CN104871563B - 适配双侧听力假体系统 - Google Patents

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Abstract

一种听力假体系统，包括被布置为将刺激信号传达至第一听力假体的振动刺激器的处理器。该处理器从第二听力假体的第一换能器接收所测量的输入信号的指示。处理器计算与所述刺激相关联的反馈。该处理器也可被进一步配置为响应于所计算的反馈来调整增益表或对反馈减少算法的输入。此外，该听力假体系统的处理器也可被布置为将第二刺激信号传达至第二听力假体的振动刺激器。该处理器从第一听力假体接收所测量的输入信号的指示。而且，该处理器计算与第二刺激相关联的第二反馈。

Description

适配双侧听力假体系统
相关申请的交叉引用
要求2013年3月15日提交的美国临时专利申请第61/787991号的优先权，其整体内容通过引用并入于此。也要求2013年7月11日提交的美国专利申请第13/915424号的优先权，其整体内容通过引用并入于此。
背景技术
各种类型的听力假体向患有不同类型的听力损失的人提供感知声音的能力。听力损失可能是传导性的、感觉神经性的或传导性的和感觉神经性的两者的一些组合。传导性听力损失通常由下列任何机制的功能障碍生成，这些机制通常地使声波传过外耳、鼓膜或中耳的耳骨。感觉神经性听力损失通常由内耳或者耳朵的任何其它部分、听觉神经、或者处理神经信号的大脑的机能障碍生成，内耳包括耳蜗，其中声音振动被转换成神经信号。
患有一些形式的听力损失的人可受益于听力假体，诸如声学助听器或基于振动的助听器。声学助听器通常包括：小型麦克风，以检测声音；放大器，以放大所检测的声音的某些部分；和小型扬声器，以将经放大的声音传送到人耳中。基于振动的助听器通常包括：小型麦克风，以检测声音；和振动机构，以将对应于所检测的声音的振动施加至人的骨骼，由此在人的内耳中引起振动，因此绕过人的听道和中耳。基于振动的助听器包括骨锚式助听器、直接声学耳蜗装置或其它基于振动的装置(例如，骨传导听力眼镜和基于振动的耳后假体)，并且可部分地或完全地植入，或者简单地与人的适当身体部分外部接触。
一种类型的骨传导装置采用外科手术植入机构，以经由植入体受体的颅骨的直接振动传送声音。骨传导装置的部件检测声波，声波被转换为经由机电刺激器(例如，机械致动器)递送至植入体受体的颅骨的一系列刺激信号。
通过向受体的颅骨提供刺激，骨传导装置有效地绕过受体的中耳和听道，这对于具有影响中耳或外耳的医疗状况的受体有利。受体的颅骨的振动导致受体的耳蜗内的流体运动，由此使得受体能够基于振动感知声音。类似地，直接声学耳蜗装置通常采用外科手术植入机构，以通过直接移动受体的听骨链来传送声音，这导致受体的耳蜗内的流体运动。其它非外科手术的基于振动的助听器使用类似的振动机构，以经由受体牙齿或其它头盖或面部骨骼的直接振动来传送声音。
每种类型的听力假体具有相关联的声音处理器。在一些类型的听力假体中，声音处理器放大由假体接收的声音。然而，其它类型的听力假体包括更先进的处理器。例如，一些处理器是可编程的，并且包括先进的信号处理功能(例如，降噪功能)和语音算法。
在一些听力假体系统中，假体存在于受体的左侧和右侧上。在这样的双侧系统中，左假体提供对应于左耳的音频，并且右假体提供对应于右耳的音频。两个假体可彼此独立地操作。然而，在一些系统中，两个假体可以彼此通信，并且将所捕获的音频或数据从左耳假体传输至右耳假体，反之亦然。此外的其它系统可包括彼此通信的多于两个的假体。
一些示例图示例的双侧听力假体系统包括每个假体中的振动机构或刺激器，其将经放大的所捕获的声音输出为机械振动。在这些系统中，第一基于振动的听力假体联接至受体头部的左侧，并且第二基于振动的听力假体联接至受体头部的右侧。当由与基于振动的听力假体之一相关联的麦克风捕获的声音的一部分包括：(i)由相应的基于振动的听力假体的振动刺激器产生的机械振动；或(ii)由另一基于振动的听力假体的振动刺激器产生的机械振动时，会发生反馈。当假体之一的麦克风捕获到来自两个假体任一个的机械振动，并且然后相应假体基于那些振动产生输出时，会导致不良声学反馈。
例如，左基于振动的听力假体接收声音，并且响应地向受体提供刺激。右基于振动的听力假体可接收以下两者：(i)第二声音和(ii) 由左基于振动的听力假体提供的刺激的一部分。然后，右基于振动的听力假体响应地基于以下两者的组合来创建第二刺激：(i)第二声音和(ii)由左基于振动的听力假体向受体提供的，以及由右基于振动的听力假体的麦克风捕获的刺激的一部分。如果左基于振动的听力假体继而接收第二刺激的一部分(由右基于振动的听力假体创建)，则反馈环可以继续。当适配双侧系统时，听力学家的常规实践是减少对于每个单元的指定增益约3dB，以防止受体听到过大响度。
发明内容
在本公开的第一方面，一种双侧听力假体系统包括第一和第二听力假体两者。该双侧听力假体系统还包括处理器，布置为将刺激信号传达至第一听力假体的振动刺激器。处理器还被布置为接收由第二听力假体测量的输入信号的指示。此外，处理器基于由第二听力假体测量的输入信号的指示，计算与被传达至第一听力假体的刺激信号相关联的反馈。在该方面，第一振动刺激器位于第一听力假体内，而第一振动传感器位于第二听力假体内。第一振动传感器被配置为将第二听力假体处的振动转换为电信号。来自振动传感器的该电信号指示反馈。在一些实施例中，处理器还被配置为响应于该反馈来调整增益。
此外，在各种实施例中，听力假体系统的处理器被布置为将第二刺激信号传达至第二听力假体的振动刺激器。处理器还被布置为接收由第一听力假体测量的输入信号的指示。此外，处理器基于由第一听力假体测量的输入信号的指示，计算与被传达至第二听力假体的第二刺激信号相关联的第二反馈。在该方面，第二振动刺激器位于第二听力假体内，并且第二振动传感器位于第一听力假体内。第二振动传感器被配置为将第一听力假体处的振动转换为电信号。来自振动传感器的该电信号指示反馈。一些实施例包括处理器，该处理器也响应于第二反馈来调整最大增益(或者其它刺激参数)。在一些进一步实施例中，处理器还被配置为近似同时传达第一刺激信号和第二刺激信号。
在本公开的第二方面，提供一种方法。该方法包括将来自第一换能器的第一振动提供至受体的第一位置。第一振动基于第一校准信号。该方法还包括在受体的第二位置处采用第一麦克风测量第一输入信号。第一输入信号基于第一振动，其从第一位置传导至第二位置。该方法还包括基于所测量的第一输入信号来确定第一反馈。此外，该方法包括基于第一反馈来调整与第一换能器相关联的第一参数。
在本公开的第三方面，提供另一种方法。这种另外的方法包括采用处理器生成第一刺激信号，并且采用第一刺激在第一位置处刺激受体。第一刺激基于所生成的第一刺激信号。该方法还包括测量第二位置处的与第一刺激相关联的第一信号。此外，该方法包括基于在第二位置处测量的第一信号计算第一反馈。该方法还包括基于所计算的第一反馈来调整第一刺激参数。
