种耦合器并不代表真耳。组装涉及到使用几个配方中的某个配方，众所周知，对标准听力测试频率范围内的同样诊断数据来说，结果往往有很大变化，可高达15分贝(参见Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探针传声器测量助听器选择和评估》1992年，第107页)。这些组装配方包含了以统计为基础的转换因数，这些转换因数可以简化助听器要求与特定听觉缺陷之间的相关性。然而，众所周知，就客观测定的个别转换因数而言，平均的转换因数往往有很大的变化。
现已提出了几种方法和草案，可以减少与测量误差和与数据相关性有关的误差(参见Sandberg，R.，McSpaden，J.，Allen，D.所著“真耳装置的真实测量”，《听觉仪器》杂志，第42卷，第3期，1991年，第17-18页)。然而，许多草案尚未被人们广泛接受，其原因是一般的听力测试法和真耳测量装置有局限性，此外，还归因于其他因素，这些因素往往与临床装置所提议的草案的效率相关。
对许多听觉有缺陷且又不能用医学方法或其他方法进行治疗的人来说，通过使用助听器，使听觉康复，这是唯一行之有效的选择。在配用助听器以前，第一步需要进行全面的听力测试评价。纯音和一次或多次语言感知测试一般都涉及到一组基本的听力测试。也可以进行超阈值测定，以绘制听觉动态范围断面图，此外，还需在阈值听力图试验中取得频率反应断面图。在进行听力测试评价以后，就可以为助听器开配方，进行挑选，订购，然后在从制造商那里拿到助听器之后进行验收或在门诊所进行装配，此后，就可以试用并加以调整。助听器的电声参数组合或确定，一般涉及到客观测量值的汇总，以达到预期的目标特性，这些目标特性是建立在许多配方之一的基础上，也建立在主观测试的基础上，主观测试则建立在个人对各种响度级的语言和其他声音作出主观反应的基础上。
采用头戴式耳机、插件或声场扬声器的常用听力测试方法依赖于将声能传输给个人的耳朵，其传输方式并不能代表现实倾听条件下的声音传播。常用的听力计将各种音、语言和噪声刺激信号分别地发送给每只耳朵，因此不能体现个人的双耳集中优势，也不能评估三维立体声环境中的听觉功能。
常用听力测试法的另一个主要缺点是，就绝对的物理术语，例如dB SPL(分贝声压级)而论，这些方法不能精确地和客观地评估个人的听觉功能，这是就耳道内非辅助评价结果与助听器要求之间的相关性。由Ensoniq研制的探针-传声器-校准-组装系统是一个例外，该系统只注重于测试精度(参见Gauthier.E.A.，Rapisadri，D.A.所著“阈值就是阈值，就是阈值……果真如此吗？”，《听觉仪器》第43卷，第3期1992年)。
此外，常用的听力测试仪器和方法不能模拟一个或多个配方的助听器的电声性能，也不能评估与个人的独特倾听要求相关的现实声学条件下的模拟功能。
在70年代和80年代得到某种程度流行的主助听器概念涉及到一种仪器，该种仪器为助听器使用者创造了一种模拟助听器(参见″测量仪表选择/主助听器评述″，《听觉仪器》，第39卷，第3期，1988年)。Veroba等人(参见第4759070号美国专利“病人控制的主助听器”，1988年，7月19日)介绍了一种病人控制的助听器模件，该助听器模件可插入耳道内并可与测试模件连接，该测试模件则可为个人提供多个信号处理选择，例如模拟电路块。助听器的特性是由优胜劣汰法确定的，而有听觉缺陷的人则收听真实的语音，这些语音是通过一组扬声器从录音机的走带机构中播放出来的，扬声器则布置在有听觉缺陷的人的头部周围。该系统的组装过程依据于有听觉缺陷的人所作出的主观反应，有听觉缺陷的人必须连续地决定一个可以选择的信号处理方案，并假定最后能达到一个最佳的组装结果。
借助Veroba系统的组装过程，在商业上称作“可编程序听力测试比较器”，基本上是一种过时的产品，对于选择和组装助听器来说，并不涉及任何客观的测量或计算。事实上，整个组装过程是建立在有听觉缺陷的人的主观反应的基础上。显然，大多数有听觉缺陷的人本身不能以及时而有效的方式搞清楚助听器在各种倾听环境下的各种复杂而相关的电声参数的频谱。Veroba系统的严重局限性在于它不能教导如何客观地评估模拟助听器的性能，它也不能教导辅助性能是如何与个人的非辅助反应发生关系的，个人的非辅助反应则是在听力测试评价过程中早已确定的。
Veroba系统一个主要不切实际的主张是，通过录音机的走带机构以及布置在有听觉缺陷的人的头部周围的扬声器模拟现实的声学环境。然而，录下来的声信号经过重放以后会进一步发出声，这是因扬声器的特性，扬声器相对于耳朵/头部的位置以及房间的声学特性，即墙壁的反射和声吸收等引起的。如果不考虑到录音机走带机构和个人耳朵传输通道内的特定声改变装置等一切因素，用Veroba系统或其他任何类似系统是无法达到现实的倾听条件的。此外，Veroba系统不能从其记录形态，例如计录有特定声学边界条件的三维立体声空间内的某个特定位置所发出之声源，以操纵声学条件。
另一种助听器模拟器，即由Breakthrough公司研制的ITS助听器模拟器能够进行数码录音的计算机数码声放音，数码录音则是从各种助听器的输出获得的(参见″ITS助听器模拟器″，《产品手册》，Breakthrough公司，1993年)。每个录音段代表一个特定的声输入、倾听环境、助听模型以及助听电声组合。录音段要求有以硬盘或以诸如光盘只读存贮器这类记忆存贮器的其他已知形式体现的记忆空间。这种以数码记录为基础的处理方法，在考虑所有可能的组合时，往往使有听觉缺陷的人不能任意选择助听器、助听器组装方式以及输入刺激信号。此外，采用建议的助听器模拟器不能模拟助听器通气口大小的效应以及有关的吸收效应、插入深度和个人的外耳等，这是因为这种助听器模拟器依靠常用的变换器，即头戴式耳机和插入式耳机。
出于同样的原因，许多其他市场上买得到的主助听器系统也不能在现实的收听环境中精确地模拟一种助听器。此外，这些系统并不包括为评价模拟辅助与非辅助对比状态用的客观测定方法。出于这些原因和其他原因，实际上当今所有已配置好的助听器都不是采用主助听器或助听模拟器仪器组装起来的。
采用新技术的REM装置允许进行耳道内声学反应测量。声学刺激信号一般是由REM装置本身产生的，并通过扬声器传送，扬声器一般位于0°方位角，或者采用2个位于45°方位角的扬声器，其对应于头部的横平面。反应测量，即自由场对真耳的传送功能，基本上是一维的，这是因为这些测量在特定的扬声器与耳朵的对应关系中只为每只耳朵起着单一传送功能的作用，因此不能绘制真耳反应的多维断面图。常用的REM装置和方法的另一个缺点是缺少真实语言刺激信号的表达，这是因为大多数REM装置只能提供纯音、纯音扫描、语言噪声和其他语言的刺激信号。这些刺激信号不能提示对特定语言段所作出的反应，而在非辅助和辅助条件下，恰恰是这些特定的语言段对有听觉缺陷的人来说，可能是很重要的。
涉及电声助听测量的最近发展包括在更现实的条件下测试助听器。在一种推荐的测试方案中采用了以真实语言信号取代纯音和语言样的噪声信号；还采用了表示时态，即时间的频谱图，对以dB SPL(分贝声压级)表示的声能与频率之间的关系作了分析，对助听器输入与输出之间的关系也作了对比(参见Jamieson，D.所著″以消费者为基础的电声助听器测量″，《JSLPA》，杂志增刊1，1993年1月)。所建议的方案的局限性包括有限的声学真实性，这是由通过扬声器将声音传送到处在封闭的室内的助听器的特定声音传送法所造成的；以及频谱图的有限价值，因为该频谱图并不直接表示频谱图与听力和响度不舒适性之间的关系。
最近的其他发展还涉及通过头戴式耳机变换器的三维立体声表示法(参见Wightman，F.L.Kistler，D.J.所著″头戴式耳机模拟自由场倾听，第1部分刺激合成″，《JASA》杂志，第85卷，第2期，1989年，第858-867页；以及Wightman，F.L.，Kistler，D.J.所著″头戴式耳机模拟自由场倾听，第2部分心理物理学的证实″，《JASA》杂志，第85卷，第2期，1989年，第858-867页)。这些三维效果是通过头戴式耳机或扬声器重建对自由场信号作出耳道内声学反应而取得的(参见第4118599号美国专利″立体声再生系统″，1978年10月3日；第4219696号美国专利″声像局域化控制系统″，1980年8月26日；第5173944号美国专利″头部相关传送功能的假立体声音响″，1992年12月22日；第4139728号美国专利″信号处理电路″，1979年2月13日；以及第4774515号美国专利″高度指示器″，1988年9月27日)。这涉及数字式过滤的头部相关传送功能(HRTF)为基础的源信号。HRTF本质上是三维空间中的真耳非辅助反应(REUR)，是一种频率依赖振幅和时延测量值，这种测量值是由头部阴影、耳廓、耳甲和耳道所造成的结果。HRTF可采用头戴式耳机使局域化的声音达到外延化。采用HRTF处理的源信号，可以根据信号处理参数的控制，为收听人提供自由场倾听经验。
