RU2544292C2 - Слуховой прибор - Google Patents
Слуховой прибор Download PDFInfo
- Publication number
- RU2544292C2 RU2544292C2 RU2012140518/28A RU2012140518A RU2544292C2 RU 2544292 C2 RU2544292 C2 RU 2544292C2 RU 2012140518/28 A RU2012140518/28 A RU 2012140518/28A RU 2012140518 A RU2012140518 A RU 2012140518A RU 2544292 C2 RU2544292 C2 RU 2544292C2
- Authority
- RU
- Russia
- Prior art keywords
- signal
- hearing
- frequency
- processing unit
- person
- Prior art date
Links
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims abstract description 108
- 208000016354 hearing loss disease Diseases 0.000 claims abstract description 79
- 238000000034 method Methods 0.000 claims abstract description 42
- 206010011878 Deafness Diseases 0.000 claims abstract description 40
- 230000010370 hearing loss Effects 0.000 claims abstract description 40
- 231100000888 hearing loss Toxicity 0.000 claims abstract description 40
- 230000005236 sound signal Effects 0.000 claims abstract description 40
- 238000001914 filtration Methods 0.000 claims abstract description 34
- 230000001419 dependent effect Effects 0.000 claims description 22
- 239000007943 implant Substances 0.000 claims description 14
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 11
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 7
- 238000000605 extraction Methods 0.000 claims description 4
- 208000032041 Hearing impaired Diseases 0.000 abstract description 17
- 230000000694 effects Effects 0.000 abstract description 5
- 230000003595 spectral effect Effects 0.000 abstract description 2
- 239000000126 substance Substances 0.000 abstract description 2
- 208000016621 Hearing disease Diseases 0.000 abstract 1
- 238000004891 communication Methods 0.000 description 28
- 230000004069 differentiation Effects 0.000 description 16
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 15
- 210000003027 ear inner Anatomy 0.000 description 13
- 239000012530 fluid Substances 0.000 description 11
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 description 10
- 210000000721 basilar membrane Anatomy 0.000 description 7
- 210000003477 cochlea Anatomy 0.000 description 7
- 239000008186 active pharmaceutical agent Substances 0.000 description 6
- 230000010354 integration Effects 0.000 description 6
- 210000000860 cochlear nerve Anatomy 0.000 description 5
- 210000000959 ear middle Anatomy 0.000 description 5
- 230000033001 locomotion Effects 0.000 description 5
- 239000000203 mixture Substances 0.000 description 5
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 4
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 3
- 210000002985 organ of corti Anatomy 0.000 description 3
- 230000004044 response Effects 0.000 description 3
- 230000035945 sensitivity Effects 0.000 description 3
- 230000000638 stimulation Effects 0.000 description 3
- 210000003454 tympanic membrane Anatomy 0.000 description 3
- 238000006073 displacement reaction Methods 0.000 description 2
- 238000002474 experimental method Methods 0.000 description 2
- 210000003128 head Anatomy 0.000 description 2
- 230000036961 partial effect Effects 0.000 description 2
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 2
- 230000004936 stimulating effect Effects 0.000 description 2
- 230000036962 time dependent Effects 0.000 description 2
- 230000007704 transition Effects 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 208000000114 Pain Threshold Diseases 0.000 description 1
- 208000027418 Wounds and injury Diseases 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 230000002547 anomalous effect Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 230000002238 attenuated effect Effects 0.000 description 1
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 description 1
- 210000000133 brain stem Anatomy 0.000 description 1
- 239000003990 capacitor Substances 0.000 description 1
- 210000003710 cerebral cortex Anatomy 0.000 description 1
- 230000006378 damage Effects 0.000 description 1
- 239000003814 drug Substances 0.000 description 1
- 229940079593 drug Drugs 0.000 description 1
- 210000000613 ear canal Anatomy 0.000 description 1
- 210000003094 ear ossicle Anatomy 0.000 description 1
- 230000007613 environmental effect Effects 0.000 description 1
- 230000002068 genetic effect Effects 0.000 description 1
- 230000005802 health problem Effects 0.000 description 1
- 230000001771 impaired effect Effects 0.000 description 1
- 208000014674 injury Diseases 0.000 description 1
- 230000000670 limiting effect Effects 0.000 description 1
- 230000007774 longterm Effects 0.000 description 1
- 238000007620 mathematical function Methods 0.000 description 1
- 238000005259 measurement Methods 0.000 description 1
- 230000007246 mechanism Effects 0.000 description 1
- 210000004379 membrane Anatomy 0.000 description 1
- 239000012528 membrane Substances 0.000 description 1
- 210000005036 nerve Anatomy 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000037040 pain threshold Effects 0.000 description 1
- 210000004049 perilymph Anatomy 0.000 description 1
- 230000001902 propagating effect Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 description 1
- 210000001050 stape Anatomy 0.000 description 1
- 230000009897 systematic effect Effects 0.000 description 1
- 238000012546 transfer Methods 0.000 description 1
- 238000012795 verification Methods 0.000 description 1
Images
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
- A61N1/36039—Cochlear stimulation fitting procedures
-
- 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
- H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
-
- 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
- H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
- H04R25/505—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using digital signal processing
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61N—ELECTROTHERAPY; MAGNETOTHERAPY; RADIATION THERAPY; ULTRASOUND THERAPY
- A61N1/00—Electrotherapy; Circuits therefor
- A61N1/18—Applying electric currents by contact electrodes
- A61N1/32—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents
- A61N1/36—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation
- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
-
- G—PHYSICS
- G10—MUSICAL INSTRUMENTS; ACOUSTICS
- G10L—SPEECH ANALYSIS TECHNIQUES OR SPEECH SYNTHESIS; SPEECH RECOGNITION; SPEECH OR VOICE PROCESSING TECHNIQUES; SPEECH OR AUDIO CODING OR DECODING
- G10L21/00—Speech or voice signal processing techniques to produce another audible or non-audible signal, e.g. visual or tactile, in order to modify its quality or its intelligibility
- G10L21/06—Transformation of speech into a non-audible representation, e.g. speech visualisation or speech processing for tactile aids
- G10L2021/065—Aids for the handicapped in understanding
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Otolaryngology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Acoustics & Sound (AREA)
- Neurosurgery (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Public Health (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Prostheses (AREA)
- Circuit For Audible Band Transducer (AREA)
- Telephone Function (AREA)
Abstract
Изобретение относится к способу преобразования звукового сигнала в сигнал, способный компенсировать потерю слуха человека с нарушением слуха, с использованием слухового прибора с приемником, блоком обработки и передатчиком, при этом упомянутый способ содержит следующие этапы: a) принимают входной сигнал приемником, причем упомянутый входной сигнал является характерным для звукового сигнала; b) обрабатывают принятый сигнал блоком обработки, причем упомянутая обработка содержит этап фильтрации; и c) обеспечивают обработанный сигнал передатчиком; причем этап обработки дополнительно содержит этап возведения в квадрат принятого сигнала, причем фильтрации подвергают квадратичный сигнал. Технический результат - обеспечение лучшей компенсации нарушения слуха за счёт того, что человеческое ухо воспринимает и передаёт спектральную плотность мощности звукового сигнала. 3 н. и 14 з.п. ф-лы, 6 ил.
Description
Изобретение относится к способу преобразования звукового сигнала и слуховому прибору.
Общеизвестно, что нарушение слуха случается у многих людей и связано с полной или частичной неспособностью опознавать или воспринимать по меньшей мере некоторые частоты звука, в сравнении со средней чувствительностью к звуку, обычной среди людей с нормальным слухом. Нарушение слуха может иначе называться (частичной или полной) потерей слуха.
