專利名稱：用于非輔助、模擬輔助和輔助聽覺評價(jià)的虛擬電聲聽力測試法的制作方法
發(fā)明
背景技術(shù)：
領(lǐng)域本發(fā)明涉及聽覺評價(jià)和聽覺輔助擬合。尤其是，本發(fā)明涉及用于非輔助、模擬輔助和輔助聽覺評價(jià)的虛擬電聲聽力測試法。
現(xiàn)有技術(shù)介紹人的聽覺系統(tǒng)通過外耳、中耳和內(nèi)耳以及通過與大腦內(nèi)的聽覺皮質(zhì)相通的復(fù)雜的神經(jīng)路徑，處理來自復(fù)雜的三維空間的聲音。由各種傳導(dǎo)、感覺神經(jīng)或聽覺障礙引起的可以測定的聽覺缺損影響很大比例的人口，尤其是老年人。對于這些類型不能進(jìn)行醫(yī)學(xué)治療或通過手術(shù)加以緩解的聽覺缺陷來說，借助助聽器來康復(fù)是唯一行之有效的選擇途徑。
在助聽器及其組裝技術(shù)方面，正繼續(xù)不斷地取得進(jìn)步。當(dāng)今的耳級助聽器，即耳內(nèi)型(ITE)、耳后型(BTE)、耳道內(nèi)型(ITC)以及全耳道內(nèi)型(CIC)助聽器，由于其在電子和機(jī)械微小型化方面有了改進(jìn)，其外觀造型上很吸引人。然而，更重要的是，可以更常利用先進(jìn)的助聽信號處理方法，例如自適應(yīng)濾波技術(shù)和多頻帶動(dòng)態(tài)壓縮技術(shù)。
由于制造商采用獨(dú)特的信號處理方法連續(xù)不斷地研制出新的助聽器，助聽器專業(yè)配置人員面臨越來越困難的任務(wù)，即從供選擇的助聽器中為患有聽覺缺陷的人開出處方，選定合適的助聽器。粗略瀏覽一下可供選擇的助聽處理方法，就可以看到一系列令人印象深刻的各種范疇的、亞范疇的以及相關(guān)組合的助聽器，它們令大多數(shù)的助聽器專業(yè)人員相當(dāng)困惑(參見Mueller，H.G.所著″使用不多的高技術(shù)助聽器產(chǎn)品今日來源實(shí)用指南″，《聽覺雜志》，1993年第46卷第3期第13頁至27頁)。
當(dāng)今，為助聽器的最佳組裝開出處方，這在聽覺康復(fù)方面，仍然是一個(gè)難以控制的目標(biāo)。存在的基本問題是，有許多電氣、聲學(xué)、物理和其他參數(shù)影響著助聽器的性能。這些參數(shù)包括信號處理方法、電子電路調(diào)整、助聽器的大小、插入深度、通氣口的大小、病人的控制裝置以及與生活方式相關(guān)的因素等，在開處方和組裝助聽器時(shí)，必須考慮這些因素。這些助聽器參數(shù)不僅復(fù)雜而極具相關(guān)性，而且因助聽器與聽覺缺陷患者個(gè)人之間形成的獨(dú)特的相互作用而互有差異和變化。
一般地說，不能采用當(dāng)今的常規(guī)組裝儀器和方法，對助聽器自然位置上的工作特性作出性能預(yù)測。助聽器使用者表露出來的不滿，其部分原因應(yīng)歸于助聽器配方規(guī)定的組裝程度太差，造成返修率很高，據(jù)企業(yè)報(bào)告，往往超過20％。造成助聽器不令人滿意的因素I、常規(guī)診斷用的聽力測試法不精確評估聽覺是為助聽器開出處方并進(jìn)行組裝的第一步。精確評估個(gè)人的聽覺功能是十分重要的，這是因?yàn)樗兄犉魈幏蕉既Q于一組或多組聽覺診斷數(shù)據(jù)(參見Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》，Singular出版集團(tuán)公司，1992年，第5章)。
助聽器的處方處理涉及到將診斷數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成助聽器電聲目標(biāo)參數(shù)，在選擇助聽器時(shí)需要使用這些參數(shù)。傳統(tǒng)的聽覺評價(jià)方法和儀器采用各種空氣傳導(dǎo)變換器，以使聲信號耦合到耳內(nèi)。常用的變換器包括耳上式耳機(jī)，例如TDH-39，TDH-49，DOH-50，以及插入式耳機(jī)，例如ER-3A，還有自由場揚(yáng)聲器(參見″聽力計(jì)規(guī)范″，ANSI-S3.6-1989，美國國家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。
以采用這些變換器取得的閾值測量值作為基準(zhǔn)，對照通過測試一組耳科正常的個(gè)人而取得的平均閾值。根據(jù)定義，這個(gè)平均閾值是指零分貝聽覺級，即O dB HL。從該零基準(zhǔn)概念出發(fā)，耳科正常人的閾值測量值可變化于20分貝或以上。這些變化可歸因于以下的因素1.由于使用的變換器類型不同及其對應(yīng)耳朵放置的位置不同而引起的變化在由Mowrer等人進(jìn)行的研究中可以發(fā)現(xiàn)，在36％的閾值測量值中，有10dB的差異(參見Mowrer，D.E.，Stearns，C.所著″助聽器配置人員間的閾值測量的可變性″，《聽覺儀器》，第43卷，第4期，1992年)。采用傳統(tǒng)變換器取得的測量值的另一主要缺點(diǎn)是，對特定的個(gè)人來說，其結(jié)果不能與采用另一種變換器取得的測量值互相變換(參見Gauthier，E.A.，Rapisadri，D.A.所著″閾值就是閾值，就是閾值……果真如此嗎？″，《聽覺儀器》，第43卷，第3期，1992年)。2.由于采用不能代表人耳的耦合器的變換器校準(zhǔn)方法而引起的變化盡管最近研制成功的耦合器更與一般人的耳朵的聲阻抗特性相配匹，但是這種人造耳的精度仍然不盡一致(參見Katz，J.所著《臨床聽覺學(xué)手冊》，第43版，1985年，第126頁)。當(dāng)今的大多數(shù)校準(zhǔn)方法都依靠于6-CC或2-CC耦合器，眾所周知，這些耦合器與真的人耳的聲學(xué)特性有相當(dāng)大的差異(參見《聽力計(jì)規(guī)范》，ANSI-S3.6-1989，美國國家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。此外，即使能與一般的人造耳取得一致，每個(gè)人之間仍然有很大的變化和差異，這是由每個(gè)人的耳廓、耳道和耳甲的聲學(xué)特性不盡相同而造成的，而且在某種程度上，是由每個(gè)人的頭部和軀干的聲學(xué)特性不盡相同而造成的(參見Mueller，H.G.，Hawkins，D.S.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》，1992年，第49頁至第50頁)。在一項(xiàng)研究中，當(dāng)為25個(gè)成年人的50只耳朵的鼓膜進(jìn)行聲壓級(SPL)測量時(shí)，在6個(gè)標(biāo)準(zhǔn)聽力頻率范圍內(nèi)有高達(dá)38分貝的內(nèi)部主體變化(參見Valente，M.，Potts，L.，Vass，B.所著″真耳聲壓級的內(nèi)部主體變化TDH-39/D與ER-3A耳機(jī)的對比研究″，正在出版中，《JASA》雜志)。3.常規(guī)聽力測量方法不能作為自我校準(zhǔn)的方法，即使已知變換器的特性由于其活動(dòng)膜的磨損或損壞會(huì)發(fā)生變化使用常規(guī)主觀傾聽方法的臨床醫(yī)師簡直不能檢測到變換器靈敏度的逐漸變化。
盡管在所有病例中，上述因素造成的誤差似乎不會(huì)累加起來，但是造成實(shí)際誤差的潛在可能性還是經(jīng)常存在的。此外，這些誤差與整個(gè)頻率范圍并不一致，為此，在配置過程中，不能采用總量調(diào)節(jié)，輕易地加以補(bǔ)償。
II.在非輔助和輔助聽覺評估中沒有考慮現(xiàn)實(shí)的傾聽條件1.沒有考慮雙耳的優(yōu)點(diǎn)許多研究表明了雙耳傾聽與單耳傾聽對比的優(yōu)點(diǎn)(參見Cherry，E.C.所著″采用單耳與雙耳進(jìn)行語言識別的某些試驗(yàn)″，《JASA》雜志，第25卷，第5期，1953年，第975頁至第979頁；以及Cherry，E.C.與Tylor，W.K.所著″采用單耳和雙耳進(jìn)行語言識別的進(jìn)一步試驗(yàn)″，《JASA》雜志，第26卷，1954年，第549頁至第554頁)。這些研究著眼于由雙耳掩蔽級差(BMLD)與雙耳可懂度級差(BILD)提供的優(yōu)點(diǎn)。
BMLD和BILD的早期研究涉及到向處于各種相位關(guān)系的單耳或雙耳發(fā)出信號和噪聲。語調(diào)檢測和語言可懂度表明有多達(dá)15分貝的變化，這取決于信號和噪聲的相位關(guān)系。即使許多研究都提示了考慮雙耳的重要意義，然而當(dāng)今的聽覺評估方法，無論是非輔助性的或是輔助性的，主要還是涉及單耳的測試條件，即每次只對單耳進(jìn)行測試。
2.沒有考慮空間化的聲音當(dāng)聽力測試信號，例如語言和(或)噪聲，通過常用的聽力計(jì)和有關(guān)的變換器發(fā)送給耳朵時(shí)，由試驗(yàn)主體接受的聲音感知，在空間中并不局限于任何一個(gè)特定點(diǎn)(參見《聽力計(jì)規(guī)范》，ANSI-S3.6-1989，美國國家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。例如，在語言聽力測定的評價(jià)中，為單耳進(jìn)行了語言刺激程度的調(diào)整，而在對稱的單耳中進(jìn)行了語言噪聲級的獨(dú)立調(diào)整。試驗(yàn)主體感知位于頭部內(nèi)的聲音，并且其位置僅局限于左方向和右方向。這種類型的信號顯示和感知是以顱內(nèi)進(jìn)行為準(zhǔn)，并不以人通常感知自然聲音的方式進(jìn)行。由Bronkhorst Plomp以及Begault采用耳機(jī)局域化技術(shù)進(jìn)行的最近研究擴(kuò)大了以前的雙耳相互作用的優(yōu)點(diǎn)的研究(參見Bronkhorst，A.W.gn Plomp，R.所著″頭部感應(yīng)的耳內(nèi)時(shí)間差和級差對噪聲中語言可懂度的影響″，《美國聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》(JASA)，第83卷，第4期，1988年，第1508頁至第1516頁；Bronkhorst，A.W.與Plomp，R.所著″多個(gè)語言樣掩蔽體對正常聽覺和缺陷聽覺中雙耳語言識別的影響″，《美國聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》(JASA)，第92卷，第6期，1992年，第3132頁至第3139頁；以及Bagault，D.R.所著″采用空間聽覺顯示的呼叫信號可懂度的改進(jìn)″，美國宇航局(NASA)Ames研究中心第104014號技術(shù)備忘錄，1993年4月)。這些研究成果包括語言感知不僅取決于聲音的強(qiáng)度級，而且也取決于語言和噪聲之間的空間關(guān)系。
3.缺少現(xiàn)實(shí)傾聽環(huán)境中的評價(jià)方法在存在競爭性語言和其他背境聲音的情況下，語言的可懂度和識別程度就會(huì)變得很差。此外，房間，例如它的墻壁和房間內(nèi)的物體的聲學(xué)特性，在從屬于原始信號源的過濾和篩選過程中，都起著重要的作用。這種濾波效應(yīng)，對于有聽覺缺陷的人來說，尤其具有重要意義，在這些有聽覺缺陷的人的聽覺功能上，常常表現(xiàn)為有限的頻率反應(yīng)和動(dòng)態(tài)范圍。
通過常用的變換器發(fā)出來競爭性和背景性聲音的現(xiàn)有方法不能體現(xiàn)出典型傾聽條件下的聲學(xué)真實(shí)感。通過錄音機(jī)、激光盤或計(jì)算機(jī)數(shù)字式放音設(shè)備播出的錄音材料都會(huì)受所采用的變換器的濾波效應(yīng)的影響，還會(huì)(或者會(huì))受臨床裝置的室內(nèi)聲學(xué)效果的影響。至今尚無聽覺評估方法能夠評價(jià)或預(yù)測個(gè)人在特定和現(xiàn)實(shí)傾聽環(huán)境中的聽覺性能。
舉例說明在非輔助條件下在典型教室中的有聽覺缺陷的孩子的聽覺性能；以及在同樣教室環(huán)境中使用特殊助聽器，即具有輔助聽覺的孩子的聽覺性能，無法被評價(jià)或預(yù)測。這些以及其他聽覺經(jīng)歷，現(xiàn)在都被認(rèn)為是一個(gè)生活事實(shí)，不能夠用臨床裝置對其進(jìn)行處理(參見Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》，1992年，第69頁)。
III.現(xiàn)有真耳測量(REM)裝置和方法的局限性近幾年來，開發(fā)成功了真耳測量(REM)系統(tǒng)，可以用來評估助聽器處于自然位置的性能。REM是由測試用的探針測量裝置組成，能夠在鼓膜處測量耳朵對自由場刺激，即揚(yáng)聲器所作出的反應(yīng)。第二個(gè)基準(zhǔn)耳機(jī)一般放置在靠近耳道口的耳道的外面。該基準(zhǔn)耳機(jī)是用來校準(zhǔn)測試用的探針，同樣也可以用來調(diào)節(jié)頭部跟隨自由場揚(yáng)聲器運(yùn)動(dòng)時(shí)的刺激等級。
為了進(jìn)行REM綜合評價(jià)，首先對在非輔助性，即開啟耳道的情況下，對真耳作出的反應(yīng)進(jìn)行測量。然后，在自然耳道反應(yīng)特性的基礎(chǔ)上，以及在其他標(biāo)準(zhǔn)的基礎(chǔ)上，對助聽器的目標(biāo)特性作出計(jì)算(參見Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》1992年，第5章)。當(dāng)給助聽器開出配方、定購以及在其后進(jìn)行的隨訪中安裝助聽器時(shí)，將該助聽器插入探針管并加以調(diào)節(jié)，以匹配助聽器配方的目標(biāo)特性。
REM評估以及以REM為基礎(chǔ)的配方方法，比之以前的配置方法有了很大的改進(jìn)。以前的配置方法取決于聽力測試數(shù)據(jù)和助聽器用2-CC耦合器規(guī)范的組合。盡管REM能夠洞察到助聽器的自然位置上的性能，然而它卻面臨了幾個(gè)根本的問題，敘述如下1.REM測試結(jié)果有很大的變化，這取決于揚(yáng)聲器相對于耳朵的位置和方向，特別是在較高頻率時(shí)更是如此(參見Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》1992年，第72頁至第74頁)。
2.真耳測量是采用特殊的刺激類型、刺激源，一定的耳距與方向以及特定的室內(nèi)聲學(xué)條件下進(jìn)行的。這種特殊的試驗(yàn)條件不能代表助聽器使用者實(shí)際碰到的現(xiàn)實(shí)傾聽環(huán)境。事實(shí)上，采用常規(guī)REM法，對于特定的傾聽條件來說，助聽器或許能達(dá)到最佳化，但在對有聽覺缺陷的個(gè)人來說或許是更重要的其他條件下，助聽器的性能可能會(huì)大打折扣。
3.精確的REM要求小心地將測試用的探針放置在個(gè)人的耳道內(nèi)。探針越靠近鼓膜，其結(jié)果就越精確，尤其對高頻率的測量來說更是如此(參見Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》1992年，第74頁至第79頁)。
