CN102823276B - 助听仪器 - Google Patents

Abstract

本发明涉及一种用于利用具有接收器、处理单元以及传送器的助听仪器将声音信号转换成能够对听力受损者的听力损失进行补偿的信号的方法，所述方法包括以下步骤：a)所述接收器接收输入信号，所述输入信号表示声音信号；b)所述处理单元对所接收到的信号进行处理，所述处理包括滤波的步骤；以及c)所述传送器提供处理的信号；其中所述处理进一步包括使所接收到的信号平方的步骤，所述滤波发生在平方信号上。本发明还涉及一种听力仪器以及所述听力仪器的使用。

Description

助听仪器

技术领域

本发明涉及一种用于转换声音信号的方法以及助听仪器。

背景技术

听力受损是众所周知的会对大多数人会发生并且涉及与在听力正常的人当中听起来很普通的平均灵敏度相比完全或部分无法发觉或察觉到至少某些声音频率。或者可以将听力受损称为(部分或完全)听力损失。

听力受损的原因可能是长期暴露于环境噪声、遗传、老年性耳聋、疾病或生病、药物、暴露于耳毒性化学制剂、以及身体创伤。

为了补偿听力损失已开发了不同类型的助听仪器。一种类型的助听仪器将声音信号转换成听力受损者的可听信号并且通过中耳或者通过头骨将所转换的信号提供给内耳。从现在开始将这种类型的助听仪器称为助听器，除非特别注明。助听器的特征在于它们将所转换的声音信号以机械振动的形式提供给内耳，例如通过耳道中的扬声器或者通过使人的头骨振动的换能器，此后所述振动传播到内耳以使即就是内耳内液的外淋巴液移动。

常用的助听器类型包括耳背式助听器、耳内助听器、骨锚式助听器、例如振动声桥等的中耳植入体等等。将中耳植入体植入到中耳并且使中耳振动，例如通过机械刺激推动内耳的卵圆窗的镫骨和/或机械刺激圆窗。

另一种类型的助听仪器对听力受损者的声音信号进行转换并且利用电极将所转换的声音信号直接提供给鼓阶中的神经。从现在开始将这种类型的助听仪器称为耳蜗植入体，除非特别注明。耳蜗植入体的特征在于它通过直接刺激听觉神经将所转换的声音信号以电形式提供给内耳，这与利用机械振动以传送声音信号的助听器不同。这类助听仪器还包括例如通过脑干刺激来间接刺激听觉神经的设备。

当前助听仪器的缺点是它们不能完全补偿听力损失。为了解决这个问题，已经使用更多的滤波器和/或更复杂的滤波器以对声音信号进行适当地调节。到目前为止，这些尝试都不令人满意。

发明内容

因此，本发明的目的是提供一种改进的助听仪器。

这个目的是通过提供一种用于利用具有接收器、处理单元、以及传送器的助听仪器来将声音信号转换成能够对听力受损者的听力损失进行补偿的信号的方法，所述方法包括以下步骤：

a)接收器接收输入信号，所述输入信号表示声音信号；

b)处理单元对所接收到的信号进行处理，所述处理包括滤波步骤；以及

c)传送器提供处理的信号；

其特征在于：该处理进一步包括使所接收到的信号平方的步骤，该滤波发生在平方信号上。

该滤波基于听力受损者的听力图-所述听力图是作为频率函数的听力受损者的听力损失-以补偿听力损失。

在该描述中，使信号平方是指使信号与本身相乘，即平方意味着利用该信号作为输入来执行二次数学函数。因此这里明确提到在该上下文中平方不意味着提供基于该信号的方波，即块状波。

处理的信号基于滤波信号。因为滤波发生在平方信号上，因此处理的信号也基于平方信号。这与诸如在例如US6,370,255中所公开的已知方法不同，在US6,370,255中将所接收到的信号分成两个或更多信号并且使信号中的一个平方以便得到表示所接收到的信号的功率的信号，随后该平方信号用于操纵信号中的另一个信号，例如根据所接收到的信号的功率对信号的幅度进行调节。它是形成了要传送到听力受损者的信号而不是平方信号本身的基础的操纵的接收信号，因此US6,370,255没有公开要传送到听力受损者的处理的信号基于平方信号本身。