Причинами нарушения слуха могут быть долговременное воздействие шума окружающей среды, генетические нарушения, старческая тугоухость, заболевание или расстройство здоровья, лекарственные средства, воздействие химических веществ, оказывающих вредное влияние на слух или нарушающих равновесие, и физическая травма.
Для компенсации потери слуха разработаны слуховые приборы разных типов. Слуховой прибор одного типа преобразует звуковой сигнал в сигнал, слышимый человеком с нарушением слуха, и обеспечивает подачу преобразованного сигнала во внутреннее ухо через среднее ухо или через кости черепа. Слуховой прибор данного типа будет называться в дальнейшем слуховым аппаратом, если не будет специальной оговорки. Слуховые аппараты характеризуются тем, что они обеспечивают подачу преобразованного звукового сигнала во внутреннее ухо в форме механических колебаний (вибраций), например, динамиком в наружный слуховой проход или преобразователем, вызывающим вибрации костей черепа человека, при этом упомянутые вибрации затем распространяются во внутреннее ухо для приведения в движение перилимфатической жидкости, т.е. жидкости внутри внутреннего уха.
Типы широко применяемых слуховых аппаратов содержат заушные слуховые аппараты, внутриушные слуховые аппараты, слуховые аппараты костной проводимости, имплантаты среднего уха, например Vibrant Soundbridge и т.п. Имплантат среднего уха имплантируется в среднее ухо и вынуждает среднее ухо вибрировать, например, посредством механической стимуляции стремени, которое нажимает на овальное окно внутреннего уха, и/или механической стимуляции круглого окна.
Слуховой прибор другого типа преобразует звуковой сигнал для человека с нарушением слуха и обеспечивает подачу преобразованного звукового сигнала непосредственно к нервам в барабанной лестнице с использованием электродов. Слуховой прибор данного типа будет именоваться в дальнейшем кохлеарным имплантатом, если не будет специальной оговорки. Кохлеарный имплантат характеризуется тем, что он обеспечивает подачу преобразованного звукового сигнала во внутреннее ухо в электрической форме посредством непосредственной стимуляции слуховых нервов, что отличается от слуховых аппаратов, использующих механические колебания для передачи звукового сигнала. Слуховой прибор данного типа также включает в себя устройства, которые непосредственно стимулируют слуховые нервы, например, посредством стимуляции ствола мозга.
Недостаток современных слуховых приборов состоит в том, что они не способны полностью компенсировать потерю слуха. Для решения данной проблемы применяли больше фильтров и/или более сложные фильтры для правильной настройки звукового сигнала. До настоящего времени эти усилия были неудовлетворительными.
Поэтому цель изобретения состоит в том, чтобы предложить усовершенствованный слуховой прибор.
Эта цель достигается посредством обеспечения способа преобразования звукового сигнала в сигнал, способный компенсировать потерю слуха человека с нарушением слуха, с использованием слухового прибора с приемником, блоком обработки и передатчиком, при этом упомянутый способ содержит следующие этапы:
a) прием входного сигнала приемником, причем упомянутый входной сигнал является характерным для звукового сигнала;
b) обработка принятого сигнала блоком обработки, причем упомянутая обработка содержит этап фильтрации; и
c) обеспечение обработанного сигнала передатчиком;
отличающегося тем, что обработка дополнительно содержит этап возведения в квадрат принятого сигнала, причем фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
Фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха.
В настоящем описании возведение в квадрат сигнала относится к перемножению сигнала самого на себя, т.е. возведение в квадрат означает выполнение квадратичной математической функции с сигналом как с входным сигналом. Следовательно, настоящим прямо оговаривается, что возведение в квадрат в контексте настоящего изобретения не означает обеспечение волны в форме последовательности прямоугольных импульсов, т.е. в блочной форме, на основании упомянутого сигнала.
Обработанный сигнал основан на фильтрованном сигнале. Так как фильтрации подвергается квадратичный сигнал, то обработанный сигнал также основан на квадратичном сигнале. Данный подход отличается от уже известных способов, например, описанных в патенте США № 6370255, в котором принятый сигнал разбивается на два или более сигнала и один из сигналов возводится в квадрат, чтобы получить сигнал, характеризующий мощность принятого сигнала, при этом упомянутый квадратичный сигнал впоследствии служит для манипуляции другим из сигналов, например, для настройки амплитуды сигнала в зависимости от мощности принятого сигнала. Именно манипулированный принятый сигнал формирует основу сигнала, передаваемого человеку с нарушением слуха, а не сам квадратичный сигнал, так что в патенте США № 6370255 не раскрыто, что обработанный сигнал, который передается человеку с нарушением слуха, основывается на квадратичном сигнале.
Настоящее изобретение основано на понимании того, что возведение в квадрат сигнала происходит также в человеческом ухе и поэтому полной компенсации потери слуха можно добиться только в случае, когда слуховой прибор учитывает данный естественный принцип работы человеческого уха, что поясняется ниже.
Принцип работы улитки внутреннего уха до настоящего времени принят на основе работы Георга фон Бекези. Согласно теории Георга фон Бекези, колебания давления звука перед барабанной перепонкой, передаваемые цепочкой слуховых косточек, вызывают волны давления внутри улитки. Данные волны давления вызывают на базилярной мембране движение бегущей волны, распространяющейся от основания, около овального окна, к верхушке или геликотреме. Обычно полагают, что механизм перемещения бегущей волны создает максимальное отклонение в определенном месте на базилярной мембране и, затем, быстрое затухание с данного места в направлении геликотремы. В таком случае, отклонение вызывает электрический сигнал в органе Корти, который передается в слуховую зону коры головного мозга по слуховому нерву. Согласно данной теории, частотный состав электрических сигналов, созданных в улитке, всегда аналогичен частотному составу звуковых сигналов, ответственных за электрические сигналы. Так как современные слуховые приборы базируются на приведенной теории, то они просто фильтруют частотный состав принятого звукового сигнала.
После сложного моделирования физических основ работы улитки и проверки модели посредством ряда звуковых экспериментов, заявитель пришел к заключению, что современная теория не характеризует принцип работы человеческого уха, и построил для улитки новую теорию, которая позволяет намного более убедительно объяснить аномальные результаты прошлых экспериментов, а также обеспечивает объяснение явлений, которые ранее не имелись в распоряжении.
Новая теория основана на представлении заявителя о том, что колебания давления звука перед барабанной перепонкой вызывают перемещение перилимфатической жидкости в улитке. Данное преобразование колебаний давления звука в скорость перилимфы означает, что поступающий сигнал дифференцируется по времени. И впоследствии именно скорость перилимфатической жидкости вызывает разности давления на каждой стороне мембраны Рейснера и базилярной мембраны на основе закона Бернулли, что дает:
где Δp - разность давлений, ρ - плотность перилимфатической жидкости, а ν - зависящая от времени скорость перилимфатической жидкости. Фактически, приведенное выражение означает, что звуковой сигнал сначала дифференцируется и затем возводится в квадрат в человеческом ухе. В таком случае, разности давлений приводят базилярную мембрану в движение для стимуляции слуховых нервов посредством органа Корти. В данном случае, закон Бернулли применен в квазистационарных условиях, что допустимо, так как низкая вязкость и несжимаемость перилимфатической жидкости и низкий критерий Рейнольдса во время зависящих от времени перемещений гарантируют необходимые условия ламинарного течения.
