專利名稱：用于聽覺(jué)評(píng)價(jià)的耳道內(nèi)假體的制作方法
發(fā)明
背景技術(shù)：
領(lǐng)域本發(fā)明涉及助聽器裝配及其聽覺(jué)評(píng)價(jià)。尤其涉及無(wú)助聽、模擬助聽和助聽情況下聽覺(jué)評(píng)價(jià)的實(shí)際電聲聽力測(cè)試法。
現(xiàn)有技術(shù)介紹人的聽覺(jué)系統(tǒng)通過(guò)外耳、中耳和內(nèi)耳以及通過(guò)與大腦內(nèi)的聽覺(jué)皮質(zhì)相通的復(fù)雜的神經(jīng)路徑，處理來(lái)自復(fù)雜的三維空間的聲音。由各種傳導(dǎo)性、感音神經(jīng)性或中樞性聽覺(jué)障礙引起的可以測(cè)定的聽力下降影響很大比例的人群，尤其是老年人。對(duì)于那些不能通過(guò)藥物治療或手術(shù)加以緩解的聽力下降類型的病人來(lái)說(shuō)，借助助聽器來(lái)恢復(fù)聽力是行之有效的選擇。
在助聽器及其組裝技術(shù)方面，正不斷地取得進(jìn)展。當(dāng)今的耳式助聽器；如耳內(nèi)式(ITE)、耳背式(BTE)、耳道式(ITC)、全耳道式(CIC)，由于助聽器在電子和機(jī)械微型化方面的改進(jìn)，使其更吸引人。然而，更為重要的是，日益增加地采用先進(jìn)的助聽器信號(hào)處理方法，例如適應(yīng)性過(guò)濾技術(shù)和多道動(dòng)力壓縮技術(shù)。
由于制造商采用獨(dú)特的信號(hào)處理方法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(lái)越多的困難任務(wù)，即從供選擇的助聽器中為聽覺(jué)缺陷的病人指定和選擇相應(yīng)助聽器。粗略瀏覽一下可供選擇的助聽器信號(hào)處理方法，就可以看到一系列令人印象深刻的各種類型、亞類的處理方法和相關(guān)組合的助聽器，它們令大多數(shù)助聽器專業(yè)配置人員相當(dāng)困惑(參見Mueller,H.G.所著“當(dāng)今走運(yùn)的未加以充分利用高技術(shù)的助聽器產(chǎn)品的實(shí)用指南”，《聽覺(jué)雜志》，1993年第46卷第3期13至27頁(yè))。
當(dāng)今，在聽覺(jué)康復(fù)方面，助聽器最佳裝配的確定仍然是一個(gè)難以控制的目標(biāo)。其基本問(wèn)題在于有許多電學(xué)、聲學(xué)、物理學(xué)和其它參數(shù)影響著助聽器的性能。這些參數(shù)包括信號(hào)處理方法，電子電路調(diào)整、助聽器的大小、插入深度、通氣口大小、病人的調(diào)控以及生活方式相關(guān)的因素等，在確定和裝配助聽器時(shí)，必須考慮這些因素。這些助聽器參數(shù)不僅復(fù)雜和極具相關(guān)性，而且按照助聽器與聽覺(jué)缺陷病人個(gè)體之間形成的獨(dú)特的相互作用而使得這些參數(shù)有所變化。
一般地說(shuō)，助聽器原位性能特性不能用當(dāng)今的常規(guī)裝配儀器和方法進(jìn)行預(yù)測(cè)。助聽器配戴者的不滿意部分歸因于較差的指定的助聽器的裝配，這可從很高的返修率得到證明，據(jù)企業(yè)報(bào)告，往往超過(guò)20％。
造成助聽器不令人滿意的因素一、常規(guī)診斷用測(cè)聽法不精確評(píng)估聽力是確定助聽器類型并進(jìn)行裝配的第一步。精確評(píng)估個(gè)人聽覺(jué)功能是十分重要的這是因?yàn)樗兄犉饕?guī)定的結(jié)構(gòu)方式都取決于一組或多組聽覺(jué)診斷數(shù)據(jù)(參見Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.所著“探針式傳聲器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估”，Singular出版集團(tuán)公司，1992年，第5章)。
助聽器規(guī)定過(guò)程涉及將診斷數(shù)據(jù)轉(zhuǎn)換成需要使用這些參數(shù)的目標(biāo)助聽器的電聲參數(shù)。傳統(tǒng)的聽覺(jué)評(píng)價(jià)方法和儀器采用各種空氣傳導(dǎo)變換器將電聲信號(hào)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,TDH-50，插入式耳機(jī)，例如ER-3A，以及自由場(chǎng)的揚(yáng)聲器(參見“聽力計(jì)規(guī)范”，ANSI-S3.6-1989，美國(guó)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。
使用這些變換器獲得的閾值測(cè)定值是通過(guò)測(cè)試一組聽力正常的個(gè)體而取得的平均閾值以作為參考。根據(jù)定義，這個(gè)平均閾值被稱為零分貝聽力級(jí)，即0dB HL。以零聽力級(jí)為參考，耳科正常人的閾值測(cè)量值可上下波動(dòng)20分貝或更多。這些變化可歸因于以下因素1．由于使用變換器類型和放置耳部的位置的不同而引起閾值的變化在Mowrer等人進(jìn)行的研究中，發(fā)現(xiàn)在36％的閾值測(cè)量值中，有10dB的差異(參見Mowrer,D.E.,Steams,C.所著“助聽器配置人員間的閾值測(cè)量的可變性”《聽力儀器》，第43卷第4期，1992年)。采用傳統(tǒng)變換器取得的測(cè)量值的另一主要缺點(diǎn)是，對(duì)同一受試者，其結(jié)果不能與采用另一種變換器取得的測(cè)量值相互轉(zhuǎn)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？”，《聽力儀器》，第43卷，第3期，1992年)。2．由于變換器校準(zhǔn)方法采用不能代表人耳的耦合器的而引起的變化盡管最近研制的耦合器與一般人耳的聲阻抗特性更密切地匹配，但這種人工耳的精度仍不盡一致(參見Katz,J.所著《臨床聽力學(xué)手冊(cè)》，第3版，1985年，第126頁(yè))。當(dāng)今大多數(shù)校正方法都依賴于6-cc或2-cc耦合器，眾所周知，這些耦合器與人耳的聲學(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(guó)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。而且，即使這些耦合器能與一般的人工耳取得一致，由于每個(gè)人的耳郭、耳道、耳甲和在較小的程度上其頭部和軀干的聲學(xué)特性不同，個(gè)體之間差異是顯著的(參見Mueller,H.G.,Hawkins,DS.,Northern,J,L所著《探針式微音器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》,1992年，第49頁(yè)至50頁(yè))。在一項(xiàng)研究中，對(duì)25位成年人的50只耳的鼓膜進(jìn)行聲壓級(jí)(SPL)測(cè)量時(shí)，研究對(duì)象間在6個(gè)標(biāo)準(zhǔn)聽力測(cè)定頻率范圍內(nèi)有高達(dá)38分貝的差異(參見Valente,M.,Potts,L,Valente,M.,Vass,B.，所著“研究對(duì)象間真耳聲壓級(jí)的變化TDH-39P與ER-3A耳機(jī)比較，待發(fā)表，JASA)。3．常規(guī)聽力測(cè)量方法不能作自我校正，即由于振動(dòng)膜受磨損或損壞使已知變換器特性變化的情況下是如此的。
使用常規(guī)主觀傾聽法的臨床醫(yī)師簡(jiǎn)直不能檢測(cè)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不大可能累加起來(lái)，但是造成實(shí)際誤差的可能性總是存在的。并且，所有頻率范圍內(nèi)的誤差并非一致，為此，在配置過(guò)程中，不能采用總量調(diào)節(jié)，簡(jiǎn)單地加以補(bǔ)償。二、在非輔助和輔助聽覺(jué)評(píng)估中沒(méi)有考慮現(xiàn)實(shí)傾聽條件1．沒(méi)有考慮雙耳的優(yōu)點(diǎn)許多研究表明了雙耳傾聽與較單耳傾聽相比的優(yōu)點(diǎn)(參見Cherry,EC．所著“采用單耳和雙耳進(jìn)行語(yǔ)言識(shí)別的某些試驗(yàn)”，JASA，第25卷，第5期，1953年，第975頁(yè)至第979頁(yè)，以及Cherry,EC與Tylor,W.K.所著“采用單耳和雙耳進(jìn)行語(yǔ)言識(shí)別的進(jìn)一步試驗(yàn)”，JASA，第26卷，1954年，第549頁(yè)至第554頁(yè))。這些研究著眼于提供雙耳掩蔽級(jí)差(BMLD)與雙耳可懂度級(jí)差(BILD)的優(yōu)點(diǎn)。
BMLD和BILD的早期研究涉及到將信號(hào)和噪聲傳送給處在各種相位關(guān)系的單耳或雙耳。音調(diào)檢測(cè)和語(yǔ)言可懂度表明有多達(dá)15分貝的變化，這取決于信號(hào)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(jué)評(píng)估方法，無(wú)論是非輔助性的或是輔助性的，主要還是涉及單耳的測(cè)試條件，即每次只對(duì)單耳進(jìn)行測(cè)試。2．沒(méi)有考慮聲音的空間性當(dāng)聽力測(cè)試信號(hào)，如語(yǔ)言和(或)噪聲，通過(guò)常用的聽力計(jì)和相關(guān)的變換器發(fā)送給耳時(shí)，受試者感覺(jué)到的聲音并不局限于某一特定的空間點(diǎn)(參見《聽力計(jì)規(guī)范》，ANSI-S3.6-1989，美國(guó)國(guó)家標(biāo)準(zhǔn)研究所)。例如，在語(yǔ)言聽力測(cè)定的評(píng)價(jià)中，對(duì)一只耳進(jìn)行了語(yǔ)言刺激級(jí)的調(diào)整，而對(duì)另一只耳單獨(dú)地進(jìn)行了語(yǔ)言噪音級(jí)的調(diào)整。受試者感覺(jué)到的聲音局限于左側(cè)或右側(cè)位置的頭部?jī)?nèi)。這種類型的信號(hào)發(fā)送和知覺(jué)稱為顱內(nèi)型，它不象人們通常察覺(jué)的自然聲方式。由Bronkhorst、Plomp、以及Begault采用耳機(jī)定位的技術(shù)進(jìn)行的最近研究對(duì)以前進(jìn)行的雙耳相互作用優(yōu)點(diǎn)的研究作了擴(kuò)充(參見Bronkhorst,A.W,Plomp,R.，所著“顱內(nèi)誘導(dǎo)的耳內(nèi)時(shí)間差和聲級(jí)差異對(duì)噪音中語(yǔ)言可懂度的影響”《美國(guó)聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》，1988年第83卷，第4期，第1508頁(yè)至第1516頁(yè)；Bronkhorst,A.W,Plomp,R，所著“多語(yǔ)言特征的掩蔽體對(duì)正常聽覺(jué)和缺陷聽覺(jué)中雙耳語(yǔ)言識(shí)別的影響”，《美國(guó)聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》，1992年，第92卷，第6期，第3132頁(yè)至第3139頁(yè)；以及Bagault,D.R.所著“采用空間聽覺(jué)顯示改進(jìn)呼叫信號(hào)可懂度”，美國(guó)宇航局(NASA)Ames研究中心第104014號(hào)技術(shù)備忘錄，1993年4月)。從這些研究結(jié)果可以斷定；語(yǔ)言知覺(jué)不僅取決于聲強(qiáng)級(jí)，而且也取決于語(yǔ)言和噪音之間的空間關(guān)系。3．缺少現(xiàn)實(shí)傾聽環(huán)境中的評(píng)價(jià)方法在存在干擾聲和其他環(huán)境聲音的情況下，語(yǔ)言的可懂度和識(shí)別率就會(huì)變得很差。此外，測(cè)試室的墻壁及其內(nèi)放置物件的聲學(xué)特性，在對(duì)原信號(hào)源的過(guò)濾過(guò)程中，都起著重要的作用。對(duì)于有聽力缺陷的人來(lái)說(shuō)，這些濾波效應(yīng)尤其具有重要意義，它在這些患者的聽覺(jué)功能上常表現(xiàn)為局限的頻率反應(yīng)和動(dòng)態(tài)范圍。