本发明基于信号的平方也发生在人耳之内这样的见解，以便当助听仪器考虑到人耳的自然工作原理时可仅达到对听力损失的完全补偿，这将在下文进行说明。

直至现在内耳耳蜗的工作原理是基于Von Békésy的工作。在VonBékésy的理论中，通过听骨链所传输的鼓膜前面的声压变化引起耳蜗内的压力波。这些压力波将基底膜设成从卵圆窗附近的基底跑到顶端或蜗孔的行波运动。人们普遍认为该行波传输机制在基底膜的特定位置上产生了最大偏转并且此后在蜗孔的方向上迅速消失。此后该偏转在科尔蒂器官中引起通过听觉神经而传输到听觉皮层的电信号。在该理论中，在耳蜗中产生的电信号的频率含量总是与引起电信号的声音信号的频率含量相似。因为当前助听仪器基于该理论，因此它们仅是对所接收到的声音信号的频率含量进行滤波。

在精细地建模了耳蜗的物理结构并且在多次声音实验中对该模型进行了验证之后，申请人的意见是当前理论不代表人耳的工作原理并且形成了耳蜗的新理论，其可对由过去的实验所引起的异常结果进行更加满意地说明并且还提供了对以前没有的现象的说明。

新的理论基于鼓膜前面的声压变化引起耳蜗内外淋巴液移动这样的申请人见解。这种声压变化转换成外淋巴速度是指在时间上微分进入信号。并且随后，它是这样的外淋巴液的速度，即该外淋巴液的速度可根据伯努利定律而在前庭膜与基底膜的任一侧上引起压力差，其产生： $\mathrm{\Δp}=-\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}{v}_2$

其中Δp是压力差，ρ是外淋巴液的密度，并且v是外淋巴液的时间相关速度。实际上这意味着首先求声音信号的微分并且随后在人耳中平方。此后压力差将基底膜设置成运动以通过科尔蒂器官刺激听觉神经。这里在下述准静态条件之下应用伯努利定律，所述准静态条件是允许的，因为在时间相关运动期间外淋巴液的低粘度和不可压缩性以及低雷诺值确保了必要的层流条件。

对于纯音声音信号，即对于具有单频的声音信号，微分和平方导致频率加倍并且使信号幅度有系统地提高了6分贝/八度，因此关系仍似乎是线性的。因为听力图是利用纯音制作的，因此当6分贝/八度关系也包含在所谓的弗莱彻曼森曲线中时(用作平均参考灵敏度特征)，在听力图中微分和平方的效果是看不见的。

当两个不同频率的音调相组合时，可以看出旧理论与新理论之间的主要区别。假如在微分处理之后外淋巴液的速度被表示为v＝cos(2πf₁t)+cos(2πf₂t)，其中t是时间，并且f₁和f₂是不同的频率。由于耳蜗的平方效果，基底膜上的压力信号是：

$\mathrm{\Δp}=-\frac{1}{2}\mathrm{\ρ}({\cos }^2\left(2\mathrm{\π}{f}_{1}t\right)+{\cos }^2\left(2\mathrm{\π}{f}_{2}t\right)+2\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_{1}t\right)\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_{2}t\right))$

其或者可被写成：

$\mathrm{\Δp}=-\frac{1}{4}\mathrm{\ρ}(2+\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_{1}t\right)+\cos \left(2\mathrm{\π}{f}_{2}t\right)+2\cos \left(2\mathrm{\π}(f_1-f_2)t\right)+2\cos \left(2\mathrm{\π}(f_1+f_2)t\right))$

从上述公式可知通过使信号平方，不但使初始频率加倍，而且该信号还包括具有等于两个初始频率之和的频率的分量以及具有等于两个初始频率之差的频率的分量。因此内耳的科尔蒂器官所觉察到的频率含量不等于声音信号本身的频率含量。

如在当前助听仪器中所做的，通过对一个频率范围中的声音信号的幅度进行调节，还发生了对具有和频及差频的“增加的”分量进行调节。因为通常这些分量在具有不同听力损失的不同频率范围中，因此对一个频率范围中的幅度调节可能会使另一频率范围中的声音信号恶化。

当声音信号包含更多不同频率时该效果更差。作为一个例子，由每一个具有不同频率的100个单独等音分量组成的声波由于平方效果而导致在人耳中产生了大约10,000个频率信号。

