CN101292570A - 用于适配助听器的系统和方法 - Google Patents

用于适配助听器的系统和方法 Download PDF

Info

Publication number
CN101292570A
CN101292570A CNA2005800518575A CN200580051857A CN101292570A CN 101292570 A CN101292570 A CN 101292570A CN A2005800518575 A CNA2005800518575 A CN A2005800518575A CN 200580051857 A CN200580051857 A CN 200580051857A CN 101292570 A CN101292570 A CN 101292570A
Authority
CN
China
Prior art keywords
vent
hearing aids
air
gain
parameter
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CNA2005800518575A
Other languages
English (en)
Inventor
M·A·诺达思
A·H·耶森
J·托普姆
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Widex AS
Original Assignee
Widex AS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Widex AS filed Critical Widex AS
Publication of CN101292570A publication Critical patent/CN101292570A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/70—Adaptation of deaf aid to hearing loss, e.g. initial electronic fitting
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2460/00—Details of hearing devices, i.e. of ear- or headphones covered by H04R1/10 or H04R5/033 but not provided for in any of their subgroups, or of hearing aids covered by H04R25/00 but not provided for in any of its subgroups
    • H04R2460/11—Aspects relating to vents, e.g. shape, orientation, acoustic properties in ear tips of hearing devices to prevent occlusion

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Feedback Control In General (AREA)
  • Measurement Of Mechanical Vibrations Or Ultrasonic Waves (AREA)
  • Fittings On The Vehicle Exterior For Carrying Loads, And Devices For Holding Or Mounting Articles (AREA)
  • Selective Calling Equipment (AREA)
  • Circuit For Audible Band Transducer (AREA)
  • Networks Using Active Elements (AREA)

Abstract

描述了用于适配听力受损人的助听器增益的方法和系统。针对至少一个频带测量听力受损人的耳道内的助听器环路增益，估计有效孔参数，诸如通过确定在模拟的和测量的环路增益之间产生最佳适配的透气孔参数来估计助听器相应的透气孔直径，基于所估计的有效透气孔参数确定透气孔效应值，并借助所确定的透气孔效应值提供修正的助听器增益。