探針的目前放置方法很大程度上取決于進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師的技能以及耳道的特定長度，對于一般成年人來說，其耳道長度約是25毫米?，F(xiàn)有的REM方法依賴于對探針尖的視覺觀察。在輔助評價(jià)過程中，當(dāng)耳道內(nèi)放置助聽器時(shí)，視覺觀察就成突出的問題。常規(guī)視覺法的唯一例外是由Nicolet公司研制成功的用于Aurora系統(tǒng)中的聲反應(yīng)法(參見Chan，J.，Geisler，C.所著″從耳道內(nèi)的遙遠(yuǎn)點(diǎn)估計(jì)鼓室聲壓和耳道長度″，《美國聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》(JASA)，第87卷(第3期)，1990年3月，第1237-1247頁；以及第4809，708號美國專利“真耳測量的方法和裝置”，1989年3月)。然而，Nicolet公司的聲反應(yīng)法要求在將探針放置在耳道內(nèi)的一定位置以前進(jìn)行二次校準(zhǔn)測量。
4.REM測試結(jié)果有很大變化，這取決于靠近耳朵所放置的基準(zhǔn)傳聲器。在頻率為6千赫和更高時(shí)，誤差更為明顯(參見Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》1992年，第72-74頁)。
5.REM測試儀在環(huán)境背景噪聲標(biāo)準(zhǔn)聽力測試頻率范圍經(jīng)常超過50分貝聲壓級(SPL)的室內(nèi)采用聲場揚(yáng)聲器。這要求刺激級達(dá)到60分貝或更高，以產(chǎn)生具有足夠的信噪比的測量值。如果要求在低級聲刺激的條件下，對助聽器的性能進(jìn)行品質(zhì)鑒定，則會(huì)有問題產(chǎn)生。
IV.使診斷、配方和真耳測量值相關(guān)聯(lián)所存在的問題影響助聽器組裝結(jié)果的一個(gè)重要因素是如何足以使診斷數(shù)據(jù)與有聽覺缺陷的個(gè)人的組裝要求相關(guān)聯(lián)。診斷測量值一般采用變換器取得的dBHL表示，變換器則在6-CC耦合器中經(jīng)過校準(zhǔn)。助聽器的規(guī)范和性能測定采用2-CC耦合器，但該種耦合器并不代表真耳。組裝涉及到使用幾個(gè)配方中的某個(gè)配方，眾所周知，對標(biāo)準(zhǔn)聽力測試頻率范圍內(nèi)的同樣診斷數(shù)據(jù)來說，結(jié)果往往有很大變化，可高達(dá)15分貝(參見Mueller，H.G.Hawkins，D.B.，Northern，J.L.所著《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》1992年，第107頁)。這些組裝配方包含了以統(tǒng)計(jì)為基礎(chǔ)的轉(zhuǎn)換因數(shù)，這些轉(zhuǎn)換因數(shù)可以簡化助聽器要求與特定聽覺缺陷之間的相關(guān)性。然而，眾所周知，就客觀測定的個(gè)別轉(zhuǎn)換因數(shù)而言，平均的轉(zhuǎn)換因數(shù)往往有很大的變化。
現(xiàn)已提出了幾種方法和草案，可以減少與測量誤差和與數(shù)據(jù)相關(guān)性有關(guān)的誤差(參見Sandberg，R.，McSpaden，J.，Allen，D.所著“真耳裝置的真實(shí)測量”，《聽覺儀器》雜志，第42卷，第3期，1991年，第17-18頁)。然而，許多草案尚未被人們廣泛接受，其原因是一般的聽力測試法和真耳測量裝置有局限性，此外，還歸因于其他因素，這些因素往往與臨床裝置所提議的草案的效率相關(guān)。
對許多聽覺有缺陷且又不能用醫(yī)學(xué)方法或其他方法進(jìn)行治療的人來說，通過使用助聽器，使聽覺康復(fù)，這是唯一行之有效的選擇。在配用助聽器以前，第一步需要進(jìn)行全面的聽力測試評價(jià)。純音和一次或多次語言感知測試一般都涉及到一組基本的聽力測試。也可以進(jìn)行超閾值測定，以繪制聽覺動(dòng)態(tài)范圍斷面圖，此外，還需在閾值聽力圖試驗(yàn)中取得頻率反應(yīng)斷面圖。在進(jìn)行聽力測試評價(jià)以后，就可以為助聽器開配方，進(jìn)行挑選，訂購，然后在從制造商那里拿到助聽器之后進(jìn)行驗(yàn)收或在門診所進(jìn)行裝配，此后，就可以試用并加以調(diào)整。助聽器的電聲參數(shù)組合或確定，一般涉及到客觀測量值的匯總，以達(dá)到預(yù)期的目標(biāo)特性，這些目標(biāo)特性是建立在許多配方之一的基礎(chǔ)上，也建立在主觀測試的基礎(chǔ)上，主觀測試則建立在個(gè)人對各種響度級的語言和其他聲音作出主觀反應(yīng)的基礎(chǔ)上。
采用頭戴式耳機(jī)、插件或聲場揚(yáng)聲器的常用聽力測試方法依賴于將聲能傳輸給個(gè)人的耳朵，其傳輸方式并不能代表現(xiàn)實(shí)傾聽條件下的聲音傳播。常用的聽力計(jì)將各種音、語言和噪聲刺激信號分別地發(fā)送給每只耳朵，因此不能體現(xiàn)個(gè)人的雙耳集中優(yōu)勢，也不能評估三維立體聲環(huán)境中的聽覺功能。
常用聽力測試法的另一個(gè)主要缺點(diǎn)是，就絕對的物理術(shù)語，例如dB SPL(分貝聲壓級)而論，這些方法不能精確地和客觀地評估個(gè)人的聽覺功能，這是就耳道內(nèi)非輔助評價(jià)結(jié)果與助聽器要求之間的相關(guān)性。由Ensoniq研制的探針-傳聲器-校準(zhǔn)-組裝系統(tǒng)是一個(gè)例外，該系統(tǒng)只注重于測試精度(參見Gauthier.E.A.，Rapisadri，D.A.所著“閾值就是閾值，就是閾值……果真如此嗎？”，《聽覺儀器》第43卷，第3期1992年)。
此外，常用的聽力測試儀器和方法不能模擬一個(gè)或多個(gè)配方的助聽器的電聲性能，也不能評估與個(gè)人的獨(dú)特傾聽要求相關(guān)的現(xiàn)實(shí)聲學(xué)條件下的模擬功能。
在70年代和80年代得到某種程度流行的主助聽器概念涉及到一種儀器，該種儀器為助聽器使用者創(chuàng)造了一種模擬助聽器(參見″測量儀表選擇/主助聽器評述″，《聽覺儀器》，第39卷，第3期，1988年)。Veroba等人(參見第4759070號美國專利“病人控制的主助聽器”，1988年，7月19日)介紹了一種病人控制的助聽器模件，該助聽器模件可插入耳道內(nèi)并可與測試模件連接，該測試模件則可為個(gè)人提供多個(gè)信號處理選擇，例如模擬電路塊。助聽器的特性是由優(yōu)勝劣汰法確定的，而有聽覺缺陷的人則收聽真實(shí)的語音，這些語音是通過一組揚(yáng)聲器從錄音機(jī)的走帶機(jī)構(gòu)中播放出來的，揚(yáng)聲器則布置在有聽覺缺陷的人的頭部周圍。該系統(tǒng)的組裝過程依據(jù)于有聽覺缺陷的人所作出的主觀反應(yīng)，有聽覺缺陷的人必須連續(xù)地決定一個(gè)可以選擇的信號處理方案，并假定最后能達(dá)到一個(gè)最佳的組裝結(jié)果。
借助Veroba系統(tǒng)的組裝過程，在商業(yè)上稱作“可編程序聽力測試比較器”，基本上是一種過時(shí)的產(chǎn)品，對于選擇和組裝助聽器來說，并不涉及任何客觀的測量或計(jì)算。事實(shí)上，整個(gè)組裝過程是建立在有聽覺缺陷的人的主觀反應(yīng)的基礎(chǔ)上。顯然，大多數(shù)有聽覺缺陷的人本身不能以及時(shí)而有效的方式搞清楚助聽器在各種傾聽環(huán)境下的各種復(fù)雜而相關(guān)的電聲參數(shù)的頻譜。Veroba系統(tǒng)的嚴(yán)重局限性在于它不能教導(dǎo)如何客觀地評估模擬助聽器的性能，它也不能教導(dǎo)輔助性能是如何與個(gè)人的非輔助反應(yīng)發(fā)生關(guān)系的，個(gè)人的非輔助反應(yīng)則是在聽力測試評價(jià)過程中早已確定的。
Veroba系統(tǒng)一個(gè)主要不切實(shí)際的主張是，通過錄音機(jī)的走帶機(jī)構(gòu)以及布置在有聽覺缺陷的人的頭部周圍的揚(yáng)聲器模擬現(xiàn)實(shí)的聲學(xué)環(huán)境。然而，錄下來的聲信號經(jīng)過重放以后會(huì)進(jìn)一步發(fā)出聲，這是因揚(yáng)聲器的特性，揚(yáng)聲器相對于耳朵/頭部的位置以及房間的聲學(xué)特性，即墻壁的反射和聲吸收等引起的。如果不考慮到錄音機(jī)走帶機(jī)構(gòu)和個(gè)人耳朵傳輸通道內(nèi)的特定聲改變裝置等一切因素，用Veroba系統(tǒng)或其他任何類似系統(tǒng)是無法達(dá)到現(xiàn)實(shí)的傾聽條件的。此外，Veroba系統(tǒng)不能從其記錄形態(tài)，例如計(jì)錄有特定聲學(xué)邊界條件的三維立體聲空間內(nèi)的某個(gè)特定位置所發(fā)出之聲源，以操縱聲學(xué)條件。
另一種助聽器模擬器，即由Breakthrough公司研制的ITS助聽器模擬器能夠進(jìn)行數(shù)碼錄音的計(jì)算機(jī)數(shù)碼聲放音，數(shù)碼錄音則是從各種助聽器的輸出獲得的(參見″ITS助聽器模擬器″，《產(chǎn)品手冊》，Breakthrough公司，1993年)。每個(gè)錄音段代表一個(gè)特定的聲輸入、傾聽環(huán)境、助聽模型以及助聽電聲組合。錄音段要求有以硬盤或以諸如光盤只讀存貯器這類記憶存貯器的其他已知形式體現(xiàn)的記憶空間。這種以數(shù)碼記錄為基礎(chǔ)的處理方法，在考慮所有可能的組合時(shí)，往往使有聽覺缺陷的人不能任意選擇助聽器、助聽器組裝方式以及輸入刺激信號。此外，采用建議的助聽器模擬器不能模擬助聽器通氣口大小的效應(yīng)以及有關(guān)的吸收效應(yīng)、插入深度和個(gè)人的外耳等，這是因?yàn)檫@種助聽器模擬器依靠常用的變換器，即頭戴式耳機(jī)和插入式耳機(jī)。
出于同樣的原因，許多其他市場上買得到的主助聽器系統(tǒng)也不能在現(xiàn)實(shí)的收聽環(huán)境中精確地模擬一種助聽器。此外，這些系統(tǒng)并不包括為評價(jià)模擬輔助與非輔助對比狀態(tài)用的客觀測定方法。出于這些原因和其他原因，實(shí)際上當(dāng)今所有已配置好的助聽器都不是采用主助聽器或助聽模擬器儀器組裝起來的。
采用新技術(shù)的REM裝置允許進(jìn)行耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)測量。聲學(xué)刺激信號一般是由REM裝置本身產(chǎn)生的，并通過揚(yáng)聲器傳送，揚(yáng)聲器一般位于0°方位角，或者采用2個(gè)位于45°方位角的揚(yáng)聲器，其對應(yīng)于頭部的橫平面。反應(yīng)測量，即自由場對真耳的傳送功能，基本上是一維的，這是因?yàn)檫@些測量在特定的揚(yáng)聲器與耳朵的對應(yīng)關(guān)系中只為每只耳朵起著單一傳送功能的作用，因此不能繪制真耳反應(yīng)的多維斷面圖。常用的REM裝置和方法的另一個(gè)缺點(diǎn)是缺少真實(shí)語言刺激信號的表達(dá)，這是因?yàn)榇蠖鄶?shù)REM裝置只能提供純音、純音掃描、語言噪聲和其他語言的刺激信號。這些刺激信號不能提示對特定語言段所作出的反應(yīng)，而在非輔助和輔助條件下，恰恰是這些特定的語言段對有聽覺缺陷的人來說，可能是很重要的。
涉及電聲助聽測量的最近發(fā)展包括在更現(xiàn)實(shí)的條件下測試助聽器。在一種推薦的測試方案中采用了以真實(shí)語言信號取代純音和語言樣的噪聲信號；還采用了表示時(shí)態(tài)，即時(shí)間的頻譜圖，對以dB SPL(分貝聲壓級)表示的聲能與頻率之間的關(guān)系作了分析，對助聽器輸入與輸出之間的關(guān)系也作了對比(參見Jamieson，D.所著″以消費(fèi)者為基礎(chǔ)的電聲助聽器測量″，《JSLPA》，雜志增刊1，1993年1月)。所建議的方案的局限性包括有限的聲學(xué)真實(shí)性，這是由通過揚(yáng)聲器將聲音傳送到處在封閉的室內(nèi)的助聽器的特定聲音傳送法所造成的；以及頻譜圖的有限價(jià)值，因?yàn)樵擃l譜圖并不直接表示頻譜圖與聽力和響度不舒適性之間的關(guān)系。
最近的其他發(fā)展還涉及通過頭戴式耳機(jī)變換器的三維立體聲表示法(參見Wightman，F(xiàn).L.Kistler，D.J.所著″頭戴式耳機(jī)模擬自由場傾聽，第1部分刺激合成″，《JASA》雜志，第85卷，第2期，1989年，第858-867頁；以及Wightman，F(xiàn).L.，Kistler，D.J.所著″頭戴式耳機(jī)模擬自由場傾聽，第2部分心理物理學(xué)的證實(shí)″，《JASA》雜志，第85卷，第2期，1989年，第858-867頁)。這些三維效果是通過頭戴式耳機(jī)或揚(yáng)聲器重建對自由場信號作出耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)而取得的(參見第4118599號美國專利″立體聲再生系統(tǒng)″，1978年10月3日；第4219696號美國專利″聲像局域化控制系統(tǒng)″，1980年8月26日；第5173944號美國專利″頭部相關(guān)傳送功能的假立體聲音響″，1992年12月22日；第4139728號美國專利″信號處理電路″，1979年2月13日；以及第4774515號美國專利″高度指示器″，1988年9月27日)。這涉及數(shù)字式過濾的頭部相關(guān)傳送功能(HRTF)為基礎(chǔ)的源信號。HRTF本質(zhì)上是三維空間中的真耳非輔助反應(yīng)(REUR)，是一種頻率依賴振幅和時(shí)延測量值，這種測量值是由頭部陰影、耳廓、耳甲和耳道所造成的結(jié)果。HRTF可采用頭戴式耳機(jī)使局域化的聲音達(dá)到外延化。采用HRTF處理的源信號，可以根據(jù)信號處理參數(shù)的控制，為收聽人提供自由場傾聽經(jīng)驗(yàn)。
目前在三維立體聲的研究和開發(fā)方面所作的努力，主要集中在商用音樂錄音和放音的提高和增強(qiáng)以及人-機(jī)界面的提高和增強(qiáng)(參見Bagault，D.R.所著″采用空間聽覺顯示的呼叫信號可懂度的改進(jìn)″，美國宇航局(NASA)Ames研究中心第104014號技術(shù)備忘錄，1993年4月；以及Begault，D.，Wenzel，E.所著“頭戴式耳機(jī)的語言局域化”，《人類因素》雜志，第25卷(第2期)，第361-376頁，1993年)，此外還致力于虛擬現(xiàn)實(shí)系統(tǒng)的研究和開發(fā)業(yè)務(wù)(參見《個(gè)人兼容電腦的Beachtron三維立體聲》，參考手冊，CrystalRiver工程公司修訂部，1993年11月)。由于非個(gè)人化的HRTF裝置已被作為典型使用，因此這些三維立體聲系統(tǒng)的目標(biāo)僅局限于在近似虛擬的聲學(xué)環(huán)境中模擬情景感受。
在非輔助、模擬輔助和輔助條件下，對聽覺進(jìn)行客觀的耳道內(nèi)評估，三維立體聲的運(yùn)用無疑起著重大而極有益的作用，它已從已知的聽力測試技術(shù)中脫穎而出。