因为基底膜上的压力刺激与外淋巴液的振动能成比例，因此当人耳察觉到声音信号的功率谱密度并对其进行传输时，可使新理论公式化，其中旧理论假定人耳察觉声音信号本身的频谱。

在根据本发明的方法中通过使信号平方，建立了与人耳相似的“额外”分量，并且通过随后对平方信号进行滤波，该滤波以更有效的方式进行，因此可以更少和/或更不复杂的滤波器实现对听力损失的更好补偿。

本发明特别适合于听力受损者，但也可以用在需要对声音保护的环境中，尤其是当仅需要使某个频率范围衰减而其他频率无需被衰减时。在这里进一步提到将优选实施例中的方法应用于在使用中提供于人体上或人体内的助听仪器，尤其是提供于头部区域中的助听器，更尤其是人体的耳朵区域中。下面提供对这种助听仪器的更详细描述。

在实施例中，该处理进一步包括取滤波信号的平方根的步骤。该步骤对于必须向人耳提供机械振动的助听器而言是重要的，其中机械振动必须再次表示声音信号而不是功率信号。在耳蜗植入体的情况下，不是必需取平方根，因为耳蜗植入体接管了内耳的功能并且直接将滤波信号施加到听觉神经，其通常基于新理论来接收平方信号，即功率信号。

平方并且随后取信号的平方根可以有效地引起取信号的绝对值，因此由于这些步骤可能会丢失与原始信号的极性有关的信息。在这种情况下，助听仪器不能适当地创建可被传送到听力受损者的内耳的声音信号。因此，取滤波信号的平方根优选地包括根据所接收到的信号的极性而恢复信号极性。恢复极性的示例可以是：

-通过从所接收到的信号产生方波信号而从其捕获极性信息，所述方波信号具有与接收信号的过零相对应的交叉，并且优选地是所述方波信号具有一个单位的幅度；

-取滤波信号的平方根并且使滤波信号的平方根乘以包含极性信息的方波信号，从而恢复由于平方以及取平方根所造成的极性信息丢失。

在实施例中，该处理进一步包括对接收信号微分的步骤，以便在微分信号上发生平方。因为内耳响应外淋巴液的速度，因此根据鼓膜或头骨相对于外淋巴液的速度的移位(displacement)开始发生微分动作。微分的益处在于我们的内耳已本身调整到在自然界中发现的声音的所谓1/f关系，这意味着音调复合的纯音的声压幅度与其频率成倒数。通过对具有这种1/f关系的声音进行微分，基底膜上的每个音调的信号强度变为与频率无关。通过将这个操作加入到该方法，可以获得相同益处，以便感兴趣的频率范围中的信噪比是或多或少是与频率无关的，并且以更方便的方式进行滤波。

当该方法用在助听器中时，微分的相反操作即积分优选地也是该处理的一部分，以便对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分以恢复初始1/f关系并且将适当信号施加到听力受损者。对于耳蜗植入体，可以省去该积分操作。

如前所述，滤波可以是基于听力受损者的听力图，其中所述听力图是作为频率函数的听力损失以对听力损失进行补偿。通常用相对于下述标准化曲线而言的听力阈值这样的术语来表示听力损失，所述标准化曲线通常以dBHL来表示“正常”听力。普遍地说，听力图表示听力受损者要体验与参考人相同强度级上的声音信号所需的放大，其具有由弗莱彻曼森曲线所给出的理想平均听力图。通过利用听力图作为基础来设置滤波动作，原则上可以完全地补偿听力损失，虽然实际补偿还可以取决于诸如听力受损类型这样的其他参数，即听力受损的实际原因。

在大多数情况下，听力损失是与频率有关的，因此将总放大因数应用于感兴趣的频率范围将不能完全补偿听力损失。因此滤波可以包括以由频率无关分量和频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节的步骤(以公式形式V(f)＝c1*c2(f)，其中V是频率相关值，f是频率，c1是频率无关分量，并且c2是频率相关分量。