通過(guò)常規(guī)的變換器收出來(lái)干擾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)性。為磁帶錄音機(jī)放音裝置、小型磁盤或計(jì)算機(jī)數(shù)字式放音設(shè)備提供的錄音材料都會(huì)受所采用的變換器的濾波效應(yīng)的影響和(或)臨床裝置的室內(nèi)聲學(xué)特性的影響。至今尚無(wú)聽力評(píng)估方法能夠評(píng)價(jià)或預(yù)測(cè)個(gè)體在特定和現(xiàn)實(shí)傾聽環(huán)境中的聽覺(jué)性能。
例如，在指定教室中無(wú)助聽條件的有聽覺(jué)缺陷的孩子的聽覺(jué)性能，以及在同一教室中使用適當(dāng)?shù)闹犉?，即具有輔助聽力的同一孩子的聽覺(jué)性能，無(wú)法評(píng)價(jià)和預(yù)測(cè)。這些以及其它聽覺(jué)經(jīng)歷，現(xiàn)在被認(rèn)為是生活中的事實(shí)，不能夠用臨床裝置對(duì)其進(jìn)行處理(參見Mueller,HG.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探針傳聲器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》，1992年，第69頁(yè))。三、現(xiàn)有真耳測(cè)量(REM)裝置和方法的局限性近年來(lái)，研制的真耳測(cè)量(REM)系統(tǒng)，可用來(lái)評(píng)估助聽器的原位性能。REM系統(tǒng)含有的測(cè)試探針能夠在鼓膜處測(cè)量耳朵對(duì)自由聲場(chǎng)刺激反應(yīng)，即揚(yáng)聲器所作出的反應(yīng)。第二個(gè)參考傳聲器通常放置在近耳道口的耳道外面。該參考傳聲器是用來(lái)校準(zhǔn)測(cè)試用的探針，同樣也可以用來(lái)在頭部相對(duì)于自由聲場(chǎng)揚(yáng)音器而移動(dòng)時(shí)調(diào)節(jié)刺激強(qiáng)度。
為了對(duì)REM進(jìn)行綜合評(píng)估，首先對(duì)無(wú)助聽，即開放耳道的情況下，對(duì)真耳作出的反應(yīng)進(jìn)行測(cè)量。然后，在自然耳道反應(yīng)特性和其他標(biāo)準(zhǔn)的基礎(chǔ)上，對(duì)指定的助聽器的特性作出計(jì)算(參見Mueler,H.G.Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探針微音器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》1992年，第五章)。當(dāng)助聽器類型被確定和訂購(gòu)以及經(jīng)過(guò)隨后復(fù)診時(shí)，將助聽器插入探針管并加以調(diào)節(jié)，以達(dá)到指定助聽器的聲學(xué)特性。
REM評(píng)估以及以REM為基礎(chǔ)的指定方法比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(cè)試數(shù)據(jù)和助聽器2-cc耦合器的規(guī)范。盡管REM能夠?qū)χ犉髟恍阅芗右粤私?，然而它仍面臨幾個(gè)基本問(wèn)題，敘述如下1．REM測(cè)試結(jié)果變化很大，這取決于揚(yáng)聲器相對(duì)于耳朵的位置和方向，特別在較高頻率時(shí)更是如此(參見Mueller,H,G.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探針微音測(cè)量助聽器的選擇和評(píng)估》1992年，第72頁(yè)至第74頁(yè))。2．真耳測(cè)量采用特殊的刺激類型，聲源-耳朵的距離/方向，和室內(nèi)聲學(xué)條件。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(duì)于特定的傾聽條件，助聽器的選擇可能達(dá)到最佳，但對(duì)有聽覺(jué)缺陷的個(gè)體來(lái)說(shuō)或許是更為重要的其他情況下，助聽器的性能可能會(huì)受到損害。3．精確的REM要求仔細(xì)地將測(cè)試探針?lè)胖迷跍y(cè)試者的耳道內(nèi)。探針越靠近鼓膜，其結(jié)果就越精確，尤其對(duì)高頻率的測(cè)量來(lái)說(shuō)更是如此(參見Mueler,H.G,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探針微音器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》1992年，第74頁(yè)至第79頁(yè))。目前探針的放置方法很大程度上取決于臨床醫(yī)師的操作技能和耳道的特定長(zhǎng)度，對(duì)于一般成年人來(lái)說(shuō)，其耳道長(zhǎng)度約為25毫米?，F(xiàn)有的REM方法依賴探針尖的視覺(jué)觀察。在助聽評(píng)估過(guò)程中，由于在耳道內(nèi)放置有助聽器，視覺(jué)觀察就成為突出的問(wèn)題。常規(guī)視覺(jué)法的唯一例外是由Nicolet公司研制的用于Aurora系統(tǒng)中的聲反應(yīng)法(參見Chan,J.,Geisler,C.所著“從耳道內(nèi)遠(yuǎn)點(diǎn)估計(jì)耳鼓膜聲壓和耳道長(zhǎng)度”，《美國(guó)聲學(xué)學(xué)會(huì)雜志》，1990年3月第87卷，第3期，第1237-1247頁(yè)；以及第4,809708號(hào)美國(guó)專利“真耳測(cè)量的方法和裝置”，1989年3月)。然而，Nicolet公司的聲響反應(yīng)法要求在將探針?lè)胖迷诙纼?nèi)的確定位置前進(jìn)行二次標(biāo)準(zhǔn)測(cè)量。4．REM測(cè)試結(jié)果的很大變化還取決于靠近耳朵的基準(zhǔn)傳聲器的位置。在頻率為6千赫茲或更高時(shí)，誤差更為明顯(參見Mueler,HG.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探針微音器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》1992年，第72頁(yè)至第74頁(yè))。5．REM測(cè)試儀在測(cè)試室內(nèi)的基本環(huán)境噪音經(jīng)常超過(guò)50分貝聲壓級(jí)(SPL)時(shí)采用聲場(chǎng)揚(yáng)聲器。這要求刺激強(qiáng)度達(dá)到60分貝或更高，以便在足夠高的信號(hào)噪聲比的條件下進(jìn)行測(cè)量。如果要求在低強(qiáng)度聲響刺激的條件下，助聽器的性能測(cè)定是有問(wèn)題的。四、診斷、配置方式和真耳測(cè)量相關(guān)的問(wèn)題影響助聽器配置結(jié)果的一個(gè)重要因素是適當(dāng)?shù)厥乖\斷數(shù)據(jù)與聽力缺陷患者的配置要求相互聯(lián)系。診斷測(cè)量值一般采用變換器取得，以分貝聽力級(jí)(dB HL)表示，其中，變換器在6-cc耦合器中經(jīng)過(guò)校正。助聽器的規(guī)范和性能測(cè)定采用2-cc耦合器，但該耦合器并不代表真耳。裝配涉及到采用幾個(gè)選配方案中的一個(gè)，眾所周知，對(duì)標(biāo)準(zhǔn)聽力測(cè)試頻率范圍內(nèi)的相同的診斷數(shù)據(jù)來(lái)說(shuō)，其結(jié)果往往有高達(dá)15dB的變化(參見Mueler,HG.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.所著《探針微音器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》1992年，第107頁(yè))。這些裝配方案包含了以統(tǒng)計(jì)為基礎(chǔ)的多個(gè)轉(zhuǎn)換因素，轉(zhuǎn)換因素可以簡(jiǎn)化助聽器要求與特定聽覺(jué)缺陷的相互關(guān)系。然而，眾所周知，就客觀測(cè)定的特定個(gè)體的多個(gè)轉(zhuǎn)換因素而言，多個(gè)平均轉(zhuǎn)換因素往往有很大變化。
現(xiàn)已提出了幾種方法和草案，可以減少測(cè)量誤差和數(shù)據(jù)一致有關(guān)的誤差(參見Sandberg,R.,Mcspadan,J.,Allen,D.所著“真耳裝置的真實(shí)測(cè)量”，《聽覺(jué)儀器》雜志，第42卷，第3期，1991年，第17頁(yè)至第18頁(yè))。然而，許多草案尚未被人們廣泛接受，其原因是常規(guī)的聽力測(cè)試法和真耳測(cè)量(REM)裝置有其局限性，此外，還歸因于與臨床機(jī)構(gòu)提議的草案的效率有關(guān)的其他因素。
對(duì)許多聽覺(jué)有缺陷又不能用藥物或其他方法進(jìn)行治療的患者來(lái)說(shuō)，通過(guò)使用助聽器，使聽力康復(fù)，是唯一行之有效的選擇。在裝配助聽器以前，首先需要進(jìn)行全面的聽力測(cè)試評(píng)價(jià)。純音和一次或多次語(yǔ)言感覺(jué)測(cè)試一般都涉及到基本的聽力測(cè)試組。也可以進(jìn)行超閾值測(cè)定，以繪制聽覺(jué)動(dòng)態(tài)范圍斷面圖，此外，還需要在閾值聽力圖試驗(yàn)中取得頻率反應(yīng)斷面圖。在進(jìn)行聽力測(cè)試評(píng)價(jià)以后，就可以作出助聽器選配方案，進(jìn)行選擇和訂購(gòu)，接著從制造商那里拿到助聽器進(jìn)行試驗(yàn)或調(diào)整，也可以在醫(yī)院診所進(jìn)行裝配。助聽器電聲參數(shù)配置或確定，一般涉及到客觀測(cè)量值的匯總，以達(dá)到預(yù)期的聲學(xué)特性，這些聲學(xué)特性是建立在許多裝配方案之一和主觀測(cè)試的基礎(chǔ)上，而主觀測(cè)試則以測(cè)試者在各種音響強(qiáng)度下對(duì)語(yǔ)言和其他聲音作出主觀反應(yīng)為基礎(chǔ)。