Для звукового сигнала чистого тона, т.е. звукового сигнала с одной частотой, дифференцирование и возведение в квадрат приводит к удвоению частоты и систематическому увеличению амплитуды сигнала на 6 дБ/октаву, так что соотношение по-прежнему представляется линейным. Так как аудиограммы получают с использованием чистых тонов, тогда как соотношение 6 дБ/октаву также включено в так называемую кривую Флетчера-Мансона, выполняющую роль характеристики усредненной стандартной чувствительности, то на аудиограмме не заметны эффекты дифференцирования и возведения в квадрат.
Основное различие между старой теорией и новой теорией можно наблюдать, когда объединяют два тона с разными частотами. Если предположить, что после процесса дифференцирования скорость перилимфатической жидкости выражается в виде v=cos(2πf 1 t)+cos(2πf 2 t), где t - время, а f1 и f2 - разные частоты. Вследствие эффекта возведения в квадрат в улитке, сигнал давления на базилярной мембране имеет вид:
что можно иначе записать в виде:
Из вышеприведенного уравнения следует, что при возведении сигнала в квадрат не только удваиваются исходные частоты, но и сигнал содержит составляющую, имеющую частоту, равную сумме двух исходных частот, и составляющую, имеющую частоту, равную разности двух исходных частот. Следовательно, частотный состав, воспринимаемый органом Корти внутреннего уха, не равен частотному составу самого звукового сигнала.
Посредством настройки амплитуды звукового сигнала в одном частотном диапазоне, что осуществляется в современных слуховых приборах, происходит также настройка «добавленных» составляющих, имеющих суммарную частоту и разностную частоту. Так как обычно эти составляющие находятся в разных частотных диапазонах, характеризующихся разной потерей слуха, то настройка амплитуды в одном частотном диапазоне может ухудшить звуковой сигнал в другом частотном диапазоне.
Эффект еще более усугубляется, когда звуковой сигнал содержит значительно более разные частоты. Например, звуковая волна, состоящая из 100 отдельных энгармонических составляющих, каждая из которых имеет отличающуюся частоту, приводит к созданию примерно 10000 частотных сигналов в человеческом ухе вследствие эффекта возведения в квадрат.
Так как давление, стимулирующее базилярную мембрану, пропорционально энергии вибрации перилимфатической жидкости, то новую теорию можно формулировать как то, что человеческое ухо воспринимает и передает спектральную плотность мощности звукового сигнала, тогда как старая теория предполагает, что человеческое ухо воспринимает частотный спектр самого звукового сигнала.
При возведении в квадрат сигнала в способе по изобретению создаются «добавочные» составляющие, аналогично человеческому уху, и при последующей фильтрации квадратичного сигнала фильтрация выполняется эффективнее, так что можно достичь более эффективной компенсации потери слуха с меньшим числом фильтров и/или менее сложными фильтрами.
Изобретение, в частности, пригодно для людей с нарушением слуха, но применимо также в тех окружающих средах, где требуется защита от звуков, в частности, когда необходимо ослаблять только некоторый частотный диапазон, а другие частоты можно не ослаблять. Кроме того, в данном случае следует отметить, что способ в соответствии с предпочтительным вариантом реализации применим в слуховом приборе, который, при применении, предусмотрен на или в человеческом теле, в частности в области головы, еще конкретнее, в области уха человеческого тела. Ниже обеспечено более подробное описание данного слухового прибора.
В одном варианте реализации обработка дополнительно содержит этап извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала. Данный этап может быть важен для слуховых аппаратов, которые должны обеспечивать механические колебания человеческого уха, при этом механические колебания опять же должны представлять звуковой сигнал, а не сигнал мощности. В случае кохлеарного имплантата извлечение квадратного корня не обязательно, так как кохлеарный имплантат принимает на себя функцию внутреннего уха и непосредственно передает фильтрованный сигнал на слуховые нервы, которые, в соответствии с новой теорией, обычно принимают квадратичный сигнал, т.е. сигнал мощности.
Возведение сигнала в квадрат и последующее извлечение квадратного корня из сигнала может фактически приводить к получению абсолютного значения сигнала, так что из-за этих этапов может теряться информация о полярности исходного сигнала. В таком случае слуховой прибор не способен правильно создавать звуковой сигнал, который можно передавать во внутреннее ухо человека с нарушением слуха. Поэтому извлечение квадратного корня из фильтрованного сигнала предпочтительно включает в себя восстановление полярности сигнала на основе полярности принятого сигнала. Примером восстановления полярности может быть:
- сбор информации о полярности из принятого сигнала посредством формирования из него прямоугольного импульсного сигнала, при этом упомянутый прямоугольный импульсный сигнал имеет переходы, соответствующие пересечениям нулевого уровня принятого сигнала, и, предпочтительно, упомянутый прямоугольный импульсный сигнал имеет единичную амплитуду;
- извлечение квадратного корня из фильтрованного сигнала и умножение квадратного корня из фильтрованного сигнала на прямоугольный импульсный сигнал, содержащий информацию о полярности, для восстановления тем самым информации о полярности, потерянной вследствие возведения в квадрат и извлечения квадратного корня.
В одном варианте реализации обработка дополнительно содержит этап дифференцирования принятого сигнала, чтобы в квадрат возводился дифференцированный сигнал. Поскольку внутреннее ухо реагирует на скорость перилимфатической жидкости, то операция дифференцирования происходила из-за смещения барабанной перепонки или черепной кости в направлении скорости перилимфатической жидкости. Преимущество дифференцирования может состоять в том, что наше внутреннее ухо само настраивается на так называемое отношение 1/f звуков, встречающихся в природе, что означает, что амплитуда давления звука чистого тона в совокупности тонов будет обратной его частоте. При дифференцировании звука, характеризующегося упомянутым отношением 1/f, уровень сигнала каждого тона на базилярной мембране становится частотно-независимым. При дополнении способа упомянутой операцией можно получить такое же преимущество, так что отношение сигнала к шуму в представляющем интерес частотном диапазоне оказывается более или менее частотно-независимым и фильтрацию можно выполнять более удобным способом.
Когда способ применяют в слуховых аппаратах, обратная дифференцированию операция, т.е. интегрирование, также предпочтительно является частью обработки, так что фильтрованный сигнал или квадратный корень из фильтрованного сигнала, если применимо, интегрируется для восстановления исходного отношения 1/f и подачи подходящего сигнала человеку с нарушением слуха. Для кохлеарных имплантатов данную операцию интегрирования можно исключить.
Как упоминалось выше, фильтрация может быть основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха, чтобы компенсировать потерю слуха. Как правило, потерю слуха выражают в форме порога слышимости по отношению к стандартной кривой, которая характеризует «нормальную» слышимость, обычно в дБ HL (уровня слуха).
Иными словами, аудиограмма характеризует усиление, необходимое для человека с нарушением слуха, чтобы чувствовать звуковой сигнал с таким же уровнем интенсивности, как и стандартный человек, имеющий идеальную усредненную аудиограмму, представляемую кривой Флетчера-Мансона. Используя аудиограмму как основу для задания операции фильтрации, можно, в принципе, полностью скомпенсировать потерю слуха, хотя реальная компенсация может также зависеть от других параметров, например типа нарушения слуха, т.е. фактической причины нарушения слуха.
В большинстве случаев потеря слуха является частотно-зависимой, так что применение общего коэффициента усиления к представляющему интерес частотному диапазону не будет полностью компенсировать потерю слуха. Поэтому фильтрация может содержать этапы настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей (в форме уравнения: V(f)=c1×c2(f), где V - частотно-зависимое значение, f - частота, c1 - частотно-независимая составляющая и c2 - частотно-зависимая составляющая).