通过对在整个频率范围上相同的频率无关分量进行调节或者设置，可对信号的总放大(即，信号强度)进行控制，而可将频率相关分量调节到听力受损者的听力损失。优选地，频率相关分量基于听力受损者的听力图，并且频率无关分量基于听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。因为平方信号表示功率信号，因此平均值是对整体信号强度的很好参考。通过将滤波器的频率无关分量调节到该平均值以及人的听力图，可对听力受损者设置对信号的最佳放大。例如，可调节成传输信号的强度低于某个预定的最大值，例如痛觉阈值。

当平方和/或微分操作的带宽大于正常人的约20kHz的最大可听频率时，可以引入不期望的大量噪音。为了避免这种噪音的进入，可以在处理之前对接收信号进行低通滤波。

对接收信号的处理优选地发生在即就是正常听力的可听范围的大约20Hz-20kHz的频率范围中，但是该处理也可以被限制在为了清楚理解谈话而最重要的100Hz-8kHz的频率范围。频率范围可以是通过处理本身设置的，但是也可以是通过在处理之前对接收信号进行低通或带通滤波来设置的。

本发明还涉及一种用于对听力受损者的听力损失进行补偿的助听仪器，该助听仪器包括：

-接收器，用于接收表示声音信号的输入信号；

-处理单元，用于对所接收到的信号进行处理，所述处理单元被配置成通过滤波对接收信号进行处理；以及

-传送器，用于传送处理的信号，

其特征在于处理单元被进一步配置成使接收的信号平方，以便在平方信号上发生滤波。

该滤波基于听力受损者的听力图-所述听力图是作为频率函数的听力受损者的听力损失-以对听力损失进行补偿。

处理的信号基于滤波信号。因为滤波发生在平方信号上，因此所传送的处理的信号基于平方信号。由此在从接收器至传输器的主分支上而不是仅在电路的侧分支上进行使接收的信号平方，其中如例如在US6.370.255中所公开的，所述侧分支被配置成对主分支进行操纵。

如对根据本发明的方法的描述，助听仪器现在能够更接近地表示人内耳的工作并且从而能够通过对平方信号而不是信号本身进行滤波而更紧密地对听力损失进行补偿。

在实施例中，处理单元被配置成取滤波信号的平方根，从而可使助听器将适当声音信号输出到听力受损者。最好是，处理单元被配置成当取滤波信号的平方根时根据接收信号的极性来恢复信号的极性。因此处理单元可以从所接收到的信号捕获极性信息。

在实施例中，处理单元被配置成对所接收到的信号进行微分，以便在微分信号上发生平方。优点在于示出了1/f关系的声音将在微分之后示出下述关系，在所述关系中信号分量对信号总强度的影响是与频率无关的。如果处理单元还被配置成微分，那么前面提到的捕获极性信息优选地发生在微分信号上。

在实施例中，处理单元被配置成对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分。按照这种方式，根据本发明的并且被配置成对所接收到的信号进行微分的助听器能够将适当声音信号输出到听力受损者。

在实施例中，处理单元被配置成通过以由与频率无关分量和与频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节来对平方信号进行滤波。频率相关分量优选地基于听力受损者的听力图并且频率无关分量优选地基于听力受损者的听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。

助听仪器可以是被配置成戴在人体上或人体中的助听器。或者，助听仪器可以是耳蜗植入体。换句话说，助听仪器适合于在使用中提供于人体上或在人体中，特别是身体的头部区域并且更特别的是人体的耳朵区域。

在实施例中，接收器被配置成对输入信号进行低通滤波。

本发明还涉及在听力受损者的人体上或人体中使用如上所述的助听仪器以对听力损失进行补偿。

本发明还涉及一种确定使用根据本发明的助听仪器的用户的听力图的方法，其中助听仪器包括用于在助听仪器与例如计算机的用户接口之间进行通信的通信模块，其中通信模块能够将测试信号输入到助听仪器，所述测试信号能够通过至少传送器而被传送到用户，并且其中通信模块能够与助听仪器的处理单元进行通信以适应并且还可能读取滤波器设置，所述方法包括以下步骤：

i)将测试信号施加到用户，所述测试信号在第一频率具有预定幅度；

ii)通过接口等待用户的响应；

iii)在预定时间帧之内的第一时间没有给出响应的情况下，增大测试信号的幅度并且再次执行步骤i)和ii)直至用户通过接口给出响应，并且在预定时间帧之内的第一时间给出响应的情况下，降低测试信号的幅度并且再次执行步骤i)和ii)直至没有响应给出；

iv)确定第一频率的听力的阈值以作为听力图的一部分；

v)如果适用的话，对其他频率重复步骤i)-iv)，直至覆盖预定频率范围并且确定完整的听力图。

在完整地确定了听力图之后，可通过或者由通信模块来对助听仪器的滤波器设置进行调节以补偿就表示人的平均听力能力的弗莱彻曼森曲线而言用户的听力差异。滤波器设置可以是由接口从测量数据计算的并且随后通过通信模块传送到助听仪器或者可以是由通信模块本身计算的。