Description

用于适配助听器的系统和方法
技术领域
[001]总体上，本发明涉及助听器领域以及用于估计个体助听器的其它未知传递函数的系统和方法。此外，本发明涉及利用所估计的透气孔参数来调整或适配助听器的方法和系统，而且特别涉及通过估计助听器的最合适声学模型来适配助听器增益的计算机执行方法和计算机系统，估计所述声学模型是利用传输线理论来模拟已完成的测量而实现的。
背景技术
[002]希望被放置在耳朵内或耳朵上的助听器在本领域是已知的。
[003]在专利WO 03/034784 A1中，描述了一种数字助听器系统，其中该系统的一部分被希望用于传送声音到助听器使用者的耳道内，且这一部分向耳道提供透气孔或换气通道以便降低已知吸留效应的发生，这一效应经常让助听器使用者感觉不舒服。
[004]在确定助听器的声学特性并因此确定其真实增益的过程中，助听器使用者个体耳道的几何形状与换气通道的尺寸相互作用。
[005]即使由于个体耳道的几何形状而使用了具有密封塞的助听器，在耳道侧壁与助听器耳塞之间也会发生影响助听器声学特性的泄漏。即使使用用户定制的耳塞或具有弹性耳塞(例如由硅制成)的助听器也会发生这种泄漏，所述弹性耳塞一般与使用者的个体耳道几何形状相适应。
[006]助听器的适配一般是由听力学家在适配对话中完成的，在此对话中对未来助听器使用者在某些频带内的听力阈级进行测量以确定在某一频率范围内的适当助听器增益。对听力损失或所谓的听力阈级(HTL)的频率相关测量可以通过记录听力敏度图来完成。听力敏度图是听力测试的图解表征。它显示出针对每个耳朵未来助听器使用者能够听到不同频率的声音所需的最小声级。测试中所提供的声音可以由扩音器或类似助听器的装置来产生，类似助听器的装置同时也测量听力阈值时耳膜处的声压。
[007]然后基于听力敏度图及进一步的适配规则来计算助听器要提供的必要增益。但是，使用真实助听器时出现的泄漏或甚至换气通道(透气孔)会影响耳朵内的声压或其它声学特性并因此影响助听器的真实增益，这些在助听器增益的计算中未加以考虑。因此，不基于使用者在将真实助听器置于耳朵中时个体耳道内的声学特性来计算助听器增益可能是最新助听器适配规程中的一个问题。
[008]因此，存在对改进技术的需求以便在适配助听器时将听力受损人的个体耳道内助听器的声学特性考虑在内。
发明内容
[009]当前助听器被从理想化的条件出发来适配给使用者，该理想化条件覆盖所有个体和助听器耳塞而不考虑这些个体的解剖学差异。获得这一理想化条件的前提是假定使用任何单个耳塞的任何单个耳朵都表现出好像标准耳塞置于仿真平均耳朵的耦合器上一样。但是，不存在平均耳朵这样的东西，且即使当前的适配对指定增益给出合理的估计，个别差异仍存在于现实世界中。因此本发明的一个目标是提供在个体适配中能够提供更高精度可能性的方法和系统。
[010]本发明更进一步的目标是提供一方法和系统，该方法和系统扩展了适配助听器或调整设置任何可能助听器特征的能力。
[011]更特别的是，本发明的一个目标是提供适配助听器增益的方法和系统，该方法和系统将助听器使用者的个体耳道的几何形状与助听器的几何形状的相互作用考虑在内。
[012]本发明的另一个目标是在所谓现场听力敏度图被记录时修正所测量的听力阈值。
[013]本发明还有一个目标是利用考虑到声学环境的被修正听力阈值来计算助听器中所需的增益。
[014]依照本发明的第一方面，提供一种用于适配助听器的方法，其包括以下步骤：测量现场助听器的声学特性；估计等效助听器构形，其中所述估计由大量预定声学特性和测量声学特性之间的最佳适配而产生；以及确定源于所述估计的等效助听器构形的至少一个声学特性。通过探测耳朵周围和/或耳朵内的声学环境并估计为优化助听器的个体声学所需的可能修正，被提议的方法为个体适配中的更高精度提供了可能性。本发明最显著和全面的优点是该方法使得估计单个现场助听器的其它未知声学特性或传递函数成为可能。这些被估计的函数可以用于适配目的或用于调整任何其它助听器特性的设置。
[015]依照本发明的第二方面，提供一种用于适配助听器增益的方法，其包含针对至少一个频带的以下步骤：测量现场助听器的环路增益，通过确定那个提供大量预定环路增益和测量环路增益之间的最佳适配的透气孔参数为有效透气孔参数来估计助听器的所述有效透气孔参数，基于所述有效透气孔参数计算修正增益，以及借助所述修正增益对所述助听器增益进行修正。依照这一方面，现场传递函数的测量量是环路增益。该环路增益可以通过利用反馈测试进行测量。然后助听器传递函数的预定库可以是任何仿真的反馈测试，该仿真的反馈测试复制测量的现场传递函数、透气孔效应和直接传输增益。例如，依照这一方面不同的助听器构形由不同的透气孔参数来表示。
[016]预定环路增益可以基于模拟数据、实验数据、估计或其任何组合。预定环路增益和相应的透气孔效应以及直接传输增益可以被输入表中以便于更快的计算。
[017]依照本发明的另一个方面，提供一种可连接到助听器上来适配该助听器增益的计算机系统。该计算机系统一般被应用于适配情况中，其中要适配的助听器被插入到助听器使用者的耳道内并被连接到该计算机系统上，该计算机系统包含用于执行适配例程的可执行程序代码。在该机算机系统上执行的程序代码包含用于测量现场助听器的环路增益的程序部分，用于通过将提供大量预定环路增益和测量环路增益之间的最佳适配的那个透气孔参数确定为有效透气孔参数来估计助听器的有效透气孔参数的程序部分，用于基于所述有效透气孔参数计算修正增益的程序部分，以及用于借助所述修正增益对所述助听器增益进行修正的程序部分。这一适配例程针对至少一个相关频带被执行。
[018]通过依照本发明的方法和计算机系统，有可能提供一适配例程，该适配例程将在一频带内所估计的有效透气孔参数的声学特性考虑在内，这意味着确定的助听器增益可以借助于可能在其它情况下未知的透气孔效应进行修正。
[019]因此，基于对助听器之类声学系统的传递函数的单一测量，依照本发明的方法和系统利用传输线理论来选择大量仿真现场助听器中与使用者所戴的真实现场助听器系统最相似的那个仿真现场助听器，其中该助听器包含泄漏路径，且该泄漏路径包括可能存在的通风孔和关于现场助听器系统的声学特性的大量假设，例如，接收器类型、声道的尺寸、耳道的大小、插入深度、中耳特性、透气孔长度以及通气开口和助听器麦克风之间的距离等。基于通过传输线理论模拟已完成的测量而实现的对现场助听器的最佳适配声学模型的估计，其中变化一个或多个参数以给出测量和仿真之间的最佳适配/拟合，可以知道整体的最佳适配声学系统，因此允许计算助听器中的任何传递函数。然后传递函数提供有效透气孔参数以用于计算修正增益来修正初始助听器增益。然后被修正的助听器增益作为增益值，其为助听器的估计最佳适配声学模型提供必要增益。
[020]依照本发明的又一个方面，提供一种用于适配助听器增益的方法，其包含针对至少一个频带所执行的以下步骤：测量助听器使用者耳道内的助听器的环路增益，通过确定产生模拟环路增益和测量环路增益之间的最佳适配的透气孔参数来估计有效透气孔参数，基于所估计的有效透气孔参数确定透气孔效应，以及借助于所确定的透气孔效应提供修正的助听器增益。
[021]依照本发明的再一个方面，提供一种可连接到助听器上来适配该助听器增益的计算机系统。该计算机系统一般被应用于适配情况中，其中要适配的助听器被插入到听力受损人的耳道内并被连接到该计算机系统上，该计算机系统包含用于执行适配例程的可执行程序代码。在该机算机系统上执行的程序代码包含用于测量助听器使用者耳道内的助听器环路增益的程序部分，用于通过确定产生模拟环路增益和测量环路增益之间的最佳适配的透气孔参数来估计助听器的有效透气孔参数的程序部分，用于基于被估计的有效透气孔参数确定透气孔效应值的程序部分，以及用于借助所确定的透气孔效应来提供修正的助听器增益的程序部分。这一适配例程也针对至少一个相关频带被执行。
[022]依照本发明更进一步的方面，透气孔参数可以由透气孔直径来充分限定，但是依照更进一步的方面可以用透气孔长度、透气孔进气量(inductance)、透气孔体积或者透气孔几何形状或泄漏的其它数学组合来表示。
[023]进一步的优点是助听器增益的修正与指定的适配规则相互独立，指定的适配规则是由听力阈值计算助听器增益的方法。
[024]进一步的优点是本发明可适用于所有已知类型的助听器，包括BTE、ITE、CIC以及从最紧的全外耳耳塞到插入至耳朵内的声管的任何类型耳塞或耳套(earshell)。
[025]进一步的优点是透气孔效应和直接传输增益可以被评定和估计而不需要知道个体物理透气孔大小、泄漏、插入深度、耳道大小等任何具体信息。如果要测量这些增益函数-透气孔效应和直接传输增益，还另外需要通过两种不同的声源和两种不同的耳塞(敞开透气孔和密闭透气孔)对声压进行四种测量。
[026]还有一个优点是，依照本发明的方法提供比利用其物理透气孔尺寸模拟透气孔所获得的更准确的估计透气孔效应。这是因为诸如耳道几何形状的变化被反映在测量的传递函数中，如反馈测试等，并因此反映在有效透气孔参数中。
[027]在临床上很难确定耳塞和耳道之间不受控制的泄漏。本发明的另一个优点是在对仿真透气孔参数进行优化的过程中，在声学上表现出很像透气孔的任何泄漏都会被包含于有效参数中。例如，在出现泄漏时，有效透气孔会更短或更宽。这意味着在为使用者适配助听器时本发明将不受控制的泄漏考虑在内。
[028]考虑到透气孔效应和直接声音传输，诸如透气孔直径、透气孔长度、耳道内的插入深度和耳道体积的参数具有相似的影响，即这些参数会移动透气孔效应的截止频率。因此，理论上这些参数的任何一个都可以被用作透气孔参数。但是，由于透气孔直径具有最显著的影响并被最直观地使用，依照一个实施例优选使用这一参数来作为透气孔参数。