目前在三维立体声的研究和开发方面所作的努力，主要集中在商用音乐录音和放音的提高和增强以及人-机界面的提高和增强(参见Bagault，D.R.所著″采用空间听觉显示的呼叫信号可懂度的改进″，美国宇航局(NASA)Ames研究中心第104014号技术备忘录，1993年4月；以及Begault，D.，Wenzel，E.所著“头戴式耳机的语言局域化”，《人类因素》杂志，第25卷(第2期)，第361-376页，1993年)，此外还致力于虚拟现实系统的研究和开发业务(参见《个人兼容电脑的Beachtron三维立体声》，参考手册，CrystalRiver工程公司修订部，1993年11月)。由于非个人化的HRTF装置已被作为典型使用，因此这些三维立体声系统的目标仅局限于在近似虚拟的声学环境中模拟情景感受。
在非辅助、模拟辅助和辅助条件下，对听觉进行客观的耳道内评估，三维立体声的运用无疑起着重大而极有益的作用，它已从已知的听力测试技术中脱颖而出。
发明摘要本发明提供了一种虚拟电声听力计(VEA)，该听力计是一种在非辅助、模拟辅助和辅助条件下用于评估人的听觉功能的系统。一对内耳道假体(ICP)被放置在人的两个耳道内，用以传送声刺激信号。部分地插入ICP中的一种探针测量系统，在整个听觉评价期间，一直测量鼓膜附近的耳道内反应状况，从而提供一个共同的基准点，用以在非辅助、模拟辅助和辅助评价条件下对各个反应作出相关性研究。此外，还提出了一种根据这种听觉评估结果所限定的独特模数助听器，其包括高度结构化的电声和电信号处理元件。
进行非辅助性评价时，该系统可进行听力测试，例如纯音阈值、非舒适性响度级(UCL)、语言接收阈值以及语言识别等的测试。这些周围听觉测试以及其他中央听觉处理(CAP)测试可对人对声刺激信号所作出反应的听觉功能作出评价，该声刺激信号是在鼓膜附近测定的，以绝对声压级(SPL)表示，其不同于以相对听觉级(HL)表示的常规刺激信号。
VEA的另一个显著特点是，能够合成或创造表示在三维空间的真实倾听环境中所接收信号的声信号。这是通过综合室内声学、大气吸收、扩散损耗、耳内延迟和外耳频谱形成等的各种滤波效应以及其他人体效应而取得的。例如，一种代表教室内教师发话人的收听条件是以数码方式合成并通过声学方式经过内耳道假体(ICP)传送给孩子，以评估他/她在教室环境中的非辅助和辅助倾听能力。除了空间化主语言信号，即教师以外，代表学校儿童噪声的空间化竞争信号是经过选择后发送的，以进一步评估在存在背景噪声的情况下孩子的语言识别能力。
非辅助评价方法涉及有收听经验的两耳，这类似于人正常收听声音的方式，根据每只耳朵和各种虚拟声源之间的关系，每只耳朵接收一部分声能。对比之下，常规听力测试方法是个别地将耳道内声刺激信号发送给每只耳朵，例如，将语言发送给一只耳朵，将竞争噪声发送给另一只耳朵。
VEA系统的模拟辅助评估是通过将预期的助听器的电声性能并入声信号的非辅助数字合成而完成的。模拟助听器的电声参数包括传声器和接收器的传送功能以及放大器和滤波器的特性。
特定的或通用化的声学模型是以数字方式呈现于模拟助听过程的输入端。特定的声学模型代表了倾听环境，这种倾听环境对于进行评价的个人来说是很重要的，并且可由进行操作的临床医师来进行选择和操纵，例如，教师发话人声源模型就是一个实例，其置于教室环境模型中，具有特定的声源-耳朵关系。处于这种特定环境中的一个典型目标是，通过使模拟助听器的电声特性达到最佳化而最大限度地实现语言的可懂度。通用化的听觉条件代表了与规范化的反应数据有关系的倾听环境。听觉学单字表，例如W-22就是通用化模型的一个实例，其具有特定的空间化背景噪声。测试得分是与贮存在该系统的贮存器中的通用模型规范化数据进行比较的。
此外，VEA系统还能模拟由于个别耳朵的独特效应而不能被数字合成法所模拟的其他助听器效应。这些助听器效应包括吸收效应、通气口大小效应以及振荡反馈电势效应。吸收效应是一种现象，这种现象是在耳道塞用助听器时，由个人的口声感知特性发生变化而形成的。
此外，VEA系统提供了一种在三维空间中测量各种个别化声传送功能的方法，在各种合成过程中，这些个别化声传送功能都被集合在一起，以便为个人创造虚拟声学条件。
附图简要说明

图1是示意方框图，表示VEA系统的主要组成部分，其中包括插在个人耳道内的双ICP假体；探针传声器系统；以及计算机系统，其中包括根据本发明的数字声合成器模件、数字听力计模件以及虚拟声学空间测量模件；图2是根据本发明的数字声合成器模件的示意方框图；图3是根据本发明的数字听力计模件的示意方框图；图4是根据本发明的虚拟声学空间测量模件的示意方框图；图5是根据本发明的虚拟声学空间测量系统的示意方框图；图6是可调节椅子的透视图，在进行虚拟声学空间测试时，该椅子是用来为病人的头部定位；图7是表示根据本发明扬声器在虚拟声学空间测量系统中的安排的示意图，其中包括横向平面扬声器和前后向平面扬声器；图8是表示根据本发明在离传送功能i3点处的传送功能内推法实例的示意图，是在二维横向平面上的m1点和m2点处测得的；图9是表示根据本发明为非辅助听觉评价条件实现现实收听情景的实例示意图，特别是表示教师发话人和儿童受话人的情景，其中包括通向儿童受话人的右耳和左耳的直射声学路径PR1和PL1以及早期反射路径PR2和PL2；图10是表示根据本发明为非辅助听觉评价条件实现现实倾听情景的实例示意方框图，特别是表示进行非辅助评价时体现教师发话人和儿童受话人情景的过程再现；图11是表示根据本发明代表适合浅耳道放置用的内耳道假体-耳内型(ICP-ITE)助听器的内耳道假体(ICP)局部剖视图；图12是表示根据本发明代表适合深耳道放置用的内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)助听器的内耳道假体(ICP)局部剖视图；图13是表示根据本发明的内耳道假体(ICP)面板端的透视图，其中包括面板探针管的支架和探针管的放置位置；
图14是表示根据本发明的对应于两部分内耳道假体(ICP)结构的内耳道假体(ICP)芯模件的局部剖面侧视图；图15是表示根据本发明的可调节通气插头以及对应于内耳道假体-耳内型(ICP-ITE)结构的内耳道-耳内型(ICP-ITE)套管的局部剖面侧视图；图16是表示根据本发明的对应于两部分内耳道假体(ICP)结构的内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)套管的局部剖面侧视图；图17是表示根据本发明的完整两部分内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)组件的局部剖面侧视图；图18是表示根据本发明的一个具有一可编程序通气口的内耳道假体(ICP)的局部剖面侧视图；图19是表示根据本发明的对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括借助磁性吸引法达到直射声学耦合的局部剖面侧视图；图20是表示根据本发明的对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括借助声学耦合器法达到直射声学耦合的局部剖面侧视图；图21是表示根据本发明的对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括一程序化的和声学耦合接口的局部剖面侧视图；图22是表示根据本发明的借助一声学耦合器尖对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合的局部剖面侧视图；图23是表示根据本发明的电虚拟电声听力计系统提供的组装过程实例的示意方框图；图24是表示根据本发明的基准测量模件的图解计算机产生的显示图；图25是表示根据本发明的非辅助评价模件的图解计算机产生的显示图；图26是表示根据本发明的预计辅助模件的图解计算机产生的显示图；图27是表示根据本发明的模拟辅助评价模件的图解计算机产生的显示图；图28是表示根据本发明的辅助评价模件的图解计算机产生的显示图；图29是根据本发明的线标绘图，表示为个人与5千赫和15千赫音进行测试时所测得的声压级(SPL)变化与探针尖离开鼓膜距离之间的对比关系；图30是根据本发明的条标绘图，表示探针从鼓膜前进至6毫米时为5千赫和15千赫音测得的声压级(SPL)；图31是根据本发明的条标绘图，表示探针从鼓膜前进至5毫米时为5千赫和15千赫音测得的声压级(SPL)；
图32是根据本发明的条标绘图，表示探针从鼓膜前进至4毫米时为5千赫和15千赫音测得的声压级(SPL)；图33是表示根据本发明的为右耳采用预计辅助评价的教师发话人/儿童受话人情景的实例示意方框图；图34是表示根据本发明的为右耳采用模拟辅助评价的教师发话人/儿童受话人情景的实例示意方框图；图35是表示根据本发明的带有定向传声器的模拟助听器的示意方框图；图36是表示根据本发明的为辅助听觉评价条件实现现实倾听情景的实例示意方框图；图37是表示模拟助听器的振荡反馈预测和模拟的实例示意方框图。
本发明的详细说明在此，为了方便说明，将始终如一地遵循下述定义窗口是指一种显示在计算机屏幕上的图示区域，该区域集中显现了控制状况、标的物、输入现场状况和图表曲线等，它们均按照逻辑功能的方式共同组合在一起。
图像化是指一种作为一个图像来显示的活动窗口。它的显示可以失效，但也可以通过使计算机屏幕上的图像配对，使之吻合而生效。
