CN105916086A - 听力仪器 - Google Patents

听力仪器 Download PDF

Info

Publication number
CN105916086A
CN105916086A CN201610099820.XA CN201610099820A CN105916086A CN 105916086 A CN105916086 A CN 105916086A CN 201610099820 A CN201610099820 A CN 201610099820A CN 105916086 A CN105916086 A CN 105916086A
Authority
CN
China
Prior art keywords
sound
tinnitus
level
tinnitus relief
volume
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.)
Granted
Application number
CN201610099820.XA
Other languages
English (en)
Other versions
CN105916086B (zh
Inventor
B·欧尔
D·霍夫曼邦
M·菲利普森
J·A·罗格
J·N·汉森
G·琼斯
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.)
Oticon AS
Original Assignee
Oticon 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 Oticon AS filed Critical Oticon AS
Publication of CN105916086A publication Critical patent/CN105916086A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN105916086B publication Critical patent/CN105916086B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

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
    • 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
    • H04R25/75—Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H—ELECTRICITY
    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
    • H03G—CONTROL OF AMPLIFICATION
    • H03G3/00—Gain control in amplifiers or frequency changers
    • H03G3/02—Manually-operated control
    • H—ELECTRICITY
    • H03—ELECTRONIC CIRCUITRY
    • H03G—CONTROL OF AMPLIFICATION
    • H03G3/00—Gain control in amplifiers or frequency changers
    • H03G3/20—Automatic control
    • H03G3/30—Automatic control in amplifiers having semiconductor devices
    • H03G3/3005—Automatic control in amplifiers having semiconductor devices in amplifiers suitable for low-frequencies, e.g. audio amplifiers
    • H03G3/3026—Automatic control in amplifiers having semiconductor devices in amplifiers suitable for low-frequencies, e.g. audio amplifiers the gain being discontinuously variable, e.g. controlled by switching
    • 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
    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/552—Binaural
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/39—Aspects relating to automatic logging of sound environment parameters and the performance of the hearing aid during use, e.g. histogram logging, or of user selected programs or settings in the hearing aid, e.g. usage logging
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/41—Detection or adaptation of hearing aid parameters or programs to listening situation, e.g. pub, forest
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/61—Aspects relating to mechanical or electronic switches or control elements, e.g. functioning
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2430/00—Signal processing covered by H04R, not provided for in its groups
    • H04R2430/01—Aspects of volume control, not necessarily automatic, in sound systems
    • 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
    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/554—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired using a wireless connection, e.g. between microphone and amplifier or using Tcoils
    • 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
    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/558—Remote control, e.g. of amplification, frequency
    • 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
    • H04R25/60—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles
    • H04R25/603—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of mechanical or electronic switches or control elements

Landscapes

  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Computer Networks & Wireless Communication (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Circuit For Audible Band Transducer (AREA)
  • Stereophonic Arrangements (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)

Abstract

本发明公开了一种听力仪器，其控制方法包括：在信号处理器处接收和处理音频信号以产生处理后的音频信号；从所述音频信号确定目前的音量电平；提供耳鸣缓解声音；基于处理后的音频信号和所述耳鸣缓解声音产生输出信号；将输出信号提供给输出变换器；当目前的音量电平在所述第一范围内时，所述听力仪器的佩戴者操作所述音量控制器按音量第一步长改变所述耳鸣缓解声音的音量电平；当目前的音量电平高于所述第一范围时，所述听力仪器的佩戴者操作所述音量控制器按音量第二步长改变所述耳鸣缓解声音的音量电平。