[029]依照一个实施例，如果透气孔直径被用作透气孔参数，这意味着即使没有泄漏物理透气孔直径与等效直径也存在差异。然而，不管仿真耳朵的假定几何形状如何，现场助听器的估计透气孔效应几乎是相同的。这是由于测量的和仿真的环路增益之间的最佳适配与测量的和仿真的透气孔效应之间的最佳适配是等效的。因此，现场助听器的物理参数和仿真声学系统的假定参数之间的可能差异至少部分是由于可变的透气孔参数引起的。
[030]将透气孔修正应用于适配是由仅有很少一部分规则耳塞或耳套没有透气孔的事实所证明的。换句话说，由于绝大多数规则耳塞或耳套包含透气孔(也被称为通风孔)，本发明能够使大多数助听器使用者实现更准确的适配，因此本发明为很大范围内的听力受损人实现更好的听力作出了极大的贡献。
[031]依照本发明的再一个方面，该方法进一步包含通过将现场助听器定义为包含多个声学元件的声学系统来计算模拟传递函数的步骤。
[032]依照这一方面的一个特别实施例，该方法包含仿真模拟环路增益的步骤：其借助于通过用频率相关传输矩阵描述声学系统元件来模拟定义耳道内助听器的声学系统；使这些传输矩阵相乘以得到定义声学系统的单个传输矩阵；以及通过使用该单个传输矩阵来计算该声学系统的至少一个传递函数。该声学系统可以包含振幅修正过滤器、数-模转换器(DAC)、助听接收器、声道、耳道、耳膜、换气通道(透气孔)和从透气孔出口到助听器麦克风的辐射以及它们各自的声学特性。
[033]依照更多的方面，本发明的方法和系统包含测量助听器使用者至少一个听力阈级(HTL)的步骤。这一测量可以通过将不同频率的HTL记录为频率相关的听力损失记录来完成。当通过使用者耳中的助听器直接测量听力阈级时，该听力敏度图也被称为现场听力敏度图或现场适配。现场适配在实际声学条件下适配助听器时可能有优势并因此显示出助听器在日常使用中大概会如何运行。但是，由于现场听力敏度图同样没有基于例如透气孔直径的有效透气孔参数来考虑透气孔效应，所以该现场听力敏度图也需要对透气孔效应进行修正。因此，依照本发明的一个方面，提供了方法和系统以便基于有效透气孔参数并通过测量包含泄漏路径的声学系统的传递函数来修正现场听力敏度图，通过仿真不同透气孔参数的传递函数来确定最佳适配的有效透气孔参数，利用该有效透气孔参数计算修正增益，以及利用该修正增益对现场听力敏度图进行修正。
[034]依照另一个方面，当助听器被置于耳朵中并考虑依照估计有效透气孔直径的透气孔效应时，通过由使用者的所测量听力阈级导出助听器增益并接着用添加随后会给出增益的透气孔效应值来修正该助听器增益，以此计算使用者助听器的修正助听器增益。一般地透气孔效应值是负增益量，因为透气孔衰减从接收器的出口传送回到麦克风的入口的声音信号。
[035]依照另一个方面，依照本发明的方法和系统进一步包含基于估计的有效透气孔参数确定频率相关直接声音传输，以及借助于该确定的直接声音传输提供修正的助听器增益。
[036]依照本发明的另一个方面，提供了用于通过利用传输线理论模拟已完成的测量来估计现场助听器最佳适配的声学模型的方法和系统，其中变化一个或多个参数以给出测量和模拟之间的最佳适配。通过这样做，可以知道整体的最佳适配声学系统，因此允许计算助听器中的任何传递函数。
[037]依照更多的方面，本发明提供如权利要求19和20所述的计算机程序和计算机程序产品。
[038]在另一个方面，本发明提供如权利要求21和22所述的用于适配助听器的系统和助听器。
[039]本发明更多的具体变化由更多的附属权利要求来限定。
[040]本发明的其它方面和优点可以通过以下详细说明并结合以示例的方式图示说明本发明原理的附图而变得更加清晰。
附图说明
[041]通过以下详细说明并结合附图易于理解本发明，其中相同的参考数字指代相同的结构性元件，且其中：
[042]图1是依照本发明第一实施例的方法的流程图。
[043]图2是依照本发明另一个实施例的系统的示意性框图。
[044]图3是依照本发明实施例用于模拟传递函数的方法的流程图。
[045]图4a、4b和4c图示说明结合本发明实施例测量和计算的传递函数。
[046]图5a、5b和5c以及6a、6b和6c示出了依照本发明更多实施例的方法的流程图。图5a、5b和5c逐步解释如何针对透气孔效应修正现场听力敏度图。图6a、6b和6c逐步解释如何针对透气孔效应和直接声音修正助听器增益。
[047]图7a和7b示出了依照本发明实施例的方法的流程图。
具体实施方式
[048]现在对用于解释本发明的更多术语作如下限定：
[049]泄漏路径被定义为从声道出口平面到耳外(或相反)的完全声学路径。该泄漏路径由耳道与耳塞之间的受控泄漏(例如透气孔)和不受控泄漏组成。
[050]声学系统被定义为多个声学元件系列，声音可以沿着这些声学元件系列传播，且该声学系统一般起始于声音发生器并结束于声音或振动传感器。
[051]声学元件被定义为其中声学特性相同的分块元件。它包括诸如接收器之类的声音发生器，诸如声管、换气通道或耳道之类的声音媒介，诸如中耳之类的集中阻抗，以及辐射阻抗等。每个元件在数学上用2×2的依赖频率的传输矩阵。
[052]传输线理论是通过声学元件(即圆柱管或接收器)描述整个声学系统的数学方法。通过传输线理论，从一个位置到另一个位置的传递函数是利用连乘沿着从声源到传感器的声学路径的传输矩阵并考虑可能的分支而计算出来的。所得到的总传输矩阵结束于声学系统的最后一个阻抗(例如，耳膜或辐射阻抗)，然后描述整个声学系统。
[053]传递函数被定义为进入声学系统的输入和在声学系统中给定位置处测量的输出信号之间的频谱比。输入和输出信号可以是电的、机械的或声学的信号。传递函数是通过总传输矩阵和终端阻抗计算出来的。在声学系统中可以有无限数量的不同传递函数。
[054]有效透气孔参数由可以被用于描述任何受控/或非受控泄漏的任何参数来表示。因此有效透气孔参数可以用任意形状透气孔的一个维度来定义，例如圆柱透气孔的透气孔直径、矩形透气孔的透气孔高度或宽度、透气孔长度或这些维度的组合，如透气孔体积或透气孔进气量等。这一参数被确定从而提供与助听器真实换气通道和耳道壁与助听器耳塞之间的泄漏的结合力近似相同的声学特性。
[055]使用透气孔直径作为透气孔参数是有利的，因为它与透气孔长度、插入深度以及残留耳道体积对透气孔效应和直接声音有相似的影响，且其最直观地被使用。
[056]然后透气孔效应被定义为耳膜处的声压，该声压由助听器接收器和密封耳道所产生，相对于耳朵该密封耳道包括具有给定透气孔直径和长度的各自耳塞。透气孔效应可以被仿真从而得到，例如，针对某些可能的透气孔直径的增益值表格。透气孔效应可以被表达为针对每个频率的增益值，并且可以进一步针对用于助听器的任何数量频带进行计算。
[057]直接声音传输可以被定义为耳膜处由耳外声源所产生的声压相对于外部透气孔开口处由相同声源所产生的声压。直接声音传输的一个值或多个值也被称为直接传输增益。直接传输增益也可以通过模拟声学系统而被仿真。在下面，如果使用术语“直接传输增益”，它指的是利用其修正助听器增益的传递函数。
[058]环路增益表示对传输穿过包含泄漏路径的声学系统的声音的现场测量。环路增益可以通过所谓的反馈测试进行测量，该反馈测试一般照例被执行于适配例程中以估计最大助听器增益。依照本发明的方法因此将有利地不需要任何额外的操纵或测量，并因此允许极好地估计有效透气孔参数以便用于依照本发明的方法和系统所提供的适配例程。
[059]助听器参数是定义助听器任何特性的参数，如助听器增益、频带数量、振幅修正过滤器等。这些特性可以包含反馈取消、噪声降低、压缩等。
[060]物理助听器构形定义了连接到耳朵上的声学元件的尺度，该构形包括接收器类型、声管、耳道、耳膜、透气孔等，以及助听器特性的电子构形，包括∑-Δ转换器、过滤器等。
[061]术语“声学特性”或“传递函数”也用来定义另外未知的单个助听器的特性，这些特性用于适配目的或者用于调整任何其它助听器特性的设置。声学特性或传递函数的示例是环路增益，或任何其它反馈测量结果。
[062]等效助听器构形是给出大量声学特性和各自测量的声学特性之间的最佳适配的构形。
[063]现在参考具体实施例描述本发明的主要方面，该主要方面涉及一方法，在该方法中执行对任意使用者所戴现场助听器的测量并将其与助听器传递函数的预定试验库相对比。预定库包含针对可能物理助听器构形的几个实体化形式的许多组预定传递函数。这些不同预定传递函数中的一个类似于测量的现场助听器传递函数。测量的现场助听器传递函数与每个相应的预定传递函数之间的误差被计算，且最小的误差定义最佳适配。这一最佳适配表示某个物理助听器构形，可以为其确定任何其它传递函数。通过这样做，现场助听器中的任何传递函数可以通过仅测量一个传递函数而估计出来。
[064]现场传递函数的测量可以通过任何探针传感器测量耳道内的、耳塞内或沿声管的、助听器中或外耳和耳壳附近的声音进行示例说明。探针传感器可以感知振动、声音或其它，且可以是助听器或外部设备的一部分。被测声音的发生器可以是助听器接收器、外部声源或助听器使用者的话音。一个示例可以是助听器的反馈测试。
[065]助听器传递函数的预定试验库可以通过测量、估计或仿真而确立。重要的是一组传递函数针对每个物理助听器构形被确定，或与之相反，每个传递函数针对一组物理助听器构形被确定。这些传递函数中的一个必须复制现场传递函数的测量。为了与测量的传递函数相适配，试验传递函数的示例可以包括反馈测试、透气孔效应、直接传输增益、吸留效应等。
[066]依照特别的实施例，如果预定试验是通过测量建立的，这可以例如通过选取具有“平均”耳朵的人、插入大量具有不同特性的塞子并作出测量来完成，这些测量针对每个塞子重复现场测量。同时，针对每个塞子测量其它相关的传递函数。