發(fā)明摘要本發(fā)明提供了一種虛擬電聲聽力計(jì)(VEA)，該聽力計(jì)是一種在非輔助、模擬輔助和輔助條件下用于評估人的聽覺功能的系統(tǒng)。一對內(nèi)耳道假體(ICP)被放置在人的兩個(gè)耳道內(nèi)，用以傳送聲刺激信號。部分地插入ICP中的一種探針測量系統(tǒng)，在整個(gè)聽覺評價(jià)期間，一直測量鼓膜附近的耳道內(nèi)反應(yīng)狀況，從而提供一個(gè)共同的基準(zhǔn)點(diǎn)，用以在非輔助、模擬輔助和輔助評價(jià)條件下對各個(gè)反應(yīng)作出相關(guān)性研究。此外，還提出了一種根據(jù)這種聽覺評估結(jié)果所限定的獨(dú)特模數(shù)助聽器，其包括高度結(jié)構(gòu)化的電聲和電信號處理元件。
進(jìn)行非輔助性評價(jià)時(shí)，該系統(tǒng)可進(jìn)行聽力測試，例如純音閾值、非舒適性響度級(UCL)、語言接收閾值以及語言識別等的測試。這些周圍聽覺測試以及其他中央聽覺處理(CAP)測試可對人對聲刺激信號所作出反應(yīng)的聽覺功能作出評價(jià)，該聲刺激信號是在鼓膜附近測定的，以絕對聲壓級(SPL)表示，其不同于以相對聽覺級(HL)表示的常規(guī)刺激信號。
VEA的另一個(gè)顯著特點(diǎn)是，能夠合成或創(chuàng)造表示在三維空間的真實(shí)傾聽環(huán)境中所接收信號的聲信號。這是通過綜合室內(nèi)聲學(xué)、大氣吸收、擴(kuò)散損耗、耳內(nèi)延遲和外耳頻譜形成等的各種濾波效應(yīng)以及其他人體效應(yīng)而取得的。例如，一種代表教室內(nèi)教師發(fā)話人的收聽條件是以數(shù)碼方式合成并通過聲學(xué)方式經(jīng)過內(nèi)耳道假體(ICP)傳送給孩子，以評估他/她在教室環(huán)境中的非輔助和輔助傾聽能力。除了空間化主語言信號，即教師以外，代表學(xué)校兒童噪聲的空間化競爭信號是經(jīng)過選擇后發(fā)送的，以進(jìn)一步評估在存在背景噪聲的情況下孩子的語言識別能力。
非輔助評價(jià)方法涉及有收聽經(jīng)驗(yàn)的兩耳，這類似于人正常收聽聲音的方式，根據(jù)每只耳朵和各種虛擬聲源之間的關(guān)系，每只耳朵接收一部分聲能。對比之下，常規(guī)聽力測試方法是個(gè)別地將耳道內(nèi)聲刺激信號發(fā)送給每只耳朵，例如，將語言發(fā)送給一只耳朵，將競爭噪聲發(fā)送給另一只耳朵。
VEA系統(tǒng)的模擬輔助評估是通過將預(yù)期的助聽器的電聲性能并入聲信號的非輔助數(shù)字合成而完成的。模擬助聽器的電聲參數(shù)包括傳聲器和接收器的傳送功能以及放大器和濾波器的特性。
特定的或通用化的聲學(xué)模型是以數(shù)字方式呈現(xiàn)于模擬助聽過程的輸入端。特定的聲學(xué)模型代表了傾聽環(huán)境，這種傾聽環(huán)境對于進(jìn)行評價(jià)的個(gè)人來說是很重要的，并且可由進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師來進(jìn)行選擇和操縱，例如，教師發(fā)話人聲源模型就是一個(gè)實(shí)例，其置于教室環(huán)境模型中，具有特定的聲源-耳朵關(guān)系。處于這種特定環(huán)境中的一個(gè)典型目標(biāo)是，通過使模擬助聽器的電聲特性達(dá)到最佳化而最大限度地實(shí)現(xiàn)語言的可懂度。通用化的聽覺條件代表了與規(guī)范化的反應(yīng)數(shù)據(jù)有關(guān)系的傾聽環(huán)境。聽覺學(xué)單字表，例如W-22就是通用化模型的一個(gè)實(shí)例，其具有特定的空間化背景噪聲。測試得分是與貯存在該系統(tǒng)的貯存器中的通用模型規(guī)范化數(shù)據(jù)進(jìn)行比較的。
此外，VEA系統(tǒng)還能模擬由于個(gè)別耳朵的獨(dú)特效應(yīng)而不能被數(shù)字合成法所模擬的其他助聽器效應(yīng)。這些助聽器效應(yīng)包括吸收效應(yīng)、通氣口大小效應(yīng)以及振蕩反饋電勢效應(yīng)。吸收效應(yīng)是一種現(xiàn)象，這種現(xiàn)象是在耳道塞用助聽器時(shí)，由個(gè)人的口聲感知特性發(fā)生變化而形成的。
此外，VEA系統(tǒng)提供了一種在三維空間中測量各種個(gè)別化聲傳送功能的方法，在各種合成過程中，這些個(gè)別化聲傳送功能都被集合在一起，以便為個(gè)人創(chuàng)造虛擬聲學(xué)條件。
附圖簡要說明

圖1是示意方框圖，表示VEA系統(tǒng)的主要組成部分，其中包括插在個(gè)人耳道內(nèi)的雙ICP假體；探針傳聲器系統(tǒng)；以及計(jì)算機(jī)系統(tǒng)，其中包括根據(jù)本發(fā)明的數(shù)字聲合成器模件、數(shù)字聽力計(jì)模件以及虛擬聲學(xué)空間測量模件；圖2是根據(jù)本發(fā)明的數(shù)字聲合成器模件的示意方框圖；圖3是根據(jù)本發(fā)明的數(shù)字聽力計(jì)模件的示意方框圖；圖4是根據(jù)本發(fā)明的虛擬聲學(xué)空間測量模件的示意方框圖；圖5是根據(jù)本發(fā)明的虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)的示意方框圖；圖6是可調(diào)節(jié)椅子的透視圖，在進(jìn)行虛擬聲學(xué)空間測試時(shí)，該椅子是用來為病人的頭部定位；圖7是表示根據(jù)本發(fā)明揚(yáng)聲器在虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)中的安排的示意圖，其中包括橫向平面揚(yáng)聲器和前后向平面揚(yáng)聲器；圖8是表示根據(jù)本發(fā)明在離傳送功能i3點(diǎn)處的傳送功能內(nèi)推法實(shí)例的示意圖，是在二維橫向平面上的m1點(diǎn)和m2點(diǎn)處測得的；圖9是表示根據(jù)本發(fā)明為非輔助聽覺評價(jià)條件實(shí)現(xiàn)現(xiàn)實(shí)收聽情景的實(shí)例示意圖，特別是表示教師發(fā)話人和兒童受話人的情景，其中包括通向兒童受話人的右耳和左耳的直射聲學(xué)路徑PR1和PL1以及早期反射路徑PR2和PL2；圖10是表示根據(jù)本發(fā)明為非輔助聽覺評價(jià)條件實(shí)現(xiàn)現(xiàn)實(shí)傾聽情景的實(shí)例示意方框圖，特別是表示進(jìn)行非輔助評價(jià)時(shí)體現(xiàn)教師發(fā)話人和兒童受話人情景的過程再現(xiàn)；圖11是表示根據(jù)本發(fā)明代表適合淺耳道放置用的內(nèi)耳道假體-耳內(nèi)型(ICP-ITE)助聽器的內(nèi)耳道假體(ICP)局部剖視圖；圖12是表示根據(jù)本發(fā)明代表適合深耳道放置用的內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)助聽器的內(nèi)耳道假體(ICP)局部剖視圖；圖13是表示根據(jù)本發(fā)明的內(nèi)耳道假體(ICP)面板端的透視圖，其中包括面板探針管的支架和探針管的放置位置；
圖14是表示根據(jù)本發(fā)明的對應(yīng)于兩部分內(nèi)耳道假體(ICP)結(jié)構(gòu)的內(nèi)耳道假體(ICP)芯模件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖15是表示根據(jù)本發(fā)明的可調(diào)節(jié)通氣插頭以及對應(yīng)于內(nèi)耳道假體-耳內(nèi)型(ICP-ITE)結(jié)構(gòu)的內(nèi)耳道-耳內(nèi)型(ICP-ITE)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖16是表示根據(jù)本發(fā)明的對應(yīng)于兩部分內(nèi)耳道假體(ICP)結(jié)構(gòu)的內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖17是表示根據(jù)本發(fā)明的完整兩部分內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)組件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖18是表示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)具有一可編程序通氣口的內(nèi)耳道假體(ICP)的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖19是表示根據(jù)本發(fā)明的對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合法，其中包括借助磁性吸引法達(dá)到直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖20是表示根據(jù)本發(fā)明的對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合法，其中包括借助聲學(xué)耦合器法達(dá)到直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖21是表示根據(jù)本發(fā)明的對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合法，其中包括一程序化的和聲學(xué)耦合接口的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖22是表示根據(jù)本發(fā)明的借助一聲學(xué)耦合器尖對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖23是表示根據(jù)本發(fā)明的電虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)提供的組裝過程實(shí)例的示意方框圖；圖24是表示根據(jù)本發(fā)明的基準(zhǔn)測量模件的圖解計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的顯示圖；圖25是表示根據(jù)本發(fā)明的非輔助評價(jià)模件的圖解計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的顯示圖；圖26是表示根據(jù)本發(fā)明的預(yù)計(jì)輔助模件的圖解計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的顯示圖；圖27是表示根據(jù)本發(fā)明的模擬輔助評價(jià)模件的圖解計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的顯示圖；圖28是表示根據(jù)本發(fā)明的輔助評價(jià)模件的圖解計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的顯示圖；圖29是根據(jù)本發(fā)明的線標(biāo)繪圖，表示為個(gè)人與5千赫和15千赫音進(jìn)行測試時(shí)所測得的聲壓級(SPL)變化與探針尖離開鼓膜距離之間的對比關(guān)系；圖30是根據(jù)本發(fā)明的條標(biāo)繪圖，表示探針從鼓膜前進(jìn)至6毫米時(shí)為5千赫和15千赫音測得的聲壓級(SPL)；圖31是根據(jù)本發(fā)明的條標(biāo)繪圖，表示探針從鼓膜前進(jìn)至5毫米時(shí)為5千赫和15千赫音測得的聲壓級(SPL)；
圖32是根據(jù)本發(fā)明的條標(biāo)繪圖，表示探針從鼓膜前進(jìn)至4毫米時(shí)為5千赫和15千赫音測得的聲壓級(SPL)；圖33是表示根據(jù)本發(fā)明的為右耳采用預(yù)計(jì)輔助評價(jià)的教師發(fā)話人/兒童受話人情景的實(shí)例示意方框圖；圖34是表示根據(jù)本發(fā)明的為右耳采用模擬輔助評價(jià)的教師發(fā)話人/兒童受話人情景的實(shí)例示意方框圖；圖35是表示根據(jù)本發(fā)明的帶有定向傳聲器的模擬助聽器的示意方框圖；圖36是表示根據(jù)本發(fā)明的為輔助聽覺評價(jià)條件實(shí)現(xiàn)現(xiàn)實(shí)傾聽情景的實(shí)例示意方框圖；圖37是表示模擬助聽器的振蕩反饋預(yù)測和模擬的實(shí)例示意方框圖。
本發(fā)明的詳細(xì)說明在此，為了方便說明，將始終如一地遵循下述定義窗口是指一種顯示在計(jì)算機(jī)屏幕上的圖示區(qū)域，該區(qū)域集中顯現(xiàn)了控制狀況、標(biāo)的物、輸入現(xiàn)場狀況和圖表曲線等，它們均按照邏輯功能的方式共同組合在一起。
圖像化是指一種作為一個(gè)圖像來顯示的活動(dòng)窗口。它的顯示可以失效，但也可以通過使計(jì)算機(jī)屏幕上的圖像配對，使之吻合而生效。
在此說明的虛擬電聲聽力計(jì)(VEA)是一種整機(jī)式的儀器，是在非輔助、模擬輔助和輔助條件下用來評估聽覺。此外，VEA在整個(gè)評估和組裝過程中，利用現(xiàn)實(shí)聲學(xué)刺激信號和耳道內(nèi)反應(yīng)測量值的數(shù)字綜合結(jié)果，為助聽器的組裝和分析，提供了一些新的方法。
圖1表示VEA系統(tǒng)15最佳實(shí)施例的主要組成部分。一對內(nèi)耳道假體(ICP)22插在個(gè)人的耳道內(nèi)，用以傳送聲刺激信號25，其傳送方式類似于助聽器的傳送方式。每個(gè)ICP包含一個(gè)接收器，即揚(yáng)聲器，用以發(fā)送聲信號至鼓膜26。此外，ICP也包含一個(gè)探針管24，用以測定聲反應(yīng)，該聲反應(yīng)是接收器引發(fā)的聲刺激信號和個(gè)人的耳道特性之間的獨(dú)特的相互作用產(chǎn)生的結(jié)果。探針傳聲器系統(tǒng)由探針管24和探針傳聲器23組成，它能測定來自耳道21的聲信號，并能提供表示聲信號的電信號。備有反應(yīng)鍵盤27，在進(jìn)行各種聽覺評價(jià)測試期間，可用以記錄來自測試主體20的反應(yīng)。
每個(gè)ICP接收器22是通過電氣方式連接于數(shù)字聽力計(jì)模件19，該模件備有接口，可連接至各種聽力測試變換器，其中包括ICP接收器22和探針測量系統(tǒng)23。數(shù)字聽力計(jì)模件通過各種模件間的多芯導(dǎo)線，與數(shù)字聲頻合成器模件18和虛擬聲學(xué)空間測量模件14相連接。虛擬聲學(xué)空間測量模件包括一輸出端16，用以連接幾個(gè)測試用的揚(yáng)聲器。這些模件可以附在或包含在標(biāo)準(zhǔn)型個(gè)人計(jì)算機(jī)(PC)11內(nèi)，該標(biāo)準(zhǔn)型個(gè)人計(jì)算機(jī)也包含標(biāo)準(zhǔn)的計(jì)算機(jī)附件，例如記憶儲(chǔ)存器17、顯示監(jiān)視器10、鍵盤12和鼠標(biāo)13。記憶儲(chǔ)存器統(tǒng)一稱為系統(tǒng)儲(chǔ)存器17。