Description

听力仪器
技术领域
本发明涉及听力仪器及该听力仪器的运行方法。更具体地，本发明涉及配置成除听力损失补偿之外还对人提供耳鸣缓解的听力仪器及前述仪器的相关运行方法。本发明方法和/或仪器有利于缓解与听觉有关的状况，包括耳鸣和/或听觉过敏和/或听力损失。
背景技术
使用听力仪器补偿其听力受损的听力受损人员可另外地受耳鸣烦扰。治疗耳鸣的传统方法是通过听力仪器发出声音，其借助于破坏性干扰补偿耳鸣噪声或者干扰产生耳鸣的耳鸣源如毛细胞或随后的听觉功能。
耳鸣可看作在没有对应的外部声音时的声音感知。耳鸣可因受伤、感染或者反复暴露于大声的声音而引起，并可在一只或两只耳朵中出现。尽管其声调高的鸣响已知，耳鸣可看作其音高和频率变化的内部噪声。耳鸣通常也被描述为“嗡嗡声”、“鸣响”、“嘶嘶声”、“哼鸣”等。感知的声音涵盖从安静的背景噪声到大声到足以淹没所有外面声音的信号。
听觉过敏可定义为对正常环境声音的忍耐力降低。听觉过敏患病者涵盖从在正常声音设置条件下感觉中度不舒适的人到对日常生活中遇到的许多声音感觉深度不舒适的人。遭受耳鸣和/或听觉过敏的许多人也可能遭受一些形式的听力损失。
对于耳鸣缓解，在大量听力系统或耳鸣缓解系统中主要使用和体现两种不同的方法。第一种方法包括产生设计来减轻人感受的耳鸣的掩蔽声音。该掩蔽声音通常由窄带噪声信号组成并通过将人的焦点从耳鸣改变到掩蔽声音而实现耳鸣缓解。
第二种方法包括使用设计来使习惯于人感受的耳鸣的环境声音。该环境声音或人工产生的声音如频带有限的噪声提供给人以帮助该人忽视耳鸣。环境声音可以是多组已记录的提供给该人的声音或者可以是人工产生的声音，例如通过噪声信号的调幅。在听力仪器中利用多组已记录的环境声音变得令人烦恼，因为其需要相当大的存储容量，这对于听力仪器而言不是那么容易。另一方面，当利用人为或合成声音时，由于其多次重复而导致令人讨厌，或者在备选方案中，由于其重复次数不多而导致人完全适应该人为声音从而耳鸣可能在该人的声音感知中重新浮出水面。
耳鸣患病者可能需要能够控制耳鸣缓解声音，而听力护理专家也可能需要确保佩戴者至少接收最低电平的耳鸣缓解声音。
发明内容
根据本发明，耳鸣缓解信号可使用例如噪声信号基于随机或伪随机发生器产生并可包括振幅和/或频率和/或相位的调制。滤波器可应用于耳鸣信号，例如陷波滤波器、带通滤波器、高或低通滤波器等、甚或滤波器的组合。噪声可以是白、粉、棕、灰或任何其它类型/颜色的噪声。
耳鸣缓解信号可经历其它信号处理，例如限制输出信号功率以确保最大总功率输出给用户，或者在全部频带或者在某一或某些频带。耳鸣缓解信号可强加或添加到已针对补偿用户的听力损失进行处理或控制的信号。这意味着听力仪器例如经输入变换器记录环境信号如数字化传声器信号，所记录的环境信号之后通过施加随频率而变的增益或其它适当的处理进行处理，处理后的信号被添加耳鸣缓解声音。处理后的信号和耳鸣缓解声音可个别进行分析以确保输出信号不超过给定音量阈值，或者组合的信号可被分析以确保输出信号不超过给定音量阈值。此外，输出信号甚至可进一步进行处理以确保反馈被抑制或减轻。
在本说明书中，术语“佩戴者”和“用户”可互换地使用并意味着覆盖使用/佩戴具有一个或多个描述的功能的听力仪器的人。
本发明尤其涉及用于缓解耳鸣、听觉过敏和/或听力损失的听力仪器的控制方法。该方法可包括a)在信号处理器处接收和处理音频信号以产生处理后的音频信号。接收和处理可使用具有一个或多个传声器和声音处理器如放大器等的听力仪器进行。该方法还可包括b)提供耳鸣缓解声音，其可从内部存储器提供、基于保存的算法产生、通过处理噪声信号产生、从外部源取得，或流传输或下载或通过任何其它适当方式。该方法还可包括c)基于处理后的音频信号和耳鸣缓解声音产生输出信号，其可以是两个信号在数字域或模拟域的组合，及该方法还可包括d)将输出信号提供给输出变换器。输出变换器可以是将音频信号提供给用户的耳道的扬声器，或作为耳后型装置或作为耳内接收器式装置。
该方法还可包括向听力仪器提供音量控制器，音量控制器向耳鸣缓解声音提供音量控制信号，当音量电平在来自预定电平的第一范围中时，音量控制器可具有音量第一步长；当音量电平高于来自预定电平的第一范围时，音量控制器可具有第二步长。这使用户能通过控制耳鸣缓解声音的音量电平而具有更好的体验。
该方法可包括在自耳鸣缓解声音开始的第一时间段中，耳鸣缓解声音的音量电平从初始化电平增加到工作电平。这可在使用耳鸣缓解声音时提高用户的舒适性和满意度从而提高缓解声音的效果。
该方法可包括在自耳鸣缓解声音去激活的第二时间段中，耳鸣缓解声音的音量电平从工作电平降低到去激活电平。
该方法可包括向佩戴者呈现一个或多个与佩戴者的耳鸣的目前状态有关的问题，及耳鸣缓解声音基于来自用户或佩戴者的对一个或多个问题的回答的输入进行调整。这些问题可使用手持装置如智能电话呈现，使得系统可基于对问题的回答自动调整耳鸣缓解声音。每当用户被呈现问题时可询问一个或多个问题。该方法可包括耳鸣缓解声音的电平基于耳鸣缓解声音的使用进行调整。
该方法可包括耳鸣缓解声音的电平按耳鸣缓解声音已被使用的次数和/或耳鸣缓解声音已被使用的时间段的函数增加，和/或耳鸣缓解声音的电平按耳鸣缓解声音已被使用的次数和/或耳鸣缓解声音已被使用的时间段的函数降低。这预期实现缓解声音的更好调整，因为用户自己可能意识不到需要调整。
该方法可包括耳鸣缓解声音的电平受佩戴者的听觉过敏的信息限制。
该方法可包括，耳鸣缓解声音包括蓝、粉、紫或灰色噪声。此外，耳鸣缓解声音可包括噪声信号如蓝、粉、紫或灰色噪声的处理，如噪声信号的振幅和/或频率和/或相位的调制。
该方法可包括听力仪器为双耳听力系统的一部分，该听力仪器和第二听力仪器经通信链路通信，该听力仪器和第二听力仪器交换信息使得耳鸣缓解声音在该听力仪器和第二听力仪器中的开始错移一错移时间。这将对用户的两只耳朵提供耳鸣缓解。
该方法可包括，耳鸣缓解声音具有有限持续时间，及错移时间为耳鸣缓解声音持续时间长度的一小部分。该方法可包括，该一小部分在0.1到0.9的范围中，如在0.2到0.8的范围中，如在0.3到0.7的范围中，如在0.4到0.6的范围中，如在0.1到0.2的范围中，如在0.2到0.3的范围中，如在0.3到0.4的范围中，如在0.4到0.5的范围中，如在0.5到0.6的范围中，如在0.6到0.7的范围中，如在0.7到0.8的范围中，如在0.8到0.9的范围中，例如0.5。
此外，本发明涉及听力装置，其包括适于将输入信号变换为电信号的输入变换器、适于处理电信号的处理器、提供耳鸣缓解声音的耳鸣缓解声源、及适于基于处理后的电信号和/或耳鸣缓解声音输出信号的输出变换器。听力装置或听力仪器可以是耳后型、耳内接收器型、耳内型、深耳道型、骨锚型、或任何其它适当的类型。
听力装置或听力仪器优选包括，处理器适于执行本发明中描述的任一方法的任一步骤。
听力装置还可包括音量控制器，配置成基于来自听力装置佩戴者的输入控制耳鸣缓解声音的音量。音量控制器可定位在听力装置的壳体上，如作为凸出的按钮或轮，或任何其它类型的输入如使用一个或多个电容性传感器。听力装置可包括，音量控制器为该装置上的按钮或者使用外部装置如移动电话或计算装置形成或建立。在一些情形下，外部装置可配置成使用无线通信与听力装置通信，及听力装置配置成从外部装置接收无线通信。无线通信可基于使用线圈和磁信号的感应通信，或者其可基于RF频率、短程通信，如基于蓝牙的通信等。
另一方面，如果听力仪器为具有两个听力仪器的听力系统的一部分，每一听力仪器可具有一样的耳鸣缓解声音实施。在左和右侧产生的耳鸣缓解声音优选一样和有限，并可无尽循环地反复呈现给用户。在实践中，由于芯片的时钟速度不能以足够的精度进行控制，听力仪器的采样速率可能与其额定值偏差几个百分点。然而，尽管有偏移，采样速率稳定。左和右听力仪器之间的采样速率差意味着同一耳鸣缓解声音的持续时间在两个仪器中稍微不同。因此，不可避免地在一些点较快的仪器将“领先”较慢的仪器，即其将赶上并最终超过较慢的仪器整数量的耳鸣缓解序列周期。当此发生时，左和右听力仪器中的耳鸣缓解序列在短暂时刻一样。
感知上，左和右侧的两个独立的耳鸣缓解声音序列(二重听觉声音呈现)导致散射声位于头部外面的印象，即没有具体的声音位置。如果耳鸣缓解声音一样(二重听觉声音呈现)，该声音被感知为位于头部的中间，这在大多数情形下通常并不适合。
因此，需要提供一种至少解决部分上述问题的解决方案。本发明至少提供现有技术的备选方案。
本发明的目标在于提供一种提高耳鸣治疗可能性的听力仪器，此外，本发明的目标还在于提供听力仪器的对应运行方法及对应的计算机程序。方法可以是处理一个或多个与音频有关的状况的方法，包括但不限于耳鸣、听觉过敏和/或听力损失。该方法可包括通过补偿听力损失和/或非线性压缩的损失用听觉刺激减轻耳鸣和听觉过敏。
根据第一方面，本发明描述了一种听力仪器，其借助于产生帮助人从感知中消除耳鸣的合成习惯化声音信号而提供使习惯于耳鸣的人为声音。合成习惯化声音信号可通过用预编程的调制方案调制噪声信号而产生，其可模仿环境声音，环境声音通常由人在日常活动中感受或由人感受为令人舒畅的声音。例如，其可以是“风中树声”或“海滩波浪声”或“雨声”或“汹涌的河流声”。
调制可通过预编程的调制序列控制，从而提供所得的合成习惯化声音，其一方面听起来令人愉悦，另一方面防止人适应习惯化声音。预编程的调制序列可通过调频合成、波表合成或通过通常理解需要变为习惯化声音的环境声音的其它手段建立。