在此说明的虚拟电声听力计(VEA)是一种整机式的仪器，是在非辅助、模拟辅助和辅助条件下用来评估听觉。此外，VEA在整个评估和组装过程中，利用现实声学刺激信号和耳道内反应测量值的数字综合结果，为助听器的组装和分析，提供了一些新的方法。
图1表示VEA系统15最佳实施例的主要组成部分。一对内耳道假体(ICP)22插在个人的耳道内，用以传送声刺激信号25，其传送方式类似于助听器的传送方式。每个ICP包含一个接收器，即扬声器，用以发送声信号至鼓膜26。此外，ICP也包含一个探针管24，用以测定声反应，该声反应是接收器引发的声刺激信号和个人的耳道特性之间的独特的相互作用产生的结果。探针传声器系统由探针管24和探针传声器23组成，它能测定来自耳道21的声信号，并能提供表示声信号的电信号。备有反应键盘27，在进行各种听觉评价测试期间，可用以记录来自测试主体20的反应。
每个ICP接收器22是通过电气方式连接于数字听力计模件19，该模件备有接口，可连接至各种听力测试变换器，其中包括ICP接收器22和探针测量系统23。数字听力计模件通过各种模件间的多芯导线，与数字声频合成器模件18和虚拟声学空间测量模件14相连接。虚拟声学空间测量模件包括一输出端16，用以连接几个测试用的扬声器。这些模件可以附在或包含在标准型个人计算机(PC)11内，该标准型个人计算机也包含标准的计算机附件，例如记忆储存器17、显示监视器10、键盘12和鼠标13。记忆储存器统一称为系统储存器17。
数字声频合成器模件、数字听力计模件和虚拟声学空间测量模件的方框图示于图2、图3和图4中。模件是通过个人计算机的“工业标准结构”(ISA)母线接口34和ISA母线39，与个人计算机系统相连接(参见图2所示的实例)。表示声源的数字数据是通过母线接口34，从系统储存器中检索出来的，并由数字声频合成器模件18内的数字信号处理器33进行数字处理。然后，经过数字处理的数据采用数字-模拟转换器35转变成模拟形式，该转换器以44.1千赫的典型转换率进行工作，或者以另一种转换率进行工作，这取决于所要求的预期信号带宽。
数字声频合成器模件也可以通过其输入连接器31，从诸如磁带录音机和CD机(未示出)放出的外部声源中接收表示声信号的模拟信号。然后，被接收的模拟信号借助模拟-数字转换器32转变成数字信号，再由数字信号处理器33进行信号处理。
多个数字声频合成器模件(未示出)可以用来提高系统的数字信号处理能力。对于平行实时双耳信号合成来说，这是特别有用的。多个数字声频合成器模件是通过将一个数字声频合成器模件的输出38连接到另一个数字声频合成器模件的辅助输入30或输入31而级联成功。内部信号和辅助信号在输出以前在模件内的累加节点36处组合在一起。在本发明的最佳实施例中，使用了两个数字声频合成器模件。每个模件采用Motorola DSP56001型数字信号处理器，该处理器定位于40兆赫。
来自数字声频合成器模件18的模拟输出38通过连接器42通向数字听力计模件19的混频器45(参见图3)。在数字听力计模件处收到的模拟声信号通过混频器电路45进行混频处理，然后通过声频放大器电路46进行放大处理，再进行阻抗匹配，最后通过听力测试变换器接口电路49通向各种听力测试变换器。输向听力测试变换器的输出包括ICPs50(上面已讨论过，下面将进一步详述)、骨振动器51(未示出)、头戴式耳机52(未示出)以及将声音传送给个人的耳朵的其他常用方法。
来自声频放大器46的经过放大的信号也被送到声频合成器模件输入31，该输入来自声频缓冲器电路47的输出连接线48。混频器电路45也包括用以接收来自ICP传声器55的声信号的连接线、进行操作的临床医师传声器56(未示出)以及病人传声器57(未示出)，它们都通过传声器放大器58。
在输入连接器53处收到的外部沿线电平信号也通过放大器54进行放大，然后被送到混频器电路45。使用了一个反应键盘接口电路60，以便使该系统通过连接器60接通到反应键盘，以记录在各种听力测试评价过程中个人对声刺激所作出的反应。连接于数字听力计模件的进行操作的临床医师传声器可允许进行操作的临床医师通过成对的ICP与病人保持通信联系。病人传声器允许病人在进行某些听力测试时向进行操作的临床医师回应，这些听力测试要求病人作出口头反应。病人传声器也用于吸收效应测试，下面将作更详细的说明。
数字听力计模件还包括一根PC-BUS连接线43以及PC-BUS接口电路44，它们将数字听力计模件连接于VEA系统，以便在整个系统的水平上协调模件的工作。
此外，VEA系统也包括一个虚拟声学空间测量系统(参见图5)，该测量系统是用来评价个人的声学传送功能集合。虚拟声学空间测量系统模件14的方框图示于图4。该虚拟声学空间测量系统模件通过一组输入连接器64接收来自数字声频合成器模件输出连接器38的代表各种声信号的电信号。输入信号电平的调节和路由是通过混频器电路65、声频放大器电路66以及扬声器路由和接口电路71来完成的。虚拟声学空间测量模件的输出由那里耦合到扬声器列阵16中的各个测试用的扬声器。
虚拟声学空间测量模件也包括一条PC-BUS连接线68以及PC-BUS接口电路67，它们将虚拟声学空间测量模件连接于VEA系统，以便在整个系统的水平上协调模件的工作。这种协调工作包括处理信息，这些信息是通过连接器70和定位传感器接口电路69从病人头部定位传感器获得的，能表示连接于该模件的病人头部位置。
最好使用一种可调节的椅子78，以确保测试空间内的正常耳朵定位，正如图6所示。纵向调节杆79可调节坐在椅子上的个人的竖直位置。背后调节钮81可调节椅背80。头托82是可以调节的，能够支撑坐在椅子上的个人的头部。耳朵位置基准臂84通过将一组耳道孔指示器83指向个人的耳道孔而提供一个目标基准。耳朵位置基准臂84最好能通过一个基准臂纵向调节钮85从耳朵区域移开，以最大限度地减少在进行传送功能测试时将声音反射到耳朵区域内。
也可使用一种红外跟踪方法(未示出)，以使头部对应于扬声器列阵16而定位，并保持在适当的位置上(参见图5；图7中的89-94)。反射光的目标物体(未示出)恰好放在个人的耳垂下，可以用来反射从红外入射光反射器发出的红外光。耳朵的适当位置可借助反射光指明，反射光则可由定位传感器接口69检测到(参见图4)。
虚拟声学空间测量系统能产生各种传递函数集，在听觉评价过程中，可以利用这些传递函数。通常，一个线性系统的传递函数规定了一个复变函数H(jw)，其具有振幅和相位特性，而这些特性又取决于频率(w)。一旦传递函数H(jw)被确定了，则系统对任意输入信号作出的反应就能被预测或合成。
虚拟声学空间测量系统的传递函数集是从一组声源中获取的，例如位于三维空间中的扬声器。最佳的扬声器装置是一种由6个扬声器89-94组成的列阵，它们离病人的头部基准点88等距离(d)布置，正如图5和图7所示。头部基准点88被定义为将连接耳道21孔的中心的线二等分的点。
4个扬声器，即#1(89)、#2(90)、#3(91)和#4(92)扬声器被安排在包含头部基准点88的横向平面95上。扬声器1至4被分别安置在方位角0°，45°，315°和270°，正如图7(A)所示。3个扬声器，即1#(89)、5#(93)和#6(94)被安置在包含头部基准点88的前后向平面96上。扬声器#1、#5和#6分别位于仰角0°，45°和-45°，正如图7(B)所示。
适合如图7所示的6个扬声器排列的传递函数集可允许有6对(即左耳朵和右耳朵测量值)正向测量值，其中头部是面向扬声器#1。最好能取另外6对反向测量值，其中头部是反方向面对扬声器#1(未示出)。相应地，完全的传递函数集是由12对测量值组成的，它们代表半径为(d)的球面内的有限点。在这12对测量值中，8对测量值是处在横向平面上，6对测量值是处在前后向的平面上。2对测量值共同处在两个平面上。成对的测量值不仅包含了对应于每只耳朵的个别传递函数，而且也包含了对应于每只扬声器的耳内相位关系。
以一对探针放置在非堵塞的耳道内的鼓膜附近而取得的传递函数测量值集，这里是指非辅助传递函数Hua(Pn，jw)，其中Pn是由极座标d，θ和α所限定的扬声器n的位置，其中d是扬声器和头部基准点之间的距离，正如图7(A)所示；θ是对应于横向平面的声入射方位角，正如图7(A)所示；α是对应于前后向平面的仰角，正如图7(B)所示。Hua(Pn，jw)表示声传递函数，这是考虑到各种声学因素时，声音从扬声器#n传播到鼓膜所造成的结果，声学因素则包括大气传播损耗，由头部、躯干、颈部、耳廓、耳甲、耳道、鼓膜和中耳阻抗引起的效应。
也可采用将一个探针管放置在ICP的面板上进行传递函数测量。这些测量值，这里是指Hfp(Pn，jw)，其表示从扬声器#n到ICP面板(fp)的传递函数(在下面将作更详细的讨论)，其所在位置表示传声器在模拟助听器面板上的位置。
一般地说，在坐标d，θ和α的空间中的任意点Pd，θ，α处的传递函数H[P(d，θ，α)，jw]可从测得的传递函数集中进行内推，正如图8所示。例如，众所周知，从声源发出的声压在正常的大气条件下是与距离成反比的。此外，空间中的某点的传递函数可通过两个测得的最近传递函数的加权平均而得到近似。图8所示是一个在点i3的横向平面上从传递函数H(i1，jw)和H(i2，jw)经过内推而得到的近似传递H(i3，jw)，而传递函数H(i1，jw)和H(i2，jw)也是从用扬声器#1(89)和#2(90)测得的传递函数H(m1，jw)和H(m2，jw)经过内推而得到的。