采用頭戴式耳機(jī)、插件或聲場(chǎng)揚(yáng)聲器的常規(guī)聽力測(cè)試方法依賴于將聲能傳輸給測(cè)試者耳內(nèi)，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)將各種音調(diào)、語(yǔ)言和噪音刺激分別地發(fā)送給各耳朵內(nèi)，因此不能體現(xiàn)患者雙耳整合優(yōu)勢(shì)，即不能評(píng)估三維立體聲環(huán)境中的聽覺(jué)功能。
常用聽力測(cè)試法的另一個(gè)主要缺點(diǎn)是不能精確和客觀地評(píng)估關(guān)于耳道內(nèi)無(wú)助聽的評(píng)估結(jié)果與助聽器要求間相關(guān)的測(cè)試者的聽功能，其中，聽功能用物理術(shù)語(yǔ)分貝聲壓級(jí)表示(dBSPL)。由Ensoniq研制的探針-傳聲器-校正-組裝系統(tǒng)是一個(gè)例外，該系統(tǒng)只注重于測(cè)試精度(參見Gauthier,EA.,Rapisadri,D.A.所著“閾值就是閾值，就是閾值……果真如此嗎？”，《聽覺(jué)儀器》雜志1992年，第43卷，第3期)。
此外，常用的聽力測(cè)試儀器和方法不能模擬一個(gè)或多個(gè)確定的助聽器的電聲功能，也不能評(píng)估與個(gè)人特定傾聽要求相關(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，該儀器為助聽器使用者提供了一種模擬助聽器(參見“測(cè)量?jī)x器選擇/主助聽器回顧”，《聽覺(jué)儀器》雜志，1988年，第39卷，第3期)。Veroba等(參見第4,759,070號(hào)美國(guó)專利“病人控制的主助聽器”，1988年7月19日)介紹了一種的可插入耳道內(nèi)可與測(cè)試模件連接的病患控制的助聽器模件，該測(cè)試模件可為病患者提供多個(gè)信號(hào)的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(jué)缺陷的人通過(guò)位于其頭部周圍的一組揚(yáng)聲器來(lái)收聽來(lái)自走帶機(jī)構(gòu)放出的真實(shí)的聲音。該系統(tǒng)的組裝過(guò)程是基于有聽覺(jué)缺陷病人所作出的主觀反應(yīng)，患者必須連續(xù)地對(duì)供選擇的信號(hào)處理作出選擇，并假定最后能達(dá)到一個(gè)最佳的裝配結(jié)果。
借助Veroba系統(tǒng)進(jìn)行的裝配過(guò)程，在商業(yè)上稱作“可編程序聽力測(cè)試比較器”，基本上是一種過(guò)時(shí)的產(chǎn)品，對(duì)選擇和裝配助聽器來(lái)說(shuō)，該系統(tǒng)不涉及任何客觀的測(cè)量或計(jì)算。實(shí)際上，整個(gè)裝配過(guò)程是以有聽覺(jué)缺陷病人的主觀反應(yīng)為基礎(chǔ)的。顯然，大多數(shù)患者本身不能及時(shí)而有效地弄清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)一個(gè)嚴(yán)重局限性在于它不能指導(dǎo)如何客觀地評(píng)價(jià)模擬助聽器的性能，它也不能指導(dǎo)患者在聽力測(cè)試評(píng)價(jià)過(guò)程中早先確定的涉及患者無(wú)助聽的反應(yīng)怎樣評(píng)估助聽器性能。
Veroba系統(tǒng)一個(gè)主要不切實(shí)際的主張是，通過(guò)走帶機(jī)構(gòu)(錄音機(jī))的放音以及放置在有聽覺(jué)缺陷病人的頭部周圍的揚(yáng)聲器來(lái)模擬現(xiàn)實(shí)的聲學(xué)環(huán)境。然而，錄制的聲響信號(hào)經(jīng)過(guò)重放由于揚(yáng)聲器的特性，揚(yáng)聲器相對(duì)于耳部/頭部的位置和測(cè)試室的聲學(xué)特性(墻壁的聲反射和聲吸收)，會(huì)出現(xiàn)聲學(xué)改變。如果不考慮走帶機(jī)構(gòu)至患者耳部之間的傳播通路中的各種聲學(xué)改變因素，用Veroba系統(tǒng)或其他任何類似系統(tǒng)是無(wú)法達(dá)到現(xiàn)實(shí)的傾聽條件的。此外，Veroba系統(tǒng)不能從其錄音的形式，如通過(guò)設(shè)計(jì)的聲源來(lái)控制其聲學(xué)條件，該設(shè)計(jì)聲源是一種具有特定聲學(xué)邊界條件的三維立體聲空間的某個(gè)特定位置的聲源。
另一種助聽模擬器，即由Breakthrough公司研制的ITS助聽模擬器能夠進(jìn)行數(shù)字錄音的計(jì)算機(jī)數(shù)字聲頻放音，數(shù)字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(cè)》，Breakthrough公司，1993年)。每個(gè)錄音片段代表一個(gè)特定的聲輸入，傾聽環(huán)境、助聽模件和助聽器電聲裝置。錄音片段要求有以硬盤或以諸如小型磁盤只讀存儲(chǔ)器等其它已知存儲(chǔ)設(shè)備的存儲(chǔ)空間。這種以數(shù)字錄音為基礎(chǔ)的處理方法，在考慮所有可能的組合時(shí)，往往使得有聽覺(jué)缺陷的病人不能隨意地選擇助聽器、助聽器裝置以及輸入刺激信號(hào)。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)的閉塞效應(yīng)，插入深度和患者的外耳；這是因?yàn)檫@種助聽器模擬器依賴常用的變換器，即頭戴式耳機(jī)和插入式耳機(jī)。
出于同樣的原因，許多其他在市場(chǎng)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。并且，這些系統(tǒng)不包括那些為評(píng)價(jià)模擬助聽與無(wú)助聽條件下用的客觀測(cè)定方法。出于這些和其他原因，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儀器來(lái)配置的。
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(cè)量。聲學(xué)刺激信號(hào)一般是由REM裝置本身產(chǎn)生的，并通過(guò)揚(yáng)聲器傳送，一個(gè)揚(yáng)聲器相對(duì)于頭部橫平面呈0°方位角或兩個(gè)揚(yáng)聲器相對(duì)于頭部橫平面呈45°方位角。反應(yīng)的測(cè)量即自由聲場(chǎng)對(duì)真耳的傳送功能，基本上是一維的，這是因?yàn)檫@些反應(yīng)測(cè)量在特定的揚(yáng)聲器與耳的對(duì)應(yīng)關(guān)系中只提供每只耳單一傳送功能，因此不能繪制真耳反應(yīng)的多維斷面圖。常用的REM裝置和方法的另一缺點(diǎn)是缺乏真實(shí)語(yǔ)言刺激信號(hào)的表達(dá)，這是因?yàn)榇蠖鄶?shù)REM裝置只能提供純音調(diào)、純音調(diào)掃描、語(yǔ)言噪聲和其他類型語(yǔ)言的刺激。這些刺激信號(hào)不能探測(cè)對(duì)特定語(yǔ)言片段所作出的反應(yīng)，恰恰是這些特定的語(yǔ)言片段對(duì)有聽覺(jué)缺陷的病人來(lái)說(shuō)，在無(wú)助聽和助聽條件下，可能是重要的。
涉及電聲助聽測(cè)量的最近發(fā)展包括在更現(xiàn)實(shí)條件下測(cè)試助聽器。在一種推薦的測(cè)試方案中采用了以真實(shí)語(yǔ)言信號(hào)取代純音調(diào)和語(yǔ)言樣的噪聲信號(hào)；并且對(duì)助聽器輸入和輸出時(shí)的頻譜圖表作出比較，頻譜圖表顯示出瞬時(shí)，即時(shí)間，以及以分貝聲壓級(jí)(dB SPL)表示的聲能與頻率之間關(guān)系的分析(參見Janieson,D.所著“以消費(fèi)者為基礎(chǔ)的電聲助聽器測(cè)量”，JSLPA,1993年1月增刊1)。所建議方案的局限性包括有限的聲學(xué)真實(shí)性，這是由于通過(guò)揚(yáng)聲器將聲音傳送到處在封閉室內(nèi)的助聽器時(shí)所用的特定聲音傳送法造成的；另外，還包括頻譜圖有限價(jià)值，因?yàn)樵擃l譜圖并不直接表示其與聽力和響度不適性之間關(guān)系。
最近的其他發(fā)展還涉及通過(guò)頭戴式耳機(jī)變換器的三維立體聲表示法(參見Wightman,F.L.Kistler,D.J.所著“頭戴式耳機(jī)模擬自由場(chǎng)傾聽，第一部分刺激合成”，《JASA》雜志，1989年，第85卷，第2期，第858-867頁(yè)；以及Wightman,F.L,Kistler,D.J.所著“頭戴式耳機(jī)模擬自由聲場(chǎng)傾聽，第二部分心理物理學(xué)的證實(shí)”，《JASA》雜志，1989年第85卷，第2期，第868-878頁(yè))。這些三維效果是通過(guò)頭戴式耳機(jī)或揚(yáng)聲器重建對(duì)自由聲場(chǎng)信號(hào)的耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)而取得的(參見第4,118,599號(hào)美國(guó)專利“立體聲再生系統(tǒng)”，1978年10月3日；第4,219,696號(hào)美國(guó)專利“聲像局部化控制系統(tǒng)”，1980年8月26日；第5，173,944號(hào)美國(guó)專利“與頭部相關(guān)的傳送功能的假立體聲音響”，1992年12月22日；第4,139,728號(hào)美國(guó)專利“信號(hào)處理電路”，1992年2月13日；以及第4,774,515號(hào)美國(guó)專利“高度指示器”，1988年9月27日)。這涉及到以頭部相關(guān)傳送功能(HRTF)為基礎(chǔ)的源信號(hào)數(shù)字式濾波。HRTF本質(zhì)上是三維空間中的真耳無(wú)助聽時(shí)的反應(yīng)(REUR)，是一種頻率依賴振幅和時(shí)延的測(cè)量值，這種測(cè)量值是由頭部陰影、耳郭、耳甲和耳道所造成的結(jié)果。HRTF可采用頭戴式耳機(jī)使局部化的聲音得到外延。采用HRTF處理的源信號(hào)，可以根據(jù)信號(hào)處理參數(shù)的控制，為收聽者提供自由聲場(chǎng)的傾聽經(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(lè)錄音和放音的提高以及人一機(jī)界面的提高和增強(qiáng)(參見Bagault,D.R.所著“采用空間聽覺(jué)顯示的呼叫信號(hào)可懂度的改進(jìn)”，美國(guó)宇航局(NASA)Ames研究中心第104014號(hào)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(yǔ)言局部化”，《人類因素》雜志，1993年，第25卷，第2期，第361-376頁(yè))，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《Beachtron三維立體聲PC-兼容機(jī)》，參考手冊(cè)，Crystal River工程公司修訂部，1993年11月)。由于非個(gè)人化的HRTF裝置已被廣泛使用，因此這些三維立體聲系統(tǒng)的目標(biāo)局限于在接近實(shí)際的聲學(xué)環(huán)境中模擬現(xiàn)實(shí)環(huán)境中聲音感覺(jué)理解。