预编程的调制序列的长度可根据听力仪器或听力仪器附件上可用的存储器变化。如Bristow-Johnson(1996)指明的，波表合成基本上为波形如预编程的声音序列的周期性重复，因此，周期由听力仪器或听力仪器附件的可用存储器空间确定。
为获得在此描述的习惯化声音，预编程的调制序列可一再地始终如一地重复，直到耳鸣缓解功能被人工停用或者因给定时间段期满而停用为止。如上面描述的，预编程的调制序列的长度至少受限于或受制于听力仪器或连接到听力仪器的听力仪器附件的存储器，尤其在保存整个信号时。然而，编程者可基于与佩戴听力仪器的人的对话改变程序中的参数以顺应该人的当前需求。通常，预编程的调制方案避免声学上显著的特征并优选具有相当于1-6分钟的长度，如在1和2分钟、2和3分钟、3和4分钟、4和5分钟或者5和6分钟之间，或者如在2和5分钟之间。可使用其它时间段，如高达30分钟。
根据一方面，方法或装置可包括基于环境的声压级如在输入变换器处测得的声压级操纵耳鸣缓解声音。这可包括在输入电平高于某一阈值时降低耳鸣缓解声音电平。阈值可设定在30到80dB的输入电平范围中，如40到60dB，如约50dB，如约60dB。耳鸣缓解降低可以在5到20dB的范围中。降低可以是输入电平的函数，如声音电平每增加1dB，耳鸣缓解声音降低0.25dB；如声音电平每增加1dB，耳鸣缓解声音降低0.5dB；如声音电平每增加1dB，耳鸣缓解声音降低1dB；如声音电平每增加1dB，耳鸣缓解声音降低1.5dB；如声音电平每增加1dB，耳鸣缓解声音降低2dB。第二阈值可定义为耳鸣缓解声音电平的较低电平，其中耳鸣缓解声音电平的降低停止。这可以在高于阈值5dB的范围中，如高于阈值10dB，如高于阈值15dB，如高于阈值20dB。这些函数可有利地实施在听力仪器中。
根据另一方面，本发明描述了配置成向佩戴者提供耳鸣缓解的听力仪器，其中在耳鸣缓解声音信号具有初始耳鸣声音电平的第一时间段期间，耳鸣缓解声音电平的声音电平增加到较高的工作耳鸣声音电平。耳鸣缓解声音电平的增加优选在该时间段中受自动处理控制。耳鸣缓解声音可逐步增大如按步增大、连续增大或其组合。耳鸣缓解声音以针对一时间段的工作耳鸣声音电平提供给佩戴者。该时间段可以是当用户决定不再播放耳鸣缓解声音时，或者已逝去的预定时间段。在该时间段之后，耳鸣缓解声音可被停止。耳鸣缓解声音的停止可涉及跨结束时间段从工作耳鸣声音电平降低到无。在结束时间段期间，耳鸣缓解声音可逐步如按步降低、连续降低或其组合。与开始时间段一样，耳鸣缓解声音电平在结束时间期间可受控于自动处理。自动控制可使用听力仪器中的数字处理器实施。
在耳鸣缓解声音的听音测试期间，已有人对耳鸣声音的突然开始作出负面反应的经验。佩戴者可通过试图避免耳鸣缓解声音的开始而结束，因为突然的声音可被感知为不舒适。通过以低电平开始耳鸣缓解声音，其例如可以是比所需工作电平低20dB，然后在几秒内逐渐升高到所需电平，耳鸣缓解声音将被佩戴者感知为更柔和的声音。
根据又一方面，向佩戴者提供耳鸣缓解声音的听力仪器包括耳鸣缓解声音的反向调整管理器以顺应耳鸣患者对缓解声音的习惯。随着时间的过去，耳鸣患者可习惯于耳鸣缓解声音，因此将能够调低缓解声音的电平。这有利地自动进行，即无需佩戴者的直接参与。针对用户进行听力仪器的调整包括调整适应时间段和电平。
根据另一方面，向佩戴者提供耳鸣缓解声音的听力仪器包括耳鸣缓解声音的基于来自用户的输入的自动调整。用户可在听力仪器开始耳鸣缓解声音之前提供其状态信息。这向用户提供控制的感觉，在佩戴者除耳鸣之外还遭受听觉过敏时尤其有用。调整可使用模糊逻辑、神经网络或其它类型的决策算法实施。
优选地，耳鸣缓解声音工作电平基于佩戴者已多好地习惯于耳鸣声音自动控制。听力仪器包括随时间调低(调整)耳鸣缓解声音的电平的自动特征。作为备选，听力仪器可基于来自佩戴者的输入运行，该输入可基于提给用户的一个或多个问题产生。对问题的回答被分析并用作控制耳鸣缓解声音的工作电平的基础。问题和/或回答和/或其它输入可经移动电话如智能电话提供。这可向佩戴者提供一个或多个问题的图形用户界面和/或音频呈现。问题可保存在数据库中。神经网络或其它种类的分析工具可用于选择一个或多个问题和/或分析来自佩戴者的回答。佩戴者可输入耳鸣的当前状态如每日状态，及可以来自耳鸣障碍目录THI、或耳鸣实用指数TFI、得分(耳鸣调查表)。回答选项可包括是/否/有时或者其它答案可能性。回答可包括指明电平的得分值作为回应。回答可被加权以形成控制耳鸣缓解声音的基础。
根据另一方面，本发明向佩戴者提供包括耳鸣缓解的听力仪器，其中耳鸣缓解声音具有随频率增加的功率密度。随着频率(密度正比于f)跨有限频率范围增加，功率密度的增加可以是线性增加，类似于蓝噪声，其中增加为每倍频程3dB。信号功率密度的增加可随频率跨有限频率范围的增加每倍频程增加6dB，即密度正比于f的平方。该信号跨给定频率范围遭受心理声学等响度曲线如反向A加权曲线，假定听者的感知在所有频率均为一样的大声。这与标准白噪声相反，其跨线性刻度的频率具有相等的强度，但由于人等响线中的偏差而不被感知为一样大声。此外，耳鸣缓解声音可以是在高频部分具有大部分功率密度及在低频部分具有小部分功率密度的声音。
根据另一方面，本发明提供配置成提供耳鸣缓解声音的听力仪器。在用听力仪器中嵌入的声音发生器治疗耳鸣时，听力护理专家向佩戴者提供刺激并添加到恒定感知到的耳鸣。这假定使耳鸣和无声之间的对比最小化。目标是习惯于耳鸣，即其不被完全掩蔽很重要，也就是不被使得听不见，因为适应在这些情形下不能发生。因此，所提供的耳鸣缓解声音的电平通常设定成使得其及耳鸣保持听得见。由于耳鸣通常仅被感知到比听觉阈高相当少的dB，经声音发生器提供的声音通常也相当接近听觉阈。
耳鸣响度的感知可变化，因此患者被建议至少天天调节所提供声音的电平。因此，提供针对该信号的耳鸣音量控制器非常常见。一个问题在于，响度感知在接近听觉阈时通常变化很大。也就是说，非常接近听觉阈时3dB的电平变化将导致感知到的响度的某一变化。如果该3dB变化施加到比听觉阈高很多的信号，相应感知到的响度变化要小得多。
在终端用户体验方面，这意味着在比听觉阈高很多的情形下运行时，固定的步长可能适当，但在接近听觉阈时很难找到正确的电平。在电平可能太柔和甚或听不见且在一步向上调节音量控制器之后的一刻，感知到的响度可能太高，即高于所需响度。因此，由于步长对于接近听觉阈的运行并非最佳，即步长太大，不可能调节电平使得佩戴者精确获得他想要的响度。
因此，根据本发明的听力仪器可被提供具有依赖于目前音量电平的可变步长的音量控制器。目前音量电平与或可看作与默认电平有关，其中当目前音量电平接近默认电平时，音量控制器提供第一步长；及当目前音量电平远非默认电平时，音量控制器提供第二步长。远非或者接近默认电平的确定可基于阈值确定。远非或者接近默认电平的确定可包括两个以上阈值，使得三个以上步长可基于这些阈值使用。阈值可以是默认电平的百分比。默认电平可设定为绝对电平。最大音量电平可确定为包括补偿后的声音信号和耳鸣信号的总最大输出。作为备选，最大音量输出可仅基于处理后的信号电平。确定使用哪一步长可基于目前耳鸣缓解声音电平。作为备选，要使用的步长可包括目前环境声音电平，即环境中该声音电平越高，步长越大，反之亦然。
第一步长可在0.2dB到5dB的间隔中，如0.25dB到3dB，如0.5dB到2.5dB，如1dB到2dB，如约1.5dB，例如1.5dB。第二步长可在3dB到6dB的间隔中，如3.5dB到5dB，如约3dB，例如3dB。第一步长可以是0.75dB，及第二步长可以是1.5dB。第一步长可以是0.75dB，第二步长可以是1.5dB，及第三步长可以是3dB。第一、第二和/或第三步长的其它组合也可使用。
此外，尤其在听力仪器仅包括一个物理输入或者可能没有物理输入而仅是某类遥控器的情形下，可能需要另外的控制音量的选择。音量可以翻转方式改变，意味着当用户已将音量调高到最大设置时，音量可向下跳跃到最低设置。这将保护用户免于无意地将音量调到太高的设置，同时向用户表明音量已达到最大值，因为用户将感受到音量被降低。
作为备选，音量可以擦窗器方式改变，意味着例如当音量达到最大音量时，则下一设置将更低，及每一随后的变化被处理为音量的降低直到达到最小设置为止，其后每一随后的变化被处理为增大。之后，变化按该模式继续。在备选方案中，时间段可定义为定界符，及在该时间段期满之后出现的变化可被处理为增大音量的请求。这可意为用户将音量增大到最大，其后继续，使得音量被以上述方式减小，而不像从前那样，在用户尚未操作音量控制器的时限期满之后，下一操作被处理为音量增大。
根据本发明的一方面，至少上面确定的目标通过用于听力仪器运行的计算机程序实现，计算机程序包括程序代码，当计算机程序在控制听力仪器的计算机或计算单元上运行时，程序代码使得听力仪器执行本发明方法的步骤。
在本说明书中，术语用户的“耳鸣频率范围”意为中心耳鸣频率ft附近的频率范围，其由用户感知为包括与耳鸣相关联的干扰频率。耳鸣频率范围(包括中心耳鸣频率)例如可针对给定用户确定，其通过播放以跨人听频范围(如在20Hz和20kHz之间)的不同频率为中心的多个窄带声音(如纯音或失去跨越小频率范围的基波的谐波系)并使用户识别感知为最接近干扰耳鸣声音的频率进行确定。在备选程序中，对用户播放的声音之间的频距可减小以接连更准确地识别一个或多个耳鸣频率范围(因而及对应的中心耳鸣频率)。在实施例中，确定用户的一个以上显然不同的(非重叠)耳鸣频率范围。宽带信号例如可定义为相对于耳鸣频率范围的中心频率ft具有大于三分之一倍频程的带宽的信号，如大于一个倍频程。