通信模块可以与接口进行无线通信，但是还可以通过有线与接口相连，其中所述有线暂时与助听仪器和/或用于执行该方法的接口相连。

每当测量听力图时，接口可以存储听力图，优选地是包括测量听力图的日期，以便可对不同听力图进行彼此比较以例如确定听力损失是否恶化。

附图说明

现在参考附图以非限制方式对本发明进行描述，其中相同参考符号指定相同部分。

图1示出了根据本发明实施例的助听仪器的高度示意表示；

图2更详细地示出了适合于图1的助听仪器的处理单元的实施例；

图3更详细地示出了适合于图1的助听仪器的处理单元的另一实施例；

图4更详细地示出了适合于图1的助听仪器的处理单元的又一实施例；

图5更详细地示出了适合于图1的助听仪器的接收器和处理单元的实施例；

图6示出了根据本发明另一实施例的助听仪器的高度示意表示。

具体实施方式

图1示出了根据本发明的听力受损者的助听仪器HI的示意表示。助听仪器HI包括用于接收表示声音信号的输入信号IS的接收器R。这不排除输入信号IS是声音信号本身，即由声振动组成。在这种情况下接收器是用于将声音信号转换成电信号的麦克风。输入信号还可以是电磁信号。在这种情况下，接收器可以是例如T形线圈这样的用于将电磁信号转换成电信号的线圈。将接收器的输出称为接收信号RS。

助听仪器HI还包括用于对接收信号RS进行处理的处理单元P以及用于将处理信号PS传送到听力受损者的传送器T。听力受损者所接收到的信号是传送信号TS。传送器可以是诸如扬声器或其他换能器的用于在助听器的情况下将电信号转换成机械或声波振动信号的设备，但是还可以在耳蜗植入体的情况下输出电信号。

处理单元被配置成通过滤波对接收信号RS进行处理。处理单元进一步被配置成使接收信号平方，以便滤波发生在平方信号上。处理信号基于如下所示的滤波信号。通过使接收信号平方，处理单元模拟人耳工作原理的重要部分。优选地，通过在接收器R中对信号进行转换期间进行微分(这是由于接收器的性质而能够自动完成的)，或者通过如下所说明的处理单元中的单独微分工作，助听仪器还模拟人耳的微分动作。

在图2中更详细地示出了处理单元P的简单实施例。所述处理单元P适合用在图1的助听仪器中，尤其是耳蜗植入体。处理单元包括平方单元SU和滤波器F。平方单元SU被配置成使接收信号RS平方。接收信号RS是来自如图1所示的接收器的信号。

平方单元SU的输出是提供给滤波器F的平方信号SS。滤波器F的输出是可提供给图1所示的传送器T的处理信号PS。

图3更详细地示出了处理单元P的另一实施例。处理单元P适合于用在图1的助听仪器中，尤其是当助听仪器是耳蜗植入体时。输入到处理单元P的是由与图1所示的实施例相似的接收器所接收到的接收信号RS。处理单元包括被配置成对接收信号RS进行微分的微分单元DU。将微分单元DU的输出称为微分信号DS。将微分信号DS提供给使微分信号DS平方的平方单元SU。将平方单元SU的输出称为平方信号SS。依次将平方信号提供给对平方信号进行滤波的滤波器F。在这里，滤波器F的输出与处理单元的输出同时并且被称为处理信号PS。可以将所述处理信号PS提供给如图1所示的传送器T。