數(shù)字聲頻合成器模件、數(shù)字聽力計(jì)模件和虛擬聲學(xué)空間測量模件的方框圖示于圖2、圖3和圖4中。模件是通過個(gè)人計(jì)算機(jī)的“工業(yè)標(biāo)準(zhǔn)結(jié)構(gòu)”(ISA)母線接口34和ISA母線39，與個(gè)人計(jì)算機(jī)系統(tǒng)相連接(參見圖2所示的實(shí)例)。表示聲源的數(shù)字?jǐn)?shù)據(jù)是通過母線接口34，從系統(tǒng)儲(chǔ)存器中檢索出來的，并由數(shù)字聲頻合成器模件18內(nèi)的數(shù)字信號處理器33進(jìn)行數(shù)字處理。然后，經(jīng)過數(shù)字處理的數(shù)據(jù)采用數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器35轉(zhuǎn)變成模擬形式，該轉(zhuǎn)換器以44.1千赫的典型轉(zhuǎn)換率進(jìn)行工作，或者以另一種轉(zhuǎn)換率進(jìn)行工作，這取決于所要求的預(yù)期信號帶寬。
數(shù)字聲頻合成器模件也可以通過其輸入連接器31，從諸如磁帶錄音機(jī)和CD機(jī)(未示出)放出的外部聲源中接收表示聲信號的模擬信號。然后，被接收的模擬信號借助模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器32轉(zhuǎn)變成數(shù)字信號，再由數(shù)字信號處理器33進(jìn)行信號處理。
多個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件(未示出)可以用來提高系統(tǒng)的數(shù)字信號處理能力。對于平行實(shí)時(shí)雙耳信號合成來說，這是特別有用的。多個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件是通過將一個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件的輸出38連接到另一個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件的輔助輸入30或輸入31而級聯(lián)成功。內(nèi)部信號和輔助信號在輸出以前在模件內(nèi)的累加節(jié)點(diǎn)36處組合在一起。在本發(fā)明的最佳實(shí)施例中，使用了兩個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件。每個(gè)模件采用Motorola DSP56001型數(shù)字信號處理器，該處理器定位于40兆赫。
來自數(shù)字聲頻合成器模件18的模擬輸出38通過連接器42通向數(shù)字聽力計(jì)模件19的混頻器45(參見圖3)。在數(shù)字聽力計(jì)模件處收到的模擬聲信號通過混頻器電路45進(jìn)行混頻處理，然后通過聲頻放大器電路46進(jìn)行放大處理，再進(jìn)行阻抗匹配，最后通過聽力測試變換器接口電路49通向各種聽力測試變換器。輸向聽力測試變換器的輸出包括ICPs50(上面已討論過，下面將進(jìn)一步詳述)、骨振動(dòng)器51(未示出)、頭戴式耳機(jī)52(未示出)以及將聲音傳送給個(gè)人的耳朵的其他常用方法。
來自聲頻放大器46的經(jīng)過放大的信號也被送到聲頻合成器模件輸入31，該輸入來自聲頻緩沖器電路47的輸出連接線48?；祛l器電路45也包括用以接收來自ICP傳聲器55的聲信號的連接線、進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師傳聲器56(未示出)以及病人傳聲器57(未示出)，它們都通過傳聲器放大器58。
在輸入連接器53處收到的外部沿線電平信號也通過放大器54進(jìn)行放大，然后被送到混頻器電路45。使用了一個(gè)反應(yīng)鍵盤接口電路60，以便使該系統(tǒng)通過連接器60接通到反應(yīng)鍵盤，以記錄在各種聽力測試評價(jià)過程中個(gè)人對聲刺激所作出的反應(yīng)。連接于數(shù)字聽力計(jì)模件的進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師傳聲器可允許進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師通過成對的ICP與病人保持通信聯(lián)系。病人傳聲器允許病人在進(jìn)行某些聽力測試時(shí)向進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師回應(yīng)，這些聽力測試要求病人作出口頭反應(yīng)。病人傳聲器也用于吸收效應(yīng)測試，下面將作更詳細(xì)的說明。
數(shù)字聽力計(jì)模件還包括一根PC-BUS連接線43以及PC-BUS接口電路44，它們將數(shù)字聽力計(jì)模件連接于VEA系統(tǒng)，以便在整個(gè)系統(tǒng)的水平上協(xié)調(diào)模件的工作。
此外，VEA系統(tǒng)也包括一個(gè)虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)(參見圖5)，該測量系統(tǒng)是用來評價(jià)個(gè)人的聲學(xué)傳送功能集合。虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)模件14的方框圖示于圖4。該虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)模件通過一組輸入連接器64接收來自數(shù)字聲頻合成器模件輸出連接器38的代表各種聲信號的電信號。輸入信號電平的調(diào)節(jié)和路由是通過混頻器電路65、聲頻放大器電路66以及揚(yáng)聲器路由和接口電路71來完成的。虛擬聲學(xué)空間測量模件的輸出由那里耦合到揚(yáng)聲器列陣16中的各個(gè)測試用的揚(yáng)聲器。
虛擬聲學(xué)空間測量模件也包括一條PC-BUS連接線68以及PC-BUS接口電路67，它們將虛擬聲學(xué)空間測量模件連接于VEA系統(tǒng)，以便在整個(gè)系統(tǒng)的水平上協(xié)調(diào)模件的工作。這種協(xié)調(diào)工作包括處理信息，這些信息是通過連接器70和定位傳感器接口電路69從病人頭部定位傳感器獲得的，能表示連接于該模件的病人頭部位置。
最好使用一種可調(diào)節(jié)的椅子78，以確保測試空間內(nèi)的正常耳朵定位，正如圖6所示。縱向調(diào)節(jié)桿79可調(diào)節(jié)坐在椅子上的個(gè)人的豎直位置。背后調(diào)節(jié)鈕81可調(diào)節(jié)椅背80。頭托82是可以調(diào)節(jié)的，能夠支撐坐在椅子上的個(gè)人的頭部。耳朵位置基準(zhǔn)臂84通過將一組耳道孔指示器83指向個(gè)人的耳道孔而提供一個(gè)目標(biāo)基準(zhǔn)。耳朵位置基準(zhǔn)臂84最好能通過一個(gè)基準(zhǔn)臂縱向調(diào)節(jié)鈕85從耳朵區(qū)域移開，以最大限度地減少在進(jìn)行傳送功能測試時(shí)將聲音反射到耳朵區(qū)域內(nèi)。
也可使用一種紅外跟蹤方法(未示出)，以使頭部對應(yīng)于揚(yáng)聲器列陣16而定位，并保持在適當(dāng)?shù)奈恢蒙?參見圖5；圖7中的89-94)。反射光的目標(biāo)物體(未示出)恰好放在個(gè)人的耳垂下，可以用來反射從紅外入射光反射器發(fā)出的紅外光。耳朵的適當(dāng)位置可借助反射光指明，反射光則可由定位傳感器接口69檢測到(參見圖4)。
虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)能產(chǎn)生各種傳遞函數(shù)集，在聽覺評價(jià)過程中，可以利用這些傳遞函數(shù)。通常，一個(gè)線性系統(tǒng)的傳遞函數(shù)規(guī)定了一個(gè)復(fù)變函數(shù)H(jw)，其具有振幅和相位特性，而這些特性又取決于頻率(w)。一旦傳遞函數(shù)H(jw)被確定了，則系統(tǒng)對任意輸入信號作出的反應(yīng)就能被預(yù)測或合成。
虛擬聲學(xué)空間測量系統(tǒng)的傳遞函數(shù)集是從一組聲源中獲取的，例如位于三維空間中的揚(yáng)聲器。最佳的揚(yáng)聲器裝置是一種由6個(gè)揚(yáng)聲器89-94組成的列陣，它們離病人的頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88等距離(d)布置，正如圖5和圖7所示。頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88被定義為將連接耳道21孔的中心的線二等分的點(diǎn)。
4個(gè)揚(yáng)聲器，即#1(89)、#2(90)、#3(91)和#4(92)揚(yáng)聲器被安排在包含頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88的橫向平面95上。揚(yáng)聲器1至4被分別安置在方位角0°，45°，315°和270°，正如圖7(A)所示。3個(gè)揚(yáng)聲器，即1#(89)、5#(93)和#6(94)被安置在包含頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88的前后向平面96上。揚(yáng)聲器#1、#5和#6分別位于仰角0°，45°和-45°，正如圖7(B)所示。
適合如圖7所示的6個(gè)揚(yáng)聲器排列的傳遞函數(shù)集可允許有6對(即左耳朵和右耳朵測量值)正向測量值，其中頭部是面向揚(yáng)聲器#1。最好能取另外6對反向測量值，其中頭部是反方向面對揚(yáng)聲器#1(未示出)。相應(yīng)地，完全的傳遞函數(shù)集是由12對測量值組成的，它們代表半徑為(d)的球面內(nèi)的有限點(diǎn)。在這12對測量值中，8對測量值是處在橫向平面上，6對測量值是處在前后向的平面上。2對測量值共同處在兩個(gè)平面上。成對的測量值不僅包含了對應(yīng)于每只耳朵的個(gè)別傳遞函數(shù)，而且也包含了對應(yīng)于每只揚(yáng)聲器的耳內(nèi)相位關(guān)系。
以一對探針放置在非堵塞的耳道內(nèi)的鼓膜附近而取得的傳遞函數(shù)測量值集，這里是指非輔助傳遞函數(shù)Hua(Pn，jw)，其中Pn是由極座標(biāo)d，θ和α所限定的揚(yáng)聲器n的位置，其中d是揚(yáng)聲器和頭部基準(zhǔn)點(diǎn)之間的距離，正如圖7(A)所示；θ是對應(yīng)于橫向平面的聲入射方位角，正如圖7(A)所示；α是對應(yīng)于前后向平面的仰角，正如圖7(B)所示。Hua(Pn，jw)表示聲傳遞函數(shù)，這是考慮到各種聲學(xué)因素時(shí)，聲音從揚(yáng)聲器#n傳播到鼓膜所造成的結(jié)果，聲學(xué)因素則包括大氣傳播損耗，由頭部、軀干、頸部、耳廓、耳甲、耳道、鼓膜和中耳阻抗引起的效應(yīng)。
也可采用將一個(gè)探針管放置在ICP的面板上進(jìn)行傳遞函數(shù)測量。這些測量值，這里是指Hfp(Pn，jw)，其表示從揚(yáng)聲器#n到ICP面板(fp)的傳遞函數(shù)(在下面將作更詳細(xì)的討論)，其所在位置表示傳聲器在模擬助聽器面板上的位置。
一般地說，在坐標(biāo)d，θ和α的空間中的任意點(diǎn)Pd，θ，α處的傳遞函數(shù)H[P(d，θ，α)，jw]可從測得的傳遞函數(shù)集中進(jìn)行內(nèi)推，正如圖8所示。例如，眾所周知，從聲源發(fā)出的聲壓在正常的大氣條件下是與距離成反比的。此外，空間中的某點(diǎn)的傳遞函數(shù)可通過兩個(gè)測得的最近傳遞函數(shù)的加權(quán)平均而得到近似。圖8所示是一個(gè)在點(diǎn)i3的橫向平面上從傳遞函數(shù)H(i1，jw)和H(i2，jw)經(jīng)過內(nèi)推而得到的近似傳遞H(i3，jw)，而傳遞函數(shù)H(i1，jw)和H(i2，jw)也是從用揚(yáng)聲器#1(89)和#2(90)測得的傳遞函數(shù)H(m1，jw)和H(m2，jw)經(jīng)過內(nèi)推而得到的。
這樣H(i3，jw)＝[H(m1，jw)+H(m2，jw)]/[2*Lat(jw)][1]式中，Lat(jw)是由聲音在大氣中的吸收和擴(kuò)散所形成的大氣損耗傳遞函數(shù)。同樣，內(nèi)推法可以用來從測得的最近傳遞函數(shù)的加權(quán)平均中逼近三維空間中任意點(diǎn)處的任何傳遞函數(shù)。如果采用額外的揚(yáng)聲器和(或)利用揚(yáng)聲器頭部的定向性進(jìn)行額外的測量，那么還可以提高內(nèi)推函數(shù)的精確性。本發(fā)明的最佳實(shí)施例考慮到揚(yáng)聲器的數(shù)目，采用了一個(gè)實(shí)際可行的折衷方案，例如，在這里介紹的本發(fā)明的實(shí)施例中采用6個(gè)揚(yáng)聲器，另外還考慮到不同的定向性，例如，采用2個(gè)定向，即一個(gè)正向和一個(gè)反向。此外，如果能從大量個(gè)人的傳遞函數(shù)測量值中獲得的統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)中作出決定，那么對于傳遞函數(shù)內(nèi)推法來說，非線性加權(quán)就可以得到更近似。
由VEA系統(tǒng)測得的其他傳遞函數(shù)還包括(1)Hicp-rec(jw)傳遞函數(shù)，其表示從ICP接收器至內(nèi)耳道的電聲傳遞函數(shù)，由探針測定，此時(shí)ICP位于個(gè)人的耳道內(nèi)；(2)Hicp-mic(jw)傳遞函數(shù)，其表示從ICP接收器至進(jìn)行助聽器評價(jià)時(shí)所用助聽器的電聲傳遞函數(shù)；以及(3)Hicp-fb(jw)傳遞函數(shù)，其表示從ICP面板處測定的ICP接收器獲得的聲泄漏，即聲反饋。
在各種組合中都采用了傳遞函數(shù)Hua(Pn，jw)，Hfp(Pn，jw)，Hicp-rec(jw)，Hicp-mic(jw)以及Hicp-fb(jw)，以便以數(shù)字方式合成聲信號，它們分別表示非輔助、模擬輔助或輔助傾聽條件，且具有現(xiàn)實(shí)性，這種現(xiàn)實(shí)性采用常用的評價(jià)方法和組裝方法是不可能實(shí)現(xiàn)的。
例如，在圖9中，教師發(fā)話人101和兒童受話人102的聲學(xué)環(huán)境創(chuàng)造如下對于兒童受話人的右耳和左耳來說，直射聲學(xué)路徑PR1和PL1，以及反射路徑PR2和PL2是由以前從兒童測得的傳遞函數(shù)經(jīng)過內(nèi)推而得到的傳遞函數(shù)來表示的。