这样H(i3，jw)＝[H(m1，jw)+H(m2，jw)]/[2*Lat(jw)][1]式中，Lat(jw)是由声音在大气中的吸收和扩散所形成的大气损耗传递函数。同样，内推法可以用来从测得的最近传递函数的加权平均中逼近三维空间中任意点处的任何传递函数。如果采用额外的扬声器和(或)利用扬声器头部的定向性进行额外的测量，那么还可以提高内推函数的精确性。本发明的最佳实施例考虑到扬声器的数目，采用了一个实际可行的折衷方案，例如，在这里介绍的本发明的实施例中采用6个扬声器，另外还考虑到不同的定向性，例如，采用2个定向，即一个正向和一个反向。此外，如果能从大量个人的传递函数测量值中获得的统计数据中作出决定，那么对于传递函数内推法来说，非线性加权就可以得到更近似。
由VEA系统测得的其他传递函数还包括(1)Hicp-rec(jw)传递函数，其表示从ICP接收器至内耳道的电声传递函数，由探针测定，此时ICP位于个人的耳道内；(2)Hicp-mic(jw)传递函数，其表示从ICP接收器至进行助听器评价时所用助听器的电声传递函数；以及(3)Hicp-fb(jw)传递函数，其表示从ICP面板处测定的ICP接收器获得的声泄漏，即声反馈。
在各种组合中都采用了传递函数Hua(Pn，jw)，Hfp(Pn，jw)，Hicp-rec(jw)，Hicp-mic(jw)以及Hicp-fb(jw)，以便以数字方式合成声信号，它们分别表示非辅助、模拟辅助或辅助倾听条件，且具有现实性，这种现实性采用常用的评价方法和组装方法是不可能实现的。
例如，在图9中，教师发话人101和儿童受话人102的声学环境创造如下对于儿童受话人的右耳和左耳来说，直射声学路径PR1和PL1，以及反射路径PR2和PL2是由以前从儿童测得的传递函数经过内推而得到的传递函数来表示的。
图9的现实声学环境如图10所示，在图10中，表示教师发话人的语言的数字声频案卷107是从系统储存器106中检索出来的，并由数字信号处理器114经过数字处理。数字信号处理器完成信号处理Hua(PR1，jw)108，Hua(PL1，jw)110，Hua(PR2，jw)109以及Hua(PL2，jw)111，它们分别代表路径PR1，PL1，PR2以及PL2。对于右侧和左侧ICP接收器119/120来说，右耳和左耳路径处理是分别在累加节点112和113处进行累加，然后又用逆传递函数1/Hicp-rec-Rt(jw)(116)和1/Hicp-rec-Lt(jw)(104)作进一步的处理。
有了逆传递函数，就可以取消传递声音时出现在ICP接收器和耳道剩余音量之间的声传递函数。经过处理的右侧信号和左侧信号然后就通过数字-模拟转换器115转变成模拟信号，接着通过听力测试接口电路117通向右侧ICP和左侧ICP。将声频图像投射给处于三维空间中某个特定点的收听人，例如将教师发话人的语言发送给儿童受话人的这种处理过程被称之为空间化。
令一方法是利用通过进行操作的临床医师的传声器以进行操作的临床医师所发的活语频信号，取代数字音频数据。达到空间化，这些活语频信号可以传送给戴有一对ICP(内耳道假体)的收听人。空间化声源的虚拟位置和音量是由本发明的虚拟听力计系统来控制的，下面将作更详细的解释。
线性非时变系统的传递函数测量值，例如传递函数Hua(Pn，jw)，Hfp(Pn，jw)，Hicp-rec(jw)，Hicp-mic(jw)以及Hicp-fb(jw)都典型地使用离散或扫掠纯音声刺激信号。其他刺激信号包括语频噪声、白色噪声和其他语言样噪声信号。也使用了伪随机噪声序列和其他信号，以减少为计算传递函数所需的时间。计算方法包括“快速傅里叶变换法”(FFT)、“最长序列法”(MSL)以及“延时频谱测定法”(TDS)(参见Rife，D.，Vanderkooy，J.所著“具有最长序列的传递函数测量”，《声频工程学会杂志》，第37卷，第6期，1989年6月，第418-442页)。MSL和TDS测量的优点包括减少室内反射效应对传递函数造成的影响。本发明所用的已测定传递函数的一个重要分量是直射路径传递函数。
在本发明的最佳实施例中，当VEA系统第一次装用在它的临床装置中时，VEA系统的探针传声器是在头部基准点处加以校准的。储存在系统存储器中的这些校准数据事后在进行传递函数测量时被利用了，以校正所使用的每只探针传声器的独特的频率反应特性以及室内声学的独特特性。图11是表示代表适合浅耳道放置用的内耳道假体-耳内型(ICP-ITE)助听器的内耳道假体(ICP)的局部剖视图；图12是表示代表深耳道放置用的内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)助听器的内耳道假体(ICP)的局部剖视图；图13是表示内耳道假体(ICP)面板端的透视图，其中包括面板探针管的支架和探针管的放置位置；图14是表示对应于两部分内耳道假体(ICP)结构的内耳道假体(ICP)芯模件的局部剖面侧视图；图15是表示用于内耳道假体-耳内型(ICP-ITE)助听器的可调节通气插头的局部剖面侧视图；图16是表示用于两部分内耳道假体(ICP)结构的内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)套管的局部剖面侧视图；图17是表示完整两部分内耳道假体-耳道内型(ICP-ITC)组件的局部剖面侧视图；图18是表示具有一可编程序通气口的内耳道假体(ICP)的局部剖面侧视图；图19是表示对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括借助磁性吸引法达到直射声学耦合的局部剖面侧视图；图20是表示对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合，其中包括借助声学耦合器法达到直射声学耦合的局部剖面侧视图；图21是表示对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括一程序和声学耦合接口的局部剖面侧视图；图22是表示借助一声学耦合器尖对应于内耳道假体(ICP)的助听器和直射声学耦合的局部剖面侧视图，以上均根据本发明。
在以上的各图中，那些与本发明的各种实施例所共同的元件都有一个共同的标号。例如，图11和图12的内耳道假体(ICP)都有一个接收器136，而图11实施例中的壳体129是不同于图12实施例的壳体152的。
图11至图22所示的内耳道假体(ICP)主要是由接收器136、接收器端口199、插在探针管道134内的探针管133、插在通气道130内的通气插头128、探针传声器131、面板122以及用挠性材料，例如用丙稀做的壳体。内耳道假体(ICP)的设计一般能再现所需类型的助听器的物理和电声特性，但信号处理和产生是例外，它们是由计算机化虚拟电声听力计系统的声频合成器控制板来进行操作。图11和图12表示耳内型(ITE)和耳道内型(ITC)内耳道假体(ICP)，它们分别代表浅耳道和深耳道放置用的助听器。
本发明最佳实施例所用的接收器136选用伊利诺斯州伊塔斯卡市Knowles公司制造的接收器，这是考虑到它的声学特性，其与商用助听器所用接收器的声学特性相类似，同样，也是因为考虑到它非常低的噪声输出特性。来自模拟助听器接收器的ICP接收器变量是储存在VEA系统的存储器中，以作为一个校正传递函数，可在各种模拟处理过程中使用。探针管133，最好是用硅橡胶材料制造，且其直径约为1毫米，它是插在ICP的探针管道134内，正如图11至图22所示。
最好留有通气道130，以达到ICP-ITC型的压力平衡，该型具有深耳道插入深度(参见图12和图17)，也可以容纳通气插头，以适应ICP-ITE型，该型则具有浅耳道插入深度(参见图11和图15)。在ICP-ITE型中，通气道可允许将各种通气插头插入通气道，以取得所要求的自然位置的声学特性。例如，一个直径相当大的通气插头可以用来减小吸附效应，这种效应是因为提高个人本身的话频感知量而造成的。另方面，较小直径的通气插头可以用来消除来自接收器的通过通气插头的声泄漏。微型连接器插座138和连接器插头123通过电气方式借助所附的连接器多芯导线125将ICP连接到VEA系统。
VEA系统与探针传声器系统一起可以允许进行吸附效应与ICP和通气类型之间关系的测定，下面将作进一步解释。ICP也包含两个探针管支架124和一个用于安置探针管的安置柄126，正如图11、图12和图17所示。图13表示面板122的更详细的图解，其中包括面板管支架124。在该图中，还示出了ICP/ITC套管156以及助听器传声器的位置132。当测定声泄漏反馈和面板传递函数时，需使用这种结构。
ICP壳体(参见图11的标号129以及图12的标号152)最好是用具有声缓冲效应的柔软而富有挠性的材料制造，以提供舒适性和声密封性。ICP有几种类型可以适应各种耳道大小尺寸。例如，小壳体型更适用于儿童，而较大型则适用于具有大耳道的成年人。图11和图12所示的ICP最好是一次性的，以避免由有耳道感染的人所引起的污染。
