CN108574921A - 用于运行助听装置的方法以及助听装置 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于运行助听装置(2)、特别是耳鸣治疗装置的方法，所述助听装置具有麦克风(6)和听筒(8)，听筒能够插入用户的耳道(14)或者至少部分布置在耳道(14)中，其中，通过在用户的耳道(14)中产生听筒(8)的声音补偿信号(26)，在用户的一个或更多个耳鸣频率处对麦克风(6)能够接收的声音环境信号(20)进行主动声音补偿。

Description

用于运行助听装置的方法以及助听装置
技术领域
本发明涉及一种用于运行助听装置、特别是耳鸣治疗装置的方法，所述助听装置具有麦克风并且具有可进入用户的耳道中或者至少部分布置在耳道中的听筒。本发明还涉及一种可根据这种方法运行的助听装置。
背景技术
助听装置是用于供应听障者或者听力受损人员的可佩戴听力设备。为了迎合大量的个人需求，提供不同结构形式的助听装置，例如耳后式听力设备(HdO)和具有外部听筒的听力设备(RIC:receiver in the canal(耳道中接收器))以及内耳式听力设备(IdO)、例如还有外耳式听力设备或者耳道式听力设备(ITE:In-The-Ear(内耳式)、CIC:Completely-In-Channel(完全耳道内式),IIC:Invisible-In-The-Channel(耳道内不可见式))。示例性地列举的听力设备佩戴在助听装置用户的外耳上或者耳道内。但是此外，在市场上也可以获得骨导式助听器、可植入或者振动触觉式助听器。在此，以机械或者电气方式刺激受损的听力。
这些听力设备原则上具有输入转换器、放大器和输出转换器作为主要部件。输入转换器通常是声电转换器、例如麦克风和/或电磁接收器、例如感应线圈或者(射频、RF)天线。输出转换器通常作为电声转换器、例如作为微型扬声器(听筒)或者作为机电转换器、例如骨导式听筒来实现。放大器通常集成在信号处理装置中。能量供应通常通过电池或者可充电蓄电池进行。
作为听力损伤的严重听力损失经常在相关人员的大脑中触发中央听觉系统的神经可塑性重组，因此经常是出现(慢性)耳鸣的触发因素和原因。
耳鸣或者耳噪音一般理解为不是由传输到耳朵中的周围环境的声音信号导致的所有类型的头部或者耳噪声。在此，在所谓的“主观性耳鸣”和所谓的“客观性耳鸣”之间进行区分。
客观性或者物理性耳鸣由存在于相关人员的身体中、特别是内耳中的声源引起。这种声源在耳道中的声音发出(发射)可以作为自发性耳声发射(SOAE，spontaneotoakustische Emissionen)来测量。
对于主观性或者非物理性耳鸣，不存在这种声源，因此不能进行测量。主观性耳鸣仅相关人员本身能够感知到，并且通常由例如由于前面描述的中央听觉系统的神经可塑性重组引起的、大脑的听觉和其它部位中被误导的神经活动导致。
虽然耳鸣是无害的，但是许多相关人员深感负担。因此，特别是慢性耳鸣经常导致严重的心理问题，由此有时对相关人员的职业和社交生活产生负面影响。此外，例如干扰注意力并且引起睡眠问题。
在耳鸣治疗过程中，经常使用噪声设备(耳鸣降噪器、音频刺激器、耳鸣控制仪器、耳鸣掩蔽器)。对此，借助类似于助听装置的耳鸣治疗装置、即所谓的降噪器或者掩蔽器，将柔和的、不那么令人不安的噪声作为声音信号提供给患者。
因为慢性耳鸣经常与听力损失一起出现，因此这种耳鸣治疗装置通常作为附加功能集成在听力设备或助听装置中。例如以近似对应于所感知的耳鸣频率、由此掩盖(“掩蔽”)耳鸣的信号频率产生声音信号。
在文章“Notched Environmental Sounds:A New Hearing AidSupportedTinnitus Treatment Evaluated in 20 Patients”(D.J.Strauss等,ClinicalOtolaryngology,2015)中描述了一种治疗方法(陷波耳鸣治疗)，其中助听装置或耳鸣治疗装置借助麦克风接收声音环境信号，并且在信号处理过程中从信号中滤除耳鸣频率或者每个耳鸣频率。借助听筒将经过滤波的信号作为声音输出信号输出给用户。