附图说明
本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所必要的细节，而省略其他细节。在整个说明书中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：
图1示意性地示出了听力仪器。
图2示意性地示出了响度作为声音电平的函数。
图3示意性地示出了音量控制方案。
图4示意性地示出了渐强和渐弱时间段。
具体实施方式
下面结合附图提出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、功能单元、模块、元件、电路、步骤、处理、算法等(统称为“元素”)进行描述。根据特定应用、设计限制或其他原因，这些元素可使用电子硬件、计算机程序或其任何组合实施。
电子硬件可包括微处理器、微控制器、数字信号处理器(DSP)、现场可编程门阵列(FPGA)、可编程逻辑器件(PLD)、选通逻辑、分立硬件电路、及配置成执行本说明书中描述的多个不同功能的其它适当硬件。计算机程序应广义地解释为指令、指令集、代码、代码段、程序代码、程序、子程序、软件模块、应用、软件应用、软件包、例程、子例程、对象、可执行、执行线程、程序、函数等，无论是称为软件、固件、中间件、微码、硬件描述语言还是其他名称。
听力装置可包括适于改善或增强用户的听觉能力的助听器，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为可听见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。“听力装置”还指适于以电子方式接收音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为听得见的信号提供给用户的至少一只耳朵的装置如头戴式耳机或耳麦。听得见的信号例如可以下述形式提供：辐射到用户外耳内的声信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声信号、及直接或间接传到用户耳蜗神经和/或听觉皮层的电信号。
听力装置适于以任何已知的方式进行佩戴。这可包括i)将听力装置的单元安排在耳后(具有将空传声信号导入耳道内的管或者具有安排成靠近耳道或位于耳道中的接收器/扬声器，如在耳后型助听器中)；和/或ii)将听力装置整个或部分安排在耳廓和/或耳道中，如在耳内式助听器或耳道式/深耳道式助听器中；或者iii)将听力装置的单元连到植入在颅骨内的固定结构，如在骨锚式助听器或耳蜗植入物中；或者iv)将听力装置的单元作为整个或部分植入的单元，如在骨锚式助听器或耳蜗植入物中。
“听力系统”指包括一个或两个听力装置的系统。“双耳听力系统”指包括两个听力装置并适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。听力系统或双耳听力系统还可包括辅助装置，其与至少一听力装置通信并影响听力装置的运行和/或受益于听力装置的功能。在至少一听力装置和辅助装置之间建立有线或无线通信链路以使信息(如控制和状态信号，可能音频信号)能在其间进行交换。辅助装置可至少包括下述之一：遥控器、远程传声器、音频网关设备、移动电话、广播系统、汽车音频系统、音乐播放器或其组合。音频网关设备适于如从娱乐装置例如TV或音乐播放器，从电话装置例如移动电话，或从计算机例如PC接收多个音频信号。音频网关设备还适于选择和/或组合所接收音频信号(或信号组合)中的适当信号以传给至少一听力装置。遥控器适于控制至少一听力装置的功能和运行。遥控器的功能实施在智能电话或其它电子设备中，该智能电话/电子设备可能运行控制至少一听力装置的功能的应用程序。
总的来说，听力装置包括i)用于从用户周围接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入单元如传声器；和/或ii)用于以电子方式接收输入音频信号的接收单元。听力装置还包括用于处理输入音频信号的信号处理单元及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出单元。
输入单元可包括多个输入传声器，例如用于提供随方向而变的音频信号处理。前述定向传声器系统适于增强用户环境中的多个声源中的目标声源。在一方面，该定向系统适于检测(如自适应检测)传声器信号的特定部分源自哪一方向。这可使用传统已知的方法实现。信号处理单元可包括适于将随频率而变的增益施加到输入音频信号的放大器。信号处理单元还可适于提供其它适宜的功能如压缩、降噪等。输出单元可包括输出变换器如用于将空传声信号经皮或由皮提供到颅骨的扬声器/接收器或者用于提供结构传播的或液体传播的声信号的振动器。在一些听力装置中，输出单元可包括用于提供电信号如在耳蜗植入物中提供电信号的一个或多个输出电极。
现在参考图1，其示出了根据本发明一方面的听力仪器10。听力仪器10在此示为所谓的RIE即耳内接收器型听力仪器。本发明的方法和特征不限于该类型的听力仪器。听力仪器10包括将佩戴在耳廓后面的壳体26和将佩戴在耳道之中或之处的部分32。耳道之中或之处的部分32包括输出变换器，在此为所谓的接收器，也称为扬声器。输出变换器提供佩戴者可感知为声音的声信号。连接器36连接第一部分26和第二部分32。电导体携载从第一部分26中的处理器30到第二部分32中的输出变换器的输出信号。
听力仪器包括将环境声音转换为听力仪器中的处理器30能够处理的电信号的输入变换器24。处理器根据佩戴者听力损失处理这些信号。该处理通常已由听力护理专家确定并用于补偿佩戴者的听力损失。另外，听力仪器已被编程以提供下面将详细描述的耳鸣缓解声音。
听力仪器10配置成提供耳鸣缓解声音。耳鸣缓解声音可从听力仪器中的存储器或者作为备选从外部装置提供。外部装置可以是移动电话、媒体播放装置、计算机装置、在听力仪器和另一装置或任何其它适当的外部装置之间提供通信的中间或辅助装置。可提供远程服务器，其中远程服务器保存一个或多个声音，这些声音之后提供给听力仪器，或在需要时，或作为保存在听力仪器或者中间或辅助装置中的文件。
在耳鸣缓解声音的听音测试期间，已有人对耳鸣声音的突然开始作出负面反应的经验。佩戴者可通过试图避免耳鸣缓解声音的开始而结束，因为突然的声音可被感知为不舒适。通过以低电平开始耳鸣缓解声音，其例如可以是比所需工作电平低20dB，然后在几秒内逐渐升高到所需电平，耳鸣缓解声音将被佩戴者感知为更柔和的声音。
听力仪器配置成向佩戴者提供耳鸣缓解声音。当佩戴者开始耳鸣缓解声音时，在耳鸣缓解声音信号具有初始耳鸣声音电平的第一时间段期间，耳鸣缓解声音电平的声音电平在第一时间段内增加到更高的工作耳鸣声音电平。
耳鸣缓解声音的初始声音电平即开始点可以例如相较耳鸣缓解声音的所需工作电平低20dB。
耳鸣缓解声音逐渐增大。该增大可选择为按步增大、连续增大或其组合。目前，约5dB/秒的渐变速率被视为另佩戴者舒适的速率。
通过将初始放大设定为-20dB并提供5dB/秒的渐变速率，耳鸣缓解声音的“渐强”时间段即第一时间段将为4秒。
耳鸣缓解声音以针对一时间段的工作耳鸣声音电平提供给佩戴者。该时间段可以在用户决定不再播放耳鸣缓解声音时结束，或者为已逝去的预定时间段。在该时间段之后，耳鸣缓解声音可被停止。
耳鸣缓解声音的停止可涉及在结束时间段内从工作耳鸣声音电平降低到无。在结束时间段期间，耳鸣缓解声音可逐步如按步降低、连续降低或其组合。
与初始化时间段一样的值可用于渐弱，意味着从耳鸣缓解声音关闭时间段开始的时刻，将花4秒渐弱到-20dB，然后耳鸣缓解声音将完全停止。
图4示出了三个时间段，即其中耳鸣声音从低电平增加到工作电平的渐强初始化时间段、其中耳鸣缓解声音以工作电平进行播放的时间段、及其中耳鸣缓解声音的电平被降低的渐弱时间段。
听力仪器借助于产生帮助人从其感知中消除耳鸣的合成习惯化声音信号而提供使习惯于耳鸣的人为声音。合成习惯化声音信号可通过用预编程的调制方案调制噪声信号而产生，其可模仿环境声音，环境声音通常由人在日常活动中感受或由人感受为令人舒畅的声音。例如，其可以是“风中树声”或“海滩波浪声”。作为备选，合成习惯化声音信号可通过用调制方案调制纯音信号或包括多个音的信号从而模仿环境声音、音乐类声音或各个仪器而产生。
调制可通过预编程的调制序列控制，从而提供所得的合成习惯化声音，其一方面听起来令人愉悦，另一方面防止人适应习惯化声音。预编程的调制序列可通过调频合成、波表合成或通过通常理解需要变为习惯化声音的环境声音的其它手段建立。
预编程的调制序列的长度可根据听力仪器或听力仪器附件上可用的存储器变化。如Bristow-Johnson(1996)指明的，波表合成基本上为波形如预编程的声音序列的周期性重复，因此，周期由听力仪器或听力仪器附件的可用存储器空间确定。
为获得在此描述的习惯化声音，预编程的调制序列可一再地始终如一地重复。如上面描述的，预编程的调制序列的长度受限于听力仪器或连接到听力仪器的听力仪器附件的存储器。然而，编程者可基于与佩戴听力仪器的人的对话改变程序中的参数以顺应该人的当前需求。通常，预编程的调制方案避免声学上显著的特征并优选具有相当于1-6分钟的长度，如在1和2分钟、2和3分钟、3和4分钟、4和5分钟或者5和6分钟之间，或者如在2和5分钟之间。