Посредством настройки или задания частотно-независимой составляющей, которая является одинаковой по всему частотному диапазону, можно управлять общим усилением сигнала, т.е. интенсивностью сигнала, а частотно-зависимую составляющую можно настраивать соответственно потере слуха человека с нарушением слуха. Предпочтительно, частотно-зависимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая основана на аудиограмме и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией. Так как квадратичный сигнал представляет сигнал мощности, то среднее значение является удовлетворительным опорным значением для общей интенсивности сигнала. Посредством настройки частотно-независимой составляющей фильтра на данное среднее значение и аудиограмму человека можно задать оптимальное усиление сигнала для человека с нарушением слуха. Например, упомянутую составляющую можно настроить так, чтобы интенсивность передаваемого сигнала была ниже некоторого предварительно заданного значения, например болевого порога.
Когда ширина полосы частот операций возведения в квадрат и/или дифференцирования больше, чем максимальная частота, слышимая нормальным человеком, которая равна примерно 20 кГц, то возможно привнесение значительного шума, что нежелательно. Во избежание привнесения данного шума, принятый сигнал можно подвергнуть низкочастотной фильтрации перед обработкой.
Обработка принятого сигнала предпочтительно выполняется в частотном диапазоне примерно 20 Гц-20 кГц, являющемся диапазоном слышимости при нормальном слухе, но обработка может быть также ограничена частотным диапазоном 100 Гц-8 кГц, который наиболее важен для четкого понимания речи. Частотный диапазон может быть задан самой обработкой, но может также быть задан низкочастотной или полосовой фильтрацией принятого сигнала до обработки.
Настоящее изобретение относится также к слуховому прибору для компенсации потери слуха человека с нарушением слуха, содержащему:
- приемник для приема входного сигнала, характерного для звукового сигнала;
- блок обработки для обработки принятого сигнала, при этом упомянутый блок обработки выполнен с возможностью обработки принятого сигнала фильтрацией; и
- передатчик для передачи обработанного сигнала,
отличающемуся тем, что блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возведения в квадрат принятого сигнала, так что фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
Фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха.
Обработанный сигнал основан на фильтрованном сигнале. Так как фильтрации подвергается квадратичный сигнал, то передаваемый обработанный сигнал основан на квадратичном сигнале. Таким образом, возведение в квадрат принятого сигнала выполняется в основном плече от приемника до передатчика, а не только в боковом плече схемы, при этом упомянутое боковое плечо выполнено с возможностью манипуляции основным плечом, как изложено, например, в патенте США № 6370255.
Как описано для способа в соответствии с изобретением, слуховой прибор теперь способен точнее представлять работу человеческого внутреннего уха и, следовательно, способен точнее компенсировать потерю слуха посредством фильтрации квадратичного сигнала вместо самого сигнала.
В одном варианте реализации блок обработки выполнен с возможностью извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала, что дает возможность слуховому аппарату выдавать подходящий звуковой сигнал человеку с нарушением слуха. Предпочтительно, блок обработки выполнен с возможностью восстановления полярности сигнала на основе полярности принятого сигнала при извлечении квадратного корня из фильтрованного сигнала. Следовательно, блок обработки может собирать информацию о полярности из принятого сигнала.
В одном варианте реализации блок обработки выполнен с возможностью дифференцирования принятого сигнала, чтобы в квадрат возводился дифференцированный сигнал. Преимущество состоит в том, что звук, показывающий отношение 1/f, будет после дифференцирования показывать отношение, в котором вклад составляющей сигнала в общий уровень сигнала не зависит от частоты. Если блок обработки также выполнен с возможностью дифференцирования, то вышеупомянутый сбор информации о полярности предпочтительно совершается из дифференцированного сигнала.
В одном варианте реализации блок обработки выполнен с возможностью интегрирования фильтрованного сигнала или интегрирования квадратного корня из фильтрованного сигнала, если применимо. Таким образом, слуховые аппараты в соответствии с изобретением, выполненные с возможностью дифференцирования принятого сигнала, способны выдавать подходящий звуковой сигнал человеку с нарушением слуха.
В одном варианте реализации блок обработки выполнен с возможностью фильтрации квадратичного сигнала посредством настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей. Частотно-зависимая составляющая предпочтительно основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая предпочтительно основана на аудиограмме человека с нарушением слуха и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией.
Слуховой прибор может представлять собой слуховой аппарат, выполненный с возможностью ношения на или в человеческом теле. В альтернативном варианте, слуховой прибор может представлять собой кохлеарный имплантат. Иначе говоря, слуховой прибор пригоден предусматриваться при применении на или в человеческом теле, в частности в области головы человека, более конкретно в области уха человеческого тела.
В одном варианте реализации приемник выполнен с возможностью низкочастотной фильтрации входного сигнала.
Изобретение относится также к применению вышеописанного слухового прибора на или в человеческом теле человека с нарушением слуха для компенсации потери слуха.
Изобретение относится также к способу определения аудиограммы пользователя с использованием слухового прибора в соответствии с изобретением, при этом слуховой прибор содержит коммуникационный модуль для связи между слуховым прибором и пользовательским интерфейсом, например компьютером, причем коммуникационный модуль способен вводить тестовые сигналы в слуховой прибор, которые могут передаваться пользователю через по меньшей мере передатчик, и при этом коммуникационный модуль способен связываться с блоком обработки слухового прибора, чтобы адаптировать, а также, возможно, считывать установки фильтра, причем упомянутый способ содержит следующие этапы:
i) подают тестовый сигнал пользователю, причем упомянутый тестовый сигнал имеет предварительно заданную амплитуду на первой частоте;
ii) ожидают реакции пользователя через интерфейс;
iii) в случае если реакция не выдается с первого раза в течение предварительно заданного интервала времени, увеличивают амплитуду тестового сигнала и снова выполняют этапы i) и ii) до тех пор, пока пользователем не выдается реакция через интерфейс, а в случае если реакция выдается с первого раза в течение предварительно заданного интервала времени, уменьшают амплитуду тестового сигнала и снова выполняют этапы i) и ii) до тех пор, пока реакция не выдается;
iv) определяют порог слышимости на первой частоте в качестве части аудиограммы;
v) если применимо, повторяют этапы i)-iv) для других частот до тех пор, пока не охватывают предварительно заданный частотный диапазон и не определяют полную аудиограмму.
После того как аудиограмма полностью определена, установки фильтра слухового прибора можно настраивать с помощью или посредством коммуникационного модуля, чтобы компенсировать отличия слышимости пользователя от кривой Флетчера-Мансона, представляющей среднюю чувствительность слуха людей. Установки фильтра могут вычисляться по данным измерения в интерфейсе и затем передаваться в слуховой прибор через коммуникационный модуль или могут вычисляться непосредственно в коммуникационном модуле.
Коммуникационный модуль может связываться с интерфейсом беспроводным образом, но может быть также соединен с интерфейсом проводом, при этом упомянутый провод можно временно подсоединять к слуховому прибору и/или интерфейсу для выполнения способа.
Интерфейс может сохранять в памяти аудиограмму, предпочтительно содержащую дату, на которую измеряли аудиограмму, каждый раз, когда аудиограмму измеряют, чтобы разные аудиограммы можно было сравнивать между собой, например, для определения того, ухудшается ли потеря слуха.
Далее приведено неограничивающее описание изобретения со ссылкой на прилагаемые чертежи, на которых одинаковые условные обозначения обозначают одинаковые части.