在非助聽，模擬助聽和助聽條件下，對(duì)聽覺(jué)進(jìn)行客觀的耳道內(nèi)評(píng)估，三維立體聲的之應(yīng)用無(wú)疑起著重大而極有益的作用，它已從已知的聽力測(cè)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(有效)的電聲聽力計(jì)(VEA)，該聽力計(jì)是一種在無(wú)助聽、模擬助聽和助聽條件下用于評(píng)估人的聽覺(jué)功能的系統(tǒng)。一對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)被放置在測(cè)試者的兩側(cè)耳道內(nèi)，用以傳送聲刺激信號(hào)。部分地插入ICP中的一種探針測(cè)量系統(tǒng)，在整個(gè)聽覺(jué)評(píng)估期間；測(cè)量鼓膜附近的耳道內(nèi)反應(yīng)情況，從而為無(wú)助聽，模擬助聽和助聽評(píng)估情況下的相關(guān)反應(yīng)提供一個(gè)共同的基準(zhǔn)點(diǎn)。此外，還提供了一種根據(jù)這種聽覺(jué)評(píng)估結(jié)果所限定的獨(dú)特的組合式助聽器，該助聽器包括高度輪廓化的電聲和電子信號(hào)處理文件。
在進(jìn)行無(wú)助聽情況下評(píng)估時(shí)，該系統(tǒng)可進(jìn)行聽力測(cè)試，如純音閾值、非舒適性響度級(jí)(VCL)、語(yǔ)言接受閾值以及語(yǔ)言識(shí)別率等的測(cè)試。這些周圍聽覺(jué)測(cè)試以及其他中央聽覺(jué)處理(CAP)測(cè)試可以評(píng)估人的對(duì)聲刺激信號(hào)作出反應(yīng)的聽覺(jué)功能，其中，聲刺激信號(hào)是在鼓膜附近測(cè)定的，以絕對(duì)聲壓級(jí)(SPL)表示，它不同于以相對(duì)聽力級(jí)(HL)表示的常規(guī)的刺激信號(hào)。
VEA另一個(gè)顯著特點(diǎn)是能夠合成或產(chǎn)生在三維空間的真實(shí)傾聽環(huán)境中所能接受到的典型聲信號(hào)。這是通過(guò)綜合室內(nèi)聲學(xué)的各種濾波效應(yīng)、大氣吸收、擴(kuò)散損耗、耳內(nèi)延遲和外耳頻譜形狀以及其他人體效應(yīng)而取得的。例如，一種在教室內(nèi)代表老師的講話者的收聽條件是以數(shù)字方式合成并通過(guò)聲學(xué)方式經(jīng)耳道內(nèi)假體(ICP)傳送給孩子，以評(píng)估孩子在教室環(huán)境中的無(wú)助聽和助聽時(shí)的傾聽能力。除了空間化主語(yǔ)言信號(hào)即老師發(fā)出的以外，代表孩子噪聲的空間化干擾信號(hào)是經(jīng)過(guò)選擇后發(fā)出的，以進(jìn)一步評(píng)估在有背景噪聲的情況下孩子的語(yǔ)言識(shí)別能力。
無(wú)助聽時(shí)評(píng)估方法涉及到兩只類似正常人收聽聲音的聽覺(jué)相似的雙耳，根據(jù)每只耳朵和各種實(shí)際聲源之間的關(guān)系，每只耳朵接收一部分聲能。相反地，常規(guī)聽力測(cè)試方法是分別地將耳道內(nèi)聲刺激信號(hào)發(fā)送給每一耳朵，例如，將語(yǔ)言信號(hào)發(fā)送給一只耳朵，將干擾噪音發(fā)送給另一耳。
VEA系統(tǒng)模擬助聽情況下評(píng)估是將預(yù)期的助聽器的電聲性能并入無(wú)助聽時(shí)聲信號(hào)的數(shù)字合成來(lái)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)字式出現(xiàn)在模擬助聽器的處理輸入端。特定的聲學(xué)模型代表傾聽環(huán)境，這種傾聽環(huán)境對(duì)于進(jìn)行評(píng)估的個(gè)體來(lái)說(shuō)是重要的，并且可通過(guò)操作醫(yī)師來(lái)進(jìn)行選擇和調(diào)控，例如，在教室環(huán)境模型中，教師聲源模型就是一個(gè)例子，它具有特定的聲源-耳朵關(guān)系。處于這種特定環(huán)境中的一個(gè)主要目標(biāo)是，通過(guò)使模擬助聽器的電聲特性達(dá)到最佳化而使語(yǔ)言的可懂度達(dá)到最大化。通用的聽覺(jué)條件代表與規(guī)范化的反應(yīng)數(shù)據(jù)有關(guān)系的傾聽環(huán)境。例如，W-22就是通用化模型的一個(gè)實(shí)例，它具有特定的空間化背景噪音。測(cè)試得分被用來(lái)與儲(chǔ)存在該系統(tǒng)的儲(chǔ)存器中的通用模型規(guī)范化數(shù)據(jù)進(jìn)行比較。
VEA系統(tǒng)也能模擬其他助聽器效應(yīng)。這些助聽器效應(yīng)由于個(gè)別耳朵的獨(dú)特效應(yīng)而不能由數(shù)字合成法所模擬。這些效應(yīng)包括閉塞效應(yīng)、通氣口大小以及振蕩反饋電勢(shì)效應(yīng)。閉塞效應(yīng)是一種在耳道內(nèi)塞有助聽器，從而造成測(cè)試者自己聽覺(jué)特性發(fā)生變化的現(xiàn)象。
此外，VEA系統(tǒng)提供了一種在三維空間中測(cè)量各種個(gè)性化聲傳送功能的方法，在各種合成過(guò)程中，這些個(gè)性化傳送功能被匯合在一起，以便為測(cè)試者創(chuàng)造虛擬的聲學(xué)條件。
附圖簡(jiǎn)要說(shuō)明

圖1是示意方框圖，表示VEA系統(tǒng)的主要組成部件，其中包括插在測(cè)試者耳道內(nèi)的雙ICP假體；探針傳聲器系統(tǒng)；以及一個(gè)計(jì)算機(jī)系統(tǒng)，該計(jì)算機(jī)系統(tǒng)根據(jù)本發(fā)明包含一個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件，一個(gè)數(shù)字聽力計(jì)模件和一個(gè)實(shí)際聲學(xué)空間模件；圖2是根據(jù)本發(fā)明的數(shù)字聲頻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(cè)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(cè)量系統(tǒng)示意方框圖；圖6是可調(diào)節(jié)椅子的透視圖，在進(jìn)行有效聲學(xué)空間測(cè)試時(shí)，該椅子是用來(lái)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(cè)量系統(tǒng)中的安排示意圖，其中包括橫向平面和徑向平面揚(yáng)聲器；圖8是表示根據(jù)本發(fā)明傳送功能內(nèi)推法實(shí)例的示意圖，i3點(diǎn)處的傳送功能是在二維的橫向平面上的m1點(diǎn)和m2點(diǎn)處測(cè)得的；圖9是表示根據(jù)本發(fā)明為無(wú)助聽聽覺(jué)評(píng)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接聲學(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)明為無(wú)助聽評(píng)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)行無(wú)助聽評(píng)估時(shí)體現(xiàn)教師發(fā)話人和兒童受話人情景的過(guò)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耳道內(nèi)假體-耳道型(ICP-ITE)助聽器的耳道內(nèi)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耳道內(nèi)假體-耳道型(ICP-ITC)助聽器的耳道內(nèi)假體(ICP)局部剖視圖；圖13是表示根據(jù)本發(fā)明的耳道內(nèi)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)明的用于耳道內(nèi)假體兩部分結(jié)構(gòu)的耳道內(nèi)假體(ICP)芯模件的局部剖面視圖；圖15是表示根據(jù)本發(fā)明的可調(diào)節(jié)通氣插頭以及用于耳道內(nèi)假體-耳內(nèi)型助聽器(ICP-ITC)結(jié)構(gòu)的耳道內(nèi)-耳內(nèi)型(ICP-ITC)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖16是表示根據(jù)本發(fā)明的用于耳道內(nèi)假體(ICP)兩部分結(jié)構(gòu)的耳道內(nèi)假體-耳道型(ICP-ITC)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖17是表示根據(jù)本發(fā)明的完整兩部分耳道內(nèi)假體-耳道式助聽器(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耳道內(nèi)假體(ICP)的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖19是表示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)助聽器和該助聽器對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)的直接聲學(xué)耦合方法，其中包括借助磁性吸引法直接聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖20是表示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)助聽器和該助聽器對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)的直接聲學(xué)耦合方法，其中包括通過(guò)一個(gè)聲學(xué)耦合器進(jìn)行直接聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖21是表示根據(jù)本發(fā)明的一個(gè)助聽器和該助聽器對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)的直接聲學(xué)耦合方法，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)明的一個(gè)助聽器和該助聽器通過(guò)一聲學(xué)耦合器尖端對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)的聲學(xué)耦合局部剖面?zhèn)纫晥D；圖23是表示根據(jù)本發(fā)明的虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)提供的組裝過(guò)