本发明的另一种可供选择的实施例提出了一种两部分的ICP结构，正如图14至图17所示。核心部分169(参见图14)是插在各种可处理的套管177中，正如图15和图16所示。这种选择为图11至图13所示的结构提供了一种经济的可供选择的方案，因为只有套管部分是一次性的。核心部分169是包在一种保护材料中的，最好这种材料是具有半挠性的特性。可以使用一种去耦电容器，以滤去那些造成可闻噪声的额外的电磁信号。
图15和图16所示的套管部分是典型地用挠性材料，例如用柔软的丙稀做成的，这样，ICP就可以舒适地与各种形状和大小的耳朵匹配。图16所示的套管适合于深耳道插入，代表了ITC和CIC助听器类型。此外，在图16中还显示了一种声缓冲系统186，它提供了一种声密封，同时ICP是插在耳道内的。
图15显示了一种适合浅耳道插入的ICP套管，代表了ITE助听器类型。ICP核心是插在任何ICP的套管腔179内，其中包括图15和图16所示的ICP。由进行操作的临床医师所选定的ICP套管的具体尺寸取决于所进行的试验、个人的耳道大小尺寸以及助听器的模拟要求。图17示出了核心ICP和ICP套管的组合部分的实例，它代表了ICP-ITC组合。
图18显示了通气机构的一个变型，其中通气口是以电子方式进行控制和调节的(参见Zdeblick，K.所著“一种用于微型结构的革命性调节器”，《传感器杂志》，1993年版)。这是通过使用可编程序微型阀193(例如NO-300型微型阀，由加利福尼亚州红木市Redwood微型系统公司制造)来实现的，该微型阀包括一个硅隔膜194，其作用是通过微型阀端口195来调节附在通气道197上的通气口的大小尺寸。典型的通气口大小尺寸的范围是介于0.032毫米和1.5毫米之间，这取决于由虚拟电声听力计模件所提供的电压电平，以反应进行操作的临床医师的测试选择的需要。
ICP也以一种崭新的方式使用，可以测试一种新型助听器，这种助听器经过改型，可以适应与ICP相接，如图19至图22所示。本发明的ICP不同于常用的助听器和辅助听觉评价方法，这些方法均典型地使用遥控定位扬声器，将声信号传送到助听器传声器内，而本发明的ICP则直接地将声信号发送给助听器214的传声器211。本发明的声耦合跨越了最小的距离，典型地小于15毫米。
图19和图21显示了本发明的一个实施例，在该实施例中，声耦合是借助一种磁性吸引法来实现的。在这种方法中，ICP接收器136是借助介于ICP接收器端的磁盘206和靠近助听器传声器端口210的另一个磁盘209之间的磁性吸引而耦合于助听器传声器211，其是助听器214的面板218的一部分，正如图19所示。密封环205提供声密封，以便最大限度地减少耦合中的损漏。此外，还备有一个助听器电池盒221、一个助听器音量控制装置219、一个助听器电路212以及一个助听器通气道217，它们全部代表了助听器的常用部件。
此外，图21所示的本发明的实施例提供了一个可编程序助听器电路253，它允许借助通过一个可编程序多芯导线257从VEA系统发来的控制信号进行动态ITE测试。图21所示为一个电可编程序助听器，其有一条可编程序多芯导线257，将助听器电路连接于本发明的VEA系统。这些助听器包含可编程序或可调节的电路，典型地通过电信号。所示的面板处的程序接口是与电池盒连通，该电池盒适应于将程序电信号发送给助听器电路。这种程序信号和接口方法是助听器模型所独有的，而该助听器模型则是按所用助听器电路的规范而提供的。这些程序信号和接口方法对于熟悉助听器设计技术的人员来说，是不言而喻的。目前市场上买得到的其它可编程序助听器利用超声或红外信号，且在助听器内配有合适的信号接口电路。
一种可供选择的声耦合方法通过声耦合器243，将ICP接收器136耦合于助听器传声器211，正如图20所示。本发明所独有的扩展的传声器端口242也可用作一个把柄，在其正常使用期间，能够促使助听器214容易地插入和拉出耳道。
本发明的另一实施例，如图22所示，采用一声耦合器290，适于插入到助听器214的传声器端口299。传声器端口299凹进，以容纳声耦合器端口291。
另一种声耦合方法(未示出)采用吸杯环以把ICP接收器耦合连接到已有的传统助听器上，后者不具有专门的接口部件。
本发明的直接声耦合的主要优点是，在调整或评估助听器时，提高了助听器传声器的信噪比。这主要是由使助听器的传声器经其与ICP耦合而与室内环境噪声声学隔离来实现的。
本发明的助听器还采用了一种探针管道，以允许通过如图19-22所示探针测量系统进行针插管插入和以后进行耳道内声学测量。传统的助听器耳道内测量方法涉及将探针置放在助听器下的位置，这使探针受到挤压影响，从而影响测量的准确性。而且，将探针管置于助听器下会形成一声学泄漏通道，由此引起振荡反馈。本发明的探针管道还提供了当助听器置于耳道中时推进探针的改进方法。
图23中所示这些阶段的次序代表本发明的系统特有的一种典型组装匹配过程。本发明最佳实施例的虚拟电声听力计系统提供的组装匹配过程在5个阶段中实现(1)基准测量264，(2)非辅助听力评价265，(3)预计辅助评价266，(4)模拟辅助评价267，以及(5)辅助评价268。但是，各个阶段或各阶段的组成可个别地，或按适合于做听力评价的个人的其他次序进行管理。每一处理过程在一图形模件中实现，如图24-28所示。
第一阶段，即基准测量，由基准测量模件(图24)实现，其包含一基准测量窗口(图24中表示为打开的)和一信号模式窗口(图24中表示为图标)，基准测量窗口允许测量各种传送函数，其用于以后的整个组装匹配过程。
上述非辅助传送函数Hua(Pn，jw)是在选择3D-REUR(3维真耳非辅助反应)选项时测量的。从前(正面扬声器1号)或后(背面扬声器1号)方向，根据所选的前/后选项来得到测量。依照横向/前后向选项，可以把右耳和左耳传送函数的图显示在横向或前后向的平面上。图24表示横向平面上一组8对Hua(Pn，jw)的传送函数。通过使个人处于扬声器列阵(如上所述)中间，并把右探针管和左探针管置于其各自未闭塞的耳道中来进行测量。
本发明另一新特征是测量和量化模拟助听器闭塞效应的能力，以及经组装匹配的助听器的能力。但是，在进行闭塞测量之前，必须进行未闭塞耳道的基准测量。这一程序，简而言之，是要求个人发出一个元音，最好是低频大声的元音，如“ee”。用位于鼓膜下的探针器进行测量，这一闭塞效应基准测量值，即未闭塞的，被保存起来，用于闭塞效应测量，后者用ICP或助听器在耳道闭塞时测量，下面将加以说明。闭塞效应基准测量，是在选择闭塞基准选项时进行。
在选择面板反应选项时，进行面板传送函数Hfp(Pn，jw)(图未示出)的测量。ICP置于耳内，探针管末端位于面板的传声器位置132，如图13所示。
当选择ICP校准选项时，测量Hicp-rec(jw)ICP接收器对真耳传送函数。这要求探针管插入ICP的探针管道，并且探针管末端靠近鼓膜。
在进行各种反应和校准测量期间，为便于使探针置于耳道的适当位置，采用了一种新方法来优化这种探针管在耳道内的定位，并且特别地使因来自鼓膜的声波反射而出现在耳道内的驻波效应为最小。与频率有关的驻波图形非常有特点，这对熟悉声学领域尤其是对熟悉真耳声学测量领域的人来说，是众所周知的。本发明的新方法涉及发出一种双音调声音，其一为1千赫至5千赫范围的低频，其二在15千赫至20千赫范围内。音调信号经扬声器或ICP接收器传送，对该音调信号作出的声学反应，根据测量的不同，用传声器探针系统连续进行测量，并显示在监视器上，如图30-32所示。
图29表示个人的一只耳朵对每一音调所作出的声学反应图，表示随着探针接近鼓膜时在低频反应中的特性上升和在高频反应中的下降。对于15千赫音调，下降出现在离鼓膜约5毫米处。在探针管插入期间监视有关的反应特性提供了一种视觉计算机辅助方法，用以指出探针的适当位置，如图30-32的频谱图所示。该过程的结果表明，通常有一足够大的下降，典型地超过15分贝，如图31所示，随后是在高频反应，即第二音调反应时出现明显的上升。
随着探针管插入接近鼓膜，低频即第二音调反应仅显示出少量增加，在3分贝之内，尽管探针尖到鼓膜的距离估计在这一过程中是可能的，但该过程的目的是使探针管定位到使传送函数测量期间测量频率处出现的驻波为最小。例如，若希望非辅助反应测量值达到6千赫，则推进探针直到检测到15千赫反应中的一个下凹，确保测量误差不超过6千赫处的2.5分贝，通过对第二音调选择一较高频率，可改进精度，尽管这会增加探针推进太远而导致碰到鼓膜表面的可能，通常是安全的但会有不舒服。
音调的其他组合，包括单个、三个、复合和其他信号，也能够用于实现上述过程，即连续地测量对各种声学模拟的反应和检测探针推进时合适的停止点，几乎不涉及探针与耳膜的距离，合适的探针位置下面称为探针基准点。
第二阶段，即非辅助评价，由一非辅助评价模件实现，如图25所示，其构成一非辅助分析窗口，如图中打开那样；一空间窗口，也如图中打开那样；一信号模式窗口，如图中图标化那样；一听力评价窗口，也如图中图标那样。
非辅助分析窗口允许进行各种耳道内测量和显示耳道中插入ICP时的非辅助条件的听觉评价。测量值和图包括听力图谱、失真、时间分析、频谱和2-CC曲线。声刺激、测量方法和这些测试的有关图表，对声学和信号分析领域内的技术人员来说是熟知的。但是可闻度频谱图是本发明特有的新特点，如下面所述。