Фиг. 1 - очень схематичное представление слухового прибора в соответствии с вариантом реализации изобретения.
Фиг. 2 - более подробное изображение варианта реализации блока обработки, подходящего для слухового прибора по фиг. 1.
Фиг. 3 - более подробное изображение другого варианта реализации блока обработки, подходящего для слухового прибора по фиг. 1.
Фиг. 4 - более подробное изображение еще одного варианта реализации блока обработки, подходящего для слухового прибора по фиг. 1.
Фиг. 5 - более подробное изображение варианта реализации приемника и блока обработки, подходящих для слухового прибора по фиг. 1.
Фиг. 6 - очень схематичное представление слухового прибора в соответствии с другим вариантом реализации изобретения.
На фиг. 1 приведено схематичное представление слухового прибора HI для человека с нарушением слуха в соответствии с изобретением. Слуховой прибор HI содержит приемник R для приема входного сигнала IS, характерного для звукового сигнала. Это не исключает, что входной сигнал IS является самим звуковым сигналом, т.е. состоит из акустических колебаний. В данном случае приемник может быть микрофоном, преобразующим звуковой сигнал в электрический сигнал. Входной сигнал может быть также электромагнитным сигналом. В данном случае приемник может быть катушкой, например Т-катушкой (телефонной катушкой), преобразующей электромагнитный сигнал в электрический сигнал. Выходной сигнал приемника называется принятым сигналом RS.
Слуховой прибор HI содержит также блок P обработки для обработки принятого сигнала RS и передатчик T для передачи обработанного сигнала PS человеку с нарушением слуха. Сигнал, получаемый человеком с нарушением слуха, является переданным сигналом TS. Передатчик может быть устройством, таким как динамик или другой преобразователь, преобразующим электрический сигнал в механический или акустический вибрационный сигнал в случае слухового аппарата, но может также выводить электрический сигнал в случае кохлеарного имплантата.
Блок обработки выполнен с возможностью обработки принятого сигнала RS посредством фильтрации. Блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возведения в квадрат принятого сигнала, чтобы фильтрации подвергался квадратичный сигнал. Обработанный сигнал основан на фильтрованном сигнале, как показано ниже. Посредством возведения в квадрат принятого сигнала блоком обработки имитируется важная часть принципа работы человеческого уха. Предпочтительно, слуховой прибор имитирует также операцию дифференцирования в человеческом ухе либо посредством дифференцирования в процессе преобразования сигналов в приемнике R, что может выполняться автоматически благодаря особенностям приемника, либо посредством отдельной операции дифференцирования в блоке обработки, как поясняется ниже.
Простой вариант реализации блока P обработки подробнее изображен на фиг. 2. Упомянутый блок P обработки пригоден для применения в слуховом приборе по фиг. 1, в частности кохлеарном имплантате. Блок обработки содержит блок SU возведения в квадрат и фильтр F. Блок SU возведения в квадрат выполнен с возможностью возведения в квадрат принятого сигнала RS. Принятый сигнал RS является сигналом, поступающим из приемника, как показано на фиг. 1.
Выходной сигнал блока SU возведения в квадрат является квадратичным сигналом SS, который подается в фильтр F. Выходной сигнал фильтра F является обработанным сигналом PS, который может подаваться в передатчик T, как показано на фиг. 1.
Другой вариант реализации блока P обработки подробнее изображен на фиг. 3. Блок P обработки пригоден для применения в слуховом приборе по фиг. 1, в частности, когда слуховой прибор является кохлеарным имплантатом. Входной сигнал блока P обработки является принятым сигналом RS, который принимается приемником аналогично варианту реализации, показанному на фиг. 1. Блок обработки содержит блок DU дифференцирования, выполненный с возможностью дифференцирования принятого сигнала RS. Выходной сигнал блока DU дифференцирования называется дифференцированным сигналом DS. Дифференцированный сигнал DS подается в блок SU возведения в квадрат, который возводит в квадрат дифференцированный сигнал DS. Выходной сигнал блока SU возведения в квадрат называется квадратичным сигналом SS. Квадратичный сигнал, в свою очередь, подается в фильтр F, который фильтрует квадратичный сигнал. В данном случае, выходной сигнал фильтра F является, одновременно, выходным сигналом блока обработки и называется обработанным сигналом PS. Упомянутый обработанный сигнал PS может подаваться в передатчик T, как показано на фиг. 1.
На фигуре 4 представлен еще один вариант реализации блока P обработки, который пригоден для слухового прибора в соответствии с фиг. 1, в частности для слухового аппарата. Входной сигнал блока P обработки является принятым сигналом RS, принимаемым приемником, как показано на фиг. 1. Принятый сигнал подается в блок DU дифференцирования, который выполнен с возможностью дифференцирования принятого сигнала. Выходной сигнал блока дифференцирования называется дифференцированным сигналом DS. Дифференцированный сигнал DS возводится в квадрат блоком SU возведения в квадрат и подается в блок PC сбора информации о полярности, который собирает информацию о полярности дифференцированного сигнала, например, посредством формирования прямоугольного импульсного сигнала из дифференцированного сигнала DS, при этом упомянутый прямоугольный импульсный сигнал имеет переходы, соответствующие пересечениям нулевого уровня дифференцированного сигнала, и при этом упомянутый прямоугольный импульсный сигнал предпочтительно имеет единичную амплитуду. Выходной сигнал блока SU возведения в квадрат называется квадратичным сигналом SS и подается в фильтр F. Выходной сигнал фильтра F называется фильтрованным сигналом FS и подается в блок SR извлечения квадратного корня, выполненный с возможностью извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала.
Блок SR извлечения квадратного корня дополнительно выполнен с возможностью восстановления полярности сигнала на основе полярности принятого сигнала при извлечении квадратного корня из фильтрованного сигнала. Следовательно, блок SR извлечения квадратного корня использует выходной сигнал блока PC сбора информации о полярности, содержащий информацию о полярности. Выходной сигнал блока SR извлечения квадратного корня называется квадратным корнем из фильтрованного сигнала, SFS, и подается в блок IU интегрирования, выполненный с возможностью интегрирования квадратного корня из фильтрованного сигнала, SFS. Выходной сигнал блока интегрирования является выходным сигналом блока обработки и называется обработанным сигналом PS. Обработанный сигнал PS подается в передатчик, как показано на фиг. 1.
На фиг. 5 более подробно изображен вариант реализации приемника R и блока P обработки, которые подходят для применения в слуховом приборе в соответствии с фиг. 1, в частности в слуховом аппарате.
Блок P обработки подобен блоку обработки по фиг. 4 и содержит блок DU дифференцирования, блок SU возведения в квадрат, блок PC сбора информации о полярности, фильтр F, блок SR извлечения квадратного корня и блок IU интегрирования. Различие между вариантами реализации по фиг. 4 и 5 состоит в том, что в варианте реализации по фиг. 5 блок возведения в квадрат имеет второй выходной сигнал MV, соответствующий среднему значению квадратичного сигнала SS. Данный выходной сигнал MV подается на фильтр F в качестве входного сигнала. Фильтр F выполнен с возможностью настройки свойств фильтра в зависимости от среднего значения MV. Предпочтительно, фильтр F настраивает общее усиление, т.е. частотно-независимую составляющую значения усиления фильтра F, на основе среднего значения MV.