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(cè)量模件由計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖解顯示圖；圖25是表示根據(jù)本發(fā)明的無(wú)助聽評(píng)估模件由計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖解顯示圖；圖26是表示根據(jù)本發(fā)明的預(yù)定助聽評(píng)估模件由計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖解顯示圖；圖27是表示根據(jù)本發(fā)明的模擬助聽時(shí)評(píng)估模件由計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖解顯示圖；圖28是表示根據(jù)本發(fā)明的助聽時(shí)評(píng)估模件由計(jì)算機(jī)產(chǎn)生的圖解顯示圖；圖29是根據(jù)本發(fā)明表示受試者在5千赫茲和15千赫茲音調(diào)下進(jìn)行測(cè)試時(shí)所測(cè)得的聲壓級(jí)(SPL)變化與離鼓膜探針尖距離的關(guān)系線性圖；圖30是根據(jù)本發(fā)明的條形圖，表示當(dāng)探針離鼓膜6毫米前進(jìn)時(shí)測(cè)得的聲音為5千赫茲和15千赫茲時(shí)的聲壓級(jí)(SPL)；圖31是根據(jù)本發(fā)明的條形圖，表示當(dāng)探針離鼓膜5毫米前進(jìn)時(shí)測(cè)得的聲音為5千赫茲和15千赫茲時(shí)的聲壓級(jí)(SPL)；圖32是根據(jù)本發(fā)明的條形圖，表示當(dāng)探針離鼓膜4毫米前進(jìn)時(shí)測(cè)得的聲音為5千赫茲和15千赫茲時(shí)的聲壓級(jí)(SPL)；圖33是表示根據(jù)本發(fā)明為右耳朵采用預(yù)定的輔助聽評(píng)估的教師發(fā)話人與小孩受話人情景的實(shí)例的示意方框圖；圖34是表示根據(jù)本發(fā)明的為右耳朵用模擬助聽評(píng)估的教師發(fā)話人與小孩受話人情景的實(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)明的為助聽聽覺(jué)評(píng)估條件實(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(cè)和模擬的實(shí)例示意方框圖。
本發(fā)明的詳細(xì)說(shuō)明在此，為了便于說(shuō)明，將自始至終采用下述定義窗口是指顯示在計(jì)算機(jī)屏幕上的圖示區(qū)域，該區(qū)域集中顯示了控制、目標(biāo)物、輸入現(xiàn)場(chǎng)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。
圖象化是指作為一個(gè)圖像來(lái)顯示的活動(dòng)窗口。它的顯示可以失敗，但也可以通過(guò)使計(jì)算機(jī)屏幕上的圖像配對(duì)，使之吻合而生效。
在此說(shuō)明的虛擬電聲聽力計(jì)(VEA)是一種整機(jī)式的儀器，是在無(wú)助聽、模擬助聽和助聽條件下用來(lái)評(píng)估聽力。此外，VEA在整個(gè)評(píng)估和裝配過(guò)程中，利用現(xiàn)實(shí)聲學(xué)刺激信號(hào)和耳道內(nèi)反應(yīng)測(cè)量值的數(shù)字合成結(jié)果，為助聽器的裝配和分析提供新的方法。
圖1表示VEA系統(tǒng)15最佳實(shí)施例的主要組成部分。一對(duì)耳道內(nèi)假體(ICP)22插在測(cè)試者耳道21內(nèi)，用以傳送聲刺激信號(hào)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)送聲音信號(hào)至鼓膜26。此外，ICP也包含一個(gè)探針管24，用以測(cè)定聲反應(yīng)，該聲反應(yīng)是接收器引發(fā)的聲刺激信號(hào)和受試者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(cè)定來(lái)自耳道21的聲信號(hào)，并能提供表示聲信號(hào)的電信號(hào)。備有反應(yīng)鍵盤27，在進(jìn)行各種聽覺(jué)評(píng)估測(cè)試期間，可用以記錄來(lái)自測(cè)試者20的反應(yīng)。
每個(gè)ICP接收器22是通過(guò)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(cè)試變換器，其中包括ICP接收器22和探針測(cè)量系統(tǒng)23。數(shù)字聽力計(jì)模件通過(guò)各種模件間的導(dǎo)線，與數(shù)字聲頻合成器模件18和虛擬聲學(xué)空間測(cè)量模件14相連接。虛擬聲學(xué)空間測(cè)量模件包括一輸出端16，用以連接幾個(gè)測(cè)試用的揚(yáng)聲器。這些模件可以容納在或包含在標(biāo)準(zhǔn)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、數(shù)字聽力計(jì)模件和虛擬聲學(xué)空間測(cè)量等模件的方框圖示于圖2、圖3和圖4中。本發(fā)明實(shí)施例中，這些模件是通過(guò)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(guò)母線接口34，從系統(tǒng)儲(chǔ)存器中檢索出來(lái)的，并由數(shù)字聲頻合成器模件內(nèi)的數(shù)字信號(hào)處理器33進(jìn)行數(shù)字處理。然后，經(jīng)過(guò)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(hào)的信號(hào)帶寬。
數(shù)字聲頻合成器模件也可以通過(guò)其輸入連接器31，從諸如磁帶錄音機(jī)和CD機(jī)(未示出)放音裝置的外部聲源中接收表示聲信號(hào)的模擬信號(hào)。然后，被接收的模擬信號(hào)借助模擬-數(shù)字轉(zhuǎn)換器32轉(zhuǎn)變成數(shù)字信號(hào)，再由數(shù)字信號(hào)處理器33進(jìn)行信號(hào)處理。
多個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件(未示出)可以用來(lái)提高系統(tǒng)的數(shù)字信號(hào)處理能力。對(duì)于平行的實(shí)時(shí)的雙耳信號(hào)合成來(lái)說(shuō)，這是特別有用的。多個(gè)數(shù)字聲頻合成器模件是通過(guò)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或另一個(gè)數(shù)字聲頻合成模件的輸入31而加以串聯(lián)的。內(nèi)部信號(hào)和輔助信號(hào)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(hào)處理器，該處理器的時(shí)鐘脈沖為40兆赫。
來(lái)自數(shù)字聲頻合成器模件18的模擬輸出38通過(guò)連接件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(hào)通過(guò)混頻器電路45進(jìn)行混頻，然后通過(guò)聲音放大器電路46進(jìn)行放大處理，再進(jìn)行阻抗匹配；最后通過(guò)聽力測(cè)試變換器接口電路49通向各種聽力測(cè)試變換器。輸向聽力測(cè)試變換器的輸出包括ICPs50(上面已討論過(guò)，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)以及將聲音傳送給受試者的耳朵的其它傳統(tǒng)方法。
來(lái)自聲頻放大器46的經(jīng)過(guò)放大的信號(hào)也被送到數(shù)字聲頻合成器模件輸入31，該輸入來(lái)自聲緩沖器電路47的輸出連接件48?；祛l器電路45還包括通過(guò)傳聲放大器58用以接收來(lái)自ICP傳聲器55、操作醫(yī)師傳聲器56(未示出)以及病人傳聲器57(未示出)的聲信號(hào)連接件。
在輸入連接件53處收到的外線電平信號(hào)也是通過(guò)放大器54進(jìn)行放大，然后被送到混頻電路45。使用了一個(gè)響應(yīng)鍵控盤接口電路60，以便使該系統(tǒng)通過(guò)連接件59接合到響應(yīng)鍵控盤，以記錄在各種聽力測(cè)試評(píng)價(jià)過(guò)程中個(gè)人對(duì)聲刺激所作出的反應(yīng)。與數(shù)字聽力計(jì)模件連接的操作的臨床醫(yī)師話筒，使臨床醫(yī)師通過(guò)成對(duì)的ICP與病人保持通話聯(lián)系。病人話筒允許病人在進(jìn)行某些聽力測(cè)試時(shí)向進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師回應(yīng)，這些聽力測(cè)試要求病人作出口頭反應(yīng)。病人話筒也可用于閉塞效應(yīng)測(cè)試，下面將做更詳細(xì)的說(shuō)明。
數(shù)字聽力計(jì)模件還包括一根計(jì)算機(jī)母線43以及計(jì)算機(jī)母線接口電路44，它們將數(shù)字聽力計(jì)模件連接到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(cè)量系統(tǒng)(參見圖5)，該測(cè)量系統(tǒng)是用來(lái)評(píng)價(jià)個(gè)人的聲學(xué)傳送功能鈕。虛擬聲學(xué)空間測(cè)量系統(tǒng)模件14的方框圖示于圖4。該虛擬聲學(xué)空間測(cè)量系統(tǒng)模件通過(guò)一組輸入連接件64接收來(lái)自數(shù)字聲頻合成器模件輸出連接件38的代表各種聲信號(hào)的電信號(hào)。輸入信號(hào)電平的調(diào)節(jié)和路徑是通過(guò)混頻器電路65、聲音放大器電路66以及揚(yáng)聲器路徑和接口電路71來(lái)完成的。因此，虛擬聲學(xué)空間測(cè)量模件的輸出與揚(yáng)聲器列陣16中的各個(gè)測(cè)試揚(yáng)聲器耦合。
虛擬聲學(xué)空間測(cè)量模件也包括一條計(jì)算機(jī)母線連接件68以及計(jì)算機(jī)母線接口電路67，它們將虛擬聲學(xué)空間測(cè)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)模件工作。這種協(xié)調(diào)工作包括處理能表示連接于該模件的病人頭部位置的信息，這些信息是通過(guò)連接件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。