用于合成习惯化声音信号的调制序列的编程包括选择调制开始点(第一样本)及从该开始点选择下面的每一调制步骤的衰减和渐变速率。通过以所希望的渐变速率渐变信号，无论在何时达到所希望的目标衰减，选择下一目标衰减和渐变速率。该处理继续，直到已满足规定的存储器分配为止，随后反复执行。
听力仪器还适于使用户能启动耳鸣治疗，例如包括播放音频片断、传送令人愉快的声音等。在验配过程中，听力护理专家(HCP)可确定“治疗”时间表从而针对每天的预定时间段提供耳鸣治疗，例如每天2小时。然而，如果听力仪器的用户(如经用户接口)在每日使用期间请求某一频率和/或某一持续时间的耳鸣治疗，听力仪器可适于监听前述行为并基于监听到的行为增加或减少治疗频率或持续时间(在某最大值和最小值之间，如由HCP在针对所涉及用户验配该装置期间设定)。
听力仪器包括用于处理接收到的环境声音的可编程滤波器。可编程滤波器受信号处理器控制。信号处理器连接在可控滤波器下游并配置成根据处理算法处理滤波后的或未滤波的电输入信号及输出处理后的电信号。听力仪器还包括连接在信号处理器下游并配置成将处理后的电信号转换为将呈现给佩戴者的输出信号的输出变换器。输出信号可由佩戴者感知为声音。该输出信号可提供为声信号，其中输出变换器包括用于将刺激作为声信号提供给用户的接收器(扬声器)，假定佩戴者至少具有一些残余听觉能力，或者作为电信号经耳蜗植入物直接提供到佩戴者耳蜗。
一些听力受损人员及一些耳鸣患者还遭受听觉过敏(对大声的声音过度敏感)。由于这些人同时对某些声音过度敏感，用耳鸣缓解声音治疗这些人尤其难。这是左右为难的情形，因为该人可通过被呈现另外的声音刺激缓解其耳鸣，然而，他们不想要更多的声音即高声压级，因为其可能伤害他们，遭受听觉过敏的人有时甚至佩戴耳朵保护装置以不暴露于声音输入。
自动耳鸣和/或听觉过敏调整将确保该人通过慢慢或逐渐增大耳鸣缓解声音的电平而随时间越来越多暴露于耳鸣缓解声音。这意味着耳鸣缓解声音在开始设定为相当低的电平，如由听力护理专家在听力仪器的个性化期间及在一时间段(或绝对时间如一个月或更长，或者基于实际使用)期间设定，听力仪器自动增大耳鸣缓解声音工作电平使得佩戴者逐渐暴露于递增的耳鸣缓解声音从而减轻其耳鸣，而不会因其听觉过敏感觉到不舒适。
由于一些佩戴者在失去耳鸣缓解声音的电平的控制时可能感觉不舒适，耳鸣缓解声音电平增大可受来自用户在智能电话上的输入控制。该控制可包括询问用户一个或多个问题，如“您耳鸣目前有多严重？”或者“您感觉耳鸣缓解声音有多令人厌烦”/“您听觉过敏有多严重？”。这些问题之后形成听力仪器基于来自佩戴者的输入选择适当的工作耳鸣缓解声音电平的基础。此外，这向佩戴者提供控制耳鸣缓解声音的感觉，而未给予佩戴者直接控制该声音电平的能力，这可导致用户不实际上受益于缓解声音，如感觉耳鸣缓解。
如果听力仪器为具有两个听力仪器的听力系统的一部分，及每一听力仪器具有一样的耳鸣缓解声音实施，在左和右侧产生的耳鸣缓解声音一样且通常有限，并可有利地无尽循环地反复呈现给用户。在实践中，由于芯片的时钟速度不能以足够的精度进行控制，听力仪器的采样速率可能与其额定值偏差几个百分点。然而，尽管有偏移，采样速率稳定。左和右听力仪器之间的采样速率差意味着同一耳鸣缓解声音的持续时间在两个仪器中稍微不同。因此，不可避免地在一些点较快的仪器将“领先”较慢的仪器，即其将赶上并最终超过较慢的仪器整数量的耳鸣缓解序列周期。当此发生时，左和右听力仪器中的耳鸣缓解序列在短暂时刻一样。
感知上，左和右侧的两个独立的耳鸣缓解声音序列(二重听觉声音呈现)导致散射声位于头部外面的印象，即没有具体的声音位置。如果耳鸣缓解声音一样(二重听觉声音呈现)，该声音位于头部的中间，这并不适合。在描述的问题中，两个耳鸣缓解声音序列之间的滞后随时间变化，即两个耳鸣缓解声音序列一样，但它们之间的耳间延迟缓慢接近零然后再次变得更大。该耳间延迟(即首先为负、然后为零、然后为正)在感知上解释为声源在头内从一只耳朵移到另一只耳朵。这至少为耳间延迟在+/-700微秒内的情形。该效应应被避免，因为其干扰散射声印象。
在双侧验配即双耳听力系统中，耳鸣缓解声音发生器现在用不同的种子初始化，使得它们相互隔开半个序列周期开始。应注意，根本的耳鸣缓解声音序列原则上仍一样，但每一仪器在该序列的不同点开始播放其。使用听力仪器之间的无线链路，耳鸣缓解声音被有规律地重设为其开始点，即一分钟一次，在同一时间点。这确保两个耳鸣缓解声音序列永远不会达成时间上对齐，从而避免上面描述的不想要的感知现象。每一听力仪器重新开始其耳鸣缓解声音的时间点可基于保存的耳鸣缓解声音的长度进行选择。时间点可跨耳鸣缓解声音的施加持续时间变化。
在听力仪器中，向用户提供音量控制器。用户可控制耳鸣缓解声音。
根据本发明的听力仪器实施具有自适应步长的音量控制器。假定由听力护理专家设定的、在耳鸣治疗中提供的声音的默认电平通常接近听觉阈，在该默认电平附近应提供小的音量控制步长。这将使终端用户能对电平进行细微调节，从而将使他或她能刚好找到他或她希望的正确响度。如果终端用户想要进行更大的调节，音量控制器的步长将自动变得更大。
耳鸣响度的感知可变化，因此患者通常被建议至少天天调节所提供声音的电平。因此，提供针对该信号的耳鸣音量控制器非常常见。一个问题在于，响度感知在接近听觉阈时通常变化很大。这在图2中示出。也就是说，非常接近听觉阈时3dB的电平变化将导致感知到的响度的某一变化。如果该3dB变化施加到比听觉阈高很多的信号，相应感知到的响度变化要小得多。
图3示出了固定步长音量控制风格(左)和可变步长音量控制风格(右)的原理。所有数字仅为说明该行为的例子。
在传统音量控制设置中，可用范围分为相等大小的步长。与此相反，根据本发明的听力仪器在默认电平附近提供更小的步长，在此为0.75dB。当音量已达到某一电平时，音量控制增加，在此步长增加到1.5dB，最终在远离默认电平时达到3dB。当音量控制降低到低于默认电平时不需要该技术，因为可获得更接近于或低于佩戴者听觉阈的电平。
预期耳鸣患者受益于该自适应步长，因为他们将能够更细地调节所提供声音的电平，这使得更容易找到适当的电平，而不会过度调整或调整不足。
在一例子中，第一步长可以是0.75dB，第二步长可以是1.5dB，及第三步长可以是3dB。这也在图3中示出。
一方面，这些功能可保存在有形计算机可读介质上或编码为有形计算机可读介质上的一个或多个指令或代码。计算机可读介质包括适于保存包括程序代码的计算机程序的计算机存储介质，当计算机程序在处理系统上运行时，使得数据处理系统执行上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。
作为例子但非限制，前述计算机可读介质可包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其他光盘存储器、磁盘存储器或其他磁性存储装置，或者可用于执行或保存指令或数据结构形式的所需程序代码并可由计算机访问的任何其他介质。如在此使用的，盘包括压缩磁盘(CD)、激光盘、光盘、数字多用途盘(DVD)、软盘及蓝光盘，其中这些盘通常磁性地复制数据，同时这些盘可用激光光学地复制数据。上述盘的组合也应包括在计算机可读介质的范围内。除保存在有形介质上之外，计算机程序也可经传输介质如有线或无线链路或网络如因特网进行传输并载入数据处理系统从而在不同于有形介质的位置处运行。无线传输可基于适合便携听音装置的任何通信技术，如近场或远场电磁通信、光通信等。
一方面，数据处理系统包括适于执行计算机程序的处理器，计算机程序使得处理器执行上面描述的及权利要求中限定的方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。
在此公开和描述的方法可实施为软件并可在听力仪器中执行。听力仪器可以是双耳听力系统的一部分，其中两个听力仪器位于佩戴者耳朵处。该软件可保存在一个或多个听力仪器的存储器中。
当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的装置的结构特征可与本发明方法的实施结合。
除非明确指出，在此所用的单数形式“一”、“该”的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或其组合。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合”到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入元件。如在此所用的术语“和/或”包括一个或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非明确指出，在此公开的任何方法的步骤不必须精确按所公开的顺序执行。
应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。
权利要求不限于在此所示的各个方面，而是包含与权利要求语言一致的全部范围，其中除非明确指出，以单数形式提及的元件不意指“一个及只有一个”，而是指“一个或多个”。除非明确指出，术语“一些”指一个或多个。
因而，本发明的范围应依据权利要求进行判断。