Как показано на фиг. 5, приемник R содержит преобразователь TR и низкочастотный фильтр LPF. Преобразователь преобразует входной сигнал в преобразованный сигнал CS, обычно - электрический сигнал, а низкочастотный фильтр выполнен с возможностью низкочастотной фильтрации преобразованного сигнала CS. Выходной сигнал низкочастотного фильтра подается в блок обработки в качестве входного сигнала, т.е. принятого сигнала RS.
На фиг. 6 очень схематично представлен слуховой прибор HI в соответствии с другим вариантом реализации изобретения. Слуховой прибор HI содержит приемник R для приема входного сигнала IS, характерного для звукового сигнала. Приемник может быть микрофоном или T-катушкой, как упоминалось для варианта реализации в соответствии с фиг. 1. Выходной сигнал приемника R называется принятым сигналом RS.
Слуховой прибор HI содержит также блок обработки для обработки принятого сигнала RS и передатчик T для передачи обработанного сигнала PS человеку с нарушением слуха. Сигнал, принятый человеком с нарушением слуха, является переданным сигналом TS. Передатчик может быть устройством, таким как динамик или другой преобразователь, преобразующим электрический сигнал в механический или акустический вибрационный сигнал в случае слухового аппарата, но может также выводить электрический сигнал в случае кохлеарного имплантата.
Блок обработки выполнен с возможностью обработки принятого сигнала RS посредством фильтрации. Блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возведения в квадрат принятого сигнала, чтобы фильтрации подвергался квадратичный сигнал, например, как пояснялось в связи с вариантами реализации по фиг. 2-5.
Слуховой прибор дополнительно содержит коммуникационный модуль CM для связи между внешним интерфейсом IF и слуховым прибором, как указано линией C4 связи. Линия C4 связи может быть, на практике, беспроводной линией связи, действующей, например, в инфракрасном диапазоне, стандарте Bluetooth или на основе любого другого беспроводного протокола или принципа, но может быть также обычным проводом, который предусмотрен между слуховым прибором и интерфейсом IF, при этом упомянутый провод можно также предусмотреть временно, а именно, только когда необходима связь.
Коммуникационный модуль может обеспечивать только одностороннюю связь, а именно только от интерфейса к слуховому прибору, но может также обеспечивать двухстороннюю связь, как показано на фиг. 6. Коммуникационный модуль обеспечивает внутреннюю связь с блоком P обработки, как показано линией C1 связи, чтобы настраивать установки фильтра, используемого в блоке обработки. Интерфейс можно применять для ввода требуемых установок фильтра, или же можно вводить измеренную аудиограмму, чтобы интерфейс или коммуникационный модуль мог определять по аудиограмме требуемые установки фильтра. Коммуникационный модуль может быть дополнительно выполнен с возможностью считывания текущих установок фильтра из блока обработки и передавать их в интерфейс.
Коммуникационный модуль обеспечивает также возможность измерения аудиограммы пользователя с использованием самого слухового прибора. Поэтому коммуникационный модуль выполнен с возможностью ввода тестовых сигналов в тракт передачи, ведущий в передатчик T слухового прибора. Для ввода тестовых сигналов линию C1 связи можно использовать так, чтобы вводить тестовые сигналы в блок обработки. Альтернативно или дополнительно, тестовые сигналы можно вводить в тракт передачи сигналов в любом месте между приемником и передатчиком, как указано линиями C2 и C3 связи, выделенными штрихами.
Слуховой прибор в соответствии с фиг. 6 допускает выполнение следующего способа определения аудиограммы пользователя:
i) подают тестовый сигнал пользователю, при этом упомянутый тестовый сигнал имеет предварительно заданную амплитуду на первой частоте;
ii) ожидают реакции пользователя через интерфейс;
iii) в случае если реакция не выдается с первого раза в течение предварительно заданного интервала времени, увеличивают амплитуду тестового сигнала и снова выполняют этапы i) и ii) до тех пор, пока пользователем не выдается реакция через интерфейс, а в случае если реакция выдается с первого раза в течение предварительно заданного интервала времени, уменьшают амплитуду тестового сигнала и снова выполняют этапы i) и ii) до тех пор, пока реакция не выдается;
iv) определяют порог слышимости на первой частоте в качестве части аудиограммы;
v) если применимо, повторяют этапы i)-iv) для других частот до тех пор, пока не охватывают предварительно заданный частотный диапазон и не определяют полную аудиограмму.
Исходная амплитуда тестового сигнала, передаваемого пользователю, предпочтительно является амплитудой, соответствующей кривой Флетчера-Мансона на данной частоте.
Установки фильтра могут настраиваться коммуникационным модулем на основании измеренной аудиограммы.
Интерфейс IF предпочтительно является компьютерным устройством, способным взаимодействовать с пользователем таким образом, чтобы можно было запускать и приостанавливать исполнение способа и можно было выдавать реакцию на тестовый сигнал. Измеренные аудиограммы могут сохраняться в интерфейсе для аналитических целей.
Настоящим прямо оговаривается, что некоторые или все признаки или функции блоков обработки, показанных на чертежах и дополнительно описанных здесь и в формуле изобретения, могут быть реализованы в аппаратных средствах, но могут быть также реализованы в программных средствах, например, в виде команд обработки, хранящихся в памяти и исполняемых в микропроцессоре. Команды обработки составлены для того, чтобы заставить микропроцессор выполнять по меньшей мере часть указанных функций блока обработки. Поэтому блок обработки может содержать аналого-цифровой преобразователь и цифроаналоговый преобразователь с тем, чтобы команды обработки выполнялись в области цифровых данных.
В случае если реализация по меньшей мере частично осуществляется в аппаратных средствах, то блок обработки может содержать схемы, такие как схема дифференцирования, возведения в квадрат и/или интегрирования, состоящая, например, из аппаратных компонентов, таких как операционные усилители, конденсаторы, резисторы и/или катушки индуктивности.
Фильтры в показанных вариантах реализации предпочтительно выполнены с возможностью фильтрации на основе аудиограммы человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха. Аудиограмма может храниться в памяти и формировать основу для фильтра, т.е. фильтры используют информацию аудиограммы из памяти в качестве входных данных. Настройка аудиограммы, например, путем загрузки в память и перезаписи существующей аудиограммы, позволяет подстраивать слуховой прибор к человеку в том случае, если потеря слуха изменяется со временем.
Приемник, блок обработки и преобразователь, показанные в разных вариантах реализации, могут быть заключены внутри корпуса, который при применении носят на или в человеческом теле. Упомянутый корпус может содержать две части, при этом одна часть, например, содержит приемник и блок обработки, а другая часть содержит передатчик, и при этом две части соединены между собой проводом или подобным образом, чтобы обеспечивать связь между двумя частями. В одном варианте реализации возможна также беспроводная связь.
Изобретение можно в итоге сформулировать в следующих пунктах:
1. Способ преобразования звукового сигнала в слышимый сигнал, например, для человека с нарушением слуха, при этом способ содержит следующие этапы:
a) принимают входной сигнал, характерный для звукового сигнала;
b) обрабатывают принятый сигнал, причем упомянутая обработка содержит этап фильтрации; и
c) передают обработанный сигнал, предпочтительно человеку с нарушением слуха;
отличающийся тем, что обработка дополнительно содержит этап возведения в квадрат принятого сигнала, причем фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
2. Способ по пункту 1, при этом обработка дополнительно содержит этап извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала.
3. Способ по пункту 2, при этом извлечение квадратного корня из фильтрованного сигнала содержит восстановление полярности сигнала по полярности принятого сигнала.
4. Способ по любому из пунктов 1-3, при этом обработка дополнительно содержит этап дифференцирования принятого сигнала, причем возведению в квадрат подвергают дифференцированный сигнал.