[067]依照另一个实施例，如果预定试验是通过估计建立的，这可以通过使用文献表格、使用经验公式或其它用于猜测相关传递函数的方法来完成。
[068]依照再一个实施例，如果预定试验是通过仿真建立的，这可以通过使用例如传输线理论来尽可能接近地模拟声学系统的每一部分并变化一些代表性参数比如透气孔直径等而完成。以这种方式，理论上任何传递函数均可计算出来。
[069]物理助听器构形通过连接到耳朵上的声学元件的两个尺度来确定，该构形包括接收器类型、声管、耳道、耳膜、透气孔等，以及助听器特性的电子构形，包括∑-Δ转换器、过滤器等。
[070]现在通过参考图7a和7b来描述本发明的一个实施例。图7a和7b解释估计的传递函数或声学特性如何由等效助听器构形推导出来。在步骤810中现场助听器的一个声学传递函数被测量。该声学传递函数是，例如，图表815中所示的测量反馈测试。对于N个不同助听器构形如透气孔直径中的每一个，接着在步骤820中仿真各自的测试。图表825以示例的方式显示这种仿真反馈测试的结果。提供与测量传递函数最佳适配的仿真测试的助听器构形定义出等效助听器构形。在图表825中，对于等效助听器构形，等效透气孔直径为1.9mm2。在步骤830中，接着由等效助听器构形确定估计的传递函数。在该示例中，确定的传递函数为透气孔效应，如图表835中所示。如图表845中进一步所示，通过本发明有可能由等效助听器构形推导出诸如直接声音传输之类的任何进一步的估计传递函数，并因此确定否则未知的任何助听器传递函数或声学特性(步骤840)。
[071]现在参考具体实施例描述本发明的一个方面，该方面涉及利用估计的透气孔参数来适配助听器增益的改进方法。
[072]这里提供了一种方法和系统，其用于评定助听器中未测量的否则未知的声学传递函数，例如，得到关于耳膜声压和透气孔的声学结果、穿过透气孔的直接传输声音量或反馈风险的信息。所述的方法和系统特别适用于适配具有定制声道、透气孔和包括中耳特性的耳道几何形状的现场助听器。
[073]关于泄漏路径的具体几何形状参数的信息可以通过测量包含泄漏路径的声学系统中的传递函数而得到。图4a、4b和4c显示出计算的传递函数的示例。
[074]在获得关于泄漏路径的相应几何形状的参数的信息过程中存在对包含整个声学系统的不同部分的参数和/或声学特性的假设或测量。这些部分在模拟声学系统中被仿真，其中声学系统中的每个部分用声学元件来描述。该模型被建立从而仿真声学系统逐个部分地描述测量的声学系统，并使得仿真传递函数对应于测量的传递函数。至少一个参数(例如，透气孔直径)是自由变化的且被用作优化参数来得到模拟和测量数据之间的最佳适配。通过最佳适配的仿真声学系统，该仿真声学系统内的任何传递函数均可以在适配例程或其它程序中被计算或执行。
[075]图1依照本发明的第一实施例示出用于为助听器使用者适配助听器增益的适配例程的流程图100。该适配例程优选为计算机执行方法，例如在适配和调整助听器以满足听力损失程度和使用者进一步需求的适配会话过程中该方法在听力学家的控制或监督下被执行。
[076]在第一步110中，包括泄漏路径的现场助听器的传递函数被测量以通过其声学特性将包含其泄漏路径的现场助听器确定为声学系统。依照另一个实施例，这是通过测量使用者耳道内所放置的具体助听器的最大可能环路增益而实现的。对环路增益的测量可以通过执行所谓的测量反馈测试来完成，以便在一定频率下发生反馈之前确定最大增益量。
[077]然后，助听器的有效透气孔参数在步骤120中通过将提供模拟的和测量的传递函数之间的最佳适配的那个透气孔参数值确定为有效透气孔参数进行估计。依照另一个实施例，有效透气孔参数为有效透气孔直径，该有效透气孔直径通过确定产生预定和测量环路增益之间的最佳适配的透气孔直径而被估计。模拟环路增益是通过用假定透气孔直径的不同值来仿真声学系统模型而被确定的。然后将预定或模拟环路增益值与测量的环路增益进行比较以确定对应于模拟环路增益在各个频率下等于或最佳适配测量环路增益的透气孔直径，因此该透气孔直径被估计为有效透气孔直径。如此估计出的有效透气孔直径因此不仅考虑助听器中可能的换气通道，而且还将由插有助听器的使用者耳道内的真实情况所产生的任何其它泄漏或更多的声学特性考虑在内。
[078]基于有效透气孔参数，修正增益在步骤130中被计算。依照利用估计的有效透气孔直径的实施例，透气孔效应被计算为修正增益。透气孔效应是(负的)增益量，其基于估计的有效透气孔直径或几何形状来定义从助听器的接收器出口回到麦克风入口的衰减。
[079]在下一个步骤140中，通过修正增益对助听器进行修正。如此修正的助听器增益然后可以用来适配助听器，以便将助听器与助听器使用者的个体耳道几何形状这二者的声学特性均考虑在内。依照确定透气孔效应的实施例，借助于确定的透气孔效应来修正助听器增益以便为某一频率或频率范围提供修正的助听器增益。
[080]依照一实施例，要被修正的助听器增益源于听力敏度图之类的听力测试并作为必要增益来补偿听力损失。依照一实施例，听力敏度图也是在适配会话过程中被记录的。依照另一个实施例，要补偿听力损失的初始助听器增益已经在另一个会话(例如在第一次测量听力敏度图以评估可能的听力损失时)中得到。
[081]图2以示意性的形式示出了计算机系统的块图200，该计算机系统通过其I/O单元和连接装置270被连接到插在使用者耳道350中的助听器300。计算机系统200依照本发明的实施例被配置为执行适配例程。当被装配为计算机时，它具有用于处理储存在工作存储器220中的计算机执行适配例程245的处理器230，以及具有用于例如在表格215中存储针对不同可能透气孔直径和频率的模拟环路增益值的储存器210。
[082]助听器300包含类似于麦克风的输入变换器310，其用于将输入声音信号转换为电信号；放大器305，其组成助听器的电子电路并由不同电路元件组成用以依照助听器的适配规则和适用增益处理来自麦克风310的电信号以产生电输出信号；以及输出变换器320，其用于将电输出信号转换为输出声音信号，该输出声音信号然后通过耳道350传送给使用者的耳膜355。助听器300进一步包含具有换气通道340的耳塞330。本领域技术人员显然明白，仅以示例形式图示说明了助听器特别是助听器耳塞以及使用者的解剖结构。在图2中还示出了除真实换气通道外在耳道350的侧壁和耳塞330之间存在进一步的泄漏345，其对整个有效透气孔直径有贡献。
[083]依照一个实施例，系统200在被装配为计算机时可以优选进一步包含显示屏和至少一个输入设备来显示例如听力敏度图、输入参数和指令以便由听力学家控制适配例程。当适配例程245由系统200运行时，该适配例程首先通过以下过程执行测量反馈测试：引入电输入给接收器或放大器以便通过输出变换器320产生声压，然后在距透气孔340的外部开口一定距离处测量声压。然后测量的环路增益值250被存储在工作存储器220中并用以借助存储在表格215中的模拟环路增益值来估计有效透气孔直径。然后估计的有效透气孔直径值255被存储在工作存储器220中并用来推导出也存储在工作存储器220中的透气孔效应值260。然后借助于这些透气孔效应值修正源于听力敏度图以补偿听力损失的必要助听器增益值，从而产生修正助听器增益值265。然后针对各个频率范围的修正助听器增益值通过传输装置270加载给助听器300，该传输装置是例如连接助听器300和系统200用以交换数据的电缆。然后，修正增益值可以被放大器305用于产生放大的输出信号以补偿听力损失，接着依照进一步的适配规则和使用者的个人听力感受对助听器进行可能的进一步精细调节。
[084]通过参考图4a至4c，将描述利用传输线理论模拟完成的测量以估计现场助听器的最佳适配声学模型。
[085]图4a理论上图示说明了用于模拟透气孔效应的传递函数的等效电路。透气孔效应被计算为具有透气孔415的耳塞455与声学上密封的耳塞之间的dB差异，并解释当换气通道被钻穿耳道440中的耳塞455时耳膜445处声压的变化。密封条件是理论上的条件，其未经测量，因此这里没有相应的泄漏。在由麦克风425示例的耳膜445中部计算通过声管450(见箭头)提供的声音的声压变化。各个传递函数可以由等效电路图410来表现。
[086]图4b理论上图示说明了用于模拟直接传输声音的直接传输增益的传递函数的等效电路，该直接传输声音从透气孔换气通道开口415的外部传输到由麦克风425示例的耳膜445中部，如箭头所示。直接传输增益是声音放大率，该声音源于从环境直接穿过透气孔415到耳膜445中部的传输。各个传递函数可以由等效电路图420来表现。
[087]图4c理论上图示说明了用于模拟从接收器(未图示)的电输入到由麦克风435所测量距外部透气孔开口一定距离例如2cm处的声压的环路增益的声学部分的传递函数的等效电路。由接收器所提供的声压通过声管450(见箭头)提供给耳膜445。各个传递函数可以由等效电路图430来表现。
[088]现在来描述依照一实施例的另一个方法。首先，在各个频率下测量听力阈级(HTL)，然后由听力敏度图来记录这些听力阈级，该听力敏度图例如示出了在1.000Hz下40dB的听力损失。接下来，通过应用测量反馈测试来测量环路增益，该测量反馈测试例行地执行于适配过程中来确定没有反馈时的最大可能助听器增益。
[089]模拟环路增益可以预先在仿真过程中通过使用传输线理论来计算。在模拟反馈测试过程中，通过模拟整个声学系统在例如15个频带中仿真声学系统。对声学系统的模拟是通过关于声学系统参数的输入或假设来完成的。在模拟中要使用的参数是例如接收器类型、声道的尺寸、耳道的大小和几何形状、助听器的插入深度、中耳特性、换气通道的长度和透气孔开口与助听器麦克风之间的距离。这些参数或者是已知的，如接收器类型，或者取一定人口(例如，小孩、男人或女人)的平均值。以这种方式，本发明为各种助听器类型比如BTE(耳后)、ITE(耳中)、CIC(完全在耳道内)等提供修正的可能。