因此，为了执行该已知方法，需要环境信号本身不到达用户的耳道中，从而用户仅感知到经过滤波的输出信号。这需要使用基本上完全(在声音技术上)封闭用户的耳道的助听装置，从而阻止环境信号的声音进入耳道。然而，由此不利地出现所谓的闭塞效应。这尤其对于听力受损不严重的耳鸣相关人员是不希望的。
从EP 2 421 282 B1中已知一种助听装置，其中产生抑制用户的一个或更多个耳鸣频率的声音输出信号。由此能够实现使得相关人员的中央听觉系统的导致耳鸣的适应不良的神经可塑性重组又逆转的、相关人员的中央听觉系统的神经可塑性重组。在此，例如已知产生耳鸣掩蔽信号，其中借助陷波滤波器(Notch-Filter)或者带通滤波器滤除(抑制)耳鸣频率。
在US 2005/0251226 A1中描述了一种作为耳鸣治疗装置的助听装置。该已知的助听装置在此实施用于治疗客观性耳鸣。为此，借助麦克风采集所产生的耳声发射的声音。根据所采集的(耳鸣)声音信号，借助听筒在耳道中产生补偿或者反声音信号，从而抑制客观性耳鸣的耳声发射。
发明内容
本发明要解决的技术问题是，给出一种特别合适的用于运行助听装置的方法。此外，本发明要解决的技术问题是，给出一种适合用于执行这种方法的助听装置。
根据本发明，上述技术问题通过具有本发明的特征的方法和具有本发明的特征的助听装置来解决。有利构造和扩展是下面的描述的内容。
根据本发明的方法适合并且被设计用于运行助听装置、特别是耳鸣治疗装置。助听装置包括麦克风和至少部分布置在用户的(外)耳道中或者可插入(可进入)耳道的听筒。换句话说，听筒被设置并且配置为用于插入用户的耳道。
根据方法，通过在用户的耳道中产生听筒的声音补偿信号，在用户的一个或更多个耳鸣频率处对麦克风可接收的声音环境信号进行主动声音补偿(ANR：Active NoiseReduction(主动降噪)，ANC：Active Noise Cancellation(主动噪声消除))。声音补偿信号下面也称为反声音。
换句话说，为了减少耳鸣的感觉，提供主动声音补偿，其中通过借助听筒附加地辐射声音补偿信号，通过在耳道中将补偿信号与声音环境信号叠加，力求抵消或者至少抑制或衰减耳鸣频率或者每个耳鸣频率。这意味着，由听筒输出声音补偿信号，其在用户的耳道中与环境信号叠加时产生获得的总信号，在该总信号中，用户的耳鸣频率或者每个耳鸣频率得到抑制或者至少减小。以这种方式，可以有效地衰减特别是频率值小于2kHz(千赫兹)的(耳鸣)频率。
助听装置被构造为用于抑制或者减小感知到的主观性耳鸣(非物理性耳鸣)。这意味着，耳鸣频率或者每个耳鸣频率是相关人员感知到的主观性耳鸣频率。相关人员的主观性耳鸣频率因此不是可测量的声源所引起的。换句话说，术语耳鸣特别是理解为主观性耳鸣，并且术语耳鸣频率特别是理解为这种主观性耳鸣的对应的(主观性)耳鸣频率。由此，与现有技术不同，主动声音补偿不借助用于客观性耳鸣的耳声发射的补偿信号来进行。相反，通过补偿信号抑制或者减小从外部到达耳朵的环境信号中的(主观性)耳鸣频率或者每个(主观性)耳鸣频率，使得能够实现相关人员的中央听觉系统的神经可塑性重组。
由此实现一种特别合适的用于运行助听装置的方法。由此，与现有技术不同，不借助助听装置以阻挡声音的方式封闭用户的耳道，从而除了由听筒产生的补偿信号之外，声音环境信号也进入耳道。由此，用户感知到的声音(总)信号的声音质量和带宽得到明显的改善，因为在此不仅仅涉及助听装置的经过滤波(放大)的声音输出信号。此外，由此基本上完全避免了阻塞效应。这对于没有听力损伤或者听力损伤不严重的用户是特别有利的，因为由此能够实现周围环境的更自然的声波图。
此外，与现有技术不同，不产生用于掩蔽耳鸣频率的声音掩蔽信号，而是与声音环境信号协作或叠加的声音补偿信号对耳鸣频率进行抑制或者减小。