Claims (17)

1.用于缓解耳鸣、听觉过敏和/或听力损失的听力仪器的控制方法，其中所述听力仪器包括音量控制器，所述音量控制器提供耳鸣缓解声音的音量控制信号，当音量电平在来自预定电平的第一范围中时，音量控制器具有音量第一步长；当音量电平高于来自预定电平的第一范围时，音量控制器具有第二步长；所述方法包括：
a)在信号处理器处接收和处理音频信号以产生处理后的音频信号；
b)从所述音频信号确定目前的音量电平；
c)提供耳鸣缓解声音；
d)基于处理后的音频信号和所述耳鸣缓解声音产生输出信号；
e)将输出信号提供给输出变换器；
当目前的音量电平在所述第一范围内时，所述听力仪器的佩戴者操作所述音量控制器按音量第一步长改变所述耳鸣缓解声音的音量电平；当目前的音量电平高于所述第一范围时，所述听力仪器的佩戴者操作所述音量控制器按音量第二步长改变所述耳鸣缓解声音的音量电平。
2.根据权利要求1所述的方法，其中在自所述耳鸣缓解声音开始的第一时间段中，所述耳鸣缓解声音的音量电平从初始化电平增加到工作电平。
3.根据权利要求2所述的方法，其中所述耳鸣缓解声音通过所述听力仪器中的处理器增加，而没有佩戴者的任何另外的交互作用。
4.根据权利要求1-3任一所述的方法，其中在所述耳鸣缓解声音由佩戴者去激活之后，在自所述耳鸣缓解声音去激活的第二时间段中，耳鸣缓解声音的音量电平从工作电平降低到去激活电平。
5.根据权利要求1-4任一所述的方法，其中向佩戴者呈现一个或多个与佩戴者的耳鸣的目前状态有关的问题，及耳鸣缓解声音基于来自佩戴者的对一个或多个问题的回答的输入进行调整。
6.根据权利要求1-5任一所述的方法，其中耳鸣缓解声音的电平基于耳鸣缓解声音的使用进行调整，如使用时间，如总使用时间，如激活次数。
7.根据权利要求1-5任一所述的方法，其中耳鸣缓解声音的电平按耳鸣缓解声音已被使用的次数和/或耳鸣缓解声音已被使用的时间段的函数增加，和/或耳鸣缓解声音的电平按耳鸣缓解声音已被使用的次数和/或耳鸣缓解声音已被使用的时间段的函数降低。
8.根据权利要求1-7任一所述的方法，其中耳鸣缓解声音的音量电平受佩戴者的听觉过敏的信息限制。
9.根据权利要求1-8任一所述的方法，其中耳鸣缓解声音包括白、棕、蓝、红、紫或灰色噪声；作为备选，其中耳鸣缓解声音包括调制的白、棕、蓝、红、紫或灰色噪声。
10.根据权利要求1-9任一所述的方法，其中所述听力仪器为双耳听力系统的一部分，所述听力仪器和第二听力仪器经通信链路通信，该听力仪器和第二听力仪器交换信息使得耳鸣缓解声音在该听力仪器和第二听力仪器中的开始错移一错移时间。
11.根据权利要求10所述的方法，其中耳鸣缓解声音具有有限持续时间，及错移时间为耳鸣缓解声音持续时间长度的一小部分。
12.根据权利要求11所述的方法，其中所述一小部分在0.1到0.9的范围中，如在0.2到0.8的范围中，如在0.3到0.7的范围中，如在0.4到0.6的范围中，如在0.1到0.2的范围中，如在0.2到0.3的范围中，如在0.3到0.4的范围中，如在0.4到0.5的范围中，如在0.5到0.6的范围中，如在0.6到0.7的范围中，如在0.7到0.8的范围中，如在0.8到0.9的范围中，例如0.5。
13.一种听力装置，包括：
适于将输入信号变换为电信号的输入变换器；
适于处理所述电信号的处理器；
提供耳鸣缓解声音的耳鸣缓解声源；及
适于基于处理后的电信号和/或耳鸣缓解声音输出信号的输出变换器。
14.根据权利要求13所述的听力装置，还包括音量控制器，其配置成基于来自听力装置佩戴者的输入控制耳鸣缓解声音的音量。
15.根据权利要求14所述的听力装置，其中所述音量控制器为按钮或使用外部装置如移动电话或计算机装置形成。
16.根据权利要求15所述的听力装置，其中所述外部装置配置成使用无线通信与所述听力装置通信，及所述听力装置配置成从所述外部装置接收无线通信。
17.根据权利要求13所述的听力装置，其中所述处理器适于执行根据权利要求1-12任一所述的方法的任一步骤。
CN201610099820.XA 2015-02-23 2016-02-23 听力仪器 Active CN105916086B (zh)