图4示出了适于根据图1的助听仪器(尤其是适于助听器)的处理单元P的又一个实施例。输入到处理单元P的是如图1所示的接收器所接收到的接收信号RS。将接收信号提供给被配置成对接收信号进行微分的微分单元DU。将微分单元的输出称为微分信号DS。通过平方单元SU使微分信号DS平方，并且将其提供给例如通过从微分信号DS生成方波信号而捕获微分信号的极性信息的极性捕获器PC，其中所述方波信号具有与微分信号的过零相对应的交叉，并且其中所述方波信号优选地具有一个单位的幅度。将平方单元SU的输出称为平方信号SS并且将其提供给滤波器F。将滤波器F的输出称为滤波信号FS并且将其提供给被配置成取滤波信号的平方根的平方根单元SR。

平方根单元SR进一步被配置成当取滤波信号的平方根时根据接收信号的极性来恢复信号的极性。因此平方根单元SR使用包含极性信息的极性捕获器PC的输出。将平方根单元SR的输出称为滤波信号SFS的平方根并且将其提供给被配置成对滤波信号SFS的平方根进行积分的积分单元IU。积分单元的输出是处理单元的输出并且将其称为处理信号PS。将处理信号PS提供给如图1所示的传送器。

图5更详细地示出了适于用在根据图1的助听仪器(尤其是助听器)中的接收器R和处理单元P的实施例。

处理单元P与图4的处理单元相似并且包括微分单元DU、平方单元SU、极性捕获器PC、滤波器F、平方根单元SR以及积分单元IU。图4与5的实施例之间的差异在于在图5的实施例中平方单元具有与平方信号SS的平均值相对应的第二输出MV。将该输出MV提供给滤波器F以作为输入。滤波器F被配置成根据平均值MV对滤波器特性进行调节。优选地，滤波器F对总放大进行调节，即根据平均值MV对滤波器F的放大值的频率无关分量进行调节。

在图5中，接收器R包括换能器TR和低通滤波器LPF。换能器将输入信号转换成通常是电信号的转换信号CS，并且低通滤波器被配置成对转换信号CS进行低通滤波。将低通滤波器的输出提供给处理单元以作为输入，即接收信号RS。

图6描述了根据本发明的另一实施例的助听仪器HI的高度示意表示。助听仪器HI包括用于接收表示声音信号的输入信号IS的接收器R。接收器可以是对根据图1的实施例所提到的麦克风或T形线圈。将接收器R的输出称为接收信号RS。

助听仪器HI还包括用于对接收信号RS进行处理的处理单元以及用于将处理信号PS传送到听力受损者的传送器T。听力受损者所接收到的信号是传送信号TS。传送器可以是诸如扬声器或其它换能器的用于在助听器的情况下将电信号转换成机械或声波振动信号的设备，但是还可以在耳蜗植入体的情况下输出电信号。

处理单元被配置成通过滤波对接收信号RS进行处理。处理单元进一步被配置成使接收信号平方以便例如如就图2-5的实施例而言所描述的，滤波发生在平方信号上。

助听仪器进一步包括用于外部接口IF与助听仪器之间的如通信线路C4所示的通信的通信模块CM。通信线路C4实际上可以是通过例如红外、蓝牙、或任何其它无线协议或原理的无线链路，但还可以是提供于助听仪器与接口IF之间的传统线路，其中所述线路也可以是临时提供的，因此仅当需要通信时。

通信模块可以仅允许单向通信，因此仅从接口到助听仪器，但是还可以允许如图6中所示的双向通信。如通信线路C1所示，通信模块内部地与处理单元P进行通信以适应在处理单元中所使用的滤波器的滤波器设置。接口可以用于输入期望滤波器设置，或者可以输入所测量的听力图以便接口或通信模块能够从此确定期望的滤波器设置。通信模块可以进一步被配置成从处理单元读取当前滤波器设置并且将它们传递到接口。

通信模块还可利用助听仪器本身对用户的听力图进行测量。因此通信模块被配置成将测试信号输入到通向助听仪器的传送器T的路径中。为了输入测试信号，可以使用通信线路C1以便将测试信号输入到处理单元。替代地或者另外地，可将测试信号输入到虚线通信线路C2和C3所示的接收器与传送器之间的信号路径中的任何地方。