圖9的現(xiàn)實(shí)聲學(xué)環(huán)境如圖10所示，在圖10中，表示教師發(fā)話人的語言的數(shù)字聲頻案卷107是從系統(tǒng)儲(chǔ)存器106中檢索出來的，并由數(shù)字信號處理器114經(jīng)過數(shù)字處理。數(shù)字信號處理器完成信號處理Hua(PR1，jw)108，Hua(PL1，jw)110，Hua(PR2，jw)109以及Hua(PL2，jw)111，它們分別代表路徑PR1，PL1，PR2以及PL2。對于右側(cè)和左側(cè)ICP接收器119/120來說，右耳和左耳路徑處理是分別在累加節(jié)點(diǎn)112和113處進(jìn)行累加，然后又用逆?zhèn)鬟f函數(shù)1/Hicp-rec-Rt(jw)(116)和1/Hicp-rec-Lt(jw)(104)作進(jìn)一步的處理。
有了逆?zhèn)鬟f函數(shù)，就可以取消傳遞聲音時(shí)出現(xiàn)在ICP接收器和耳道剩余音量之間的聲傳遞函數(shù)。經(jīng)過處理的右側(cè)信號和左側(cè)信號然后就通過數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器115轉(zhuǎn)變成模擬信號，接著通過聽力測試接口電路117通向右側(cè)ICP和左側(cè)ICP。將聲頻圖像投射給處于三維空間中某個(gè)特定點(diǎn)的收聽人，例如將教師發(fā)話人的語言發(fā)送給兒童受話人的這種處理過程被稱之為空間化。
令一方法是利用通過進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師的傳聲器以進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師所發(fā)的活語頻信號，取代數(shù)字音頻數(shù)據(jù)。達(dá)到空間化，這些活語頻信號可以傳送給戴有一對ICP(內(nèi)耳道假體)的收聽人?？臻g化聲源的虛擬位置和音量是由本發(fā)明的虛擬聽力計(jì)系統(tǒng)來控制的，下面將作更詳細(xì)的解釋。
線性非時(shí)變系統(tǒng)的傳遞函數(shù)測量值，例如傳遞函數(shù)Hua(Pn，jw)，Hfp(Pn，jw)，Hicp-rec(jw)，Hicp-mic(jw)以及Hicp-fb(jw)都典型地使用離散或掃掠純音聲刺激信號。其他刺激信號包括語頻噪聲、白色噪聲和其他語言樣噪聲信號。也使用了偽隨機(jī)噪聲序列和其他信號，以減少為計(jì)算傳遞函數(shù)所需的時(shí)間。計(jì)算方法包括“快速傅里葉變換法”(FFT)、“最長序列法”(MSL)以及“延時(shí)頻譜測定法”(TDS)(參見Rife，D.，Vanderkooy，J.所著“具有最長序列的傳遞函數(shù)測量”，《聲頻工程學(xué)會(huì)雜志》，第37卷，第6期，1989年6月，第418-442頁)。MSL和TDS測量的優(yōu)點(diǎn)包括減少室內(nèi)反射效應(yīng)對傳遞函數(shù)造成的影響。本發(fā)明所用的已測定傳遞函數(shù)的一個(gè)重要分量是直射路徑傳遞函數(shù)。
在本發(fā)明的最佳實(shí)施例中，當(dāng)VEA系統(tǒng)第一次裝用在它的臨床裝置中時(shí)，VEA系統(tǒng)的探針傳聲器是在頭部基準(zhǔn)點(diǎn)處加以校準(zhǔn)的。儲(chǔ)存在系統(tǒng)存儲(chǔ)器中的這些校準(zhǔn)數(shù)據(jù)事后在進(jìn)行傳遞函數(shù)測量時(shí)被利用了，以校正所使用的每只探針傳聲器的獨(dú)特的頻率反應(yīng)特性以及室內(nèi)聲學(xué)的獨(dú)特特性。圖11是表示代表適合淺耳道放置用的內(nèi)耳道假體-耳內(nèi)型(ICP-ITE)助聽器的內(nèi)耳道假體(ICP)的局部剖視圖；圖12是表示代表深耳道放置用的內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)助聽器的內(nèi)耳道假體(ICP)的局部剖視圖；圖13是表示內(nèi)耳道假體(ICP)面板端的透視圖，其中包括面板探針管的支架和探針管的放置位置；圖14是表示對應(yīng)于兩部分內(nèi)耳道假體(ICP)結(jié)構(gòu)的內(nèi)耳道假體(ICP)芯模件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖15是表示用于內(nèi)耳道假體-耳內(nèi)型(ICP-ITE)助聽器的可調(diào)節(jié)通氣插頭的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖16是表示用于兩部分內(nèi)耳道假體(ICP)結(jié)構(gòu)的內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖17是表示完整兩部分內(nèi)耳道假體-耳道內(nèi)型(ICP-ITC)組件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖18是表示具有一可編程序通氣口的內(nèi)耳道假體(ICP)的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖19是表示對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合法，其中包括借助磁性吸引法達(dá)到直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖20是表示對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合，其中包括借助聲學(xué)耦合器法達(dá)到直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖21是表示對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合法，其中包括一程序和聲學(xué)耦合接口的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖22是表示借助一聲學(xué)耦合器尖對應(yīng)于內(nèi)耳道假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D，以上均根據(jù)本發(fā)明。
在以上的各圖中，那些與本發(fā)明的各種實(shí)施例所共同的元件都有一個(gè)共同的標(biāo)號。例如，圖11和圖12的內(nèi)耳道假體(ICP)都有一個(gè)接收器136，而圖11實(shí)施例中的殼體129是不同于圖12實(shí)施例的殼體152的。
圖11至圖22所示的內(nèi)耳道假體(ICP)主要是由接收器136、接收器端口199、插在探針管道134內(nèi)的探針管133、插在通氣道130內(nèi)的通氣插頭128、探針傳聲器131、面板122以及用撓性材料，例如用丙稀做的殼體。內(nèi)耳道假體(ICP)的設(shè)計(jì)一般能再現(xiàn)所需類型的助聽器的物理和電聲特性，但信號處理和產(chǎn)生是例外，它們是由計(jì)算機(jī)化虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)的聲頻合成器控制板來進(jìn)行操作。圖11和圖12表示耳內(nèi)型(ITE)和耳道內(nèi)型(ITC)內(nèi)耳道假體(ICP)，它們分別代表淺耳道和深耳道放置用的助聽器。
本發(fā)明最佳實(shí)施例所用的接收器136選用伊利諾斯州伊塔斯卡市Knowles公司制造的接收器，這是考慮到它的聲學(xué)特性，其與商用助聽器所用接收器的聲學(xué)特性相類似，同樣，也是因?yàn)榭紤]到它非常低的噪聲輸出特性。來自模擬助聽器接收器的ICP接收器變量是儲(chǔ)存在VEA系統(tǒng)的存儲(chǔ)器中，以作為一個(gè)校正傳遞函數(shù)，可在各種模擬處理過程中使用。探針管133，最好是用硅橡膠材料制造，且其直徑約為1毫米，它是插在ICP的探針管道134內(nèi)，正如圖11至圖22所示。
最好留有通氣道130，以達(dá)到ICP-ITC型的壓力平衡，該型具有深耳道插入深度(參見圖12和圖17)，也可以容納通氣插頭，以適應(yīng)ICP-ITE型，該型則具有淺耳道插入深度(參見圖11和圖15)。在ICP-ITE型中，通氣道可允許將各種通氣插頭插入通氣道，以取得所要求的自然位置的聲學(xué)特性。例如，一個(gè)直徑相當(dāng)大的通氣插頭可以用來減小吸附效應(yīng)，這種效應(yīng)是因?yàn)樘岣邆€(gè)人本身的話頻感知量而造成的。另方面，較小直徑的通氣插頭可以用來消除來自接收器的通過通氣插頭的聲泄漏。微型連接器插座138和連接器插頭123通過電氣方式借助所附的連接器多芯導(dǎo)線125將ICP連接到VEA系統(tǒng)。
VEA系統(tǒng)與探針傳聲器系統(tǒng)一起可以允許進(jìn)行吸附效應(yīng)與ICP和通氣類型之間關(guān)系的測定，下面將作進(jìn)一步解釋。ICP也包含兩個(gè)探針管支架124和一個(gè)用于安置探針管的安置柄126，正如圖11、圖12和圖17所示。圖13表示面板122的更詳細(xì)的圖解，其中包括面板管支架124。在該圖中，還示出了ICP/ITC套管156以及助聽器傳聲器的位置132。當(dāng)測定聲泄漏反饋和面板傳遞函數(shù)時(shí)，需使用這種結(jié)構(gòu)。
ICP殼體(參見圖11的標(biāo)號129以及圖12的標(biāo)號152)最好是用具有聲緩沖效應(yīng)的柔軟而富有撓性的材料制造，以提供舒適性和聲密封性。ICP有幾種類型可以適應(yīng)各種耳道大小尺寸。例如，小殼體型更適用于兒童，而較大型則適用于具有大耳道的成年人。圖11和圖12所示的ICP最好是一次性的，以避免由有耳道感染的人所引起的污染。
本發(fā)明的另一種可供選擇的實(shí)施例提出了一種兩部分的ICP結(jié)構(gòu)，正如圖14至圖17所示。核心部分169(參見圖14)是插在各種可處理的套管177中，正如圖15和圖16所示。這種選擇為圖11至圖13所示的結(jié)構(gòu)提供了一種經(jīng)濟(jì)的可供選擇的方案，因?yàn)橹挥刑坠懿糠质且淮涡缘?。核心部?69是包在一種保護(hù)材料中的，最好這種材料是具有半撓性的特性。可以使用一種去耦電容器，以濾去那些造成可聞噪聲的額外的電磁信號。
圖15和圖16所示的套管部分是典型地用撓性材料，例如用柔軟的丙稀做成的，這樣，ICP就可以舒適地與各種形狀和大小的耳朵匹配。圖16所示的套管適合于深耳道插入，代表了ITC和CIC助聽器類型。此外，在圖16中還顯示了一種聲緩沖系統(tǒng)186，它提供了一種聲密封，同時(shí)ICP是插在耳道內(nèi)的。
圖15顯示了一種適合淺耳道插入的ICP套管，代表了ITE助聽器類型。ICP核心是插在任何ICP的套管腔179內(nèi)，其中包括圖15和圖16所示的ICP。由進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師所選定的ICP套管的具體尺寸取決于所進(jìn)行的試驗(yàn)、個(gè)人的耳道大小尺寸以及助聽器的模擬要求。圖17示出了核心ICP和ICP套管的組合部分的實(shí)例，它代表了ICP-ITC組合。
圖18顯示了通氣機(jī)構(gòu)的一個(gè)變型，其中通氣口是以電子方式進(jìn)行控制和調(diào)節(jié)的(參見Zdeblick，K.所著“一種用于微型結(jié)構(gòu)的革命性調(diào)節(jié)器”，《傳感器雜志》，1993年版)。這是通過使用可編程序微型閥193(例如NO-300型微型閥，由加利福尼亞州紅木市Redwood微型系統(tǒng)公司制造)來實(shí)現(xiàn)的，該微型閥包括一個(gè)硅隔膜194，其作用是通過微型閥端口195來調(diào)節(jié)附在通氣道197上的通氣口的大小尺寸。典型的通氣口大小尺寸的范圍是介于0.032毫米和1.5毫米之間，這取決于由虛擬電聲聽力計(jì)模件所提供的電壓電平，以反應(yīng)進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師的測試選擇的需要。
ICP也以一種嶄新的方式使用，可以測試一種新型助聽器，這種助聽器經(jīng)過改型，可以適應(yīng)與ICP相接，如圖19至圖22所示。本發(fā)明的ICP不同于常用的助聽器和輔助聽覺評價(jià)方法，這些方法均典型地使用遙控定位揚(yáng)聲器，將聲信號傳送到助聽器傳聲器內(nèi)，而本發(fā)明的ICP則直接地將聲信號發(fā)送給助聽器214的傳聲器211。本發(fā)明的聲耦合跨越了最小的距離，典型地小于15毫米。
圖19和圖21顯示了本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例，在該實(shí)施例中，聲耦合是借助一種磁性吸引法來實(shí)現(xiàn)的。在這種方法中，ICP接收器136是借助介于ICP接收器端的磁盤206和靠近助聽器傳聲器端口210的另一個(gè)磁盤209之間的磁性吸引而耦合于助聽器傳聲器211，其是助聽器214的面板218的一部分，正如圖19所示。密封環(huán)205提供聲密封，以便最大限度地減少耦合中的損漏。此外，還備有一個(gè)助聽器電池盒221、一個(gè)助聽器音量控制裝置219、一個(gè)助聽器電路212以及一個(gè)助聽器通氣道217，它們?nèi)看砹酥犉鞯某Ｓ貌考?br> 此外，圖21所示的本發(fā)明的實(shí)施例提供了一個(gè)可編程序助聽器電路253，它允許借助通過一個(gè)可編程序多芯導(dǎo)線257從VEA系統(tǒng)發(fā)來的控制信號進(jìn)行動(dòng)態(tài)ITE測試。圖21所示為一個(gè)電可編程序助聽器，其有一條可編程序多芯導(dǎo)線257，將助聽器電路連接于本發(fā)明的VEA系統(tǒng)。這些助聽器包含可編程序或可調(diào)節(jié)的電路，典型地通過電信號。所示的面板處的程序接口是與電池盒連通，該電池盒適應(yīng)于將程序電信號發(fā)送給助聽器電路。這種程序信號和接口方法是助聽器模型所獨(dú)有的，而該助聽器模型則是按所用助聽器電路的規(guī)范而提供的。這些程序信號和接口方法對于熟悉助聽器設(shè)計(jì)技術(shù)的人員來說，是不言而喻的。目前市場上買得到的其它可編程序助聽器利用超聲或紅外信號，且在助聽器內(nèi)配有合適的信號接口電路。
一種可供選擇的聲耦合方法通過聲耦合器243，將ICP接收器136耦合于助聽器傳聲器211，正如圖20所示。本發(fā)明所獨(dú)有的擴(kuò)展的傳聲器端口242也可用作一個(gè)把柄，在其正常使用期間，能夠促使助聽器214容易地插入和拉出耳道。
本發(fā)明的另一實(shí)施例，如圖22所示，采用一聲耦合器290，適于插入到助聽器214的傳聲器端口299。傳聲器端口299凹進(jìn)，以容納聲耦合器端口291。
另一種聲耦合方法(未示出)采用吸杯環(huán)以把ICP接收器耦合連接到已有的傳統(tǒng)助聽器上，后者不具有專門的接口部件。