在本公开的第四方面，一种听力假体系统包括联接至受体上的第一位置的第一假体。第一假体包括输入传感器和被配置为向受体提供第一刺激的机电刺激器。该听力假体系统还包括联接至受体上的第二位置的第二假体。第二假体包括输入传感器和被配置为向受体提供第二刺激的机电刺激器。该听力假体系统还包括可通信地联接至第一假体和第二假体中的至少一个的处理器。处理器被配置为以下两者：(i) 将第一刺激信号传达至第一假体，以及(ii)测量由第二假体提供的第一反馈信号。第一假体基于第一刺激信号提供第一刺激。此外，第一反馈信号基于由第一假体提供的第一刺激。
在本公开的第五方面，一种听力假体编程系统包括处理器，被配置为从第一听力假体接收第一输入信号的指示。第一输入信号基于由第二听力假体提供的第一刺激。该处理器还被配置为基于第一输入信号来确定第一反馈。此外，该处理器被配置为基于所确定的第一反馈来调整与第二听力假体相关联的第一参数。
附图说明
图1是图示听力假体的框图。
图2A是图示联接至受体的头部的听力假体的描绘图。
图2B是图示安装在受体的头部内的听力假体的简化描绘图。
图3A是图示联接至受体的头部的一对听力假体的简化描绘图。
图3B是图示一对听力假体和关联的双侧反馈的框图。
图4是图示一种采用听力假体用于双侧反馈确定的方法的流程图。
图5是图示联接至计算机的一对听力假体的框图。
具体实施方式
为了说明的目的，本公开总体参考基于振动的听力假体。然而，本文公开的实施例和示例可同样适用于现在已知或以后开发的其它类型的听力假体。此外，一些公开方面能够应用于不是必然与听力假体关联的其它声学装置或声音处理器。
图1是图示听力假体101的框图。听力假体101可为骨锚式听力假体或其它基于振动的听力假体、声学助听器、耳蜗植入体、直接声学刺激装置、听觉脑干植入体，或者任何其它类型的被配置为接收和处理来自假体的音频换能器的至少一个信号的听力假体。本文的讨论大部分都涉及基于振动的听力假体系统，包括具有耳蜗植入体和骨传导假体两者的双侧听力假体系统。
听力假体101包括主换能器102、数据存储器103、声音处理器 104和输出信号接口105，所有这些装置都经由电路107直接地或间接地连接。听力假体101可具有比图1中所示的假体附加的或更少的部件，诸如次级换能器。此外，部件可以布置为与图1中所示的不同。例如，取决于听力假体的类型和设计，图示部件可被封入单个运算单元内，或者在多个运算单元上分布。此外，部件可直接地连接或无线地连接。例如，信号部件可经由磁和/或无线电信号通路无线地通信。一个或多个附加的处理器，诸如在听力假体101外部的计算机中，有助于诸如在将听力假体101适配至假体受体期间，进行针对声音处理器104的各种设置。
输出信号接口105被配置为将由听力假体101产生的输出信号 109传导至假体受体。输出信号接口105通过其传导输出信号109的方法取决于由听力假体101所实施的听力假体的类型而变化。在一个示例中，对于基于振动的听力假体，输出信号接口105包括机电刺激器(例如，机械致动器、压电换能器、压磁换能器或磁致伸缩换能器)，并且输出信号109为机械振动信号。在本示例中，输出信号接口105 将电刺激信号转换成物理振动，并且将物理振动作为输出信号109传导至受体。在操作时，被提供给机电刺激器的电信号使得刺激器生成与电信号成比例的机械振动。
输出信号接口105从声音处理器104接收经处理的信号，并且基于经处理的信号生成输出信号109。生成输出信号109包括生成作为以振动形式的机械输出力的刺激。在一个示例中，输出信号接口105 包括锚固系统，其将刺激以被施加至受体颅骨中的骨骼的振动的形式递送至用户。振动导致受体耳蜗内的流体移动，由此激活受体耳蜗内的毛细胞。毛细胞刺激听觉神经，这允许受体感知声音的至少部分。
一些假体受体具有安装到颅骨中的骨传导植入体，以经由骨传导植入体直接地振动颅骨。在该情况下，优选地将听力假体101与骨传导植入体诸如以完全地或部分地被植入的构造来协同定位。在其它示例中，骨传导植入体和听力假体101容纳在单个一体包装中。
由听力假体101生成并且施加至骨传导植入体的机械振动信号经由通过头部骨骼的传导而引起受体的耳蜗中的流体运动。这种耳蜗内的流体运动使得受体体验与由换能器102接收并且由处理器104编码的声波相对应的声音感觉。
在一些示例中，声音处理器104位于分离的部件(未示出)中，诸如台式计算机、膝上型计算机、平板计算装置、诸如蜂窝电话的移动装置，或者定制计算装置。在这些示例中，主换能器102经由有线或无线连接将信号传达至声音处理器104用于如本文所述的处理。
在一个示例中，声音处理器104基于增益表处理信号。例如，增益表被存储在数据存储器103中，并且指定应用于信号的放大率。例如，增益表指定针对输入信号的所有频率的放大率。备选地，增益表可基于更复杂的功能指定放大率。在一个示例中，增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于信号的增益。通常，反馈问题限制对于给定假体的最大增益。最大增益也可以由数字信号处理器(DSP)中的最大支持数字增益来限制。
另一方面，指定增益对应于与特定假体受体相关联的增益。在听力假体的情况下，指定增益基于假体受体的听力损伤。指定增益对多个频率带中的每个频带都指定增益。在一个示例中，如果反馈处于特定频率带内，处理器就调整增益表，以降低对应频带上的增益。根据本文额所述的各种实施例，处理器响应确定反馈调整最大可允许增益或指定增益。
此外，听力假体也可包括次级换能器(未示出)。次级换能器可与主换能器102为同一类型的换能器，或者为不同类型的换能器。
根据优选实施例，主换能器102为麦克风，并且次级换能器为振动传感器。振动传感器可被配置成测量从受体的颅骨传导至听力假体的振动。例如，如果受体具有联接至他或她的颅骨的两个听力假体，位于第二假体中的振动传感器就测量从第一假体经受体的颅骨传导的振动。
图2A是图示联接至受体260的头部的示例听力假体250的简化示意图。在所示示例中，听力假体250是骨传导装置，其具有直接附接至受体260的颅骨的骨传导植入体252，诸如经由诸如上文关于图 1所述的锚固体。图2A的听力假体250包括至少部分地围住图1的一个或多个部件的外壳254，诸如用于检测声音的主换能器102、声音处理单元104、数据存储器103和输出信号接口105。
如上文关于图1所述的，在一些听力假体系统中，受体具有安装至他或她的颅骨的骨传导植入体252。然而，在其它系统中，听力假体不联接至植入体，而是与假体受体的头部外部物理接触。例如，胶带或粘合剂保持听力假体接触受体头部的侧部。附加地，在一些系统中，如图2B中所示，听力假体280被完全地植入受体内。在这种完全地植入配置中，输入麦克风(参见图1中图示的主换能器102)被设计成当位于受体的皮肤之下时起作用。输入麦克风可包括膜片，膜片经受响应于输入音频信号的偏斜(deflection)。在备选的配置中，输入麦克风不与听力假体280被植入，而是佩戴在或位于受体260的外部位置处。
在另一示例中，假体被连接至假体受体的牙齿(或其它面部骨骼)，并且经由牙齿(或其它面部骨骼)传导振动。