[090]依照本发明的实施例，在模型中使用各种助听器类型的标准参数，因为这种方法允许使用预计算表格并据此减少计算时间或必要的计算能力。依照另一个实施例，模拟和仿真计算是通过应用个别适应参数来实现的，以便得到考虑个别参数的精确模型。
[091]针对不同的透气孔参数值执行对模拟声学系统的仿真。仿真结果是包含针对每个频带中大量透气孔参数值的模拟环路增益值的表格。然后执行表格查询来识别那个透气孔参数值，该透气孔参数值通过对比模拟和测量环路增益值来生成模拟和测量反馈测试之间的最佳适配。然后透气孔参数的所识别最佳适配值被定义为有效透气孔参数。
[092]基于所识别有效透气孔参数，透气孔效应是通过使用与模拟反馈测试所用的相同参数和有效透气孔参数来计算的。依照一实施例，同样为了计算每个频带中的透气孔有效值，各种助听器类型的标准参数被使用，因为这允许使用预计算表格并据此又减少计算时间或必要的计算能力。当然，依照另一个实施例，透气孔效应可以经由应用个别适应参数进行直接计算。
[093]由于一般通过扩音器而非助听器来产生用于听力测试的音调从而记录听力敏度图，因此该听力敏度图不需要依照透气孔效应进行修正。但是，如果现场听力敏度图被用于听力测试，则该现场听力敏度图需要被修正，因为现场适配系统一般假设该测试是通过密封耳塞执行的。因此，透气耳塞的测量现场听力敏度图应该针对例如如参考图5a-5c所述的透气孔效应进行修正。然后该修正给出密闭耳塞的听力损失，这接下来可以被用于依照可用适配规则来计算助听器增益。
[094]在下一步骤中，依照测量听力阈级和可用适配规则来计算助听器增益以补偿听力损失。
[095]除了透气孔效应，还在每个频带中通过利用与模拟反馈测试所用的相同参数和有效透气孔参数来计算直接传输增益。同时在此，利用各种助听器类型的标准参数可能是有利的，其允许使用预计算值，但是依照一实施例，该计算也可以直接通过应用个别适应参数来完成。
[096]由于依照透气孔效应特别是在低频率下声压会由于透气孔而降低，因此对透气孔效应要修正助听器增益以便提供足够的增益来补偿听力损失。依照确定的直接声音传输并通过相应的直接传输增益，该助听器增益被进一步修正。特别地，如果一个人在低频率下具有受限的听力损失，穿过透气孔的直接传输声音会与助听器声音混合并产生干涉。因此不仅需要关于透气孔效应而且需要关于直接传输增益来修正助听器增益。依照一实施例，助听器增益的修正是通过仔细考虑透气孔效应和直接传输声音的影响、两个源会如何干涉以及如何避免源或声音的混合而完成的。
[097]图5a-5c和6a-6c现在图示说明依照本发明进一步实施例的方法的流程图。图5a-5c逐步解释现场听力敏度图如何关于透气孔效应而被修正。图6a-6c逐步解释助听器增益如何关于透气孔效应和直接声音而被修正。
[098]在以下示例中，测量的反馈测试被应用为包含泄漏路径的测量传递函数。在这里透气孔参数是透气孔直径。计算的传递函数包括透气孔效应和直接传输增益。
[099]单个方法步骤通过结合该步骤中测量或仿真结果的各自图表而被图示说明。图表中的所有数据都是频率相关的，且当在下面描述该流程图时所用的示例集中于在250Hz下的测量。
[100]在第一组的步骤510-550中，听力损失被测量且该测量关于透气孔效应被修正。在步骤510中，现场听力敏度图被测量以得到听力受损人的听力阈级。依照该示例，在图表515中利用现场听力敏度图测量听力损失并得到在250Hz下HTL测量＝30dBHL。在下一个步骤520中，反馈测试被测量且每个频带中的环路增益被图示说明于图表525中。在步骤530中反馈测试也针对N个不同的透气孔直径被仿真。测量的和仿真的反馈测试之一之间的最佳适配定义出具有真实换气通道和耳道中泄漏的最佳等效的有效透气孔直径。在该示例中，等效透气孔直径为1.9mm(图表535)。然后在步骤540中基于该等效透气孔直径计算透气孔效应。仿真的频率相关透气孔效应被示于图表545中。通过透气孔效应，在步骤550中现场听力敏度图现在被修正且修正的听力敏度图被示于图表555中。
[101]利用在步骤510-550中所定义的方法，250Hz下的透气孔效应被估计为Vent Effect＝-10dB(在图表545的250Hz下)。这意味着助听器在耳朵中产生比预期低10dB的音调，因此当测量听力阈值时耳膜处的真实声压为：
HTL修正＝HTL测量+Vent Effect＝30+(-10)＝20dB HL
[102]这就是修正的听力阈值。
[103]在第二组步骤560-590中，接着利用步骤550和图表555中所提供的修正助听器阈值来计算助听器中所需的增益。此外，该增益也关于透气孔效应而被修正。依照另一个实施例，当听力敏度图而非现场听力敏度图被使用时，该方法基于该听力敏度图所记录的听力阈值起始于步骤550。
[104]在步骤560中，基于修正的现场听力敏度图，50％适配规则被使用，以便基于修正的现场听力敏度图或未修正的正常听力敏度图计算助听器增益。该50％适配规则(其在此处被用作示例且自然可以是任何其它适配规则)指定了对听力损失的50％补偿，对于图表565所示的250Hz下20dB的听力损失，实际增益Greal应该是：
Greal＝HTL修正 *50％＝20*0.5＝10dB
[105]由于现场助听器将被用于和测量听力损失及估计透气孔效应时所设置的相同声学环境中，同样已知的是助听器对其产生的输出声音水平/声级低估了Vent Effect＝-10dB。为了对其进行补偿并因此获得10dB的所需实际寿命增益，在步骤570中助听器增益Gha因透气孔效应而进一步修正，因此：
Gha＝HTL修正*50％-Vent Effect＝20*0.5-(-10)＝20dB
[106]以同样的方式，可以显示出如果透气孔效应未被考虑则将导致错误的听力阈值30dBHL，其导致所需增益为15dB。通过将这一增益设置应用于助听器上，所得的增益会由于透气孔效应而变为5dB，即小于所需增益。
[107]此外，助听器中的直接声音传输增益在步骤580中被计算且在图表585中被图示说明。为了补偿直接声音传输，将直接声音对比于穿过助听器的声音，如果它们是相当的则进行测量。结果，助听器增益关于透气孔效应和直接声音传输而被修正且准备应用于助听器。因此，系统和方法被提供，依据这些方法和系统助听器可以不仅基于所测听力阈值而且还基于透气孔效应进行个别适配。
[108]依照本发明进一步实施例的方法现在通过参考图3来解释，该图示出了用于计算模拟传递函数的方法的流程图700。首先，声学元件705被选择作为要被模拟的现场助听器一部分的那些元件。然后在步骤710中现场助听器被定义为包含这些声学元件705的声学系统。在步骤720中这些声学元件被累乘以得到定义该声学系统的单个传输矩阵。在步骤730中，该单个传输矩阵接着被仿真以得到预定环路增益740。在仿真过程中，声学元件中的单一参数如透气孔参数被改变以接收针对例如透气孔参数的N个不同值的传递函数。这一模拟的传递函数然后可以被用于确定最佳适配传递函数的步骤中。
[109]依照本发明的可替代实施例，提供了用于适配助听器增益的方法，其包括针对至少一个频带所执行的以下步骤：测量包含泄漏路径的现场助听器的传递函数，通过将提供模拟的和测量的传递函数之间的最佳适配的那个所述透气孔参数值确定为有效透气孔参数来估计助听器的有效透气孔参数，基于所述有效透气孔参数计算修正增益，借助于所述修正增益对所述助听器增益进行修正。
[110]执行这一方法的计算机系统通常被应用于适配情况中，其中要被适配的助听器被插入到助听器使用者的耳道中并且还被连接到计算机系统上，该计算机系统包含用于执行适配例程的可执行程序代码。执行于该计算机系统上的程序代码包括用于测量包含泄漏路径的现场助听器的传递函数的程序部分，用于通过将提供模拟的和测量的传递函数之间的最佳适配的那个所述透气孔参数值确定为有效透气孔参数来估计助听器的有效透气孔参数的程序部分，用于在所述有效透气孔参数基础上计算修正增益的程序部分，以及用于借助所述修正增益对所述助听器增益进行修正的程序部分。这一适配例程也可以针对大量频带而被执行。
[111]上述特性的所有适当组合均被认为包含于本发明，即使它们未被明确地描述于其组合中。
[112]依照本发明实施例的方法和系统可以被执行于任何合适的数据处理系统中，例如个人电脑或工作站等，这些数据处理系统在适配助听器时被例如听力学家所用。依照本发明的方法也可以被执行于包含可执行程序代码的计算机程序中，所述可执行程序代码执行依照本文所述实施例的方法。如果客户服务器环境被使用，本发明的一个实施例包含远程服务器计算机，其体现依照本发明的系统并主控执行依照本发明的方法的计算机程序。依照另一个实施例，提供了类似于计算机可读存储介质的计算机程序产品，例如软盘、存储器块、CD-ROM、DVD、闪存或任何其它合适的存储介质，以便存储依照本发明的计算机程序。
[113]依照进一步的实施例，程序代码可以被存储在数字助听器的存储器或计算机存储器中并由助听器器件本身或其中类似CPU的处理单元来执行，或者由任何其它合适处理器或执行依照所述实施例的方法的计算机来执行。
[114]虽然正在其中的实施例中已经描述和示例了本发明的原理，但对本领域技术人员来说本发明可以在布局和细节上被修改应该是明显的，这并不偏离这些原理。可以在本发明的范围内作出变化和修改而不偏离其精神，且本发明包括所有这些变化和修改。