5. Способ по пункту 4, при этом обработка дополнительно содержит этап интегрирования фильтрованного сигнала или интегрирования квадратного корня из фильтрованного сигнала, если применимо.
6. Способ по любому из предшествующих пунктов, при этом фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха.
7. Способ по любому из предшествующих пунктов, при этом фильтрация содержит этапы настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей.
8. Способ по пункту 7, при этом частотно-зависимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией.
9. Способ по любому из предшествующих пунктов, при этом принятый сигнал подвергают низкочастотной фильтрации до обработки.
10. Слуховой прибор, например, для человека с нарушением слуха, содержащий:
- приемник для приема входного сигнала, характерного для звукового сигнала;
- блок обработки для обработки принятого сигнала, при этом упомянутый блок обработки выполнен с возможностью обработки принятого сигнала фильтрацией; и
- передатчик для передачи обработанного сигнала, предпочтительно, человеку с нарушением слуха;
отличающийся тем, что блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возведения в квадрат принятого сигнала, так что фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
11. Слуховой прибор по пункту 10, при этом блок обработки выполнен с возможностью извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала.
12. Слуховой прибор по пункту 11, при этом блок обработки выполнен с возможностью восстановления полярности сигнала по полярности принятого сигнала при извлечении квадратного корня из фильтрованного сигнала.
13. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-12, при этом блок обработки выполнен с возможностью дифференцирования принятого сигнала, так что возведению в квадрат подвергается дифференцированный сигнал.
14. Слуховой прибор по пункту 13, при этом блок обработки выполнен с возможностью интегрирования фильтрованного сигнала или интегрирования квадратного корня из фильтрованного сигнала, если применимо.
15. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-14, при этом блок обработки выполнен с возможностью фильтрации квадратичного сигнала на основании аудиограммы человека с нарушением слуха, при этом упомянутая аудиограмма является частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха.
16. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-15, при этом блок обработки выполнен с возможностью фильтрации квадратичного сигнала посредством настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей.
17. Слуховой прибор по пункту 16, при этом частотно-зависимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией.
18. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-17, при этом слуховой прибор является слуховым аппаратом, выполненным с возможностью ношения на или в человеческом теле.
19. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-17, при этом слуховой прибор является кохлеарным имплантатом.
20. Слуховой прибор по любому из пунктов 10-19, при этом приемник выполнен с возможностью низкочастотной фильтрации входного сигнала.
21. Применение слухового прибора по любому из пунктов 10-20.
22. Способ по одному или более из пунктов 1-9, выполняемый с использованием слухового прибора по одному или более из пунктов 10-20.
Claims (17)
1. Способ преобразования звукового сигнала в сигнал, способный компенсировать потерю слуха человека с нарушением слуха, с использованием слухового прибора с приемником, блоком обработки и передатчиком, причем упомянутый способ содержит следующие этапы:
a) принимают входной сигнал приемником, причем упомянутый входной сигнал является характерным для звукового сигнала;
b) обрабатывают принятый сигнал блоком обработки, причем упомянутая обработка содержит этап фильтрации, при этом фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, являющейся частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха; и
c) обеспечивают обработанный сигнал передатчиком, причем упомянутый обработанный сигнал основан на фильтрованном сигнале;
отличающийся тем, что обработка дополнительно содержит этап возведения в квадрат принятого сигнала, причем фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
a) принимают входной сигнал приемником, причем упомянутый входной сигнал является характерным для звукового сигнала;
b) обрабатывают принятый сигнал блоком обработки, причем упомянутая обработка содержит этап фильтрации, при этом фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, являющейся частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха; и
c) обеспечивают обработанный сигнал передатчиком, причем упомянутый обработанный сигнал основан на фильтрованном сигнале;
отличающийся тем, что обработка дополнительно содержит этап возведения в квадрат принятого сигнала, причем фильтрации подвергают квадратичный сигнал.
2. Способ по п.1, при этом обработка дополнительно содержит этап извлечения квадратного корня из фильтрованного сигнала, и при этом извлечение квадратного корня из фильтрованного сигнала включает в себя восстановление полярности сигнала на основе полярности принятого сигнала.
3. Способ по п.1, при этом обработка дополнительно содержит этап дифференцирования принятого сигнала, при этом возведению в квадрат подвергают дифференцированный сигнал.
4. Способ по п.3, при этом обработка дополнительно содержит этап интегрирования фильтрованного сигнала или интегрирования квадратного корня из фильтрованного сигнала, если применимо.
5. Способ по п.1, при этом фильтрация содержит этапы настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей.
6. Способ по п.5, при этом частотно-зависимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией.
7. Способ по п.1, при этом принятый сигнал подвергают низкочастотной фильтрации до обработки.
8. Слуховой прибор для компенсации потери слуха человека с нарушением слуха, содержащий:
- приемник для приема входного сигнала, характерного для звукового сигнала;
- блок обработки для обработки принятого сигнала, причем упомянутый блок обработки выполнен с возможностью обрабатывать принятый сигнал фильтрацией, при этом фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, являющейся частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха; и
- передатчик для передачи обработанного сигнала, который основан на фильтрованном сигнале, человеку с нарушением слуха;
отличающийся тем, что блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возводить в квадрат принятый сигнал, так что фильтрации подвергается квадратичный сигнал.
- приемник для приема входного сигнала, характерного для звукового сигнала;
- блок обработки для обработки принятого сигнала, причем упомянутый блок обработки выполнен с возможностью обрабатывать принятый сигнал фильтрацией, при этом фильтрация основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, являющейся частотной функцией потери слуха человека с нарушением слуха, чтобы компенсировать потерю слуха; и
- передатчик для передачи обработанного сигнала, который основан на фильтрованном сигнале, человеку с нарушением слуха;
отличающийся тем, что блок обработки дополнительно выполнен с возможностью возводить в квадрат принятый сигнал, так что фильтрации подвергается квадратичный сигнал.
9. Слуховой прибор по п.8, при этом блок обработки выполнен с возможностью извлекать квадратный корень из фильтрованного сигнала, и при этом блок обработки выполнен с возможностью восстанавливать полярность сигнала на основе полярности принятого сигнала при извлечении квадратного корня из фильтрованного сигнала.
10. Слуховой прибор по п.8, при этом блок обработки выполнен с возможностью дифференцировать принятый сигнал, так что возведению в квадрат подвергается дифференцированный сигнал.
11. Слуховой прибор по п.10, при этом блок обработки выполнен с возможностью интегрировать фильтрованный сигнал или интегрировать квадратный корень из фильтрованного сигнала, если применимо.
12. Слуховой прибор по п.8, при этом блок обработки выполнен с возможностью фильтровать квадратичный сигнал посредством настройки амплитуды квадратичного сигнала в предварительно заданном частотном диапазоне с использованием частотно-зависимого значения, состоящего из частотно-независимой составляющей и частотно-зависимой составляющей.
13. Слуховой прибор по п.12, при этом частотно-зависимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха, а частотно-независимая составляющая основана на аудиограмме человека с нарушением слуха и среднем значении квадратичного сигнала перед фильтрацией.
14. Слуховой прибор по п.8, при этом слуховой прибор является слуховым аппаратом, выполненным с возможностью ношения на или в человеческом теле.
15. Слуховой прибор по п.8, при этом слуховой прибор является кохлеарным имплантатом.
16. Слуховой прибор по п.8, при этом приемник выполнен с возможностью низкочастотной фильтрации входного сигнала.
17. Применение слухового прибора по любому из пп.8-16.