图3A是图示具有联接至受体304头部的一对听力假体302a和 302b的示例听力假体系统300的简化示意图。在图3A的示例中，听力假体302a和302b为两个骨传导装置，每个都经由相应的植入体 306a和306b直接附接至受体304的身体。听力假体302a和302b的每个都包括相应的外壳308a和308b，以至少部分地围住图1的一个或多个部件，诸如用于检测声音的主换能器102、声音处理单元104、数据存储器103和输出信号接口105。
在听力假体302A和302B操作期间，第一基于振动的听力假体 302A被联接至受体头部的左侧，并且第二基于振动的听力假体302B 被联接至受体头部的右侧。如上所述，反馈发生在当由与基于振动的听力假体之一相关联的麦克风捕获的声音的一部分包括：(i)由麦克风所关联的基于振动的听力假体的振动刺激器产生的声音振动；或 (ii)由另一基于振动的听力假体的振动刺激器产生的声音振动时。反馈路径365图示了由一个假体产生的声音振动如何被相对的假体捕获。类似地，如果特定的听力假体系统包括多于两个听力假体，就可能存在附加的反馈路径。
图2A、2B和3A的示例利用了骨传导基于振动的听力假体。然而，所公开的方法和系统不限于那些所示假体。例如，可采用其它类型的听力假体，诸如声学假体(例如，声学助听器装置)来执行所公开的方法和系统。此外，在一些实施例中，不同类型的假体被联接至受体头部的每个相应侧。例如，左侧可具有基于振动的听力假体，而右侧具有声学听力假体。受体头部的左侧上的基于振动的听力假体向受体的头部提供刺激。该刺激可经由反馈路径365通过受体的颅骨传播至相对的假体。受体的头部左侧上的声学听力假体可接收一部分刺激作为音频输入。因此，反馈可发生在安装至受体头部相对侧上的两种不同类型的假体之间。根据本文所描述的实施例，可通过采用一个假体产生刺激以及测量由相对假体接收的信号来测量该反馈。所测量的反馈可以用作数据，以输入至用于听力假体中的一个或多个所选频率的反馈减少算法。
图3B是图示了一对示例听力假体350A和350B以及相关联的双侧反馈364A和364B的框图。图3B的假体被图示为关于图1所描述的那些假体的简化版本。在听力假体350A和350B操作期间，第一基于振动的听力假体350A被联接至受体头部的一侧，并且第二基于振动的听力假体350B被联接至受体头部的另一侧。听力假体350A 和350B也可每个都包括次级换能器。次级换能器可为不同于主换能器352A或352B的不同形式的换能器。例如，主换能器352A或352B 可为麦克风，而次级换能器可为振动传感器。主换能器或次级换能器任一都可用作输入换能器，以测量用于本文所公开的方法的反馈。
第一听力假体350A采用其主换能器352A来接收输入信号360A。第一听力假体350A处理所接收的信号并且采用其输出信号接口 355A来产生输出信号362A(即，刺激)。第二听力假体350B采用其主换能器352B来接收输入信号360B。第二听力假体350B处理所接收的信号并且采用其输出信号接口355B来产生输出信号362B(即，刺激)。
来自第一听力假体350A的输出信号362A的一部分可跨过受体的头部传播作为反馈364A。反馈364A将形成第二假体350B的输入信号360B的一部分。类似地，来自第二听力假体350B的输出信号 362B的一部分可以跨过受体的头部传播作为反馈364B。反馈364B 将形成第一假体350A的输入信号360A的一部分。因此，一个假体的输出可形成到相对假体的输入的至少一部分。
图4是图示采用听力假体用于双侧反馈确定的示例方法400的流程图。方法400包括处于生成刺激的第一位置的第一听力假体，以及处于测量该刺激的第二位置的第二听力假体。本文中使用的术语“位置”意思是相应听力假体的大致位置或区域。虽然基于振动的假体物理联接至受体头部上的特定点，但是测量刺激所处的位置例如可为(i) 振动假体被联接至受体所在的点，或者(ii)听力假体的大致区域。例如，可将基于振动的听力假体的麦克风可被考虑为测量反馈所在的 (并且也是提供第二刺激所在的)第二位置的一部分。
作为方法400的一部分，在框402生成第一刺激信号。第一刺激信号是当其被联接至假体受体时听力假体的输出信号109(参见图1)。在一些实施例中，听力假体外部的计算机生成刺激信号。然而，在其它实施例中，听力假体中的处理器，诸如图1中图示的声音处理器104 生成刺激信号。
在一个实施例中，刺激信号为窄带宽信号，诸如音调，或者为宽带宽信号，诸如啁啾声或白噪音。在一些附加的实施例中，刺激信号为多个窄带音调。由于对于作为一部分刺激信号的频率测量反馈，所以期望在刺激信号中包括多个频率。在一些实施例中，刺激信号为校准信号，诸如音调或宽带信号。在另一些实施例中，刺激信号为语音信号。例如，语音信号可为预先记录的语音或合成语音。听力学家可基于假体受体的听力损伤确定特定的校准信号。此外，刺激信号可为由假体基于下列信号产生：(i)由假体产生，或(ii)被外部计算装置传达至假体。例如，可采用假体使用来产生刺激的校准信号对假体预先编程。然而，在其它实施例中，外部计算装置产生校准信号，并且将校准信号传达至假体。假体基于来自外部计算机的校准信号产生刺激。
在框404，向听力假体的受体施加刺激。第一听力假体在受体的第一位置处施加刺激。例如，在受体的左耳附近提供刺激。施加刺激所通过的方法取决于特定实施例中所使用的听力假体的类型而变化。基于振动的假体使用刺激器(例如，图1的输出信号接口105)将电刺激信号转换成被传导至受体的振动。在一种类型的骨传导假体的情况下，经由植入体将振动传导至假体受体的颅骨。然而，在其它实施例中，基于振动的听力假体通过皮肤表面传导振动。例如，如果受体具有布置在他或她的头部表面上的骨传导刺激器，该骨传导刺激器会振动，并且将振动传导到受体的颅骨中。在又进一步实施例中，受体具有完全地植入他或她的身体内的假体。从完全地植入的假体将振动传导至受体颅骨的骨骼。
在另一实施例中，听力假体为声学助听器。在该实施例中，扬声器(或其它换能器)将电刺激信号转换为声波。声波从扬声器传播，并且受体将声波感知为声音。也可使用其它类型的听力假体。
在框406，由第二听力假体在受体的第二位置处测量与在第一位置处施加的刺激相关联的信号。由于刺激在一个位置处被联接至受体，并且在另一位置处被测量，所以这种类型的反馈为双侧反馈。例如，在受体的左耳(第一位置)附近提供刺激，并且在受体的右耳(第二位置)附近测量与刺激相关联的信号。例如，第一和第二位置为受体头部的区域。根据一个示例，第一位置为左耳(包括听力假体)附近的区域，并且第二区域为右耳(包括听力假体)附近的区域。备选地，可向不邻近耳朵的另一位置提供刺激。例如，受体可具有联接至他或她的颅骨的后部的骨传导假体。测量与刺激相关联的信号所采用的方法取决于特定实施例中所使用的听力假体的类型而变化。
在一些实施例中，受体具有多于两个假体。在该实施例下，在框 406中，优选地在受体的每个附加的假体处都测量来自一个假体的反馈。例如，第一假体可联接至受体颅骨的后部。该第一假体提供旨在用于受体左侧和右侧两者的刺激。虽然来自第一假体的刺激将传导受体能够在左侧和右侧上感知的音频，但是来自第一假体的刺激也可采用第二和第三(或更多)假体引起反馈。