Claims (41)

1.一种用于适配助听器的方法，其包含以下步骤：
测量现场助听器的声学特性；
估计等效助听器构形，其中所述估计是通过大量预定声学特性和所测量的声学特性之间的最佳适配所产生的；
确定源于所述估计的等效助听器构形的至少一个声学特性。
2.根据权利要求1所述的方法，其进一步包含调整助听器参数的步骤，其中所述助听器参数受所述声学特性影响。
3.一种用于适配助听器增益的方法，其针对至少一个频带包括以下步骤：
测量现场助听器的环路增益；
通过将提供大量预定环路增益与所测量的环路增益之间的最佳适配的那个透气孔参数确定为所述有效透气孔参数，估计所述助听器的有效透气孔参数；
基于所述有效透气孔参数计算修正增益；
借助于所述修正增益对所述助听器增益进行修正。
4.根据权利要求3所述的方法，其中所述预定环路增益是通过模拟所述助听器的传递函数的现场测量而获得的。
5.根据权利要求3或4所述的方法，其中所述环路增益由反馈测试所提供。
6.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中在计算所述修正增益的步骤中，用所述有效透气孔参数来计算透气孔效应，所述有效透气孔参数之后被用作所述修正增益。
7.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中在计算所述修正增益的步骤中，用所述有效透气孔参数来计算直接传输增益，所述有效透气孔参数之后被用作所述修正增益。
8.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述方法是在多个频带内执行的。
9.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述方法进一步包含以下步骤：
计算所述模拟的传递函数，该计算过程包含以下步骤：
将所述现场助听器限定为包含多个声学元件的声学系统。
10.根据权利要求7所述的方法，其中所述声学系统包含多个声学元件，且每个所述声学元件限定一个元件比如接收器、声道、耳道、耳膜、换气通道、或者换气通道出口与助听器麦克风之间的距离。
11.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其进一步包含测量助听器使用者的至少一个听力阈级的步骤。
12.根据权利要求11所述的方法，其进一步包含：基于所述听力阈级计算所述助听器增益；且其中所述修正的助听器增益是通过叠加所述计算的助听器增益和所述修正增益来计算的。
13.根据权利要求11或12所述的方法，其中所述听力阈级是通过现场听力敏度图所测量的，且所述方法进一步包含：
借助于所述修正增益对所述测量的现场听力敏度图进行修正。
14.根据权利要求13所述的方法，其中所述助听器增益是基于所修正的现场听力敏度图来计算的。
15.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述预定环路增益针对大量透气孔参数进行仿真。
16.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述透气孔参数是以下各项之一或其组合：透气孔直径、透气孔长度、在耳道内的插入深度或耳道体积。
17.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述预定环路增益、透气孔效应和/或直接传输增益的标准参数被使用，这些参数可以根据助听器类型和/或预定义的透气孔参数从预先计算的表格中选择。
18.根据前述权利要求中任一项所述的方法，其中所述预定环路增益、透气孔效应和/或直接传输增益的个别适应参数被使用，这些参数根据所测量的透气孔参数和所用助听器类型进行单独地计算。
19.一种含有可执行程序代码的计算机程序，所述可执行程序代码在被执行于计算机上时执行根据权利要求1-18中任一项所述的方法。
20.一种含有可执行程序代码的计算机程序产品，所述可执行程序代码在被执行于计算机上时执行根据权利要求1-18中任一项所述的方法。
21.一种用于适配助听器的系统，其被配置为执行根据权利要求1-18中的一项权利要求所述的方法。
22.一种助听器，其适用于执行根据权利要求1-18中的一项权利要求所述的方法。
23.一种可连接到助听器上以适配助听器增益的计算机系统，该计算机系统包含可执行程序代码，所述可执行程序代码包括：
用于测量现场助听器的环路增益的程序部分；
用于通过将提供大量预定环路增益和测量的环路增益之间的最佳适配的那个透气孔参数确定为有效透气孔参数来估计所述助听器的有效透气孔参数的程序部分；
用于基于所述有效透气孔参数计算修正增益的程序部分；
用于借助所述修正增益对所述助听器增益进行修正的程序部分。
24.根据权利要求23所述的计算机系统，其中模拟的传递函数是通过进一步的程序部分获得的，所述进一步的程序部分用于模拟所述助听器的传递函数的现场测量。
25.根据权利要求23或24所述的计算机系统，其进一步包含用于执行反馈测试并将所述反馈测试的结果用作所述环路增益的程序部分。
26.根据权利要求23-25中任一项所述的计算机系统，其中用于计算所述修正增益的所述程序部分进一步包含用于在所述有效透气孔参数的基础上计算透气孔效应的程序代码，所述有效透气孔参数之后被该系统进一步用作所述修正增益。
27.根据权利要求23-26中任一项所述的计算机系统，其中用于计算所述修正增益的所述程序部分进一步包含用于在所述有效透气孔参数的基础上计算直接传输增益的程序代码，所述有效透气孔参数之后被该系统进一步用作所述修正增益。
28.根据权利要求23-27中任一项所述的计算机系统，其中所述程序部分针对多个频带被执行。
29.根据权利要求23-28中任一项所述的计算机系统，其进一步包含：
用于计算所述模拟的传递函数的程序部分，该程序部分包含：
用于将所述现场助听器限定为包含多个声学元件的声学系统的程序部分；
用于使所述声学元件相乘以得到定义所述声学系统的单个传输矩阵的程序部分；以及
用于仿真所述单个传输矩阵以得到所述模拟的传递函数的程序部分。
30.根据权利要求29所述的计算机系统，其中每个所述声学元件限定一元件比如接收器、声道、耳道、耳膜、换气通道或者换气通道出口与助听器麦克风之间的距离等。
31.根据权利要求23-30中任一项所述的计算机系统，其进一步包含用于计算助听器使用者的至少一个听力阈级的程序部分。
32.根据权利要求31所述的计算机系统，其进一步包含：用于在所述听力阈级的基础上计算所述助听器增益的程序部分；以及用于通过叠加所述计算的助听器增益和所述修正增益来计算所述修正的助听器增益的程序部分。
33.根据权利要求31或32所述的计算机系统，其进一步包含适用于通过现场听力敏度图测量所述听力阈级的装置，且所述系统进一步包含：
用于借助所述修正增益对所述测量的现场听力敏度图进行修正的程序部分。
34.根据权利要求33所述的计算机系统，其中用于计算所述助听器增益的所述程序部分包含用于在所述修正的现场听力敏度图基础上计算所述助听器增益的程序代码。
35.根据权利要求23-34中任一项所述的系统，其进一步包含用于针对大量透气孔参数仿真所述预定环路增益的程序部分。
36.根据权利要求23-35中任一项所述的系统，其中所述透气孔参数是以下各项之一或其组合：透气孔直径、透气孔长度、在耳道内的插入深度或耳道体积。
37.根据权利要求23-36中任一项所述的系统，其中所述系统进一步执行使用所述预定环路增益、透气孔参数和/或直接传输增益的标准参数，这些参数可从由所述系统所存储的预先计算的表格中进行选择且依赖于助听器类型和/或预定义的透气孔参数。
38.根据权利要求23-37中任一项所述的系统，其进一步包含：
用于读入所用助听器类型的程序部分；
用于测量透气孔参数的程序部分；以及
用于在所测量的透气孔参数和所用助听器类型的基础上计算所述预定环路增益、透气孔效应和/或直接传输增益的个别适应参数的程序部分。
39.根据权利要求23-38中任一项所述的系统，其中所述可执行程序代码是在适配对话过程中执行的，在该适配对话过程中所述助听器被引入到所述助听器使用者的耳道内且所述助听器被电连接到所述系统上。
40.一种可连接到助听器上以适配或调整所述助听器的计算机系统，该计算机系统包含可执行程序代码，所述可执行程序代码包括：
用于测量现场助听器的声学特性的程序部分；
用于估计等效助听器构形的程序部分，其中所述估计是通过大量预定声学特性和所述测量的声学特性之间的最佳适配所产生的；以及
用于确定源于所述估计的等效助听器构形的至少一个声学特性的程序部分。
41.根据权利要求40所述的计算机系统，其进一步包含用于调整助听器参数的程序部分，其中所述助听器参数受所述声学特性影响。
CNA2005800518575A 2005-10-17 2005-10-17 用于适配助听器的系统和方法 Pending CN101292570A (zh)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/EP2005/055305 WO2007045271A1 (en) 2005-10-17 2005-10-17 Method and system for fitting a hearing aid