可闻度频谱图是一种频谱图，表示与个人听觉断面图有关的信号的可闻度和声信号的主要可闻度特征。可闻度频谱图基本上是一三维矩阵，由反映信号动态(随时间)和临界可闻度区域(CAR)对频率的二维图表示，如图25所示。CAR表示为外轮廓，对从信号模式窗口中选出的每一信号段是特定的。语言段的CAR由临界声音特征确定，如元音中显著格式的能量、语音中基本频率的能量、非周期频率声音的能量以及根据选定信号模式的其他已知影响可懂度、测定或辨别的特征。
通过把被分析信号的频谱图与定义的CAR结合来得到可闻度频谱图，探针测得的频谱图被计算和与在CAR测得的个人听觉断面图比较。测得的频谱值在个人听觉阀值以下部分规定为阀值下(B-阀值)值，其限定了外轮廓区，而测得的频谱值在CAR的听觉阀值以上的值则规定为阀值上(A-阀值)值，其限定了阀值下区内的一个区域，测得的频谱值超过个人不舒服的响度级(UCL)以上的值规定为不舒服以上响度级(A-UCL)值，其形成最内的轮廓区。
所产生的色彩编码图典型地形成语言信号的轮廓。但是，任何类型的声信号可以指定为CAR和一对应的可闻度频谱，根据个人测得的听觉断面图来作出。可闻度频谱图的目的是提供表示动态接收声信号的可闻度的快速图形表示方法，通过考虑个人听觉断面图和信号模型的主要可闻度特征来作出。该图对预测辅助、模拟辅助和辅助评价期间的助听器组装匹配优化过程特别重要。
空间化窗口允许选择信号表示模式，可以是空间化模式或颅内模式。空间化模式，按照头部、声源、背景和边界的选定的空间关系，通过插入的ICP，将选择的声源和背景信号传送给双耳，如图25所示。空间关系包括声源与头部基准点之间的距离(d)、方位角(θ)和仰角(α)。
各种个人和校准传送函数被用来合成具有逼真听觉效果的声信号。信号源和相应的电平从信号模式窗口中选出(未示出)。另一方面，颅内模式则提供传统的声音表示方法，此时被选出的信号和相应的电平没有采用空间化的方法而传送到一个或两个耳朵。
信号模式窗口允许选择声源和背景信号及相应的电平。声源选择可以是纯音调类型、语言、音乐或任何具有听觉意义的信号。背景信号通常是争论性的交谈、环境噪声和其他具有听觉意义的信号。空间化模式中选择的信号电平，最好是以分贝声压级表示，即从自由场声源校准至1米的值。测得的耳道内声学反应最好是以分贝声压级显示，如探针传声器系统测得的那样。
在颅内模式中，声源和背景信号如用传统听力测试法那样被传送到右耳、左耳或双耳。在颅内模式中，选择的信号电平最好是以分贝声压级表示。由上述ICP校准法取得的Hicp-rec(jw)传送函数测量值允许按分贝声压级选择电平。而且，由探针传声器系统取得的测量值需要时可以确保探针和ICP在耳道中保持适当的位置。
声源、背景信号类型、电平和空间化模式的具体选择被规定为信号模式。系统可选择、保存和检索一个或多个信号模式，用于展示和分析目的。信号模式可表示任何个别的或组合的声信号/情景，包括语言、背景噪声、音乐、纯音调、掩蔽噪声，合成信号和其他具有听觉意义的信号。
图标化表示的听力测试评价窗口允许获取各种传统的听力测量值。这包括阀值听力图，最舒适电平(MCL)、不舒适响度级(UCL)、语言接受阀值(SRT)，以及其他各种听力测量值，其对熟悉声学领域技术的人员来说是众所周知的。但是，不像传统的听力计那样，在各种声耦合器中对变换器进行校准并按相对听觉电平(HL)进行测量，推荐的方法是按绝对声压级测量耳道中的反应。
本发明的另一特点是与听力测试信号表示方法有关。如上所述，从空间化窗口选择的空间化模式或颅内听力模式不仅影响信号模式窗口选择的出现，而且也影响听力测试评价窗口。例如，标准的听觉序词，例如NU-6或W-22，通常用于传统的语言听力计，可表示在传统的颅内模式中，或者是在本发明特有的空间化模式中。
空间化非辅助评价的信号处理包括非辅助传输函数Hua(Pn，jw)，是根据空间化窗口和Hicp-rec(jw)传输函数的选择，进行内推而得到的。图10表示特定的空间化非辅助评价的信号处理。
第三阶段，预计辅助评价，由预计辅助评价模件实现。该模件如图26所示，允许进行操作的临床医师选择一助听器并预测其性能，而不涉及听力受损的个人。该模件是由打开显示的助听选择/调节窗口、打开显示的预测分析窗口、图标化的信号模式窗口、图标化的空间化窗口以及听力测试评价模件组成。信号模式、空间化和听力测试评价窗口基本上与非辅助评价阶段所述相同。
助听选择/调节窗口允许助听选择和其后的调节。选择/调节的预计结果表示在邻近的预计分析窗口的选定图表中。助听选择可以是自动或手动的，取决于所选择的助听自动/手动选项。自动选择涉及根据选定的组装匹配算法，以及其他各种由听力受损人员和进行操作的临床医师选择的其他参数，选择一个或多个助听器。此外，还提供了传统的组装匹配公式和方法，例如POGO、Berger和NAL-II。
较好的组装匹配方法是动态可闻度方法，其中采用一种合理的方法，可以优化可闻度频谱。这对应于阀值上(A-阀值)轮廓区最大化，同时又对应于阀值下(B-阀值)和不舒服响度级(A-UCL)轮廓区最小的图。与这些选定特征最匹配的助听模式自动地从系统存储器中检索出。
或者，可以从可用模式列表中选择一种或多种助听模式来进行手动选择。一种助听模式包含所有用于信号模式的信号处理所必需的电声参数。信号处理的结果用于预计分析窗口，用于分析和作图之目的。选定助听模式的助听参数按照所选的助听调节自动/手动选项和组装匹配方式来进行自动或手动调节。
助听器控制参数集合通常对选定的助听模式是独特的。在图26所示的作为实例的窗口中，选择了助听模式Digilink100，其控制参数是音量控制(VC)，低频截止(LFL)，压缩阀值曲线(TK)，传声器类型(MIC)，接收器类型(REC)和反映插入的ICP通气开口大小的通气口大小选择。若选择不同的通气口大小，无论是通过通气口插入选择进行手动方式的选择或通过可编程序微型阈通气口选择进行电子方式的选择，最好是测量新的Hicp-spkr(jw)传送函数，以改善分析精度。
如上所述，预计分析窗口与非辅助分析窗口基本相同，只是信号处理模式包括测定的面板传送函数Hfp(Pn，jw)(图33中的标号292，293)，助听器传送函数Hha(jw)(图33中的标号294)，以及对应于辅助耳朵的经测定的ICP接收器与真耳的Hicp-rec(jw)传送函数(图33中的标号295)。助听器Hha(jw)传送函数典型地是非线性的，并依所选的助听器变化。整个助听器传送函数Hha-t(jw)典型地包括传声器传送函数Hmic(jw)、助听器电路传送函数Hha-rec(jw)和接收器传送函数Hha-rec(jw)。传送函数Hha(jw)与传送函数Hha-t(jw)的不同之处在于，前者不包括助听接收器(传送函数)，相反，包括一接收器校正传送函数Hrec-corr(jw)，以确定预计的助听接收器与ICP接收器之间的差异。该校正传送函数Hrec-corr(jw)通常为线性传送函数，并由VEA系统提供。
图33表示一辅助右耳的预计辅助分析过程和一儿童受话人/教师发话人方案的非辅助左耳的预计辅助分析过程。数字信号的处理结果存储在系统存储器106中，用于分析和显示。
系统存储器中预测数据的分析包括如上所述的可闻度分析。图表包括一可闻度频谱图，其表示关于临界可闻度区域(RA)的阀值下、阀值上和上UCL的可闻度轮廓。图26表示与图25中非辅助情况相比，在预计的辅助情况下改善的可闻度，即增加的阀值上轮廓区。
本发明特有的另一种预计测量值是因ICP插入到耳道中而引起的闭塞效应，其特点是个人自身语音的感知放大。本发明提供了一种测量方法，主观或客观地测量闭塞效应的大小。主观方法是要求戴着ICP的个人评价其讲话时的语音。若反应是听力受损的志愿者感觉不愉快，则会考虑换一种代表不同助听器的ICP。
客观方法涉及在闭塞的耳道中由探针系统测得的反应，以及减去闭塞效应的基准测量值，即未闭塞的耳道测量值，如上所述。
耳道外的患者传声器57通常用来记录闭塞效应测量期间个人自己的语音，以确保在未闭塞和闭塞耳道测量期间恒定的电平强度(参见Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.等人所著的《探针传声器测量助听器选择和评估》，1992年，第221-224页)。本发明的特点不仅消除了对语音强度不变的要求，而且也不需要恒定的语音频谱特征。这是由按照个人自身语音频谱特征的差异调整计算出的闭塞效应测量值来完成的。
如听觉学业内人士所知，助听器深插入耳可以大大减小闭塞效应，特别是在125赫至1000赫的低频范围内，所以较小的ICP，代表较小的模拟助听器，可用于以后的评价阶段。
由两种ICP，即ICP-ITC和ICP-ITE产生的闭塞效应如图27中的曲线所示。该曲线表示对于某个人ICP-ITE与ICP-ICP对比的显著闭塞效应。这是可以预料的，因为ICP-ITE产生更大的残留体积，已知闭塞效应与之成正比。
探针基准点处进行的ICP测量的优点是，取得的所有测量值是与所选的ICP或其在耳道中的位置无关。但是，为使个人听到精确的空间化的声音，无论何时选择一新的ICP并插入到耳道时，都需要Hicp-rec(jw)传送测量值。