本發(fā)明的直接聲耦合的主要優(yōu)點(diǎn)是，在調(diào)整或評估助聽器時(shí)，提高了助聽器傳聲器的信噪比。這主要是由使助聽器的傳聲器經(jīng)其與ICP耦合而與室內(nèi)環(huán)境噪聲聲學(xué)隔離來實(shí)現(xiàn)的。
本發(fā)明的助聽器還采用了一種探針管道，以允許通過如圖19-22所示探針測量系統(tǒng)進(jìn)行針插管插入和以后進(jìn)行耳道內(nèi)聲學(xué)測量。傳統(tǒng)的助聽器耳道內(nèi)測量方法涉及將探針置放在助聽器下的位置，這使探針受到擠壓影響，從而影響測量的準(zhǔn)確性。而且，將探針管置于助聽器下會(huì)形成一聲學(xué)泄漏通道，由此引起振蕩反饋。本發(fā)明的探針管道還提供了當(dāng)助聽器置于耳道中時(shí)推進(jìn)探針的改進(jìn)方法。
圖23中所示這些階段的次序代表本發(fā)明的系統(tǒng)特有的一種典型組裝匹配過程。本發(fā)明最佳實(shí)施例的虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)提供的組裝匹配過程在5個(gè)階段中實(shí)現(xiàn)(1)基準(zhǔn)測量264，(2)非輔助聽力評價(jià)265，(3)預(yù)計(jì)輔助評價(jià)266，(4)模擬輔助評價(jià)267，以及(5)輔助評價(jià)268。但是，各個(gè)階段或各階段的組成可個(gè)別地，或按適合于做聽力評價(jià)的個(gè)人的其他次序進(jìn)行管理。每一處理過程在一圖形模件中實(shí)現(xiàn)，如圖24-28所示。
第一階段，即基準(zhǔn)測量，由基準(zhǔn)測量模件(圖24)實(shí)現(xiàn)，其包含一基準(zhǔn)測量窗口(圖24中表示為打開的)和一信號模式窗口(圖24中表示為圖標(biāo))，基準(zhǔn)測量窗口允許測量各種傳送函數(shù)，其用于以后的整個(gè)組裝匹配過程。
上述非輔助傳送函數(shù)Hua(Pn，jw)是在選擇3D-REUR(3維真耳非輔助反應(yīng))選項(xiàng)時(shí)測量的。從前(正面揚(yáng)聲器1號)或后(背面揚(yáng)聲器1號)方向，根據(jù)所選的前/后選項(xiàng)來得到測量。依照橫向/前后向選項(xiàng)，可以把右耳和左耳傳送函數(shù)的圖顯示在橫向或前后向的平面上。圖24表示橫向平面上一組8對Hua(Pn，jw)的傳送函數(shù)。通過使個(gè)人處于揚(yáng)聲器列陣(如上所述)中間，并把右探針管和左探針管置于其各自未閉塞的耳道中來進(jìn)行測量。
本發(fā)明另一新特征是測量和量化模擬助聽器閉塞效應(yīng)的能力，以及經(jīng)組裝匹配的助聽器的能力。但是，在進(jìn)行閉塞測量之前，必須進(jìn)行未閉塞耳道的基準(zhǔn)測量。這一程序，簡而言之，是要求個(gè)人發(fā)出一個(gè)元音，最好是低頻大聲的元音，如“ee”。用位于鼓膜下的探針器進(jìn)行測量，這一閉塞效應(yīng)基準(zhǔn)測量值，即未閉塞的，被保存起來，用于閉塞效應(yīng)測量，后者用ICP或助聽器在耳道閉塞時(shí)測量，下面將加以說明。閉塞效應(yīng)基準(zhǔn)測量，是在選擇閉塞基準(zhǔn)選項(xiàng)時(shí)進(jìn)行。
在選擇面板反應(yīng)選項(xiàng)時(shí)，進(jìn)行面板傳送函數(shù)Hfp(Pn，jw)(圖未示出)的測量。ICP置于耳內(nèi)，探針管末端位于面板的傳聲器位置132，如圖13所示。
當(dāng)選擇ICP校準(zhǔn)選項(xiàng)時(shí)，測量Hicp-rec(jw)ICP接收器對真耳傳送函數(shù)。這要求探針管插入ICP的探針管道，并且探針管末端靠近鼓膜。
在進(jìn)行各種反應(yīng)和校準(zhǔn)測量期間，為便于使探針置于耳道的適當(dāng)位置，采用了一種新方法來優(yōu)化這種探針管在耳道內(nèi)的定位，并且特別地使因來自鼓膜的聲波反射而出現(xiàn)在耳道內(nèi)的駐波效應(yīng)為最小。與頻率有關(guān)的駐波圖形非常有特點(diǎn)，這對熟悉聲學(xué)領(lǐng)域尤其是對熟悉真耳聲學(xué)測量領(lǐng)域的人來說，是眾所周知的。本發(fā)明的新方法涉及發(fā)出一種雙音調(diào)聲音，其一為1千赫至5千赫范圍的低頻，其二在15千赫至20千赫范圍內(nèi)。音調(diào)信號經(jīng)揚(yáng)聲器或ICP接收器傳送，對該音調(diào)信號作出的聲學(xué)反應(yīng)，根據(jù)測量的不同，用傳聲器探針系統(tǒng)連續(xù)進(jìn)行測量，并顯示在監(jiān)視器上，如圖30-32所示。
圖29表示個(gè)人的一只耳朵對每一音調(diào)所作出的聲學(xué)反應(yīng)圖，表示隨著探針接近鼓膜時(shí)在低頻反應(yīng)中的特性上升和在高頻反應(yīng)中的下降。對于15千赫音調(diào)，下降出現(xiàn)在離鼓膜約5毫米處。在探針管插入期間監(jiān)視有關(guān)的反應(yīng)特性提供了一種視覺計(jì)算機(jī)輔助方法，用以指出探針的適當(dāng)位置，如圖30-32的頻譜圖所示。該過程的結(jié)果表明，通常有一足夠大的下降，典型地超過15分貝，如圖31所示，隨后是在高頻反應(yīng)，即第二音調(diào)反應(yīng)時(shí)出現(xiàn)明顯的上升。
隨著探針管插入接近鼓膜，低頻即第二音調(diào)反應(yīng)僅顯示出少量增加，在3分貝之內(nèi)，盡管探針尖到鼓膜的距離估計(jì)在這一過程中是可能的，但該過程的目的是使探針管定位到使傳送函數(shù)測量期間測量頻率處出現(xiàn)的駐波為最小。例如，若希望非輔助反應(yīng)測量值達(dá)到6千赫，則推進(jìn)探針直到檢測到15千赫反應(yīng)中的一個(gè)下凹，確保測量誤差不超過6千赫處的2.5分貝，通過對第二音調(diào)選擇一較高頻率，可改進(jìn)精度，盡管這會(huì)增加探針推進(jìn)太遠(yuǎn)而導(dǎo)致碰到鼓膜表面的可能，通常是安全的但會(huì)有不舒服。
音調(diào)的其他組合，包括單個(gè)、三個(gè)、復(fù)合和其他信號，也能夠用于實(shí)現(xiàn)上述過程，即連續(xù)地測量對各種聲學(xué)模擬的反應(yīng)和檢測探針推進(jìn)時(shí)合適的停止點(diǎn)，幾乎不涉及探針與耳膜的距離，合適的探針位置下面稱為探針基準(zhǔn)點(diǎn)。
第二階段，即非輔助評價(jià)，由一非輔助評價(jià)模件實(shí)現(xiàn)，如圖25所示，其構(gòu)成一非輔助分析窗口，如圖中打開那樣；一空間窗口，也如圖中打開那樣；一信號模式窗口，如圖中圖標(biāo)化那樣；一聽力評價(jià)窗口，也如圖中圖標(biāo)那樣。
非輔助分析窗口允許進(jìn)行各種耳道內(nèi)測量和顯示耳道中插入ICP時(shí)的非輔助條件的聽覺評價(jià)。測量值和圖包括聽力圖譜、失真、時(shí)間分析、頻譜和2-CC曲線。聲刺激、測量方法和這些測試的有關(guān)圖表，對聲學(xué)和信號分析領(lǐng)域內(nèi)的技術(shù)人員來說是熟知的。但是可聞度頻譜圖是本發(fā)明特有的新特點(diǎn)，如下面所述。
可聞度頻譜圖是一種頻譜圖，表示與個(gè)人聽覺斷面圖有關(guān)的信號的可聞度和聲信號的主要可聞度特征?？陕劧阮l譜圖基本上是一三維矩陣，由反映信號動(dòng)態(tài)(隨時(shí)間)和臨界可聞度區(qū)域(CAR)對頻率的二維圖表示，如圖25所示。CAR表示為外輪廓，對從信號模式窗口中選出的每一信號段是特定的。語言段的CAR由臨界聲音特征確定，如元音中顯著格式的能量、語音中基本頻率的能量、非周期頻率聲音的能量以及根據(jù)選定信號模式的其他已知影響可懂度、測定或辨別的特征。
通過把被分析信號的頻譜圖與定義的CAR結(jié)合來得到可聞度頻譜圖，探針測得的頻譜圖被計(jì)算和與在CAR測得的個(gè)人聽覺斷面圖比較。測得的頻譜值在個(gè)人聽覺閥值以下部分規(guī)定為閥值下(B-閥值)值，其限定了外輪廓區(qū)，而測得的頻譜值在CAR的聽覺閥值以上的值則規(guī)定為閥值上(A-閥值)值，其限定了閥值下區(qū)內(nèi)的一個(gè)區(qū)域，測得的頻譜值超過個(gè)人不舒服的響度級(UCL)以上的值規(guī)定為不舒服以上響度級(A-UCL)值，其形成最內(nèi)的輪廓區(qū)。
所產(chǎn)生的色彩編碼圖典型地形成語言信號的輪廓。但是，任何類型的聲信號可以指定為CAR和一對應(yīng)的可聞度頻譜，根據(jù)個(gè)人測得的聽覺斷面圖來作出?？陕劧阮l譜圖的目的是提供表示動(dòng)態(tài)接收聲信號的可聞度的快速圖形表示方法，通過考慮個(gè)人聽覺斷面圖和信號模型的主要可聞度特征來作出。該圖對預(yù)測輔助、模擬輔助和輔助評價(jià)期間的助聽器組裝匹配優(yōu)化過程特別重要。
空間化窗口允許選擇信號表示模式，可以是空間化模式或顱內(nèi)模式。空間化模式，按照頭部、聲源、背景和邊界的選定的空間關(guān)系，通過插入的ICP，將選擇的聲源和背景信號傳送給雙耳，如圖25所示。空間關(guān)系包括聲源與頭部基準(zhǔn)點(diǎn)之間的距離(d)、方位角(θ)和仰角(α)。
各種個(gè)人和校準(zhǔn)傳送函數(shù)被用來合成具有逼真聽覺效果的聲信號。信號源和相應(yīng)的電平從信號模式窗口中選出(未示出)。另一方面，顱內(nèi)模式則提供傳統(tǒng)的聲音表示方法，此時(shí)被選出的信號和相應(yīng)的電平?jīng)]有采用空間化的方法而傳送到一個(gè)或兩個(gè)耳朵。
信號模式窗口允許選擇聲源和背景信號及相應(yīng)的電平。聲源選擇可以是純音調(diào)類型、語言、音樂或任何具有聽覺意義的信號。背景信號通常是爭論性的交談、環(huán)境噪聲和其他具有聽覺意義的信號。空間化模式中選擇的信號電平，最好是以分貝聲壓級表示，即從自由場聲源校準(zhǔn)至1米的值。測得的耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)最好是以分貝聲壓級顯示，如探針傳聲器系統(tǒng)測得的那樣。
在顱內(nèi)模式中，聲源和背景信號如用傳統(tǒng)聽力測試法那樣被傳送到右耳、左耳或雙耳。在顱內(nèi)模式中，選擇的信號電平最好是以分貝聲壓級表示。由上述ICP校準(zhǔn)法取得的Hicp-rec(jw)傳送函數(shù)測量值允許按分貝聲壓級選擇電平。而且，由探針傳聲器系統(tǒng)取得的測量值需要時(shí)可以確保探針和ICP在耳道中保持適當(dāng)?shù)奈恢谩?br> 聲源、背景信號類型、電平和空間化模式的具體選擇被規(guī)定為信號模式。系統(tǒng)可選擇、保存和檢索一個(gè)或多個(gè)信號模式，用于展示和分析目的。信號模式可表示任何個(gè)別的或組合的聲信號/情景，包括語言、背景噪聲、音樂、純音調(diào)、掩蔽噪聲，合成信號和其他具有聽覺意義的信號。
圖標(biāo)化表示的聽力測試評價(jià)窗口允許獲取各種傳統(tǒng)的聽力測量值。這包括閥值聽力圖，最舒適電平(MCL)、不舒適響度級(UCL)、語言接受閥值(SRT)，以及其他各種聽力測量值，其對熟悉聲學(xué)領(lǐng)域技術(shù)的人員來說是眾所周知的。但是，不像傳統(tǒng)的聽力計(jì)那樣，在各種聲耦合器中對變換器進(jìn)行校準(zhǔn)并按相對聽覺電平(HL)進(jìn)行測量，推薦的方法是按絕對聲壓級測量耳道中的反應(yīng)。
本發(fā)明的另一特點(diǎn)是與聽力測試信號表示方法有關(guān)。如上所述，從空間化窗口選擇的空間化模式或顱內(nèi)聽力模式不僅影響信號模式窗口選擇的出現(xiàn)，而且也影響聽力測試評價(jià)窗口。例如，標(biāo)準(zhǔn)的聽覺序詞，例如NU-6或W-22，通常用于傳統(tǒng)的語言聽力計(jì)，可表示在傳統(tǒng)的顱內(nèi)模式中，或者是在本發(fā)明特有的空間化模式中。
空間化非輔助評價(jià)的信號處理包括非輔助傳輸函數(shù)Hua(Pn，jw)，是根據(jù)空間化窗口和Hicp-rec(jw)傳輸函數(shù)的選擇，進(jìn)行內(nèi)推而得到的。圖10表示特定的空間化非輔助評價(jià)的信號處理。
第三階段，預(yù)計(jì)輔助評價(jià)，由預(yù)計(jì)輔助評價(jià)模件實(shí)現(xiàn)。該模件如圖26所示，允許進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師選擇一助聽器并預(yù)測其性能，而不涉及聽力受損的個(gè)人。該模件是由打開顯示的助聽選擇/調(diào)節(jié)窗口、打開顯示的預(yù)測分析窗口、圖標(biāo)化的信號模式窗口、圖標(biāo)化的空間化窗口以及聽力測試評價(jià)模件組成。信號模式、空間化和聽力測試評價(jià)窗口基本上與非輔助評價(jià)階段所述相同。
助聽選擇/調(diào)節(jié)窗口允許助聽選擇和其后的調(diào)節(jié)。選擇/調(diào)節(jié)的預(yù)計(jì)結(jié)果表示在鄰近的預(yù)計(jì)分析窗口的選定圖表中。助聽選擇可以是自動(dòng)或手動(dòng)的，取決于所選擇的助聽自動(dòng)/手動(dòng)選項(xiàng)。自動(dòng)選擇涉及根據(jù)選定的組裝匹配算法，以及其他各種由聽力受損人員和進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師選擇的其他參數(shù)，選擇一個(gè)或多個(gè)助聽器。此外，還提供了傳統(tǒng)的組裝匹配公式和方法，例如POGO、Berger和NAL-II。
較好的組裝匹配方法是動(dòng)態(tài)可聞度方法，其中采用一種合理的方法，可以優(yōu)化可聞度頻譜。這對應(yīng)于閥值上(A-閥值)輪廓區(qū)最大化，同時(shí)又對應(yīng)于閥值下(B-閥值)和不舒服響度級(A-UCL)輪廓區(qū)最小的圖。與這些選定特征最匹配的助聽模式自動(dòng)地從系統(tǒng)存儲(chǔ)器中檢索出。
或者，可以從可用模式列表中選擇一種或多種助聽模式來進(jìn)行手動(dòng)選擇。一種助聽模式包含所有用于信號模式的信號處理所必需的電聲參數(shù)。信號處理的結(jié)果用于預(yù)計(jì)分析窗口，用于分析和作圖之目的。選定助聽模式的助聽參數(shù)按照所選的助聽調(diào)節(jié)自動(dòng)/手動(dòng)選項(xiàng)和組裝匹配方式來進(jìn)行自動(dòng)或手動(dòng)調(diào)節(jié)。
助聽器控制參數(shù)集合通常對選定的助聽模式是獨(dú)特的。在圖26所示的作為實(shí)例的窗口中，選擇了助聽模式Digilink100，其控制參數(shù)是音量控制(VC)，低頻截止(LFL)，壓縮閥值曲線(TK)，傳聲器類型(MIC)，接收器類型(REC)和反映插入的ICP通氣開口大小的通氣口大小選擇。若選擇不同的通氣口大小，無論是通過通氣口插入選擇進(jìn)行手動(dòng)方式的選擇或通過可編程序微型閾通氣口選擇進(jìn)行電子方式的選擇，最好是測量新的Hicp-spkr(jw)傳送函數(shù)，以改善分析精度。