最好使用一種可調(diào)節(jié)的椅子78，以確保測(cè)試空間內(nèi)的適當(dāng)耳部定位，正如圖6所示?？v向調(diào)節(jié)桿79可調(diào)節(jié)坐在椅子上的受試人的豎直位置。背后調(diào)節(jié)鈕81可調(diào)節(jié)椅背支承80。頭托82是可以調(diào)節(jié)的，能夠支撐坐在椅子上的受試人的頭部。耳朵位置基準(zhǔn)臂84通過(guò)將指向受試人耳道孔的一組耳道孔指示器83而提供一目標(biāo)基準(zhǔn)位置。耳朵位置基準(zhǔn)臂84最好能通過(guò)一基準(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(cè)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(duì)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，及圖7中的89-94)。用來(lái)反射光的目標(biāo)物體(未標(biāo)出)恰好放在測(cè)試者的耳垂下，可以用來(lái)反射來(lái)自入射紅外光發(fā)射器的紅外光。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(cè)到(參見圖4)。
虛擬聲學(xué)空間測(cè)量系統(tǒng)能產(chǎn)生各種傳遞函數(shù)集，在聽覺(jué)評(píng)價(jià)過(guò)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)，它具有取決于頻率(w)的量值和相位特性。一旦傳遞函數(shù)H(jw)被確定了，則系統(tǒng)對(duì)任意輸入信號(hào)作出的反應(yīng)就能被預(yù)測(cè)或合成。
虛擬聲學(xué)空間測(cè)量系統(tǒng)中的傳遞函數(shù)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組成的陣列，它們離病人的頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88作等距離(d)布置，正如圖5和圖7所示。頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88被定義為連接兩耳道口(21)的連線的中點(diǎn)。
4個(gè)揚(yáng)聲器，即#1(89)、#2(90)、#3(91)和#4(92)被安排在包含基準(zhǔn)參考點(diǎn)88的橫向平面95上。揚(yáng)聲器1至4被安置在方位角0°、45°、315°和270°；正如圖7(A)所示。三個(gè)揚(yáng)聲器，即#(89)、#5(93)和#6(94)被安置在包含頭部基準(zhǔn)點(diǎn)88的徑向平面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所示的六一揚(yáng)聲器排列的傳遞函數(shù)集可允許6對(duì)(即左耳和右耳測(cè)量值)正向測(cè)量值，其中頭部是面向揚(yáng)聲器#1。最好能取另外6對(duì)反向測(cè)量值，其中頭部是背向揚(yáng)聲器#1(未顯示出)。相應(yīng)地，完整的傳遞函數(shù)集是由12對(duì)測(cè)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(duì)測(cè)量值中，8對(duì)測(cè)量值是處于橫向平面上，6對(duì)測(cè)量值是處在徑向的平面上。2對(duì)測(cè)量值為兩個(gè)平面所共有的。成對(duì)的測(cè)量值不僅包含了對(duì)應(yīng)于每只耳朵的個(gè)別傳遞函數(shù)，而且也包含了對(duì)應(yīng)于每只揚(yáng)聲器的耳內(nèi)相位關(guān)系。
用一對(duì)探頭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(cè)量值集，這里是指無(wú)助聽傳遞函數(shù)Hua(Pn,jw)，其中Pn是由極坐標(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(duì)應(yīng)于橫向平面的聲入射方位角，正如圖7(A)所示；α是對(duì)應(yīng)于徑向平面的仰角，正如圖7(B)所示。Hua(Pn,jw)表示聲傳遞函數(shù)，這是在考慮到各種聲學(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、耳郭、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(cè)量。這些測(cè)量值，這里是指Hfp(Pn,jw)，它表示從揚(yáng)聲器#n到ICP面板(fp)的。即表示傳聲器在模擬助聽器面板上的位置的傳遞函數(shù)(在下面將做更詳細(xì)的討論)。
一般地說(shuō)，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(cè)得的傳遞函數(shù)組中進(jìn)行內(nèi)推，正如圖8所示。例如，眾所周知，在正常的大氣條件下從聲源發(fā)出的聲壓是與距離成反比的。此外，空間中的某點(diǎn)的傳遞函數(shù)可通過(guò)兩個(gè)測(cè)得的最接近該點(diǎn)傳遞函數(shù)的加權(quán)平均而近似地獲得。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(guò)內(nèi)推而得到的近似傳遞函數(shù)H(j3,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(cè)得的傳遞函數(shù)H(m1,jw)和H(m2,jw)經(jīng)過(guò)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)是由于聲音在大氣中的吸收和擴(kuò)散衰減所形成的大氣損耗傳遞函數(shù)。
同樣地，內(nèi)推法可以用來(lái)從測(cè)得的最接近的多個(gè)傳遞函數(shù)組的加權(quán)平均中求得三維空間中任意點(diǎn)處的任何傳遞函數(shù)的近似值。如果采用額外的揚(yáng)聲器和(或)利用揚(yáng)聲器一頭部的取向進(jìn)行額外測(cè)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)施例在揚(yáng)聲器的數(shù)目和各個(gè)揚(yáng)聲器的取向之間采用了一個(gè)實(shí)際可行的折衷方案，例如，這里介紹的本發(fā)明的實(shí)施例中，采用了6個(gè)揚(yáng)聲器，同時(shí)采用了兩種定向，即一種正面向和一種背面向。此外，如果能從大量個(gè)體的傳遞函數(shù)測(cè)量值中獲得的統(tǒng)計(jì)數(shù)據(jù)中作出決定，那么對(duì)于傳遞函數(shù)內(nèi)推法來(lái)說(shuō)，非線性加權(quán)就可能更合適的。
由VEA系統(tǒng)測(cè)得的其他傳遞函數(shù)還包括(1)Hicp-rec(jw)傳遞函數(shù)，它表示從ICP接收器至耳道內(nèi)的電聲傳遞函數(shù)，當(dāng)ICP放置在患者耳道內(nèi)由探頭測(cè)得的。(2)Hicp-mil(jw)傳遞函數(shù)，它表示在進(jìn)行助聽器評(píng)估時(shí)從ICP揚(yáng)聲器到所用助聽器的電聲傳遞函數(shù)；以及(3)Hicp-56(jw)傳遞函數(shù)，它表示聲泄漏，如從ICP面板處測(cè)定的ICP接收器的聲反饋。
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(iw)，來(lái)數(shù)字式地合成分別代表無(wú)助聽，模擬助聽或助聽條件下的聲信號(hào)，這些聲信號(hào)具有采用常用的評(píng)估方法和裝配方法不可能達(dá)到的現(xiàn)實(shí)性。
例如在圖9中，教師發(fā)話發(fā)話人101和兒童受話人102形成的聲學(xué)環(huán)境(100)如下對(duì)于兒童受話人(102)和右耳和左耳來(lái)說(shuō)，直射聲學(xué)路徑PR1和PL1，以及反射路徑PR2和PL2是由以前測(cè)得的兒童的傳遞函數(shù)經(jīng)過(guò)內(nèi)推而得到的傳遞函數(shù)來(lái)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(yǔ)言的數(shù)字聲頻卷宗107是從系統(tǒng)儲(chǔ)存器106中檢索出來(lái)的，并由數(shù)字信號(hào)處理器114加以數(shù)字處理。數(shù)字信號(hào)處理器進(jìn)行Hua(PR1.jw)108,Hua(PL1,jw)110,Hua(PR2,jw)109以及Hua(PL2,jw)111信號(hào)處理，它們分別代表路徑PR1,PL1,PR2以及PL2的傳遞函數(shù)。對(duì)于右側(cè)和左側(cè)ICP接收器119/120來(lái)說(shuō)，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)一步處理。
逆?zhèn)鬟f函數(shù)可以用來(lái)刪去發(fā)送聲音時(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(guò)處理的右側(cè)和左側(cè)數(shù)字信號(hào)然后通過(guò)數(shù)字——模擬轉(zhuǎn)換器115轉(zhuǎn)換成模擬信號(hào)，并通過(guò)聽力測(cè)試接口電路117通向右側(cè)ICP和左側(cè)ICP。將虛擬的聲學(xué)映像投射給處于三維空間中某個(gè)特定點(diǎn)的收聽者，例如將教師發(fā)話人的語(yǔ)言發(fā)送給兒童受話人的這種處理過(guò)程被稱之為空間化。
另一可選擇的方法是通過(guò)進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師的麥克風(fēng)使用該醫(yī)師所發(fā)出的實(shí)況聲信號(hào)取代數(shù)字聲音數(shù)據(jù)。達(dá)到空間化和將實(shí)況聲信號(hào)發(fā)送到戴有一對(duì)ICP耳道內(nèi)假體的收聽者?？臻g化聲源的實(shí)際位置和音量是由本發(fā)明的虛擬聽力計(jì)系統(tǒng)所控制的，下面將作更詳細(xì)的解釋。
線性時(shí)間不變量系統(tǒng)的傳遞函數(shù)測(cè)量值，例如傳遞函數(shù)Hua(pn,jw),Hfp(pn,jw),Hicp-rec(jw),Hicp-mic(jw)以及Hicp-tb(jw)都典型地使用離散或清除純音聲刺激。其他刺激信號(hào)包括語(yǔ)言噪音，白噪音和其它語(yǔ)言樣的噪音信號(hào)。也使用了偽隨機(jī)噪聲序列和其他信號(hào)，以減少計(jì)算傳遞函數(shù)所需時(shí)間。計(jì)算方法包括“快速傅里葉變換法”(FFT)、“最長(zhǎng)序列法”(MSL)以及“延時(shí)頻譜測(cè)定法”(IDS)(參見Rife.D.,Vanderkooy,J.所著“具有最長(zhǎng)序列的傳遞函數(shù)測(cè)量”，《聲學(xué)工程學(xué)會(huì)雜志》，1989年6月，第37卷，第6期，第418-442頁(yè))。MSL和TDS測(cè)量的優(yōu)點(diǎn)包括減少室內(nèi)反射效應(yīng)對(duì)傳遞函數(shù)造成的影響。本發(fā)明用的已測(cè)定傳遞函數(shù)中的一個(gè)重要組成是直接路徑傳遞函數(shù)。