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN101292570A true CN101292570A (zh) 2008-10-22

Family

ID=36617006

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CNA2005800518575A Pending CN101292570A (zh) 2005-10-17 2005-10-17 用于适配助听器的系统和方法

Country Status (10)

Country Link
US (1) US8532320B2 (zh)
EP (1) EP1938658B1 (zh)
JP (1) JP5054698B2 (zh)
CN (1) CN101292570A (zh)
AT (1) ATE459213T1 (zh)
AU (1) AU2005337518B2 (zh)
CA (1) CA2625101C (zh)
DE (1) DE602005019636D1 (zh)
DK (1) DK1938658T3 (zh)
WO (1) WO2007045271A1 (zh)

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104144375A (zh) * 2013-05-06 2014-11-12 三星电子株式会社 听力设备以及测量鼓膜与听力设备之间的距离的方法
CN110582049A (zh) * 2018-06-08 2019-12-17 西万拓私人有限公司 用于制造听力装置的部件的方法
CN111212349A (zh) * 2020-01-13 2020-05-29 中国科学院声学研究所 一种基于头骨阻抗识别的骨导耳机均衡方法

Families Citing this family (43)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8422709B2 (en) 2006-03-03 2013-04-16 Widex A/S Method and system of noise reduction in a hearing aid
WO2007099115A1 (en) * 2006-03-03 2007-09-07 Widex A/S Method and system of noise reduction in a hearing aid
CN101379874A (zh) 2006-03-03 2009-03-04 唯听助听器公司 助听器和用于助听器中的直达声补偿的方法
US20080031475A1 (en) * 2006-07-08 2008-02-07 Personics Holdings Inc. Personal audio assistant device and method
EP2055139B1 (en) 2006-08-07 2009-12-23 Widex A/S Hearing aid, method for in-situ occlusion effect and directly transmitted sound measurement and vent size determination method
DE102006042083B4 (de) * 2006-09-07 2010-11-11 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines effektiven Vents
KR100844905B1 (ko) * 2006-10-24 2008-07-10 한국과학기술원 인간의 외이의 구조를 고려한 디지털 보청기
US8452021B2 (en) 2007-04-17 2013-05-28 Starkey Laboratories, Inc. Real ear measurement system using thin tube
DE102007038191B3 (de) * 2007-08-13 2008-12-04 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Individuell einstellbares Hörgerät und Verfahren zu seinem Betrieb
AU2009201228B2 (en) 2008-03-31 2011-09-22 Starkey Laboratories, Inc. Real ear measurement adaptor with internal sound conduit
AU2009201227B2 (en) 2008-03-31 2011-07-07 Starkey Laboratories, Inc. Methods and apparatus for real-ear measurements for receiver-in-canal devices
DE102008021613A1 (de) * 2008-04-30 2009-11-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines Verschlussgrads bei Hörgeräten
AU2009280002B2 (en) 2008-08-08 2012-10-04 Starkey Laboratories, Inc. System for measuring sound pressure level
US8542841B2 (en) 2009-01-12 2013-09-24 Starkey Laboratories, Inc. Method to estimate the sound pressure level at eardrum using measurements away from the eardrum
DE102009007079A1 (de) * 2009-02-02 2010-08-12 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zur Ermittlung des akustischen Rückkopplungsverhaltens eines Hörgeräts anhand von geometrischen Daten eines Ohrs
US9107015B2 (en) 2009-03-27 2015-08-11 Starkey Laboratories, Inc. System for automatic fitting using real ear measurement
EP2305117A3 (de) * 2009-08-28 2013-11-13 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zur Anpassung eines Hörhilfegerätes sowie Hörhilfegeräte-Anpassgerät
US8675900B2 (en) * 2010-06-04 2014-03-18 Exsilent Research B.V. Hearing system and method as well as ear-level device and control device applied therein
WO2012107100A1 (en) * 2011-02-11 2012-08-16 Widex A/S Hearing aid with means for estimating the ear plug fitting
US9338555B1 (en) * 2011-02-16 2016-05-10 J. Craig Oxford Earphones and hearing aids with equalization
DE102012207316B3 (de) * 2012-05-03 2013-10-10 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Herstellen eines Ohrstücks mit Vent
US9635479B2 (en) 2013-03-15 2017-04-25 Cochlear Limited Hearing prosthesis fitting incorporating feedback determination
US9148734B2 (en) 2013-06-05 2015-09-29 Cochlear Limited Feedback path evaluation implemented with limited signal processing
DE102013225760A1 (de) * 2013-12-12 2015-06-18 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörgerät mit Sitzerkennung
US10105539B2 (en) 2014-12-17 2018-10-23 Cochlear Limited Configuring a stimulation unit of a hearing device
US9723415B2 (en) * 2015-06-19 2017-08-01 Gn Hearing A/S Performance based in situ optimization of hearing aids
US9497530B1 (en) 2015-08-31 2016-11-15 Nura Holdings Pty Ltd Personalization of auditory stimulus
GB201604554D0 (en) * 2016-03-17 2016-05-04 Soundchip Sa Earphone test system
DE102016011719B3 (de) 2016-09-30 2017-09-07 Rheinisch-Westfälische Technische Hochschule Aachen Aktive Unterdrückung des Okklusionseffektes in Hörhilfen
EP3577910A1 (en) * 2017-01-31 2019-12-11 Widex A/S Method of operating a hearing aid system and a hearing aid system
US9894452B1 (en) 2017-02-24 2018-02-13 Bose Corporation Off-head detection of in-ear headset
US10264365B2 (en) * 2017-04-10 2019-04-16 Bose Corporation User-specified occluding in-ear listening devices
US11202159B2 (en) * 2017-09-13 2021-12-14 Gn Hearing A/S Methods of self-calibrating of a hearing device and related hearing devices
EP3525489B1 (en) * 2018-02-09 2021-05-12 Oticon A/s A method of fitting a hearing device to a user's needs, a programming device, and a hearing system
KR102093364B1 (ko) * 2020-01-16 2020-03-25 한림국제대학원대학교 산학협력단 사용자 배경 정보를 바탕으로 구현되는 보청기 적합관리 시스템의 제어 방법, 장치 및 프로그램
WO2021175772A1 (en) 2020-03-02 2021-09-10 Widex A/S Method of fitting a hearing aid gain and a hearing aid fitting system
US11399228B2 (en) * 2020-07-11 2022-07-26 xMEMS Labs, Inc. Acoustic transducer, wearable sound device and manufacturing method of acoustic transducer
US11884535B2 (en) 2020-07-11 2024-01-30 xMEMS Labs, Inc. Device, package structure and manufacturing method of device
US11972749B2 (en) 2020-07-11 2024-04-30 xMEMS Labs, Inc. Wearable sound device
US11323797B2 (en) * 2020-07-11 2022-05-03 xMEMS Labs, Inc. Acoustic transducer, wearable sound device and manufacturing method of acoustic transducer
US11917372B2 (en) 2021-07-09 2024-02-27 Starkey Laboratories, Inc. Eardrum acoustic pressure estimation using feedback canceller
KR102507322B1 (ko) * 2021-08-09 2023-03-10 주식회사 리딤 사용자단말기를 이용하여 셀프 피팅이 가능한 보청기 시스템 및 이를 이용한 피팅 방법
KR102609206B1 (ko) * 2021-08-09 2023-12-08 주식회사 리딤 크래들을 구비한 셀프 피팅이 가능한 보청기 시스템 및 이를 이용한 피팅 방법