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP15156168.5 2015-02-23
EP15156168 2015-02-23

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN105916086A true CN105916086A (zh) 2016-08-31
CN105916086B CN105916086B (zh) 2021-03-02

Family

ID=52595100

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201610099820.XA Active CN105916086B (zh) 2015-02-23 2016-02-23 听力仪器

Country Status (3)

Country Link
US (3) US9883300B2 (zh)
EP (3) EP3624467B1 (zh)
CN (1) CN105916086B (zh)

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3503574B1 (en) * 2017-12-22 2021-10-27 FalCom A/S Hearing protection device with multiband limiter and related method
US10065561B1 (en) * 2018-01-17 2018-09-04 Harman International Industries, Incorporated System and method for vehicle noise masking
US10582286B2 (en) * 2018-06-22 2020-03-03 University Of South Florida Method for treating debilitating hyperacusis
GB2576223B (en) * 2019-02-08 2021-06-30 Presland Howard Tinnitus relieving device
WO2022053973A1 (en) * 2020-09-09 2022-03-17 Cochlear Limited New tinnitus management techniques

Citations (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6047074A (en) * 1996-07-09 2000-04-04 Zoels; Fred Programmable hearing aid operable in a mode for tinnitus therapy
CN1349727A (zh) * 1999-03-17 2002-05-15 柯廷技术大学 耳鸣康复装置和方法
EP1205904A1 (en) * 2000-11-14 2002-05-15 Widex A/S An ear level device for synthesising music
WO2005124722A3 (en) * 2004-06-12 2007-07-05 Spl Dev Inc Aural rehabilitation system and method
CN101194868A (zh) * 2008-01-08 2008-06-11 四川微迪数字技术有限公司 一种枕式耳鸣声治疗装置
CN101442699A (zh) * 2008-12-30 2009-05-27 明展生医科技股份有限公司 声音播放装置参数调整方法
WO2009076191A1 (en) * 2007-12-05 2009-06-18 The Regents Of The University Of California Devices and methods for suppression of tinnitus
US20130163797A1 (en) * 2011-06-21 2013-06-27 Tinnix, Inc. Systems and Methods for Diagnosis and Treating Tinnitus
CN103549961A (zh) * 2013-10-31 2014-02-05 江苏贝泰福医疗科技有限公司 基于无线移动通讯平台的互动式听力诊疗系统
WO2014210469A2 (en) * 2013-06-28 2014-12-31 Otoharmonics Corporation Systems and methods for tracking and presenting tinnitus therapy data
WO2015010031A1 (en) * 2013-07-18 2015-01-22 Harman International Industries, Inc. Volume control rates