在此，特别是作为相位反转的声音信号产生声音补偿信号或反声音。换句话说，产生反信号，使得其对应于与耳鸣频率或者每个耳鸣频率对应的、具有尽可能正好相反的极性的环境信号中的声音。由此使得能够可靠地抵消或者抑制在耳道中感知到的环境信号中的对应的频率范围。
根据本发明的助听装置特别是被实施为耳鸣治疗装置。助听装置被实施为具有用于接收声音环境信号并且将该环境信号转换为电输入信号的麦克风，并且具有用于将电输入信号处理为电输出信号的信号处理装置，以及具有用于将电输出信号转换为声音补偿信号的、至少部分布置在用户的耳道中的听筒。声音补偿信号在此用于对用户的耳鸣频率或者每个耳鸣频率进行主动声音补偿。
对此，麦克风采集声音环境信号，声音环境信号作为电输入信号由信号处理装置进行分析。信号处理装置将电输入信号处理为用来产生声音补偿信号的电输出信号。由听筒产生的声音补偿信号以在耳鸣频率或者每个耳鸣频率处减小或者完全抑制在用户的鼓膜处出现的声压的方式，在用户的耳道中与声音环境信号叠加或者进行干涉。在此，基本上不改变声音环境信号的其余声谱或频谱，从而针对用户保证高的声音质量。
在一个有利扩展中，将用户的耳鸣频率或者每个耳鸣频率存储在信号处理装置的存储器中。为了采集并且确定耳鸣频率或者每个耳鸣频率，确定在哪个频率处或者在哪些频率处，用户感知到起因不在从外部到达耳朵中的声音信号(环境信号)的声音信号。这种采集例如由医生或者听力设备声音专家进行。随后，将所采集的耳鸣频率或者每个耳鸣频率存储在信号处理装置的存储器中。
在运行时，信号处理装置使用所存储的耳鸣频率或者每个耳鸣频率来对输入信号进行处理。由此，总是能够产生用于抵消或者抑制耳鸣频率的合适的补偿信号。优选地，信号处理装置在此还考虑包括由此出现的环境信号和要产生的补偿信号之间的相位差的助听装置内部的传输路径。为此，例如可以将助听装置的声音传输路径的模型存储在存储器中。优选地，麦克风和听筒尽可能近地并排布置，从而出现的信号延迟和相位差在很大程度上被减小。
信号处理装置优选地具有控制器(也就是说控制设备)。
控制器在此一般通过程序和/或电路技术配置为用于执行前面描述的根据本发明的方法。控制器由此特别是被配置为根据接收到的输入信号和所存储的耳鸣频率以及优选地借助助听装置的传递函数的模型，通过调整滤波装置产生电子输出信号，其产生听筒的声音补偿信号，用于对环境信号中的耳鸣频率进行主动声音补偿。
控制器至少在核心分别通过具有处理器和数据存储器的微控制器形成，其中以操作软件(固件)的形式通过程序技术实现用于执行根据本发明的方法的功能，从而在微控制器中执行操作软件时自动(在需要时与用户交互地)执行所述方法。
但是替换地，在本发明的范围内的一个可能的实施方式中，控制器也可以通过可编程的电子部件、例如专用集成电路(ASIC)形成，其中利用电路技术部件来实现用于执行根据本发明的方法的功能。
在一个可能的实施方式中，控制器特别地被构造为还有效地抑制频率值大于2kHz的耳鸣频率。在该频率范围内经常已经存在患者的明显的听力下降，从而利用开放的、即不阻挡声音的耳道，也已经实现了对耳鸣频率的显著衰减。对于没有明显的听力下降的用户或者患者，还存在利用声音滤波装置封闭耳道的可能性，其特别是在声音上衰减大于2kHz的频率。滤波装置例如构造为电子滤波器、特别是陷波滤波器(Kerbfilter)。
换句话说，主动声音补偿或反声音特别是用于衰减小于大约2kHz的耳鸣频率，其中，对于大于大约2kHz的频率，特别是设置用于在声音上衰减环境信号的耳鸣频率的滤波装置。由此，使得能够基本上在整个(能听到的)频率范围上有效地抑制或者衰减用户的一个或更多个耳鸣频率。
附图说明
下面，根据附图详细说明本发明的实施例。其中，
图1以示意性的简化图示示出了佩戴在用户的耳朵处的耳鸣治疗装置，该耳鸣治疗装置具有麦克风和听筒以及实施为用于进行主动声音补偿的信号处理装置。
具体实施方式
在图1中示出了实施为耳鸣治疗装置2的助听装置。耳鸣治疗装置2在运行时佩戴在遭受耳鸣的用户的耳朵4处。耳鸣治疗装置2包括作为声-电转换器的麦克风6和作为电-声转换器的听筒8以及特别是实施为用于对一个或更多个耳鸣频率进行主动声音补偿的信号处理装置10。