根据图6的助听仪器允许执行确定用户的听力图的以下方法：

i)将测试信号应用于用户，所述测试信号在第一频率具有预定幅度；

ii)通过接口等待用户的响应；

iii)在预定时间帧之内的第一时间未给出响应的情况下，增大测试信号的幅度并且再次执行步骤i)和ii)直至用户通过接口给出响应，并且在预定时间帧之内的第一时间给出了响应的情况下，降低测试信号的幅度并且再次执行步骤i)和ii)以直至没有响应给出；

iv)确定第一频率的听力阈值以作为听力图的一部分；

v)如果适用的话，对其它频率重复步骤i)-iv)直至覆盖预定频率范围并且确定出完整听力图。

传送到用户的测试信号的初始幅度优选地是与该频率的弗莱彻曼森曲线相对应的幅度。

根据所测量的听力图，通信模块可以修改滤波器设置。

接口IF优选地是能够与用户交互的计算机设备以便可开始和停止该方法并且可给出对测试信号的响应。为了分析目的，可以将所测量的听力图存储在接口上。

这里明确提到图中所示的且在这里所进一步描述的处理单元的特征或功能的一些或全部可以是以硬件实现的，但是也可以是以软件实现的，例如作为存储在存储器中并且运行在微处理器上的处理指令。为具有微处理器所安排的处理指令执行处理单元的所述功能的至少一部分。因此处理单元可以包括模数转换器和数模转换器以便在数字域中执行处理指令。

在该实现至少部分是以硬件完成的情况下，处理单元可以包括诸如微分、平方和/或积分电路的例如由诸如运算放大器、电容器、电阻器和/或电感器的硬件部件所组成的电路。

所示实施例中的滤波器优选地被配置成根据听力受损者的听力图进行滤波，其中听力图是作为频率函数的听力受损者的听力损失以对听力损失进行补偿。听力图可以存储在存储器中并且形成了滤波器的基础，即滤波器使用存储器中的听力图的信息以作为输入。在听力损失随时间变化的情况下，例如通过向上加载到存储器并且盖写现有听力图来对听力图进行调节可以使助听仪器适应于人。

可以将在不同实施例中所示的接收器、处理单元以及传送器放置在使用中戴在人体上或者人体中的外壳之内。所述外壳可以包括两个部分，其中一部分例如包括接收器和处理单元，并且另一部分包括传送器，并且其中这两部分通过有线等互连以可在这两部分之间进行通信。在实施例中，该通信也可以是无线的。

本发明可以由下述项进行总结：

1.一种用于将声音信号转换成例如听力受损者的可听信号的方法，包括以下步骤：

a)接收表示声音信号的输入信号；

b)对所接收到的信号进行处理，所述处理包括滤波的步骤；以及

c)传送处理的信号，优选地传送到听力受损者；

其特征在于：该处理进一步包括使所接收到的信号平方的步骤，该滤波发生在平方信号上。

2.根据项1所述的方法，其中处理进一步包括取滤波信号的平方根的步骤。

3.根据项2所述的方法，其中取滤波信号的平方根包括根据所接收到的信号的极性恢复所述信号的极性。

4.根据项1-3中任何一个所述的方法，其中处理进一步包括对所接收到的信号进行微分的步骤，平方发生在微分信号上。

5.根据项4所述的方法，其中处理进一步包括对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分的步骤。

6.根据在前项中的任何一个所述的方法，其中滤波基于听力受损者的听力图，所述听力图是作为频率函数的听力受损者的听力损失以对听力损失进行补偿。

7.根据在前项中的任何一个所述的方法，其中滤波包括以由频率无关分量和频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节的步骤。

8.根据项7所述的方法，其中频率相关分量基于听力受损者的听力图并且频率无关分量基于听力受损者的听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。

9.根据在前项中的任何一个所述的方法，其中在处理之前对所接收到的信号进行低通滤波。

10.一种例如用于听力受损者的助听仪器，包括：

-接收器，用于接收表示声音信号的输入信号；

-处理单元，用于对所接收到的信号进行处理，所述处理单元被配置成通过滤波对所接收到的信号进行处理；以及

-传送器，用于传送处理的信号，优选地传送到听力受损者，

其特征在于所述处理单元被进一步配置成使所接收到的信号平方，以便在平方信号上发生滤波。

11.根据项10所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成取滤波信号的平方根。

12.根据项11所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成当取滤波信号的平方根时根据所接收到的信号的极性恢复所述信号的极性。

13.根据项10-12中的任何一个所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成对所接收到的信号进行微分，以便在微分信号上发生平方。