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| NL2004294A NL2004294C2 (en) | 2010-02-24 | 2010-02-24 | Hearing instrument. |
| NL2004294 | 2010-02-24 | ||
| PCT/NL2011/050125 WO2011105896A1 (en) | 2010-02-24 | 2011-02-22 | Hearing instrument |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| RU2012140518A RU2012140518A (ru) | 2014-03-27 |
| RU2544292C2 true RU2544292C2 (ru) | 2015-03-20 |
Family
ID=42635069
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| RU2012140518/28A RU2544292C2 (ru) | 2010-02-24 | 2011-02-22 | Слуховой прибор |
Country Status (6)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US20130136283A1 (ru) |
| EP (1) | EP2540100A1 (ru) |
| CN (1) | CN102823276B (ru) |
| NL (1) | NL2004294C2 (ru) |
| RU (1) | RU2544292C2 (ru) |
| WO (1) | WO2011105896A1 (ru) |
Families Citing this family (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| CN104202041A (zh) * | 2014-07-30 | 2014-12-10 | 中天启明石油技术有限公司 | 一种基于锁相环的井下仪器信号时钟恢复方法 |
| CN111050261A (zh) * | 2019-12-20 | 2020-04-21 | 深圳市易优斯科技有限公司 | 听力补偿方法、装置及计算机可读存储介质 |
| CN112686295B (zh) * | 2020-12-28 | 2021-08-24 | 南京工程学院 | 一种个性化听力损失建模方法 |
Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6370255B1 (en) * | 1996-07-19 | 2002-04-09 | Bernafon Ag | Loudness-controlled processing of acoustic signals |
| EP1133898B1 (en) * | 1999-01-25 | 2002-08-28 | Widex A/S | Hearing aid system and hearing aid for in-situ fitting |
| US6876750B2 (en) * | 2001-09-28 | 2005-04-05 | Texas Instruments Incorporated | Method and apparatus for tuning digital hearing aids |
| US20090312820A1 (en) * | 2008-06-02 | 2009-12-17 | University Of Washington | Enhanced signal processing for cochlear implants |
Family Cites Families (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US4700390A (en) * | 1983-03-17 | 1987-10-13 | Kenji Machida | Signal synthesizer |
| US5355329A (en) * | 1992-12-14 | 1994-10-11 | Apple Computer, Inc. | Digital filter having independent damping and frequency parameters |
| US6264603B1 (en) * | 1997-08-07 | 2001-07-24 | St. Croix Medical, Inc. | Middle ear vibration sensor using multiple transducers |
| CA2581810C (en) * | 2004-10-26 | 2013-12-17 | Dolby Laboratories Licensing Corporation | Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal |
| KR100636213B1 (ko) * | 2004-12-28 | 2006-10-19 | 삼성전자주식회사 | 실시간 주파수 특성 보정 방법 및 그를 적용한 사운드재생 장치 |
| EP2003928B1 (en) * | 2007-06-12 | 2018-10-31 | Oticon A/S | Online anti-feedback system for a hearing aid |
| EP2066140B1 (en) * | 2007-11-28 | 2016-01-27 | Oticon Medical A/S | Method for fitting a bone anchored hearing aid to a user and bone anchored bone conduction hearing aid system. |
| US9820071B2 (en) * | 2008-08-31 | 2017-11-14 | Blamey & Saunders Hearing Pty Ltd. | System and method for binaural noise reduction in a sound processing device |
-
2010
- 2010-02-24 NL NL2004294A patent/NL2004294C2/en not_active IP Right Cessation
-
2011
- 2011-02-22 EP EP11706644A patent/EP2540100A1/en not_active Withdrawn
- 2011-02-22 WO PCT/NL2011/050125 patent/WO2011105896A1/en active Application Filing
- 2011-02-22 RU RU2012140518/28A patent/RU2544292C2/ru not_active IP Right Cessation
- 2011-02-22 CN CN201180010170.2A patent/CN102823276B/zh not_active Expired - Fee Related
- 2011-02-22 US US13/579,112 patent/US20130136283A1/en not_active Abandoned
Patent Citations (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6370255B1 (en) * | 1996-07-19 | 2002-04-09 | Bernafon Ag | Loudness-controlled processing of acoustic signals |
| EP1133898B1 (en) * | 1999-01-25 | 2002-08-28 | Widex A/S | Hearing aid system and hearing aid for in-situ fitting |
| US6876750B2 (en) * | 2001-09-28 | 2005-04-05 | Texas Instruments Incorporated | Method and apparatus for tuning digital hearing aids |
| US20090312820A1 (en) * | 2008-06-02 | 2009-12-17 | University Of Washington | Enhanced signal processing for cochlear implants |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| WO2011105896A1 (en) | 2011-09-01 |
| CN102823276B (zh) | 2015-06-03 |
| NL2004294C2 (en) | 2011-08-25 |
| RU2012140518A (ru) | 2014-03-27 |
| CN102823276A (zh) | 2012-12-12 |
| EP2540100A1 (en) | 2013-01-02 |
| US20130136283A1 (en) | 2013-05-30 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| AU2001268142B2 (en) | Method and apparatus for measuring the performance of an implantable middle ear hearing aid, and the response of patient wearing such a hearing aid | |
| US10463476B2 (en) | Body noise reduction in auditory prostheses | |
| US7430299B2 (en) | System and method for transmitting audio via a serial data port in a hearing instrument | |
| US10306377B2 (en) | Feedback path evaluation based on an adaptive system | |
| DK2823853T3 (en) | Signal processor for a hearing aid | |
| US20090187065A1 (en) | Automatic gain control for implanted microphone | |
| EP3836570A1 (en) | Signal processing in a hearing device | |
| AU2001268142A1 (en) | Method and apparatus for measuring the performance of an implantable middle ear hearing aid, and the response of patient wearing such a hearing aid | |
| EP1346605A1 (en) | Method of automatically fitting hearing aid | |
| WO2016185441A1 (en) | Advanced management of an implantable sound management system | |
| GB2455202A (en) | Fitting and verification of direct bone conduction hearing devices | |
| RU2544292C2 (ru) | Слуховой прибор | |
| CN106331972B (zh) | 用于将耳内式通信装置放在用户耳道中的方法和设备 | |
| US10525265B2 (en) | Impulse noise management | |
| Glista et al. | Modified verification approaches for frequency lowering devices | |
| EP3281585B1 (en) | A system and method for generating and recording auditory steady-state responses with a speech-like stimulus | |
| EP2793488B1 (de) | Binaurale Mikrofonanpassung mittels der eigenen Stimme | |
| McCreery | Building blocks: the trouble with functional gain in verifying pediatric hearing aids | |
| EP3753265A1 (en) | Intra-operative determination of vibratory coupling efficiency | |
| Srinivas et al. | Continuous Interleaved Sampled (CIS) Signal Processing Strategy for Cochlear Implants MATLAB Simulation Program | |
| Veugen | Bimodal Stimulation Towards Binaural Integration | |
| CA2938690C (en) | A system and method for generating and recording auditory steady-state responses with a speech-like stimulus | |
| SE531690C2 (sv) | Anpassnings- och verifieringsprocedur för direkt benledande hörapparater | |
| WO2013101990A1 (en) | Hearing implant fitting with direct mechanical threshold measurement | |
| DE102007046436A1 (de) | Anpassverfahren für ein Hörgerät mit Trommelfellschwingungsanalyse und entsprechende Anpassvorrichtung |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| MM4A | The patent is invalid due to non-payment of fees |
Effective date: 20180223 |