在另一实施例中，可存在联接至受体上的特定位置的多于一个听力假体。例如，声学助听器和振动装置可位于受体上的相同位置(即区域)中。另一听力假体可位于不同位置处。(相同位置处的两个假体中的)第一假体向受体提供第一刺激。其它位置处的假体测量由来自第一假体的第一刺激引起的反馈。(相同位置处的两个假体中的) 第二假体向受体提供第二刺激。其它位置处的假体测量来自由第二假体的第二刺激引起的反馈。
在一些实施例中，第二位置处的麦克风测量由第一位置处的刺激生成的音频信号。第一位置处的听力假体产生由第二位置处的麦克风所接收的音频信号。在其它实施例中，第二位置处的振动传感器测量由第一位置处的刺激生成的振动信号。第一位置处的刺激为声学刺激或振动刺激。在第二位置处测量的振动经由受体的颅骨骨骼从第一位置传播至第二位置。附加地，在一些实施例中，振动刺激使得可听的音频信号除了(或者附加于)经由受体颅骨的骨骼而从第一位置传播至第二位置。这种可听的音频信号也被测量为反馈。
在一些附加的实施例中，框406还包括测量与刺激相关联的第二信号。与刺激相关联的信号的该第二测量发生在受体的第一位置处 (即，产生刺激的同一假体也测量第二信号)。例如，可在受体的左耳(第一位置)附近提供刺激，并且在受体的左耳(第一位置)附近测量与该刺激相关联的信号；因此测量单侧反馈。在该实施例中，单个刺激提供两种反馈信号。第一反馈信号由与从第一位置传播至第二位置的刺激相关联的信号产生。第二反馈信号由与在第一位置处引起反馈的第一位置处的刺激相关联的信号产生。
在框408，基于与第一位置处的刺激相关联的测量信号来计算第一反馈。在一些实施例中，听力假体外部的计算机计算第一反馈。然而，在其它实施例中，听力假体内的处理器(诸如图1中图示的声音处理器104)计算第一反馈。
取决于特定实施例，可以以多种方式计算反馈。而且，在一些实施例中，取决于处理器是否位于外部计算机中或位于听力假体中而不同地计算反馈。由于外部计算机可能具有更大功率的处理器以及更少功率约束，所以外部计算机执行更复杂的反馈计算。然而，在其它实施例中，反馈的计算是相同的，与处理器位置无关。
在第一示例中，处理器通过确定整个测量信号都为反馈信号而计算反馈。例如，假体受体可能位于诊所环境中，诸如在听力学家的办公室(例如，通常声学上安静的环境)中。在声学上安静的环境中，根据一个实施例，第二位置处接收的任何信号都被确定为反馈信号。如果在进行测量时在受体附件存在其它声音，这些声音可能被无意地测量为一部分反馈。因此，期望在安静环境中执行测量。在优选实施例中，处理器使用多个测量结果，以便从反馈计算中移除瞬态的背景噪声。
在第二示例中，处理器通过确定测量信号和刺激信号之间的相关性而计算反馈。在该第二示例中，假体受体不需要位于诊所环境内。例如，受体可位于他或她的家里——通常非听觉上安静的环境。通过确定测量信号和刺激信号之间的相关性，在反馈测量结果中减缓归因于环境噪声的影响。附加地，一些实施例包括使用多个测量结果来计算反馈，以便从测量信号移除瞬态的背景噪声。例如，反馈的单个测量可能无意地捕获背景噪声。反馈计算可能相反假定这种背景噪声为反馈信号。因此，反馈计算会不正确，因为其假定非反馈声音为反馈。然而，通过将许多测量结果平均或者移除离群测量结果，可从反馈计算减缓背景噪声。对于每个反馈测量结果，不可能都存在瞬态的背景噪声；因此，随着进行更多测量，将减少瞬态的背景噪声对反馈计算的影响。
在框410，基于所计算的第一反馈来调整第一刺激参数。在一些实施例中，听力假体装置外部的计算机调整刺激参数以减少第一反馈。然而，在其它实施例中，听力假体中的处理器，诸如图1中图示的声音处理器104调整刺激参数，以减少第一反馈。
如上所述，与听力假体系统相关联的增益表可包括最大可允许增益和指定增益。最大可允许增益对应于整个系统的增益。例如，最大可允许增益可基于特定一组假体硬件。在一个示例中，最大可允许增益确保假体硬件在容差内操作。通常，反馈问题限制针对给定假体的最大增益。也可以通过数字信号处理器(DSP)中的最大支持数字增益来限制最大增益。最大支持数字增益由本底噪声和DSP的饱和水平之间的动态范围来限定。最大增益也可以由输入信号的振幅和饱和水平(例如，装置的最大输出)之间的差异来限制。在一些示例中，由在DSP中处理的信号生成的本底噪声也可以限制最大增益。最大增益也可以由于装置的有意指示范围(例如，装置被设计用于哪种听力损失)而被限制。在这样的示例中，例如出于安全原因，所设计的最大增益可限制最大可允许增益(即，最大输出)。
指定增益对应于与特定假体受体相关联的增益。在一些实施例中，指定增益是基于假体受体的听力损伤。指定增益指定针对多个频率带中的每个频带的增益。在一个示例中，如果反馈被包含在特定频带内，则处理器调整增益表，以减少对应频带上的增益。因此，处理器将受到反馈影响的频率放大较少量(或者甚至完全不放大)。取决于特定的期望应用，处理器响应于确定反馈而调整最大可允许增益或指定增益。
在其它实施例中，使用备选的方法来代替或者结合调整增益表，以便减少反馈。在一个示例中，调整刺激参数包括调整反馈减少算法的预滤波频率响应。反馈减少算法可以被配置为减少静态和动态反馈二者。反馈减少算法至少部分地基于本文公开的双侧反馈测量结果来消减静态反馈。用于反馈减少算法的滤波系数来自所测量的双侧反馈的最小平均值(LMS)计算。在一些实施例中，在每个相应频带内的最坏情况反馈上执行LMS计算。在各种实施例中，可在时间域或频率域中执行LMS计算。此外，也可在任何反馈(例如，不仅是最坏情况反馈)上执行LMS计算。附加地，在一些实施例中，调整刺激参数包括设置由反馈消减算法使用的反馈参考信号的时延和/或群组延迟估计。一旦反馈被识别，也可使用其它适当类型的反馈减少。
在框410后，通过第二听力假体重复方法400。第二听力假体生成刺激信号(即，起第一位置的作用)，并且在第一假体处测量反馈信号(即，起第二位置的作用)。通过采用两个假体重复该过程，对提供刺激的每个假体都计算双侧反馈。因此，当交替假体产生刺激时，在每个假体处都测量反馈。附加地，在一些实施例中，每个假体也测量本地反馈(单侧反馈)。在又一实施例中，两个假体同时提供刺激。因此，在该实施例中，基本同时地进行所有的反馈测量。
图5是图示联接至计算机520的一对示例听力假体500A和500B 的框图。图5的假体500A和500B类似于关于图1所描述的那些假体，并且旨在在正常操作期间允许受体感知声音信号510A和510B。在一些实施例中，计算机520用于对听力假体500A和500B编程和校准。例如，计算机520通过有线或无线连接与假体500A和500B 通信。
在一个实施例中，计算机520使得第一听力假体500A的输出信号接口505A基于校准信号输出输出信号512A。计算机520可提供该校准信号，或者可在第一听力假体500A中对其预先编程。当输出信号512A被传导至受体时，其也产生反馈信号514A。反馈信号514A 部分地被第二听力假体500B的主换能器502B捕获。由主换能器502B 捕获的信号被传达回至计算机520用于作为反馈处理。
附加地，第一听力假体500A的主换能器502A捕获经由单侧反馈路径516A传送的一些输出信号512A。第一听力假体500A也可向计算机520提供用于处理关于单侧反馈的信息。