Family Cites Families (17)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5403262A (en) 1993-03-09 1995-04-04 Microtek Medical, Inc. Minimum energy tinnitus masker
US8085959B2 (en) * 1994-07-08 2011-12-27 Brigham Young University Hearing compensation system incorporating signal processing techniques
US7520851B2 (en) * 1999-03-17 2009-04-21 Neurominics Pty Limited Tinnitus rehabilitation device and method
DE10347211A1 (de) * 2003-10-10 2005-05-25 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Nachtrainieren und Betreiben eines Hörgeräts und entsprechendes Hörgerät
US20080064993A1 (en) * 2006-09-08 2008-03-13 Sonitus Medical Inc. Methods and apparatus for treating tinnitus
GB0621229D0 (en) * 2006-10-20 2006-12-06 Glaxo Group Ltd Novel use
JP5520055B2 (ja) * 2007-03-07 2014-06-11 ジーエヌ リザウンド エー／エス 音声環境の分類に依存した耳鳴りの軽減のための音質向上
DE602008003550D1 (de) * 2007-03-07 2010-12-30 Gn Resound As Schallanreicherung zur linderung von tinnitus
DK2671390T3 (en) * 2011-02-02 2015-01-19 Widex As BINAURAL HEARING SYSTEM AND A PROCEDURE TO PROVIDE BINAURAL TONS
EP2533550B2 (en) * 2011-06-06 2021-06-23 Oticon A/s A hearing device for diminishing loudness of tinnitus.
US9185501B2 (en) * 2012-06-20 2015-11-10 Broadcom Corporation Container-located information transfer module
US10165372B2 (en) * 2012-06-26 2018-12-25 Gn Hearing A/S Sound system for tinnitus relief
EP2936834A1 (en) * 2012-12-20 2015-10-28 Widex A/S Hearing aid and a method for improving speech intelligibility of an audio signal
WO2014094867A1 (en) * 2012-12-21 2014-06-26 Widex A/S A hearing aid system adapted for providing enriched sound and a method of generating enriched sound
WO2014206446A1 (en) 2013-06-25 2014-12-31 Phonak Ag A method for operating a hearing device as well as a hearing device
DK3232927T3 (da) * 2014-12-19 2022-01-10 Widex As Fremgangsmåde til at betjene et høreapparatsystem og et høreapparatsystem
US10225671B2 (en) * 2016-05-27 2019-03-05 Cochlear Limited Tinnitus masking in hearing prostheses

Patent Citations (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6047074A (en) * 1996-07-09 2000-04-04 Zoels; Fred Programmable hearing aid operable in a mode for tinnitus therapy
CN1349727A (zh) * 1999-03-17 2002-05-15 柯廷技术大学 耳鸣康复装置和方法
CN1911194A (zh) * 1999-03-17 2007-02-14 纽罗莫尼克斯有限公司 耳鸣康复装置和方法
EP1205904A1 (en) * 2000-11-14 2002-05-15 Widex A/S An ear level device for synthesising music
WO2005124722A3 (en) * 2004-06-12 2007-07-05 Spl Dev Inc Aural rehabilitation system and method
WO2009076191A1 (en) * 2007-12-05 2009-06-18 The Regents Of The University Of California Devices and methods for suppression of tinnitus
CN101194868A (zh) * 2008-01-08 2008-06-11 四川微迪数字技术有限公司 一种枕式耳鸣声治疗装置
CN101442699A (zh) * 2008-12-30 2009-05-27 明展生医科技股份有限公司 声音播放装置参数调整方法
US20130163797A1 (en) * 2011-06-21 2013-06-27 Tinnix, Inc. Systems and Methods for Diagnosis and Treating Tinnitus
WO2014210469A2 (en) * 2013-06-28 2014-12-31 Otoharmonics Corporation Systems and methods for tracking and presenting tinnitus therapy data
WO2015010031A1 (en) * 2013-07-18 2015-01-22 Harman International Industries, Inc. Volume control rates
CN103549961A (zh) * 2013-10-31 2014-02-05 江苏贝泰福医疗科技有限公司 基于无线移动通讯平台的互动式听力诊疗系统

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
子凡: "耳鸣掩蔽器", 《中外技术情报》 *

Also Published As

Publication number Publication date
US20180199142A1 (en) 2018-07-12
EP3059978A1 (en) 2016-08-24
US20160249145A1 (en) 2016-08-25
US20190261105A1 (en) 2019-08-22
US9883300B2 (en) 2018-01-30
US10674292B2 (en) 2020-06-02
EP3624467A1 (en) 2020-03-18
CN105916086B (zh) 2021-03-02
EP3624467B1 (en) 2024-02-14
EP4358402A2 (en) 2024-04-24
US10321249B2 (en) 2019-06-11
EP4358402A3 (en) 2024-07-17

Similar Documents

Publication Publication Date Title
US10674292B2 (en) Method and apparatus for controlling a hearing instrument to relieve tinitus, hyperacusis, and hearing loss
CN107615651B (zh) 用于改善的音频感知的系统和方法
US8867764B1 (en) Calibrated hearing aid tuning appliance
US7889879B2 (en) Programmable auditory prosthesis with trainable automatic adaptation to acoustic conditions
US8265765B2 (en) Multimodal auditory fitting
AU2006341476B2 (en) Method for the fitting of a hearing aid, a system for fitting a hearing aid and a hearing aid
US8917890B2 (en) Apparatus, systems and methods for relieving tinnitus, hyperacusis and/or hearing loss
CN102821346B (zh) 听音装置及其运行方法
KR101779641B1 (ko) 보청기를 가진 개인 통신 장치 및 이를 제공하기 위한 방법
CN102860046B (zh) 用于减轻耳鸣的助听器和方法
EP2160923B1 (en) Method for user individualized fitting of a hearing aid
US7974716B2 (en) Preprogrammed hearing assistance device with program selection based on patient usage
CN105323690A (zh) 基于自然声音信号诱发的听觉诱发电位的自动实时助听器验配
US20100290654A1 (en) Heuristic hearing aid tuning system and method
CA2486893C (en) Programmable auditory prosthesis with trainable automatic adaptation to acoustic conditions
US20210260377A1 (en) New sound processing techniques
CN105142717A (zh) 用于双耳听觉的拟合单边电声刺激
Dawson et al. Clinical evaluation of expanded input dynamic range in Nucleus cochlear implants
Marozeau Models of loudness
AU2010347009A1 (en) Method for training speech recognition, and training device
CN114205723A (zh) 用于在助听器系统中提供一个或多个刺激编码参数的方法
AU2021232663A1 (en) Multidimensional Coding of Stimulation Pulses
Munkstedt Subjectively preferred sound representation for different listening situations

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
GR01 Patent grant
GR01 Patent grant