本发明特有的另一测量是，测量ICP接收器模拟助听器接收器的声泄漏所引起的声反馈，其泄漏到模拟助听器面板的ICP面板。传送函数Hicp-fb(jw)(图37中的标号是338)，例如振幅和相位反应，如上所述，在面板处测量。从ICP探针管道移去探针管产生的开口最好在进行反馈测量期间被塞住，以排除因探针管道造成的声学泄漏。
反馈传送函数的一个主要用途是模拟和预测模拟助听器的振荡反馈。这种不希望有的振荡反馈以啸叫声表现，这会干扰助听器的正常工作。具有选择设置的模拟助听器的振荡反馈的预测和模拟是通过与ICP反馈传送函数Hicp-fb(jw)337相结合来完成的，如图37所示。
对于戴ICP的人来说，可经ICP接收器听到振荡反馈。振荡反馈也可经与VEA系统相连的ICP传声器系统测量到。该特征允许进行操作的临床医师调整模拟助听器的设定，特别是调整增益、频率反应和通气口大小，这样可使振荡反馈减少到最小或消除。同样，VEA系统可用于自动选择替换的助听器或替换的助听器参数集合，这样可使振荡反馈减少到最小或消除。
预计的辅助分析窗口也包括其他分析和相应的曲线，如听力图、失真图、时序分析图、频谱、2-CC曲线图。这些是听觉科技领域中技术人员所熟知的标准测量值和曲线图。2-CC耦合器曲线，涉及采用真耳-2CC耦合器转换公式将测得的耳道内反应转变成标准2-CC耦合器曲线。标准信号模式，如纯音调，典型地涉及2-CC耦合器测量值(参见《助听器特性规范》，ANSI-S3.22-1987，美国国家标准研究所)。其他设想的并在本发明范围内的评估方法包括用于非辅助、预计辅助，模拟辅助和辅助条件下的清晰度指数(AI)测量。
预计辅助模件的一个目的是按照选定的信号模式、选定的助听参数集合和个人听觉断面图，客观地预测选定的助听器的性能，而不涉及听力受损的个人。
第四阶段，模拟辅助评价，是由模拟辅助评价模件来实现，如图27所示。该模件允许操作者选择和优化一个或多个助听器并模拟其可闻的声音特征。该模件是由表示为打开的助听模拟窗口、表示为打开的模拟辅助分析窗口、图标化的信号模式窗口、图标化的空间化窗口以及图标化的听力测试评价窗口组成。信号模式、空间化和听力测试评价窗口基本上与上面叙述的相同。模拟辅助窗口基本上与预计辅助评价模件的助听选择/调节窗口相同。同样，模拟辅助分析窗口基本上与预计分析窗口相同。
模拟辅助评价模件的主要差别在于，模件能够合成模拟辅助条件并能向听力受损的个人提供可听得到的结果。另一个显著差别是，分析是由基于测量的模件而非预测的数据完成的。测得的反应是通过传声器探针测量系统得到的，而探针尖置于探针基准点，如上所述。
图34所示为模拟辅助信号处理的一个实例，其涉及包括HRec-corr(jw)的听力传送函数Hha(jw)，以及面板传送函数Hfp(Pn，jw)，用于模拟助听的耳朵。处理结果经数字-模拟转换器115转换成模拟信号，并分别传递到插在个人耳道中的左、右ICP119和120。
若预计的助听器的传声器是属于方向性这类的，则采用代表其方向特性的单独的传声器传送函数，如图35所示。数字声音文件107从系统存储器106中检索出，并用面板传送函数Hfp(P1，jw)(图35中的标号310)和Hfp(P2，jw)(图35中的标号312)进行处理，这里P1和P2代表三维空间中的两点。从P1和P2开始的信号路径可分别代表直射路径和主要反射路径。第二反射路径P3，P4…，Pn(未示出)可同样表示在数字信号处理中。
每一面板传送函数步骤的结果，进一步用每一信号路径从点P1，P2…Pn对应的传声器传送函数318、320进行处理。这些结果被相加(326)，并由助听器电路传送函数Hha-cir(jw)322、HRec-corr(jw)324进行处理，如图35所示。然后，产生的经数字处理的信号经数字-模拟转换器115转换成模拟信号，并通过听力测试变换器接口117送到耳道内适当的ICP。
模拟辅助分析窗口包括测量值以及听力图、失真图、时序分析图、频谱、可闻度频谱、2-CC曲线、闭塞效应和反馈分析的相应曲线图。这些测量与上面所述的预计分析窗口的测量基本相同。这一过程根据系统的能力计算助听器处方，后者基于选定的组装匹配法则公式/理论。选定的助听器可进行调节，产生的结果在有无听力受损者参与的情况下均可进行分析和作图。
模拟辅助模件的目的是，按照测得的耳道内探针反应，主观或客观地优化选定的助听器的性能，这些反应以选定的信号模式、助听器参数集合、个人测得的听觉断面图和对出现的可闻信号作为其函数。
本发明独有的一个特点是能够计算模拟单耳或双耳助听系统的特性，这种助听系统为听力受损者产生自然的声音感觉和改善声音的局域化能力。这是由选择一模拟辅助传送函数来完成的，其与面板传送函数一起产生一组合的传送函数，后者与每一耳朵的非辅助传送函数匹配。这种匹配要求典型地涉及频率和相位反应。但是，振幅反应预期会改变，因为大多数听力受损者要求增大振幅，以补偿其听力损失。
一旦通过VEA系统模拟完成助听器选择和优化过程，则模拟助听器的特性就可转换成助听器规格，用于制造/组装。制造规格包括由VEA系统模拟的助听器元件，包括传声器和接收器；按选定的ICP的助听器形状和尺寸；助听器电路块和电路元件；助听器参数设置；以及通气开口类型/大小。VEA系统的一个目的是为制造者/组装者提供详细的规格，用以制造/装配与最佳模拟助听器非常一致的单耳或双耳匹配的助听系统。实际助听器的订购通过图27中所示的订购单进行，其提供了印出的详细的助听器规格。
过程的最后步骤，即辅助评价，是由图28中所示的辅助评价模件来表示。该模件包括表示为打开的辅助评价窗口，表示为打开的辅助分析窗口，表示为图标化的听力测试评价窗口，表示为图标化的信号模式窗口，以及表示为图标化的空间化窗口。后三个窗口基本上与预计辅助评价和模拟助辅助评价窗口相同。辅助评价窗口允许在可编程序助听器的场合，如图21所示，按电子方式调整已制造的助听器的参数，或是如图20所示，在用手动方式调节助听器的场合，显示建议的参数设定。
辅助分析窗口类似于非辅助、预计辅助和模拟辅助评价过程的分析窗口，只是测量值和相应的曲线图反映插在个人耳道中的实际助听器的反应，而不是预计的或合成的信号反应分析，即模拟辅助反应分析。
合成的逼真声信号在助听器中的出现，是通过将空间化的声音直接耦合到助听器的传声器来实现的，如图19-21所示。面板传送函数Hfp(Pn，jw)和提供的ICP接收器对传声器的传送函数Hicp-mic(jw)被用于数字合成过程，如图36所示。数字声音文件107代表空间中位置pn上的声源，是从系统存储器106中检索出，以用自由场对面板的传送函数Hfp(Pn，jw)340、342进行处理，分别地用于右耳和左耳。其他平行处理反映附加的声源滤波或反射路径的滤波，集中表示在虚线矩形341、343，与右112和左113累加节点相加。累加节点的输出作进一步处理，以使ICP接收器与助听器传声器耦合效应相等，这由采用逆传送函数1/Hicp-mic(jw)344，345来实现。提供给助听器351的传声器350的声信号表示具有由VEA系统操作者经空间化、信号模件和听力测试评价窗口选择和控制的特性的空间化信号。
与上述ICP耦合的助听器的电声测试也可在耳道外进行，例如，2-CC耦合器测量可通过把助听器的接收器输出接到2-CC耦合器输入来进行。与VEA的信号产生能力相关的ICP可在其基于2-CC耦合器的助听器评价期间产生各种声刺激信号，作为助听器的输入。同样，通过把ICP接收器输出连接到2-CC耦合器输入，2-CC耦合器测量可在ICP，即模拟助听器上进行。
本发明不仅有效地处理现时的诊断和组装匹配问题，而且也提供了作为新工具的基础，这在听觉学上是重要的。例如，该系统能够合成逼真的声学条件，无论是模拟辅助的或是辅助的，都可用作听力重建工具，这样，听力受损的听觉能力可通过相互作用的训练而得到改善。在这种应用中，对听力受损者提供空间化信号，其代表在噪声背景中的谈话声。这些谈话声即使在上述可闻度测量和方法中确定为可听的，但其对未经训练的听力受损者来说，却是不可懂的。根据口头反应或通过键盘的记录反应，VEA系统能提供听觉上可闻的或视觉上可见的反馈给听力受损者，由此指出反应的合适与否。这种新试验的目的是教导听力受损者如何改善对语言的感知性和领悟性，这大大超越了仅有的声音可闻性。
本发明可能做的另一试验确定了个人在平面或三维空间中的声音定位能力。一个例子是最小可听角(MAA)试验，表示个人按角度数测定纯音调对频率的最小角度分离(参见Mills，A.W.所著“最小可听角度”一文，《美国声学学会杂志》，第30卷第237-246页，1956年)。此外，个人定位能力还可参照非辅助、模拟辅助和辅助条件进行横向比较。
本发明也使个人可能探测平面上或三维空间中声音移动。例如，可合成一声音对象，以表现特定几何和频率图案的移动。可评估听力受损者确定声音移动的能力。而且，个人确定声音移动的能力可参照非辅助、模拟辅助和辅助条件下的各种收听情况进行横向比较。
尽管按照最佳实施例叙述了本发明，熟悉本技术的技术人员会很容易地明白，其他各种应用可用来代替这里提出而不背离本发明精神实质范围的应用。由此，本发明只应由以下包括的权利要求书限制。
权利要求
1.一种人类听觉功能评估系统，其包括；一个虚拟电声听力计，用于有选择地合成声信号，以进行听觉诊断、助听器处方、助听器模拟和助听器组装匹配；以及一种内耳道假体，用于在听觉评价期间传送所述声信号和测量鼓膜附近的耳道内声学反应。