类似地，计算机520使得第二听力假体500B的输出信号接口 505B基于校准信号输出输出信号512B。计算机520可提供该校准信号，或者其可在第二听力假体500B中被预先编程。在一些实施例中，听力假体500A和500B两者都使用相同的校准信号。然而，在一些实施例中，听力假体500A和500B每个都可使用不同的校准信号。当输出信号512B被传导至受体时，其也产生反馈信号514B。反馈信号514B部分地被第一听力假体500A的主换能器502A捕获。由主换能器502A捕获的信号被传达回至计算机520用于作为反馈处理。
附加地，第二听力假体500B的主换能器502B捕获经由单侧反馈路径516B传送的一些输出信号512B。第二听力假体500B也可向计算机520提供用于处理关于单侧反馈的信息。
在又一实施例中，计算机520使得第一听力假体500A的输出信号接口505A和第二听力假体500B的输出信号接口505B每个都基于相应的校准信号输出相应的输出信号512A和512B。计算机520可提供校准信号，或者其可在每个听力假体中被预先编程。当输出信号512A和512B被传导至受体时，会产生反馈信号514A和514B。
每个反馈信号514A和514B都部分地被相对的听力假体500B和 500A的主换能器502B和502A捕获。由主换能器502B和502A捕获的信号被传送回至计算机520，用于作为反馈处理。附加地，每个单侧反馈信号516A和516B部分地被相同的相应听力假体500A和500B 的主换能器502A和502B捕获。单侧反馈信号516A和516B被相应的主换能器502A和502B捕获，并且被传送回至计算机520，用于作为反馈处理。
在一些实施例中，计算机520显示反馈信号514A和514B以及单侧反馈信号516A和516B的一些或所有的表示。基于所显示的反馈表示，可调整听力假体的不同参数。此外，双侧和单侧反馈两者的视觉显示可允许更精确地调整参数。
当听力假体502A和502B两者同时地提供校准刺激时，使每个相应的假体都进行不同的校准刺激(例如，以不同频率)可能是有利的。如果每个校准刺激不同，计算机520能够在其反馈减少处理中识别单侧和双侧反馈之间的差别。
虽然本文已经公开了各种方面和实施例，但是其它方面和实施例对本领域技术人员将是明显的。本文公开的各种方面和实施例是出于说明的目的，并且不旨于限制，其真实范围由随后的权利要求来指示。

Claims (39)

1.一种采用听力假体进行反馈确定的方法，包括：
采用位于受体的第一耳朵处的第一换能器向所述受体的颅骨递送第一振动，其中所述第一振动基于第一校准信号并且使用第一参数来生成以便唤起所述受体的第一耳朵处的听力感知；
采用位于所述受体的第二耳朵处的第一麦克风来接收第一输入信号；
确定所述第一输入信号包括第一反馈分量，所述第一反馈分量包括通过所述颅骨从所述第一换能器到所述第一麦克风传导的所述第一振动的部分；以及
基于所述第一反馈分量调整所述第一参数以减小通过所述颅骨从所述第一换能器到所述第一麦克风传导的所述第一振动的部分；
其中所述第一参数是当递送所述第一振动时应用到所述第一校准信号的增益；
其中所述方法还包括：基于所述第一反馈分量来调整增益表，以减小通过所述颅骨从所述第一换能器到所述第一麦克风传导的所述第一振动的部分；
其中所述增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于所述信号的增益。
2.根据权利要求1所述的方法，还包括：
采用位于所述受体的第二耳朵处的第二换能器向所述受体的颅骨递送第二振动，其中所述第二振动基于第二校准信号并且使用第二参数来生成以便唤起所述受体的第二耳朵处的听力感知；
采用位于所述受体的所述第一耳朵处的第二麦克风来接收第二输入信号；
确定所述第二输入信号包括第二反馈分量，所述第二反馈分量包括通过所述颅骨从所述第二换能器到所述第二麦克风传导的所述第二振动的部分；以及
基于所述第二反馈分量调整所述第二参数以减小通过所述颅骨从所述第二换能器到所述第二麦克风传导的所述第二振动的部分。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述第二换能器和所述第一麦克风位于骨传导听力假体中。
4.根据权利要求2所述的方法，其中所述第一换能器和所述第二麦克风位于骨传导听力假体中。
5.根据权利要求2所述的方法，还包括：
确定所述第二输入信号包括由所述第二振动产生的第三反馈分量。
6.根据权利要求2所述的方法，还包括：
确定所述第一输入信号包括由所述第一振动产生的第三反馈分量。
7.根据权利要求5所述的方法，其中调整所述第一参数包括基于所述第一反馈分量和所述第三反馈分量来调整所述第一参数。
8.根据权利要求6所述的方法，其中调整所述第二参数还包括基于所述第二反馈分量和所述第三反馈分量来调整所述第二参数。
9.根据权利要求1所述的方法，其中所述第一参数是反馈减少参数，所述反馈减少参数用于基于所述第一校准信号来生成所述第一振动。
10.一种听力假体系统，包括：
第一刺激器，位于与受体的第一耳朵相邻，其中所述第一刺激器被配置为向所述受体的颅骨递送第一振动以唤起所述受体的所述第一耳朵处的听力感知；
第一换能器，位于所述受体的第二耳朵处，其中所述第一换能器被配置为接收第一输入信号；以及
处理器，被布置为：
将第一刺激信号发送至所述第一刺激器，使得所述第一刺激器递送所述第一振动；
从所述第一换能器接收所述第一输入信号的指示；以及
计算包括在所述第一输入信号中的第一反馈分量，其中所述第一反馈分量包括通过所述颅骨从所述第一刺激器到所述第一换能器传导的所述第一振动的部分；
其中所述第一刺激信号是使用第一刺激参数来生成，并且所述第一刺激参数是当递送所述第一振动时应用到第一校准信号的增益；
其中所述处理器还被配置为：基于所述第一反馈分量来调整增益表，以减小通过所述颅骨从所述第一刺激器到所述第一换能器传导的所述第一振动的部分；
其中所述增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于所述信号的增益。
11.根据权利要求10所述的听力假体系统，还包括：
第二刺激器，位于与所述受体的第二耳朵相邻，其中所述第二刺激器被配置为向所述受体的身体上的第二位置递送第二振动；
第二换能器，位于所述受体的第一耳朵处，其中所述第二换能器被配置为接收第二输入信号；
其中所述处理器还被布置为：
将第二刺激信号发送至所述第二刺激器使得所述第二刺激器递送所述第二振动；
从所述第二换能器接收所述第二输入信号的指示；以及
计算包括在所述第二输入信号中的第二反馈分量，其中所述第二反馈分量包括通过所述颅骨从所述第二刺激器到所述第二换能器传导的所述第二振动的部分。
12.根据权利要求10所述的听力假体系统，其中所述第一刺激器位于第一听力假体内。
13.根据权利要求10所述的听力假体系统，其中所述第一换能器位于第二听力假体内。
14.根据权利要求11所述的听力假体系统，其中所述第二刺激器位于第二听力假体内。
15.根据权利要求11所述的听力假体系统，其中所述第二换能器位于第一听力假体内。