在本發(fā)明的最佳實(shí)施例子中，當(dāng)VEA系統(tǒng)第一次安裝在臨床裝置中時(shí)，VEA系統(tǒng)的探頭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)在接著進(jìn)行的傳遞函數(shù)測(cè)量時(shí)被采用，以校正所使用的每只探頭傳聲器的獨(dú)特的頻率反應(yīng)特性以及室內(nèi)聲學(xué)的獨(dú)特特性。
根據(jù)本發(fā)明圖11是表示代表適合淺耳道放置用的耳道內(nèi)假體——耳內(nèi)式(ICP-ITE)助聽器的耳道內(nèi)假體(ICP)的局部剖面透視圖；圖12是表示代表深耳道放置的耳道內(nèi)假體——耳道式(ICP-ITC)助聽器的耳道內(nèi)假體(ICP)的局部剖面透視圖；圖13是表示耳道內(nèi)假體(ICP)面板端的透視圖，其中包括面板探頭管的支架和探頭管的放置位置；圖14是表示兩部分耳道內(nèi)假體(ICP)結(jié)構(gòu)的芯耳道內(nèi)假體(ICP)模件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖15是表示用于耳道內(nèi)假體——耳內(nèi)式(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是表示用于兩部分耳道內(nèi)假體(ICP)結(jié)構(gòu)的耳道內(nèi)假體——耳道式(ICP-ITC)套管的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖17是表示完整耳道內(nèi)假體——耳道式(ICP-ITC)兩部分組件的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖18是表示具有一可編程序通氣口的耳道內(nèi)假體(ICP)的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖19是表示對(duì)應(yīng)于耳道內(nèi)假體(ICP)的助聽器和直接聲學(xué)耦合法，其中包括借助磁性吸引法達(dá)到直接聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖20是表示對(duì)應(yīng)于耳道內(nèi)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(duì)應(yīng)于耳道內(nèi)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)耦合的接口的局部剖面?zhèn)纫晥D；圖22是表示借助——聲學(xué)耦合器尖對(duì)應(yīng)于耳道內(nèi)假體(ICP)的助聽器和直射聲學(xué)耦合的局部剖面?zhèn)纫晥D。
在以上的各圖中，那些在本發(fā)明的各種實(shí)施例子中所共有的元件都有一個(gè)共同的標(biāo)號(hào)。例如，圖11和圖12的耳道內(nèi)假體(ICP)都有一個(gè)接收器136，而圖11實(shí)施實(shí)例中的殼體129是不同于圖12實(shí)施實(shí)例的殼體152的。
圖11至圖22所示的耳道內(nèi)假體(ICP)主要包括接收器136，接收器接口199，插在探頭管道134內(nèi)的探頭管133、插在通氣道130內(nèi)的通氣插頭128、探頭傳聲器131、面板122以及用柔韌材料，例如用丙烯做的殼體。耳道內(nèi)假體(ICP)的設(shè)計(jì)一般能體現(xiàn)所需類型的助聽器的物理和電聲特性，但信號(hào)的處理和產(chǎn)生則例外，它們是由計(jì)算機(jī)化虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)的聲音合成器控制板類進(jìn)行操作。圖11和圖12表示耳內(nèi)式(ITE)和耳道式(ITC)耳道內(nèi)假體(ICP)，它們分別代表具有淺耳道和深耳道用的助聽器。
本發(fā)明最佳實(shí)施實(shí)例所用的接收器136選用伊利諾州伊塔斯卡市Knowles公司制造的接收器，它與商用助聽器所用接收器的聲學(xué)特性相類似，這是考慮到它的聲學(xué)特性以及它非常低的噪聲輸出特性。取自模擬助聽器接收器的ICP接收器變量被儲(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)，可在各種模擬過(guò)程中使用。探針管133；最好是用硅橡膠材料制造，且其直徑大約為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。
通氣道130可較好地提供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)，通氣道也可容納通氣插頭，以適應(yīng)ICP-ITE型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，以取得所要求的原位的聲學(xué)特性。例如，一個(gè)直徑相當(dāng)大的通氣插頭可以用來(lái)減小閉塞效應(yīng)，這種效應(yīng)是由于提高患者自己聲音的感覺(jué)聲量而造成的。另一方面，較小直徑的通氣插頭可以用來(lái)通過(guò)通氣插頭消除來(lái)自接收器的的聲泄漏。微型連接件插座138和連件插頭123借助所附的連接件電纜125以電氣方式連接ICP和VEA系統(tǒng)。
VEA系統(tǒng)與探針傳聲器系統(tǒng)一起可以允許測(cè)量吸附效應(yīng)與ICP類型和通氣類型之間的關(guān)系，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以及助聽器傳動(dòng)器的位置132。當(dāng)測(cè)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(hào)129以及圖12的標(biāo)號(hào)152)最好是用具有聲緩沖效應(yīng)的柔軟撓性材料制造，以提供舒適性和聲密封性。ICP有幾種類型可以適應(yīng)各種耳道的大小。例如，小殼體形更適用于兒童，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)明和另一種可供選擇的實(shí)施例子提出了一種ICP的兩部分結(jié)構(gòu)，正如圖14至圖17所示。核心部分169(參見圖14)是插在各種大小的一次性的套管177中，正如圖15和圖16所示。這種選擇如圖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)橹挥刑坠茉且淮涡缘?。核心部?69是被封裝在一種保護(hù)材料中的，最好這種材料是具有半柔韌性的特性?？梢允褂靡环N去耦電容器，以濾去那些造成可聽到噪聲的額外的電磁信號(hào)。
圖15和圖16所示的套管部分是這典型的柔韌性材料制成，例如用柔軟的丙烯做成的，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。在圖16中還顯示了一種聲緩沖系統(tǒng)186，它在ICP插入耳道內(nèi)時(shí)提供聲密封。
圖15顯示了一種適合插入淺耳道的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)行的測(cè)試，患者耳道大小以及助聽器的模擬要求。圖17顯示了核心ICP和ICP套管的結(jié)合部分，它代表了ICP-ITC組合。
圖18顯示了通氣機(jī)制的一個(gè)變型，其通氣口的大小是以電子方式進(jìn)行控制和調(diào)節(jié)的(參見zdehlick,k，所著“一種用于微型結(jié)構(gòu)的革命性促動(dòng)器”，《傳感器雜志》，1993年版)。這是通過(guò)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(lái)實(shí)現(xiàn)的，該微型閥包括一個(gè)硅隔膜194，其作用是通過(guò)微型閥端口195來(lái)調(diào)節(jié)附在通氣道197上的通氣口的尺寸。典型的通氣口尺寸的范圍是介于0.032毫米和1.5毫米之間，為響應(yīng)操作的臨床醫(yī)師的測(cè)試選擇可根據(jù)由虛擬電聲聽力計(jì)模件提供的電壓電平未確定。
也可以一種嶄新的方式使用ICP來(lái)測(cè)試一種新型助聽器，這種助聽器適宜于與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力評(píng)估方法，這些方法通常使用遙控定位揚(yáng)聲器，將聲響信號(hào)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(hào)發(fā)送給助聽器214的傳聲器211。本發(fā)明的聲耦合跨距的最小距離通常是小于15毫米。
圖19和圖21顯示了本發(fā)明的一個(gè)實(shí)施例子，在該例子中，聲耦合是借助一種磁性吸引法來(lái)實(shí)現(xiàn)的。在這種方法中ICP接收器136是通過(guò)在ICP接收器端的磁盤206和靠近助聽器傳聲端口210的另一個(gè)磁盤209之間的磁性吸力而耦合于助聽器傳聲器211，助聽器傳聲器端口是助聽器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，以減少耦合中的泄漏。本發(fā)明中也備有一個(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)例提供了一個(gè)可編程序助聽器電路253，它可通過(guò)一可編程序電纜257上對(duì)從VEA系統(tǒng)發(fā)送來(lái)的控制信號(hào)進(jìn)行動(dòng)態(tài)ITE測(cè)試。圖21所示為一個(gè)在電學(xué)上可編程序的助聽器，它有一條可編程序的電纜257，將助聽器電路連接于本發(fā)明的VEA系統(tǒng)。這些助聽器含有通?？赏ㄟ^(guò)電信號(hào)進(jìn)行編程和調(diào)節(jié)的電路。在面板上顯示的程序接口通過(guò)電池盒適宜于將程序電信號(hào)發(fā)送給助聽器電路。這種程序信號(hào)和接口方法是該助聽器模件所獨(dú)有的，而該助聽器模件則是按所用助聽器電路的規(guī)范而提供的。這些程序信號(hào)和接口方法對(duì)于熟悉助聽器設(shè)計(jì)技術(shù)的人員來(lái)說(shuō)是熟知的。目前市場(chǎng)上買得到的其它可編程序助聽器采用了超聲波或紅外信號(hào)，且在助聽器內(nèi)配有合適的信號(hào)接口電路。
一種可供選擇的聲耦合方法通過(guò)聲耦合器243，將ICP接收器136耦合至助聽器傳聲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)手柄，在正常使用期間，能夠促使助聽器214容易地插入和退離耳道。
本發(fā)明的另一實(shí)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)，以容納聲耦合器尖291。