2.如权利要求1的系统，进一步包括按照出现的绝对声压电平进行所述评估的装置。
3.如权利要求1的系统，进一步包括把电声传送功能结合到声信号的数字合成来进行助听器模拟的装置。
4.如权利要求3的系统，进一步包括用于在声信号合成期间应用助听器传送功能的装置，该声信号包括具有纯音调和语言的主要声频信号，以及具有背景噪声和其他竞争性声源的次要声频信号。
5.如权利要求3的系统，进一步包括用于合成声频信号的装置，该声频信号包括用于与助听器和模拟助听器进行听觉评价，由纯音调和语言组成的主要声频信号，和由背景噪声和其他竞争性源声组成的次要声频信号。
6.如权利要求1的系统，进一步包括用于模拟助听闭塞效应，通气口尺寸或振荡反馈电势中任一个的装置。
7.如权利要求1的系统，进一步包括用于提供至少一种传送功能以合成空间化声信号，并在多维声学空间产生逼真的听觉环境的装置。
8.如权利要求1的系统，进一步包括用于产生声信号的一种数字声频合成模件。
9.如权利要求1的系统，进一步包括一种数字听力计模件，用于在所述内耳道假体和所述虚拟电声听力计之间传送声学信息。
10.如权利要求1的系统，进一步包括一种虚拟声学空间测量模件，用于产生至少一种声学传送功能，以允许合成空间化声信号。
11.一种人类听觉功能评估系统，其包括一种内耳道假体，用于测量听觉评价期间鼓膜附近耳道内的声学反应；以及一种虚拟电声听力计，用于有选择地合成声信号，这些声信号代表多维空间中逼真的听觉环境，用于听觉诊断、助听器处方、助听器模拟和助听器组装匹配，所述虚拟电声听力计包括一个数字声频合成模件，用于产生声信号，包括根据绝对声压级进行测量的装置；用于进行助听器模拟的装置，通过将电声传送功能结合到声信号的数字合成中来实现；一个数字听力计模件，用于在所述内耳道假体和所述虚拟电声听力计之间传送声学信息；以及一个虚拟声学空间测量模件，用于产生至少一种声学传送功能，以允许合成空间化声信号。
12.如权利要求11的系统，进一步包括将电声传送功能结合到声信号的数字合成中来进行助听器模拟的装置。
13.如权利要求11的系统，进一步包括应用助听器传送功能以合成声频信号的装置，该声频信号具有包括纯音调和语言的主要声频信号和包括背景噪声及其他竞争性声源的次要声频信号。
14.如权利要求11的系统，进一步包括用于模拟助听器闭塞效应，通气口大小和振荡反馈电势中任一个的装置。
15.一种人类听觉功能评价系统，其包括一种虚拟电声听力计，用于有选择地合成声信号，这些声信号代表多维空间中逼真的听觉环境，用于听觉诊断、助听器处方、助听器模拟和助听器组装匹配，所述虚拟电声听力计包括一个数字声频合成模件，用于产生声信号，并包括根据绝对声压级进行测量的装置；用于进行助听器模拟的装置，通过将电声传送功能结合到声信号的数字合成中来实现；一个数字听力计模件，用于在所述内耳道修假体和所述虚拟电声听力计之间传送声学信息；以及一个虚拟声学空间测量模件，用于产生至少一种声学传送功能，以允许合成空间化声信号。
16.如权利要求15的系统，其中，所述虚拟声学空间测量模件测量个别化的传送功能，包括个人身体、头部、外耳和面板对来自多维声学空间的声信号的效应。
17.一种人类听觉功能评价系统，其包括；一个虚拟电声听力计，用于有选择地合成声信号，这些声信号代表多维空间中逼真的听觉环境，用于听觉诊断、助听器处方、助听器模拟和助听器组装匹配；以及一种内耳道假体，用于传送这种声信号和在听觉评价期间测量鼓膜附近耳道内的声学反应；其中，所述系统提供在鼓膜附近耳道内进行同时的信号传送和测量。
18.如权利要求17的系统，其中所述测量是在助听器组装匹配的各个阶段，在鼓膜附近的一个共同基准点处进行，以直接使各测量数据具有相关性。
19.一种选择和提供空间化模式的双耳声刺激的方法，用于听觉诊断和康复，其包括下列步骤合成声频信号，包括具有纯音调和语言的主要声频信号和具有背景噪声和其他竞争性声源的次要声频信号；控制所述声频信号的空间化参数，包括每一声源在空间的位置，按照距离、方位角和振幅等；以及控制声频信号的声学边界参数，包括房间大小，反射特性、混响、大气吸收和扩散损失；以及对人提供这种空间化刺激。
20.如权利要求19的方法，进一步包括下列步骤提供这种空间化刺激，以预测一个或多个助听器系统的性能。
21.如权利要求19的方法，进一步包括下列步骤提供这种空间化刺激，以模拟助听器系统。
22.如权利要求19的方法，进一步包括下列步骤提供这种空间刺激，用以进行助听器评价。
23.一种在自然位置模拟至少一个助听器的方法，进一步包括下列步骤用虚拟电声听力计有选择地模拟助听器的电声参数，所述电声参数包括a.信号处理参数，包括增益、频率反应、滤波和信号对输入声音的适配；以及b.声学参数，包括通气效应，插入深度效应，振荡反馈电势和闭塞效应；以及用内耳道假体模拟助听器的物理参数，所述参数包括助听器大小和舒适程度。
24.一种人类听觉功能评估方法，其包括下列步骤合成用于听觉诊断、助听器处方、助听器模拟和助听器组装匹配的声信号；以及用内耳道假体传送所述声信号和测量鼓膜附近耳道内的声学反应。
25.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤测量由于模拟助听器插入而引起的自然位置上的闭塞效应。
26.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤根据主观反应和自然位置上测定的反应使助听器与按空间化参数和按个人传送功能占据空间的信号模型匹配。
27.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤使所述内耳道假体从声学方式直接耦合于助听器传声器，用于助听器评价和自然位置上的辅助听觉评价。
28.如权利要求24的方法，进一步包括如下步骤预测和模拟振荡反馈的出现。
29.如权利要求28的方法，其中所述预测和模拟步骤结合了测定的声学反馈传送功能。
30.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤根据模拟的助听器特性提供助听器规范，这些特性是通过合成所述声信号和同时测量鼓膜附近的声学反应来交互地提高和优化的。
31.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤；通过使所述助听器系统的自然位置上的声学反应特性与多维声学空间中非辅助的自然位置上的声学特性相匹配来选择和指定产生自然声音感觉的助听器系统。
32.如权利要求31的方法，进一步包括下列步骤在合成的逼真声学环境中测试所述助听器。
33.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤评价和优化个人在多维空间中检测声音运动的能力。
34.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤评价和优化个人在多维空间中定位声音的能力。
35.如权利要求24的方法，进一步包括下列步骤通过所述的内耳道假体测量在闭塞的耳道内个人自己的声音的声学反应；以及从中减去未闭塞的耳道基准测量值；计算其中闭塞效应的客观测量值。
36.一种测量作用于模拟助听器或作用于助听器的闭塞效应的方法，其包括下列步骤由所述内耳道假体或所述助听器测量闭塞的耳道内个人自己的声音的声学反应；从中减去未闭塞的耳道基准测量值，并计算其中闭塞效应的客观测量值；以及按个人自己的声音频谱特性的差异来调节计算得到的闭塞效应测量值。
37.组装匹配助听器的过程，包括下列步骤进行基准测量；进行非辅助听觉评价；进行预计辅助听觉评价；进行模拟辅助听觉评价；以及进行辅助听觉评价。
38.一种人类听觉功能的评估方法，其包括下列步骤提供可闻度频谱图，根据信号临界特性和个人听觉断面图，在曲线图上表示出特定声信号的可闻度。
39.如权利要求38的方法，进一步包括下列步骤根据所述可闻度频谱图，通过选择、调节和优化所述助听器和/或所述模拟助听器的参数，交互地组装匹配助听器和模拟助听器。
40.一种个人听觉的评估方法，其包括下列步骤直接把声信号耦合到助听器传声器，用于助听器评价和自然位置上的辅助听觉评价。
全文摘要
一个或多个信号源按选定模型和数字控制信号处理参数的数字滤波(18),包括声源、空间化坐标、声学边界、代表一个或多个模拟助听器的信号,以及个人身体/外耳传送功能,合成一模拟三维声学条件,用于提供给听力受损的人(20),经一位于耳道(21)中的内耳道假体(22)进行客观和主观的听觉评价,并结合一传声器探针,用以在进行辅助、模拟辅助和辅助听觉评价期间测量鼓膜(26)附近一共同基准点的耳道内的反应。一个虚拟电声听力计(19)根据非辅助听力测试评价的结果和包括鼓膜附近声学反应的基准测量值,计算助听器的电声参数。然后系统合成声信号,其代表音频信号模型、空间化模型、声学边界模型以及在模拟辅助状态下算出的助听器模型的组合选择。
文档编号H04R29/00GK1260104SQ9619928
公开日2000年7月12日 申请日期1996年8月14日 优先权日1995年12月20日
发明者阿德兰·森尼勃 申请人:戴西伯仪器有限公司