16.根据权利要求10所述的听力假体系统，其中所述第一换能器位于第二听力假体内。
17.根据权利要求11所述的听力假体系统，其中所述处理器还被配置为基于所述第二反馈分量来调整增益表以减少通过所述颅骨从所述第二刺激器到所述第二换能器传导的所述第二振动的部分。
18.根据权利要求11所述的听力假体系统，其中所述处理器还被配置为近似同时地传达所述第一刺激信号和所述第二刺激信号。
19.根据权利要求10所述的听力假体系统，其中所述第一刺激器是骨传导换能器。
20.根据权利要求11所述的听力假体系统，其中所述处理器包括分别位于所述受体的所述第一耳朵和所述第二耳朵处的第一处理器和第二处理器。
21.一种测量反馈的方法，包括：
使用第一刺激参数由处理器来生成第一刺激信号；
向受体的头部的第一位置递送第一振动，其中所述第一振动基于所述第一刺激信号并且被配置为唤起所述受体的第一耳朵处的听力感知；
在所述受体的头部上的第二位置处测量第一信号；
基于所测量的第一信号来计算第一反馈分量，其中所述第一反馈分量包括通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第一振动的部分；以及
基于所述第一反馈分量来调整所述第一刺激参数以减小通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述第一刺激参数是当递送所述第一振动时应用到第一校准信号的增益；
其中所述方法还包括：基于所述第一反馈分量来调整增益表，以减小通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于所述信号的增益。
22.根据权利要求21所述的方法，还包括：
使用第二刺激参数由所述处理器来生成第二刺激信号；
向所述受体的头部的所述第二位置递送第二振动，其中所述第二振动基于所述第二刺激信号；
在所述受体的头部上的所述第一位置处测量第二信号；
基于所测量的第二信号来计算第二反馈分量，其中所述第二反馈分量包括通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第二振动的部分；以及
基于所述第二反馈分量来调整所述第二刺激参数以减小通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第二振动的部分。
23.根据权利要求21所述的方法，还包括：
在所述受体的头部上的所述第一位置处测量第一单侧信号；以及
基于所述第一单侧信号来计算第一单侧反馈分量，其中所述第一单侧反馈分量包括所述第一振动的部分；
并且其中调整所述第一刺激参数还基于所述第一单侧反馈分量。
24.根据权利要求22所述的方法，还包括：
在所述受体的头部上的第二位置处测量第二单侧信号；以及
基于所述第二单侧信号来计算第二单侧反馈分量，其中所述第二单侧反馈分量包括所述第二振动的部分；
并且其中调整所述第二刺激参数还基于所述第二单侧反馈分量。
25.根据权利要求22所述的方法，其中基本同时地执行递送所述第一振动和递送所述第二振动。
26.根据权利要求25所述的方法，其中基本同时地执行测量所述第一信号和测量所述第二信号。
27.根据权利要求22所述的方法，其中所述第一刺激信号和所述第二刺激信号是不同的刺激信号。
28.根据权利要求22所述的方法，其中所述第一刺激信号和所述第二刺激信号是相同的刺激信号。
29.根据权利要求22所述的方法，其中递送所述第一振动和测量所述第一信号发生在递送所述第二振动之前。
30.根据权利要求21所述的方法，其中计算所述第一反馈分量包括将所述刺激信号与所述第一信号进行相关。
31.一种听力假体系统，包括：
第一假体，联接至受体的头部上的第一位置，其中所述第一假体包括第一输入换能器和第一机电刺激器；
第二假体，联接至所述受体的头部上的第二位置，其中所述第二假体包括第二输入换能器和第二机电刺激器，并且其中所述第一位置和所述第二位置在所述受体的头部的相对侧上；以及
至少一个处理器，可传达地联接至所述第一假体和所述第二假体中的至少一个假体，其中所述至少一个处理器被配置为：
将第一刺激信号发送至所述第一假体，使得所述第一假体递送基于所述第一刺激信号的第一振动；以及
从所述第二假体接收由所述第二输入换能器检测的第一信号的指示；
基于所述第一信号的所述指示来计算作为所述第一信号的部分的第一反馈信号，其中所述第一信号的部分包括通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述第一刺激信号是使用第一刺激参数来生成，并且所述第一刺激参数是当递送所述第一振动时应用到第一校准信号的增益；
其中所述处理器还被配置为：基于所述第一反馈信号来调整增益表，以减小通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于所述信号的增益。
32.根据权利要求31所述的听力假体系统，其中所述至少一个处理器还被配置为接收在所述第一假体的所述第一输入换能器处检测的第二信号的指示，并且基于所述第二信号的所述指示来计算作为所述第二信号的部分的第二反馈信号，所述第二信号的部分包括所述第一振动的部分。
33.根据权利要求31所述的听力假体系统，其中所述至少一个处理器还被配置为：
将第二刺激信号传达至所述第二假体，使得所述第二假体递送基于所述第二刺激信号的第二振动；以及
从所述第一假体接收由所述第一输入换能器检测的第三信号的指示；
基于所述第三信号的所述指示来计算作为所述第三信号的部分的第三反馈信号，所述第三信号的部分包括通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第二振动的部分。
34.根据权利要求33所述的听力假体系统，其中所述至少一个处理器还被配置为接收在所述第二假体的所述第二输入换能器处检测的第四信号的指示，并且基于所述第四信号的所述指示来计算作为所述第四信号的部分的第四反馈信号，所述第四信号的部分包括所述第二振动的部分。
35.根据权利要求33所述的听力假体系统，其中所述第二刺激信号与所述第一刺激信号不同。
36.一种听力假体系统，包括：
第一听力假体，联接至受体的头部的第一位置；
第二听力假体，联接至所述受体的头部的第二位置，以及
处理器，所述处理器被配置为：
从第一听力假体接收在受体的头部的第一位置处检测的第一输入信号的指示，其中在第二听力假体将第一振动递送到所述受体的头部的第二位置之后接收所述第一输入信号；
基于所述第一输入信号的指示来确定包括在所述第一输入信号中的第一反馈分量，其中所述第一反馈分量包括通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第一振动的部分；以及
基于所述第一反馈分量来确定对第一参数的调整，所述第一参数由所述第二听力假体用来生成所述第一振动以减小通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述第一参数是当递送所述第一振动时应用到第一校准信号的增益；