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4128172C2 (de) * 1991-08-24 2000-07-13 Ascom Audiosys Ag Flamatt Digitales Hörgerät
JP2900125B2 (ja) * 1994-07-22 1999-06-02 リオン株式会社 耳せん及びこれを使用した補聴器
US5825894A (en) * 1994-08-17 1998-10-20 Decibel Instruments, Inc. Spatialization for hearing evaluation
US5785661A (en) * 1994-08-17 1998-07-28 Decibel Instruments, Inc. Highly configurable hearing aid
JPH10191497A (ja) * 1996-12-17 1998-07-21 Texas Instr Inc <Ti> ディジタル式補聴器およびフィードバック経路のモデリング方法
US6236731B1 (en) * 1997-04-16 2001-05-22 Dspfactory Ltd. Filterbank structure and method for filtering and separating an information signal into different bands, particularly for audio signal in hearing aids
US6134329A (en) * 1997-09-05 2000-10-17 House Ear Institute Method of measuring and preventing unstable feedback in hearing aids
US6792114B1 (en) * 1998-10-06 2004-09-14 Gn Resound A/S Integrated hearing aid performance measurement and initialization system
US7058182B2 (en) * 1999-10-06 2006-06-06 Gn Resound A/S Apparatus and methods for hearing aid performance measurement, fitting, and initialization
JP4269516B2 (ja) * 2000-12-28 2009-05-27 ヤマハ株式会社 耳装着用外来音処理装置のリークテスタ
US20020191800A1 (en) * 2001-04-19 2002-12-19 Armstrong Stephen W. In-situ transducer modeling in a digital hearing instrument
US20030104763A1 (en) 2001-11-19 2003-06-05 Einset Erik O. Tough and weak crystal mixing for low power grinding
JP4010968B2 (ja) * 2003-03-26 2007-11-21 リオン株式会社 ハウリング抑制機能を備えた補聴器
US7844065B2 (en) * 2005-01-14 2010-11-30 Phonak Ag Hearing instrument
EP1708544B1 (en) * 2005-03-29 2015-07-15 Oticon A/S System and method for measuring vent effects in a hearing aid
US20070036377A1 (en) * 2005-08-03 2007-02-15 Alfred Stirnemann Method of obtaining a characteristic, and hearing instrument
DE102006042083B4 (de) * 2006-09-07 2010-11-11 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines effektiven Vents
DE102008021613A1 (de) * 2008-04-30 2009-11-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines Verschlussgrads bei Hörgeräten

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN104144375A (zh) * 2013-05-06 2014-11-12 三星电子株式会社 听力设备以及测量鼓膜与听力设备之间的距离的方法
CN110582049A (zh) * 2018-06-08 2019-12-17 西万拓私人有限公司 用于制造听力装置的部件的方法
CN110582049B (zh) * 2018-06-08 2021-03-09 西万拓私人有限公司 用于制造听力装置的部件的方法
CN111212349A (zh) * 2020-01-13 2020-05-29 中国科学院声学研究所 一种基于头骨阻抗识别的骨导耳机均衡方法

Also Published As

Publication number Publication date
DE602005019636D1 (de) 2010-04-08
US20080260171A1 (en) 2008-10-23
CA2625101A1 (en) 2007-04-26
WO2007045271A1 (en) 2007-04-26
CA2625101C (en) 2012-02-21
EP1938658A1 (en) 2008-07-02
AU2005337518B2 (en) 2009-12-17
EP1938658B1 (en) 2010-02-24
AU2005337518A1 (en) 2007-04-26
DK1938658T3 (da) 2010-05-31
ATE459213T1 (de) 2010-03-15
JP2009512375A (ja) 2009-03-19
JP5054698B2 (ja) 2012-10-24
US8532320B2 (en) 2013-09-10

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101292570A (zh) 用于适配助听器的系统和方法
EP2783522B1 (en) A method of estimating an acoustic transfer quantity by employing a hearing instrument, and hearing instrument therefor
CN105933838B (zh) 使听力装置适应用户耳朵的方法及听力装置
US9807522B2 (en) Hearing device adapted for estimating a current real ear to coupler difference
AU2010200103B2 (en) System to estimate the sound pressure level at eardrum using measurements away from the eardrum
US7756283B2 (en) System and method for measuring vent effects in a hearing aid
US8948425B2 (en) Method and apparatus for in-situ testing, fitting and verification of hearing and hearing aids
US20070217639A1 (en) Method of obtaining settings of a hearing instrument, and a hearing instrument
US20060050911A1 (en) Method to determine a feedback threshold in a hearing device
US9693159B2 (en) Method of fitting a hearing aid and a hearing aid
US8036392B2 (en) Method and device for determining an effective vent
Zurbrügg et al. Investigations on the physical factors influencing the ear canal occlusion effect caused by hearing aids
EP1830602A1 (en) A method of obtaining settings of a hearing instrument, and a hearing instrument
CN105430586A (zh) 用于反馈抑制的方法和装置
CN108476363A (zh) 改进数字反馈抑制电路初始化的听力设备
US11985485B2 (en) Method of fitting a hearing aid gain and a hearing aid fitting system
US20110110545A1 (en) Method, hearing device and configuration for calibrating an acoustic tuning system

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
AD01 Patent right deemed abandoned

Effective date of abandoning: 20081022

C20 Patent right or utility model deemed to be abandoned or is abandoned