麦克风6布置在耳朵4的(外部)耳道14的入口12处。然而，同样也可以想到，麦克风6至少部分布置在耳道14内部。然而，与麦克风6相比，听筒8总是进一步位于耳道14内部或耳道14中更深处。耳道14从入口12延伸到用户的鼓膜16。
用户的耳鸣频率或者每个耳鸣频率存储在信号处理装置10的存储器18中。
在耳鸣治疗装置2运行时，对声音环境信号20进行主动声音补偿，使得存储在存储器18中的耳鸣频率或者每个耳鸣频率得到抑制或者减小。为此，耳鸣治疗装置2被构造为开放的，这意味着，耳道14的入口12不(完全)被耳鸣治疗装置2通过声音技术阻挡。换句话说，声音环境信号20到达耳道14中。此外，环境信号20由麦克风6接收并且转换为电输入信号22。
电输入信号22被馈送到信号处理装置10，信号处理装置10将电输入信号22处理为电输出信号24。电输出信号24被馈送到听筒8，听筒8在耳道14中将电输出信号24确定为声音补偿信号(反声音)26。在耳道14中，声音环境信号20与声音补偿信号26彼此叠加或者干涉，以产生总信号28，总信号28在鼓膜16处在耳鸣频率或者每个耳鸣频率的频率范围内具有减小的声压。
在此，作为声音环境信号20的相位反转的声音信号，产生声音补偿信号26。这意味着，声音补偿信号26至少在耳鸣频率或者每个耳鸣频率的频率范围内对应于具有尽可能正好相反的极性的声音环境信号20的声音。
为了主动抑制耳鸣频率或者每个耳鸣频率，利用麦克风6采集声音环境信号20。信号处理装置10根据所存储的耳鸣频率借助存储在存储器18中的耳鸣治疗装置2的声音传递函数的模型，计算仍然保留在鼓膜16处的环境信号20的信号分量。然后，对于该信号分量，在听筒8中产生极性相反的声音补偿信号26，以进行补偿。
耳鸣治疗装置2还包括例如电子陷波滤波器(Kerbfiltern)30形式的滤波装置，用于在声音上衰减特别是大于2kHz的耳鸣频率。
来自外部的声音环境信号20的声音和来自听筒8的声音补偿信号26作为声音或声音总信号28在鼓膜16处相遇。在此，基于声音补偿信号26，在耳鸣频率或者每个耳鸣频率的范围内减小或者完全抑制产生的总信号28的声压水平。
本发明不局限于前面描述的实施例。相反，本领域技术人员也可以从中导出本发明的其它变形，而不脱离本发明的主题。此外，特别是，所有结合实施例描述的单个特征也可以以其它方式彼此组合，而不脱离本发明的主题。
附图标记列表
2 助听装置/耳鸣治疗装置
4 耳朵
6 麦克风
8 听筒
10 信号处理装置
12 入口
14 耳道
16 鼓膜
18 存储器
20 环境信号
22 输入信号
24 输出信号
26 补偿信号
28 总信号
30 滤波装置/陷波滤波器

Claims (3)

1.一种用于运行助听装置(2)、特别是耳鸣治疗装置的方法，所述助听装置具有麦克风(6)和听筒(8)，听筒能够插入用户的耳道(14)或者至少部分布置在耳道(14)中，其中，通过在用户的耳道(14)中产生听筒(8)的声音补偿信号(26)，在用户的一个或多个耳鸣频率处对麦克风(6)能够接收的声音环境信号(20)进行主动声音补偿。
2.一种用于执行根据权利要求1所述的方法的助听装置(2)、特别是耳鸣治疗装置，
-具有用于接收声音环境信号(20)并且将该环境信号(20)转换为电输入信号(22)的麦克风(6)，
-具有用于将电输入信号(22)处理为电输出信号(24)的信号处理装置(10)，并且
-具有用于将电输出信号(24)转换为声音补偿信号(26)的、至少部分能够插入用户的耳道(14)的听筒(8)。
3.根据权利要求2所述的助听装置(2)，其特征在于，
-将用户的耳鸣频率或者每个耳鸣频率存储在信号处理装置(10)的存储器(18)中，并且
-信号处理装置(10)使用所存储的耳鸣频率或者每个耳鸣频率来对输入信号(22)进行处理。
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