其中所述处理器还被配置为：基于所述第一反馈分量来调整增益表，以减小通过所述受体的头部从所述第二位置到所述第一位置传导的所述第一振动的部分；
其中所述增益表基于信号的频率和/或振幅指定应用于所述信号的增益。
37.根据权利要求36所述的听力假体系统，其中所述处理器还被配置为：
从所述第二听力假体接收在所述受体的头部的第二位置处检测的第二输入信号的指示，其中在所述第一听力假体将第二振动递送到所述受体的头部的所述第一位置之后接收所述第二输入信号；
基于所述第二输入信号的指示来确定包括在所述第二输入信号中的第二反馈分量，其中所述第二反馈分量包括通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第二振动的部分；以及
基于所述第二反馈分量来确定对第二参数的调整，所述第二参数由所述第一听力假体用来生成所述第二振动以减小通过所述受体的头部从所述第一位置到所述第二位置传导的所述第二振动的部分。
38.根据权利要求36所述的听力假体系统，其中所述处理器还被配置为：
生成第一刺激信号；以及
将所述第一刺激信号传达至所述第二听力假体，其中所述第二听力假体被配置为基于所述第一刺激信号来生成所述第一振动。
39.根据权利要求36所述的听力假体系统，其中所述处理器还被配置为基于所述第一输入信号与所述第一振动之间的相关性来确定所述第一反馈分量。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11412334B2 (en) * 2013-10-23 2022-08-09 Cochlear Limited Contralateral sound capture with respect to stimulation energy source
DK3160163T3 (da) * 2015-10-21 2020-08-31 Oticon Medical As Måleanordning til en knogleledningshøreanordning
US20180110982A1 (en) 2016-10-21 2018-04-26 John Michael Heasman Objective determination of acoustic prescriptions
US10751524B2 (en) * 2017-06-15 2020-08-25 Cochlear Limited Interference suppression in tissue-stimulating prostheses
WO2019155374A1 (en) * 2018-02-06 2019-08-15 Cochlear Limited Prosthetic cognitive ability increaser
CN115335016A (zh) * 2020-03-24 2022-11-11 科利耳有限公司 术中振动反馈评估
WO2022234376A1 (en) * 2021-05-04 2022-11-10 Cochlear Limited Hearing system fitting

Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102273232A (zh) * 2008-11-10 2011-12-07 伯恩同通信有限公司 用于播放双声道和单声道信号的耳机和方法

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4531229A (en) * 1982-10-22 1985-07-23 Coulter Associates, Inc. Method and apparatus for improving binaural hearing
US5267321A (en) * 1991-11-19 1993-11-30 Edwin Langberg Active sound absorber
WO1994007341A1 (en) * 1992-09-11 1994-03-31 Hyman Goldberg Electroacoustic speech intelligibility enhancement method and apparatus
US5479522A (en) * 1993-09-17 1995-12-26 Audiologic, Inc. Binaural hearing aid
US6434246B1 (en) * 1995-10-10 2002-08-13 Gn Resound As Apparatus and methods for combining audio compression and feedback cancellation in a hearing aid
US5757933A (en) * 1996-12-11 1998-05-26 Micro Ear Technology, Inc. In-the-ear hearing aid with directional microphone system
US5991419A (en) * 1997-04-29 1999-11-23 Beltone Electronics Corporation Bilateral signal processing prosthesis
US6353671B1 (en) * 1998-02-05 2002-03-05 Bioinstco Corp. Signal processing circuit and method for increasing speech intelligibility
US7366315B2 (en) * 1999-02-05 2008-04-29 Hearworks Pty, Limited Adaptive dynamic range optimization sound processor
ATE471039T1 (de) 1999-02-16 2010-06-15 Yugen Kaisha Gm & M Sprache umwandlung gerät und verfahren
JP3670180B2 (ja) * 1999-02-16 2005-07-13 有限会社ジーエムアンドエム 補聴器
US6643378B2 (en) * 2001-03-02 2003-11-04 Daniel R. Schumaier Bone conduction hearing aid
US7630507B2 (en) * 2002-01-28 2009-12-08 Gn Resound A/S Binaural compression system
US20030228019A1 (en) * 2002-06-11 2003-12-11 Elbit Systems Ltd. Method and system for reducing noise