如上所述，預(yù)計(jì)分析窗口與非輔助分析窗口基本相同，只是信號處理模式包括測定的面板傳送函數(shù)Hfp(Pn，jw)(圖33中的標(biāo)號292，293)，助聽器傳送函數(shù)Hha(jw)(圖33中的標(biāo)號294)，以及對應(yīng)于輔助耳朵的經(jīng)測定的ICP接收器與真耳的Hicp-rec(jw)傳送函數(shù)(圖33中的標(biāo)號295)。助聽器Hha(jw)傳送函數(shù)典型地是非線性的，并依所選的助聽器變化。整個(gè)助聽器傳送函數(shù)Hha-t(jw)典型地包括傳聲器傳送函數(shù)Hmic(jw)、助聽器電路傳送函數(shù)Hha-rec(jw)和接收器傳送函數(shù)Hha-rec(jw)。傳送函數(shù)Hha(jw)與傳送函數(shù)Hha-t(jw)的不同之處在于，前者不包括助聽接收器(傳送函數(shù))，相反，包括一接收器校正傳送函數(shù)Hrec-corr(jw)，以確定預(yù)計(jì)的助聽接收器與ICP接收器之間的差異。該校正傳送函數(shù)Hrec-corr(jw)通常為線性傳送函數(shù)，并由VEA系統(tǒng)提供。
圖33表示一輔助右耳的預(yù)計(jì)輔助分析過程和一兒童受話人/教師發(fā)話人方案的非輔助左耳的預(yù)計(jì)輔助分析過程。數(shù)字信號的處理結(jié)果存儲(chǔ)在系統(tǒng)存儲(chǔ)器106中，用于分析和顯示。
系統(tǒng)存儲(chǔ)器中預(yù)測數(shù)據(jù)的分析包括如上所述的可聞度分析。圖表包括一可聞度頻譜圖，其表示關(guān)于臨界可聞度區(qū)域(RA)的閥值下、閥值上和上UCL的可聞度輪廓。圖26表示與圖25中非輔助情況相比，在預(yù)計(jì)的輔助情況下改善的可聞度，即增加的閥值上輪廓區(qū)。
本發(fā)明特有的另一種預(yù)計(jì)測量值是因ICP插入到耳道中而引起的閉塞效應(yīng)，其特點(diǎn)是個(gè)人自身語音的感知放大。本發(fā)明提供了一種測量方法，主觀或客觀地測量閉塞效應(yīng)的大小。主觀方法是要求戴著ICP的個(gè)人評價(jià)其講話時(shí)的語音。若反應(yīng)是聽力受損的志愿者感覺不愉快，則會(huì)考慮換一種代表不同助聽器的ICP。
客觀方法涉及在閉塞的耳道中由探針系統(tǒng)測得的反應(yīng)，以及減去閉塞效應(yīng)的基準(zhǔn)測量值，即未閉塞的耳道測量值，如上所述。
耳道外的患者傳聲器57通常用來記錄閉塞效應(yīng)測量期間個(gè)人自己的語音，以確保在未閉塞和閉塞耳道測量期間恒定的電平強(qiáng)度(參見Mueller，H.G.，Hawkins，D.B.，Northern，J.L.等人所著的《探針傳聲器測量助聽器選擇和評估》，1992年，第221-224頁)。本發(fā)明的特點(diǎn)不僅消除了對語音強(qiáng)度不變的要求，而且也不需要恒定的語音頻譜特征。這是由按照個(gè)人自身語音頻譜特征的差異調(diào)整計(jì)算出的閉塞效應(yīng)測量值來完成的。
如聽覺學(xué)業(yè)內(nèi)人士所知，助聽器深插入耳可以大大減小閉塞效應(yīng)，特別是在125赫至1000赫的低頻范圍內(nèi)，所以較小的ICP，代表較小的模擬助聽器，可用于以后的評價(jià)階段。
由兩種ICP，即ICP-ITC和ICP-ITE產(chǎn)生的閉塞效應(yīng)如圖27中的曲線所示。該曲線表示對于某個(gè)人ICP-ITE與ICP-ICP對比的顯著閉塞效應(yīng)。這是可以預(yù)料的，因?yàn)镮CP-ITE產(chǎn)生更大的殘留體積，已知閉塞效應(yīng)與之成正比。
探針基準(zhǔn)點(diǎn)處進(jìn)行的ICP測量的優(yōu)點(diǎn)是，取得的所有測量值是與所選的ICP或其在耳道中的位置無關(guān)。但是，為使個(gè)人聽到精確的空間化的聲音，無論何時(shí)選擇一新的ICP并插入到耳道時(shí)，都需要Hicp-rec(jw)傳送測量值。
本發(fā)明特有的另一測量是，測量ICP接收器模擬助聽器接收器的聲泄漏所引起的聲反饋，其泄漏到模擬助聽器面板的ICP面板。傳送函數(shù)Hicp-fb(jw)(圖37中的標(biāo)號是338)，例如振幅和相位反應(yīng)，如上所述，在面板處測量。從ICP探針管道移去探針管產(chǎn)生的開口最好在進(jìn)行反饋測量期間被塞住，以排除因探針管道造成的聲學(xué)泄漏。
反饋傳送函數(shù)的一個(gè)主要用途是模擬和預(yù)測模擬助聽器的振蕩反饋。這種不希望有的振蕩反饋以嘯叫聲表現(xiàn)，這會(huì)干擾助聽器的正常工作。具有選擇設(shè)置的模擬助聽器的振蕩反饋的預(yù)測和模擬是通過與ICP反饋傳送函數(shù)Hicp-fb(jw)337相結(jié)合來完成的，如圖37所示。
對于戴ICP的人來說，可經(jīng)ICP接收器聽到振蕩反饋。振蕩反饋也可經(jīng)與VEA系統(tǒng)相連的ICP傳聲器系統(tǒng)測量到。該特征允許進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師調(diào)整模擬助聽器的設(shè)定，特別是調(diào)整增益、頻率反應(yīng)和通氣口大小，這樣可使振蕩反饋減少到最小或消除。同樣，VEA系統(tǒng)可用于自動(dòng)選擇替換的助聽器或替換的助聽器參數(shù)集合，這樣可使振蕩反饋減少到最小或消除。
預(yù)計(jì)的輔助分析窗口也包括其他分析和相應(yīng)的曲線，如聽力圖、失真圖、時(shí)序分析圖、頻譜、2-CC曲線圖。這些是聽覺科技領(lǐng)域中技術(shù)人員所熟知的標(biāo)準(zhǔn)測量值和曲線圖。2-CC耦合器曲線，涉及采用真耳-2CC耦合器轉(zhuǎn)換公式將測得的耳道內(nèi)反應(yīng)轉(zhuǎn)變成標(biāo)準(zhǔn)2-CC耦合器曲線。標(biāo)準(zhǔn)信號模式，如純音調(diào)，典型地涉及2-CC耦合器測量值(參見《助聽器特性規(guī)范》，ANSI-S3.22-1987，美國國家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。其他設(shè)想的并在本發(fā)明范圍內(nèi)的評估方法包括用于非輔助、預(yù)計(jì)輔助，模擬輔助和輔助條件下的清晰度指數(shù)(AI)測量。
預(yù)計(jì)輔助模件的一個(gè)目的是按照選定的信號模式、選定的助聽參數(shù)集合和個(gè)人聽覺斷面圖，客觀地預(yù)測選定的助聽器的性能，而不涉及聽力受損的個(gè)人。
第四階段，模擬輔助評價(jià)，是由模擬輔助評價(jià)模件來實(shí)現(xiàn)，如圖27所示。該模件允許操作者選擇和優(yōu)化一個(gè)或多個(gè)助聽器并模擬其可聞的聲音特征。該模件是由表示為打開的助聽模擬窗口、表示為打開的模擬輔助分析窗口、圖標(biāo)化的信號模式窗口、圖標(biāo)化的空間化窗口以及圖標(biāo)化的聽力測試評價(jià)窗口組成。信號模式、空間化和聽力測試評價(jià)窗口基本上與上面敘述的相同。模擬輔助窗口基本上與預(yù)計(jì)輔助評價(jià)模件的助聽選擇/調(diào)節(jié)窗口相同。同樣，模擬輔助分析窗口基本上與預(yù)計(jì)分析窗口相同。
模擬輔助評價(jià)模件的主要差別在于，模件能夠合成模擬輔助條件并能向聽力受損的個(gè)人提供可聽得到的結(jié)果。另一個(gè)顯著差別是，分析是由基于測量的模件而非預(yù)測的數(shù)據(jù)完成的。測得的反應(yīng)是通過傳聲器探針測量系統(tǒng)得到的，而探針尖置于探針基準(zhǔn)點(diǎn)，如上所述。
圖34所示為模擬輔助信號處理的一個(gè)實(shí)例，其涉及包括HRec-corr(jw)的聽力傳送函數(shù)Hha(jw)，以及面板傳送函數(shù)Hfp(Pn，jw)，用于模擬助聽的耳朵。處理結(jié)果經(jīng)數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器115轉(zhuǎn)換成模擬信號，并分別傳遞到插在個(gè)人耳道中的左、右ICP119和120。
若預(yù)計(jì)的助聽器的傳聲器是屬于方向性這類的，則采用代表其方向特性的單獨(dú)的傳聲器傳送函數(shù)，如圖35所示。數(shù)字聲音文件107從系統(tǒng)存儲(chǔ)器106中檢索出，并用面板傳送函數(shù)Hfp(P1，jw)(圖35中的標(biāo)號310)和Hfp(P2，jw)(圖35中的標(biāo)號312)進(jìn)行處理，這里P1和P2代表三維空間中的兩點(diǎn)。從P1和P2開始的信號路徑可分別代表直射路徑和主要反射路徑。第二反射路徑P3，P4…，Pn(未示出)可同樣表示在數(shù)字信號處理中。
每一面板傳送函數(shù)步驟的結(jié)果，進(jìn)一步用每一信號路徑從點(diǎn)P1，P2…Pn對應(yīng)的傳聲器傳送函數(shù)318、320進(jìn)行處理。這些結(jié)果被相加(326)，并由助聽器電路傳送函數(shù)Hha-cir(jw)322、HRec-corr(jw)324進(jìn)行處理，如圖35所示。然后，產(chǎn)生的經(jīng)數(shù)字處理的信號經(jīng)數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器115轉(zhuǎn)換成模擬信號，并通過聽力測試變換器接口117送到耳道內(nèi)適當(dāng)?shù)腎CP。
模擬輔助分析窗口包括測量值以及聽力圖、失真圖、時(shí)序分析圖、頻譜、可聞度頻譜、2-CC曲線、閉塞效應(yīng)和反饋分析的相應(yīng)曲線圖。這些測量與上面所述的預(yù)計(jì)分析窗口的測量基本相同。這一過程根據(jù)系統(tǒng)的能力計(jì)算助聽器處方，后者基于選定的組裝匹配法則公式/理論。選定的助聽器可進(jìn)行調(diào)節(jié)，產(chǎn)生的結(jié)果在有無聽力受損者參與的情況下均可進(jìn)行分析和作圖。
模擬輔助模件的目的是，按照測得的耳道內(nèi)探針反應(yīng)，主觀或客觀地優(yōu)化選定的助聽器的性能，這些反應(yīng)以選定的信號模式、助聽器參數(shù)集合、個(gè)人測得的聽覺斷面圖和對出現(xiàn)的可聞信號作為其函數(shù)。
本發(fā)明獨(dú)有的一個(gè)特點(diǎn)是能夠計(jì)算模擬單耳或雙耳助聽系統(tǒng)的特性，這種助聽系統(tǒng)為聽力受損者產(chǎn)生自然的聲音感覺和改善聲音的局域化能力。這是由選擇一模擬輔助傳送函數(shù)來完成的，其與面板傳送函數(shù)一起產(chǎn)生一組合的傳送函數(shù)，后者與每一耳朵的非輔助傳送函數(shù)匹配。這種匹配要求典型地涉及頻率和相位反應(yīng)。但是，振幅反應(yīng)預(yù)期會(huì)改變，因?yàn)榇蠖鄶?shù)聽力受損者要求增大振幅，以補(bǔ)償其聽力損失。
一旦通過VEA系統(tǒng)模擬完成助聽器選擇和優(yōu)化過程，則模擬助聽器的特性就可轉(zhuǎn)換成助聽器規(guī)格，用于制造/組裝。制造規(guī)格包括由VEA系統(tǒng)模擬的助聽器元件，包括傳聲器和接收器；按選定的ICP的助聽器形狀和尺寸；助聽器電路塊和電路元件；助聽器參數(shù)設(shè)置；以及通氣開口類型/大小。VEA系統(tǒng)的一個(gè)目的是為制造者/組裝者提供詳細(xì)的規(guī)格，用以制造/裝配與最佳模擬助聽器非常一致的單耳或雙耳匹配的助聽系統(tǒng)。實(shí)際助聽器的訂購?fù)ㄟ^圖27中所示的訂購單進(jìn)行，其提供了印出的詳細(xì)的助聽器規(guī)格。
過程的最后步驟，即輔助評價(jià)，是由圖28中所示的輔助評價(jià)模件來表示。該模件包括表示為打開的輔助評價(jià)窗口，表示為打開的輔助分析窗口，表示為圖標(biāo)化的聽力測試評價(jià)窗口，表示為圖標(biāo)化的信號模式窗口，以及表示為圖標(biāo)化的空間化窗口。后三個(gè)窗口基本上與預(yù)計(jì)輔助評價(jià)和模擬助輔助評價(jià)窗口相同。輔助評價(jià)窗口允許在可編程序助聽器的場合，如圖21所示，按電子方式調(diào)整已制造的助聽器的參數(shù)，或是如圖20所示，在用手動(dòng)方式調(diào)節(jié)助聽器的場合，顯示建議的參數(shù)設(shè)定。
輔助分析窗口類似于非輔助、預(yù)計(jì)輔助和模擬輔助評價(jià)過程的分析窗口，只是測量值和相應(yīng)的曲線圖反映插在個(gè)人耳道中的實(shí)際助聽器的反應(yīng)，而不是預(yù)計(jì)的或合成的信號反應(yīng)分析，即模擬輔助反應(yīng)分析。
合成的逼真聲信號在助聽器中的出現(xiàn)，是通過將空間化的聲音直接耦合到助聽器的傳聲器來實(shí)現(xiàn)的，如圖19-21所示。面板傳送函數(shù)Hfp(Pn，jw)和提供的ICP接收器對傳聲器的傳送函數(shù)Hicp-mic(jw)被用于數(shù)字合成過程，如圖36所示。數(shù)字聲音文件107代表空間中位置pn上的聲源，是從系統(tǒng)存儲(chǔ)器106中檢索出，以用自由場對面板的傳送函數(shù)Hfp(Pn，jw)340、342進(jìn)行處理，分別地用于右耳和左耳。其他平行處理反映附加的聲源濾波或反射路徑的濾波，集中表示在虛線矩形341、343，與右112和左113累加節(jié)點(diǎn)相加。累加節(jié)點(diǎn)的輸出作進(jìn)一步處理，以使ICP接收器與助聽器傳聲器耦合效應(yīng)相等，這由采用逆?zhèn)魉秃瘮?shù)1/Hicp-mic(jw)344，345來實(shí)現(xiàn)。提供給助聽器351的傳聲器350的聲信號表示具有由VEA系統(tǒng)操作者經(jīng)空間化、信號模件和聽力測試評價(jià)窗口選擇和控制的特性的空間化信號。
與上述ICP耦合的助聽器的電聲測試也可在耳道外進(jìn)行，例如，2-CC耦合器測量可通過把助聽器的接收器輸出接到2-CC耦合器輸入來進(jìn)行。與VEA的信號產(chǎn)生能力相關(guān)的ICP可在其基于2-CC耦合器的助聽器評價(jià)期間產(chǎn)生各種聲刺激信號，作為助聽器的輸入。同樣，通過把ICP接收器輸出連接到2-CC耦合器輸入，2-CC耦合器測量可在ICP，即模擬助聽器上進(jìn)行。
本發(fā)明不僅有效地處理現(xiàn)時(shí)的診斷和組裝匹配問題，而且也提供了作為新工具的基礎(chǔ)，這在聽覺學(xué)上是重要的。例如，該系統(tǒng)能夠合成逼真的聲學(xué)條件，無論是模擬輔助的或是輔助的，都可用作聽力重建工具，這樣，聽力受損的聽覺能力可通過相互作用的訓(xùn)練而得到改善。在這種應(yīng)用中，對聽力受損者提供空間化信號，其代表在噪聲背景中的談話聲。這些談話聲即使在上述可聞度測量和方法中確定為可聽的，但其對未經(jīng)訓(xùn)練的聽力受損者來說，卻是不可懂的。根據(jù)口頭反應(yīng)或通過鍵盤的記錄反應(yīng)，VEA系統(tǒng)能提供聽覺上可聞的或視覺上可見的反饋給聽力受損者，由此指出反應(yīng)的合適與否。這種新試驗(yàn)的目的是教導(dǎo)聽力受損者如何改善對語言的感知性和領(lǐng)悟性，這大大超越了僅有的聲音可聞性。