14.根据项13所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分。

15.根据项10-14中的任何一个所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成根据听力受损者的听力图对平方信号进行滤波，所述听力图是作为频率函数的听力受损者的听力损失以对听力损失进行补偿。

16.根据项10-15中的任何一个所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成通过以由频率无关分量和频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节来对平方信号进行滤波。

17.根据项16所述的助听仪器，其中频率相关分量基于听力受损者的听力图，并且频率无关分量基于听力受损者的听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。

18.根据项10-17中的任何一个所述的助听仪器，其中所述助听仪器是被配置成戴在人体上或人体之中的助听器。

19.根据项10-17中的任何一个所述的助听仪器，其中所述助听仪器是耳蜗植入体。

20.根据项10-19中的任何一个所述的助听仪器，其中所述接收器被配置成对输入信号进行低通滤波。

21.根据项10-20中的任何一个所述的助听仪器的使用。

22.一种利用根据项10-20中的一个或多个的助听仪器所执行的根据项1-9中的一个或多个的方法。

Claims (16)

1.一种用于利用具有接收器、处理单元以及传送器的助听仪器将声音信号转换成能够对听力受损者的听力损失进行补偿的信号的方法，所述方法包括以下步骤：

a)所述接收器接收输入信号，所述输入信号表示声音信号；

b)所述处理单元对所接收到的信号进行处理，所述处理包括滤波的步骤，其中所述滤波基于所述听力受损者的听力图，所述听力图是作为频率函数的所述听力受损者的听力损失以对所述听力损失进行补偿；以及

c)所述传送器提供处理的信号，所述处理的信号基于滤波信号；

其特征在于：所述处理进一步包括使所接收到的信号平方的步骤，所述滤波发生在平方信号上。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述处理进一步包括取滤波信号的平方根的步骤，并且其中取滤波信号的平方根包括基于所接收到的信号的极性恢复所述信号的极性。

3.根据权利要求1或2所述的方法，其中所述处理进一步包括对所接收到的信号进行微分的步骤，所述平方发生在微分信号上。

4.根据权利要求3所述的方法，其中所述处理进一步包括对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分的步骤。

5.根据权利要求1所述的方法，其中所述滤波包括以由频率无关分量和频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节的步骤。

6.根据权利要求5所述的方法，其中所述频率相关分量基于所述听力受损者的听力图并且所述频率无关分量基于所述听力受损者的听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。

7.根据权利要求1所述的方法，其中在处理之前对所接收到的信号进行低通滤波。

8.一种对听力受损者的听力损失进行补偿的助听仪器，包括：

-接收器，用于接收表示声音信号的输入信号；

-处理单元，用于对所接收到的信号进行处理，所述处理单元被配置成通过滤波对所接收到的信号进行处理，其中所述滤波基于所述听力受损者的听力图，所述听力图是作为频率函数的所述听力受损者的听力损失以对所述听力损失进行补偿；以及

-传送器，用于将基于滤波信号的处理的信号传送到所述听力受损者；

其特征在于所述处理单元被进一步配置成使所接收到的信号平方，以便在平方信号上发生滤波。

9.根据权利要求8所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成取滤波信号的平方根，并且其中所述处理单元被配置成当取滤波信号的平方根时基于所接收到的信号的极性恢复所述信号的极性。

10.根据权利要求8或9所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成对所接收到的信号进行微分，以便在微分信号上发生平方。

11.根据权利要求10所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成对滤波信号进行积分或者如果适用的话对滤波信号的平方根进行积分。

12.根据权利要求8所述的助听仪器，其中所述处理单元被配置成通过以由频率无关分量和频率相关分量所组成的频率相关值来对预定频率范围中的平方信号的幅度进行调节来对平方信号进行滤波。

13.根据权利要求12所述的助听仪器，其中所述频率相关分量基于所述听力受损者的听力图，并且所述频率无关分量基于所述听力受损者的听力图以及滤波之前的平方信号的平均值。

14.根据权利要求8所述的助听仪器，其中所述助听仪器是被配置成戴在人体上或人体之中的助听器。

15.根据权利要求8所述的助听仪器，其中所述助听仪器是耳蜗植入体。

16.根据权利要求8所述的助听仪器，其中所述接收器被配置成对所述输入信号进行低通滤波。