DK1627552T3 (da) * 2003-05-09 2008-03-17 Widex As Höreapparatsystem, et höreapparat og en fremgangsmåde til behandling af lydsignaler
US20060093173A1 (en) * 2004-10-14 2006-05-04 Volkmar Hamacher Method and signal processor for reducing feedback in an audio system
WO2007025569A1 (en) * 2005-09-01 2007-03-08 Widex A/S Method and apparatus for controlling band split compressors in a hearing aid
DE502006005495D1 (de) * 2005-09-30 2010-01-14 Siemens Audiologische Technik Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems zur binauralen Versorgung eines Benutzers
JP5315506B2 (ja) * 2006-03-22 2013-10-16 ボーン・トーン・コミュニケイションズ・リミテッド 骨伝導音伝播のための方法及びシステム
AU2008201897B2 (en) * 2007-04-30 2012-04-19 Cochlear Limited Bilateral Prosthesis Synchronisation
US8175306B2 (en) * 2007-07-06 2012-05-08 Cochlear Limited Wireless communication between devices of a hearing prosthesis
EP2046073B1 (en) * 2007-10-03 2017-03-08 Oticon A/S Hearing aid system with feedback arrangement to predict and cancel acoustic feedback, method and use
EP2073570B1 (en) * 2007-12-18 2013-08-21 Oticon A/S Adaptive hearing device and method for providing a hearing aid
EP2086250B1 (en) * 2008-02-01 2020-05-13 Oticon A/S A listening system with an improved feedback cancellation system, a method and use
US8526641B2 (en) * 2008-03-31 2013-09-03 Cochlear Limited Customizable mass arrangements for bone conduction devices
JP4750153B2 (ja) * 2008-05-28 2011-08-17 独立行政法人科学技術振興機構 音響装置及び音響調整方法
JP5229945B2 (ja) 2008-09-09 2013-07-03 太陽誘電株式会社 フィルタ、デュープレクサ、および通信装置
DK2148527T3 (da) * 2008-07-24 2014-07-14 Oticon As System til reduktion af akustisk tilbagekobling i høreapparater ved anvendelse af inter-aural signaloverførsel, fremgangsmåde og anvendelse
JP4548539B2 (ja) * 2008-12-26 2010-09-22 パナソニック株式会社 補聴器
US20110060384A1 (en) * 2009-09-10 2011-03-10 Cochlear Limited Determining stimulation level parameters in implant fitting
JP5375683B2 (ja) * 2010-03-10 2013-12-25 富士通株式会社 通信装置および電力補正方法
DE102010011729A1 (de) * 2010-03-17 2011-09-22 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörvorrichtung und Verfahren zum Einstellen derselben für einen rückkopplungsfreien Betrieb
EP2577996B1 (en) * 2010-06-07 2014-08-13 Phonak AG Bone conduction hearing aid system
DK2613567T3 (da) * 2012-01-03 2014-10-27 Oticon As Fremgangsmåde til forbedring af et langtidstilbagekoblingsvejestimat i en lytteanordning
US9020169B2 (en) * 2012-05-15 2015-04-28 Cochlear Limited Adaptive data rate for a bilateral hearing prosthesis system
US9596534B2 (en) * 2013-06-11 2017-03-14 Dsp Group Ltd. Equalization and power control of bone conduction elements

Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN102273232A (zh) * 2008-11-10 2011-12-07 伯恩同通信有限公司 用于播放双声道和单声道信号的耳机和方法

Also Published As

Publication number Publication date
US10015605B2 (en) 2018-07-03
AU2014229302A1 (en) 2015-04-09
EP2974379B1 (en) 2020-02-19
AU2014229302B2 (en) 2018-01-25
EP2974379A4 (en) 2016-09-21
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CN104871563A (zh) 2015-08-26
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