本發(fā)明可能做的另一試驗(yàn)確定了個(gè)人在平面或三維空間中的聲音定位能力。一個(gè)例子是最小可聽角(MAA)試驗(yàn)，表示個(gè)人按角度數(shù)測定純音調(diào)對頻率的最小角度分離(參見Mills，A.W.所著“最小可聽角度”一文，《美國聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》，第30卷第237-246頁，1956年)。此外，個(gè)人定位能力還可參照非輔助、模擬輔助和輔助條件進(jìn)行橫向比較。
本發(fā)明也使個(gè)人可能探測平面上或三維空間中聲音移動(dòng)。例如，可合成一聲音對象，以表現(xiàn)特定幾何和頻率圖案的移動(dòng)?？稍u估聽力受損者確定聲音移動(dòng)的能力。而且，個(gè)人確定聲音移動(dòng)的能力可參照非輔助、模擬輔助和輔助條件下的各種收聽情況進(jìn)行橫向比較。
盡管按照最佳實(shí)施例敘述了本發(fā)明，熟悉本技術(shù)的技術(shù)人員會(huì)很容易地明白，其他各種應(yīng)用可用來代替這里提出而不背離本發(fā)明精神實(shí)質(zhì)范圍的應(yīng)用。由此，本發(fā)明只應(yīng)由以下包括的權(quán)利要求書限制。
權(quán)利要求
1.一種人類聽覺功能評估系統(tǒng)，其包括；一個(gè)虛擬電聲聽力計(jì)，用于有選擇地合成聲信號，以進(jìn)行聽覺診斷、助聽器處方、助聽器模擬和助聽器組裝匹配；以及一種內(nèi)耳道假體，用于在聽覺評價(jià)期間傳送所述聲信號和測量鼓膜附近的耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)。
2.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括按照出現(xiàn)的絕對聲壓電平進(jìn)行所述評估的裝置。
3.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括把電聲傳送功能結(jié)合到聲信號的數(shù)字合成來進(jìn)行助聽器模擬的裝置。
4.如權(quán)利要求3的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于在聲信號合成期間應(yīng)用助聽器傳送功能的裝置，該聲信號包括具有純音調(diào)和語言的主要聲頻信號，以及具有背景噪聲和其他競爭性聲源的次要聲頻信號。
5.如權(quán)利要求3的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于合成聲頻信號的裝置，該聲頻信號包括用于與助聽器和模擬助聽器進(jìn)行聽覺評價(jià)，由純音調(diào)和語言組成的主要聲頻信號，和由背景噪聲和其他競爭性源聲組成的次要聲頻信號。
6.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于模擬助聽閉塞效應(yīng)，通氣口尺寸或振蕩反饋電勢中任一個(gè)的裝置。
7.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于提供至少一種傳送功能以合成空間化聲信號，并在多維聲學(xué)空間產(chǎn)生逼真的聽覺環(huán)境的裝置。
8.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于產(chǎn)生聲信號的一種數(shù)字聲頻合成模件。
9.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括一種數(shù)字聽力計(jì)模件，用于在所述內(nèi)耳道假體和所述虛擬電聲聽力計(jì)之間傳送聲學(xué)信息。
10.如權(quán)利要求1的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括一種虛擬聲學(xué)空間測量模件，用于產(chǎn)生至少一種聲學(xué)傳送功能，以允許合成空間化聲信號。
11.一種人類聽覺功能評估系統(tǒng)，其包括一種內(nèi)耳道假體，用于測量聽覺評價(jià)期間鼓膜附近耳道內(nèi)的聲學(xué)反應(yīng)；以及一種虛擬電聲聽力計(jì)，用于有選擇地合成聲信號，這些聲信號代表多維空間中逼真的聽覺環(huán)境，用于聽覺診斷、助聽器處方、助聽器模擬和助聽器組裝匹配，所述虛擬電聲聽力計(jì)包括一個(gè)數(shù)字聲頻合成模件，用于產(chǎn)生聲信號，包括根據(jù)絕對聲壓級進(jìn)行測量的裝置；用于進(jìn)行助聽器模擬的裝置，通過將電聲傳送功能結(jié)合到聲信號的數(shù)字合成中來實(shí)現(xiàn)；一個(gè)數(shù)字聽力計(jì)模件，用于在所述內(nèi)耳道假體和所述虛擬電聲聽力計(jì)之間傳送聲學(xué)信息；以及一個(gè)虛擬聲學(xué)空間測量模件，用于產(chǎn)生至少一種聲學(xué)傳送功能，以允許合成空間化聲信號。
12.如權(quán)利要求11的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括將電聲傳送功能結(jié)合到聲信號的數(shù)字合成中來進(jìn)行助聽器模擬的裝置。
13.如權(quán)利要求11的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括應(yīng)用助聽器傳送功能以合成聲頻信號的裝置，該聲頻信號具有包括純音調(diào)和語言的主要聲頻信號和包括背景噪聲及其他競爭性聲源的次要聲頻信號。
14.如權(quán)利要求11的系統(tǒng)，進(jìn)一步包括用于模擬助聽器閉塞效應(yīng)，通氣口大小和振蕩反饋電勢中任一個(gè)的裝置。
15.一種人類聽覺功能評價(jià)系統(tǒng)，其包括一種虛擬電聲聽力計(jì)，用于有選擇地合成聲信號，這些聲信號代表多維空間中逼真的聽覺環(huán)境，用于聽覺診斷、助聽器處方、助聽器模擬和助聽器組裝匹配，所述虛擬電聲聽力計(jì)包括一個(gè)數(shù)字聲頻合成模件，用于產(chǎn)生聲信號，并包括根據(jù)絕對聲壓級進(jìn)行測量的裝置；用于進(jìn)行助聽器模擬的裝置，通過將電聲傳送功能結(jié)合到聲信號的數(shù)字合成中來實(shí)現(xiàn)；一個(gè)數(shù)字聽力計(jì)模件，用于在所述內(nèi)耳道修假體和所述虛擬電聲聽力計(jì)之間傳送聲學(xué)信息；以及一個(gè)虛擬聲學(xué)空間測量模件，用于產(chǎn)生至少一種聲學(xué)傳送功能，以允許合成空間化聲信號。
16.如權(quán)利要求15的系統(tǒng)，其中，所述虛擬聲學(xué)空間測量模件測量個(gè)別化的傳送功能，包括個(gè)人身體、頭部、外耳和面板對來自多維聲學(xué)空間的聲信號的效應(yīng)。
17.一種人類聽覺功能評價(jià)系統(tǒng)，其包括；一個(gè)虛擬電聲聽力計(jì)，用于有選擇地合成聲信號，這些聲信號代表多維空間中逼真的聽覺環(huán)境，用于聽覺診斷、助聽器處方、助聽器模擬和助聽器組裝匹配；以及一種內(nèi)耳道假體，用于傳送這種聲信號和在聽覺評價(jià)期間測量鼓膜附近耳道內(nèi)的聲學(xué)反應(yīng)；其中，所述系統(tǒng)提供在鼓膜附近耳道內(nèi)進(jìn)行同時(shí)的信號傳送和測量。
18.如權(quán)利要求17的系統(tǒng)，其中所述測量是在助聽器組裝匹配的各個(gè)階段，在鼓膜附近的一個(gè)共同基準(zhǔn)點(diǎn)處進(jìn)行，以直接使各測量數(shù)據(jù)具有相關(guān)性。
19.一種選擇和提供空間化模式的雙耳聲刺激的方法，用于聽覺診斷和康復(fù)，其包括下列步驟合成聲頻信號，包括具有純音調(diào)和語言的主要聲頻信號和具有背景噪聲和其他競爭性聲源的次要聲頻信號；控制所述聲頻信號的空間化參數(shù)，包括每一聲源在空間的位置，按照距離、方位角和振幅等；以及控制聲頻信號的聲學(xué)邊界參數(shù)，包括房間大小，反射特性、混響、大氣吸收和擴(kuò)散損失；以及對人提供這種空間化刺激。
20.如權(quán)利要求19的方法，進(jìn)一步包括下列步驟提供這種空間化刺激，以預(yù)測一個(gè)或多個(gè)助聽器系統(tǒng)的性能。
21.如權(quán)利要求19的方法，進(jìn)一步包括下列步驟提供這種空間化刺激，以模擬助聽器系統(tǒng)。
22.如權(quán)利要求19的方法，進(jìn)一步包括下列步驟提供這種空間刺激，用以進(jìn)行助聽器評價(jià)。
23.一種在自然位置模擬至少一個(gè)助聽器的方法，進(jìn)一步包括下列步驟用虛擬電聲聽力計(jì)有選擇地模擬助聽器的電聲參數(shù)，所述電聲參數(shù)包括a.信號處理參數(shù)，包括增益、頻率反應(yīng)、濾波和信號對輸入聲音的適配；以及b.聲學(xué)參數(shù)，包括通氣效應(yīng)，插入深度效應(yīng)，振蕩反饋電勢和閉塞效應(yīng)；以及用內(nèi)耳道假體模擬助聽器的物理參數(shù)，所述參數(shù)包括助聽器大小和舒適程度。
24.一種人類聽覺功能評估方法，其包括下列步驟合成用于聽覺診斷、助聽器處方、助聽器模擬和助聽器組裝匹配的聲信號；以及用內(nèi)耳道假體傳送所述聲信號和測量鼓膜附近耳道內(nèi)的聲學(xué)反應(yīng)。
25.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟測量由于模擬助聽器插入而引起的自然位置上的閉塞效應(yīng)。
26.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟根據(jù)主觀反應(yīng)和自然位置上測定的反應(yīng)使助聽器與按空間化參數(shù)和按個(gè)人傳送功能占據(jù)空間的信號模型匹配。
27.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟使所述內(nèi)耳道假體從聲學(xué)方式直接耦合于助聽器傳聲器，用于助聽器評價(jià)和自然位置上的輔助聽覺評價(jià)。
28.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括如下步驟預(yù)測和模擬振蕩反饋的出現(xiàn)。
29.如權(quán)利要求28的方法，其中所述預(yù)測和模擬步驟結(jié)合了測定的聲學(xué)反饋傳送功能。
30.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟根據(jù)模擬的助聽器特性提供助聽器規(guī)范，這些特性是通過合成所述聲信號和同時(shí)測量鼓膜附近的聲學(xué)反應(yīng)來交互地提高和優(yōu)化的。
31.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟；通過使所述助聽器系統(tǒng)的自然位置上的聲學(xué)反應(yīng)特性與多維聲學(xué)空間中非輔助的自然位置上的聲學(xué)特性相匹配來選擇和指定產(chǎn)生自然聲音感覺的助聽器系統(tǒng)。
32.如權(quán)利要求31的方法，進(jìn)一步包括下列步驟在合成的逼真聲學(xué)環(huán)境中測試所述助聽器。
33.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟評價(jià)和優(yōu)化個(gè)人在多維空間中檢測聲音運(yùn)動(dòng)的能力。
34.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟評價(jià)和優(yōu)化個(gè)人在多維空間中定位聲音的能力。
35.如權(quán)利要求24的方法，進(jìn)一步包括下列步驟通過所述的內(nèi)耳道假體測量在閉塞的耳道內(nèi)個(gè)人自己的聲音的聲學(xué)反應(yīng)；以及從中減去未閉塞的耳道基準(zhǔn)測量值；計(jì)算其中閉塞效應(yīng)的客觀測量值。
36.一種測量作用于模擬助聽器或作用于助聽器的閉塞效應(yīng)的方法，其包括下列步驟由所述內(nèi)耳道假體或所述助聽器測量閉塞的耳道內(nèi)個(gè)人自己的聲音的聲學(xué)反應(yīng)；從中減去未閉塞的耳道基準(zhǔn)測量值，并計(jì)算其中閉塞效應(yīng)的客觀測量值；以及按個(gè)人自己的聲音頻譜特性的差異來調(diào)節(jié)計(jì)算得到的閉塞效應(yīng)測量值。
37.組裝匹配助聽器的過程，包括下列步驟進(jìn)行基準(zhǔn)測量；進(jìn)行非輔助聽覺評價(jià)；進(jìn)行預(yù)計(jì)輔助聽覺評價(jià)；進(jìn)行模擬輔助聽覺評價(jià)；以及進(jìn)行輔助聽覺評價(jià)。
38.一種人類聽覺功能的評估方法，其包括下列步驟提供可聞度頻譜圖，根據(jù)信號臨界特性和個(gè)人聽覺斷面圖，在曲線圖上表示出特定聲信號的可聞度。
39.如權(quán)利要求38的方法，進(jìn)一步包括下列步驟根據(jù)所述可聞度頻譜圖，通過選擇、調(diào)節(jié)和優(yōu)化所述助聽器和/或所述模擬助聽器的參數(shù)，交互地組裝匹配助聽器和模擬助聽器。
40.一種個(gè)人聽覺的評估方法，其包括下列步驟直接把聲信號耦合到助聽器傳聲器，用于助聽器評價(jià)和自然位置上的輔助聽覺評價(jià)。
全文摘要
一個(gè)或多個(gè)信號源按選定模型和數(shù)字控制信號處理參數(shù)的數(shù)字濾波(18),包括聲源、空間化坐標(biāo)、聲學(xué)邊界、代表一個(gè)或多個(gè)模擬助聽器的信號,以及個(gè)人身體/外耳傳送功能,合成一模擬三維聲學(xué)條件,用于提供給聽力受損的人(20),經(jīng)一位于耳道(21)中的內(nèi)耳道假體(22)進(jìn)行客觀和主觀的聽覺評價(jià),并結(jié)合一傳聲器探針,用以在進(jìn)行輔助、模擬輔助和輔助聽覺評價(jià)期間測量鼓膜(26)附近一共同基準(zhǔn)點(diǎn)的耳道內(nèi)的反應(yīng)。一個(gè)虛擬電聲聽力計(jì)(19)根據(jù)非輔助聽力測試評價(jià)的結(jié)果和包括鼓膜附近聲學(xué)反應(yīng)的基準(zhǔn)測量值,計(jì)算助聽器的電聲參數(shù)。然后系統(tǒng)合成聲信號,其代表音頻信號模型、空間化模型、聲學(xué)邊界模型以及在模擬輔助狀態(tài)下算出的助聽器模型的組合選擇。
文檔編號H04R29/00GK1260104SQ9619928
公開日2000年7月12日 申請日期1996年8月14日 優(yōu)先權(quán)日1995年12月20日
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