另一種聲耦合方法(未示出)采用吸杯環(huán)把ICP接收器耦合到已有的常用的助聽器上，該助聽器不具有專門的接口部件。
本發(fā)明的直接聲耦合的一個(gè)主要優(yōu)點(diǎn)是，在調(diào)整或評(píng)估助聽器時(shí)，提高了該助聽器的傳聲器的信號(hào)噪聲比。這主要是通過(guò)助聽器傳聲器與ICP耦合而與室內(nèi)環(huán)境噪聲的聲學(xué)隔離來(lái)實(shí)現(xiàn)的。
本發(fā)明的助聽器還采用了一種探針管通道，以通過(guò)如圖19至22所示控針測(cè)量系統(tǒng)可進(jìn)行探針管插入和接著進(jìn)行耳道內(nèi)聲學(xué)測(cè)量。傳統(tǒng)的用助聽器耳道內(nèi)測(cè)量方法涉及將探針?lè)胖迷谥犉飨旅妫@使探針受到擠壓影響，從而影響測(cè)量的準(zhǔn)確性。而且，將探針管置于助聽器下面會(huì)形成一個(gè)聲學(xué)泄漏通道，從而引起振蕩反饋。本發(fā)明的的探針管道還提供了當(dāng)助聽器置于耳道時(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)明系統(tǒng)特有的一種典型裝配過(guò)程。本發(fā)明最佳實(shí)施例子的虛擬電聲聽力計(jì)系統(tǒng)提供的裝配過(guò)程包括五個(gè)階段(1)基準(zhǔn)測(cè)量264，(2)無(wú)助聽聽力評(píng)估265，(3)預(yù)定的助聽的聽力評(píng)估266，(4)模擬助聽的聽力評(píng)估267，以及(5)助聽的聽力評(píng)估268。但是，各個(gè)階段或第一階段的組成可個(gè)別地，或按適合于做聽力評(píng)價(jià)的患者的其他次序進(jìn)行管理。每一處理階段在一圖形模件中實(shí)現(xiàn)，如圖24-28所示。
第一階段，即基準(zhǔn)測(cè)量，由基準(zhǔn)測(cè)量模件(圖24)實(shí)現(xiàn)，該模件包含一基準(zhǔn)測(cè)量窗口(圖24中表示為打開的)和一信號(hào)模型窗口(圖24中表示為圖象)，基準(zhǔn)測(cè)量窗口允許測(cè)量各種傳遞函數(shù)，這些函數(shù)在以后的整個(gè)裝置過(guò)程中被采用。
上述無(wú)助聽傳遞函數(shù)Hua(pn,jw)是在選擇3D-REUR(三維真耳無(wú)助聽的反應(yīng))任選項(xiàng)時(shí)測(cè)量的。測(cè)量值是從前(面對(duì)揚(yáng)聲器1號(hào))或從后(背向揚(yáng)聲器1號(hào))取方向，根據(jù)所選的前/后任選項(xiàng)來(lái)得到的。取決于橫向/徑向選項(xiàng)，可以把右耳和左耳傳遞函數(shù)的圖象顯示在橫向或徑向平面上。圖24顯示橫向平面上一組8對(duì)Hua(pn,ju)的傳遞函數(shù)。這些測(cè)量是使患者處于揚(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的未閉塞的耳道中來(lái)進(jìn)行的。
本發(fā)明另一新特征是測(cè)量和量化模擬助聽器閉塞效應(yīng)的能力，以及配裝助聽器的能力。但是，在進(jìn)行閉塞測(cè)量之前，必須進(jìn)行未閉塞耳道的基準(zhǔn)測(cè)量。這一程序，簡(jiǎn)而言之，是要求患者發(fā)出一個(gè)元音，最大好是低頻譜高能容量的元音，如“ee”。用位鼓膜附近的探身進(jìn)行測(cè)量。閉塞時(shí)效應(yīng)的基準(zhǔn)測(cè)量值(即未閉塞耳道)，被保存下來(lái)，使ICP或助聽器在耳道被閉塞時(shí)測(cè)量閉塞效應(yīng)，下面將加以說(shuō)明。在選擇閉塞基準(zhǔn)任選項(xiàng)時(shí)，將進(jìn)行閉塞效應(yīng)基準(zhǔn)測(cè)量。
在選擇面板反應(yīng)任選項(xiàng)時(shí)，測(cè)量面板傳遞函數(shù)Hpf(pn,jw)(圖表中未示出)。ICP置于耳內(nèi)，探針管尖端位于面板的話筒位置132內(nèi)，如圖13所示。
在選擇ICP校準(zhǔn)任選項(xiàng)，測(cè)量ICP接收器對(duì)真耳傳送函數(shù)Hicp-rec(uw)。這要求將探針管插入ICP的探針管道內(nèi)，并使探針管末端靠近鼓膜。
在進(jìn)行各種反應(yīng)和校準(zhǔn)測(cè)量時(shí)，為便于使探針在耳道內(nèi)處于適當(dāng)位置，采用一種新方法來(lái)優(yōu)化探針在耳道內(nèi)的定位，而且特別是將由于鼓膜的聲波反射而產(chǎn)生的耳道內(nèi)駐波效應(yīng)降低到最小。與頻率相關(guān)的駐波圖形是非常有特點(diǎn)的，這對(duì)聲學(xué)尤其是真耳聲學(xué)測(cè)量領(lǐng)域的技術(shù)人員來(lái)說(shuō)，是相當(dāng)熟悉的。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5千赫的低頻，其二在15千赫到20千赫范圍內(nèi)。音調(diào)信號(hào)經(jīng)揚(yáng)聲器或ICP接收器傳送，對(duì)該音調(diào)信號(hào)作出的聲學(xué)反應(yīng)取決于測(cè)量值，這是話筒探針系統(tǒng)連續(xù)測(cè)得，并顯示在監(jiān)視器上，如圖30-32所示。
圖29表示個(gè)人單耳對(duì)每一音調(diào)作出的聲學(xué)反應(yīng)圖表，可看出當(dāng)探針被推進(jìn)到鼓膜附近時(shí)，對(duì)低頻反應(yīng)的特征性上升及在高頻反應(yīng)中則下凹。對(duì)于15千赫音調(diào)，下凹出現(xiàn)在離鼓膜約5毫米處。在探針插入期間，監(jiān)視有關(guān)的反應(yīng)特征提供了一種視覺(jué)計(jì)算機(jī)輔助方法，用以指示適當(dāng)?shù)闹羔樜恢?，如圖30-32的頻譜圖所示。這一過(guò)程的結(jié)果表明，通常有一顯著的下凹，如圖31所示，典型的超過(guò)15分貝，隨后在高頻反應(yīng)即第二音調(diào)反應(yīng)時(shí)出現(xiàn)明顯的上升。
隨著探針插入接近鼓膜處，低頻反應(yīng)即第二音調(diào)反應(yīng)僅顯示了3分貝范圍內(nèi)的少量增加。在這過(guò)程中，盡管探針末端至鼓膜的距離近似值是可能的，但該過(guò)程的目的是在測(cè)量傳遞函數(shù)期過(guò)程中探針定位到能使所考慮的測(cè)量頻率發(fā)出最小駐波。例如，若希望無(wú)助聽反應(yīng)測(cè)量值達(dá)到6千赫，則推進(jìn)探針至檢測(cè)到15千赫反應(yīng)處出現(xiàn)一個(gè)下凹，并確保測(cè)量誤差在6千赫處不超過(guò)2.5分貝。選擇一個(gè)更高的頻率作為第二音調(diào)，可提高檢測(cè)的精度，雖然這使探針推進(jìn)太深的可能性增大，導(dǎo)致探針接觸鼓膜表面，但通常是安全的，只會(huì)有不舒服的感覺(jué)。
音調(diào)的其他組合，包括單個(gè)，三個(gè)，復(fù)合和其他信號(hào)，也能夠?qū)崿F(xiàn)上述過(guò)程，即連續(xù)測(cè)量各種聲刺激的反應(yīng)和檢測(cè)探針被推進(jìn)到一合適的停止點(diǎn)，并無(wú)需注意探針與鼓膜的距離。這個(gè)合適的探針位置以下稱為探針基準(zhǔn)點(diǎn)。
第二階段，即無(wú)助聽評(píng)價(jià)，由一無(wú)助聽評(píng)價(jià)模件完成。如圖25所示，包括一無(wú)助聽分析窗口，在圖中是打開的，一空間窗口，也是打開的，一信號(hào)模式窗口，是被圖象化的，以及聽力評(píng)價(jià)窗口，也被圖象化。
在耳道內(nèi)插入ICP時(shí)，無(wú)助聽分析窗口允許進(jìn)行各種耳道內(nèi)的測(cè)量及顯示無(wú)助聽條件下的聽覺(jué)評(píng)估。測(cè)量值和圖形包括聽力圖譜、失真度、時(shí)間分析、頻譜和2-cc曲線。聲刺激、測(cè)量方法及這些測(cè)試相關(guān)的圖形，對(duì)于聲學(xué)和信號(hào)分析領(lǐng)域的技術(shù)人員來(lái)說(shuō)是相當(dāng)熟悉的，但以下所述的可聽變頻譜圖是本發(fā)明獨(dú)有的新特征。
可聞度頻譜圖是一種頻譜圖形表示相對(duì)于個(gè)體聽覺(jué)斷面的信號(hào)可聽度以及一聲信號(hào)的臨界可聞度特性?？陕劧阮l譜圖基本上是一三維矩陣，由指出反映信號(hào)動(dòng)態(tài)(時(shí)間)和臨界可聞度區(qū)域(CAR)對(duì)頻率的二維圖形表示，如圖25所示。CAR作為外輪廓，對(duì)從信號(hào)模式窗口中選出的每一信號(hào)段是特定的。語(yǔ)音段的CAR由臨界聲音特征確定，如元音中顯著格式的能量、語(yǔ)音的基本頻率的能量，非周期頻率聲音的能量以及根據(jù)選定的信號(hào)模式，其它已知影響可懂度、測(cè)定或辨別的判斷。
可聞度頻譜圖由分析信號(hào)的頻譜圖、定義的CAR，計(jì)算后的探針?biāo)鶞y(cè)得頻譜圖及比較在CAR測(cè)得的個(gè)人聽覺(jué)斷面圖組合而成的。測(cè)得的頻譜值在個(gè)人聽覺(jué)閾值以下部分稱為閾下(B-閾)值，閾下值限定了CAR內(nèi)的，并限定了外輪廓區(qū)，而測(cè)得的頻譜超過(guò)值CAR范圍內(nèi)的于聽覺(jué)閾值以上的值的規(guī)定為閾上(A-閾)值，閾上值其限定了閾下區(qū)內(nèi)的一個(gè)區(qū)域。測(cè)得的頻譜值超過(guò)個(gè)體不舒服的響度級(jí)(UCL)，規(guī)定為高不適應(yīng)響度級(jí)(A-UCL)值，該高不適應(yīng)響度級(jí)形成最內(nèi)的輪廓區(qū)。
產(chǎn)生的色彩編碼圖，形成了典型的語(yǔ)言信號(hào)的輪廓。但是，任何類型的聲信號(hào)可指定為CAR和一對(duì)應(yīng)的根據(jù)個(gè)體所測(cè)得的聽覺(jué)斷面圖作出的可聽度頻譜。可聽度頻譜的目的是通過(guò)考慮個(gè)體聽覺(jué)斷面圖和信號(hào)模型的臨界可聽度的目的是通過(guò)考慮個(gè)體聽覺(jué)斷面圖和信號(hào)模型的臨界可聽度特征，提供一種快速的圖形方法來(lái)表示動(dòng)態(tài)接收聲信號(hào)的可聞度。該圖對(duì)助聽預(yù)測(cè)、模擬助聽和助聽評(píng)價(jià)期間的助聽器安裝優(yōu)化過(guò)程特別重要。
空間化窗口允許選擇信號(hào)表達(dá)模式，可以是空間化模式或顱內(nèi)模式?？臻g化模式，按照頭部、聲源、背景和邊界選定的空間關(guān)系，通過(guò)插入的ICP將所選的聲源和背景信號(hào)傳送給雙耳，如圖25所示?？臻g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)體和校準(zhǔn)傳遞函數(shù)被用來(lái)合成具有逼真聽覺(jué)效果的聲信號(hào)。信號(hào)源與相應(yīng)的電平從信號(hào)模式窗口中選出(未示出)。另一方面，顱內(nèi)模式提供傳統(tǒng)的表示方法，此時(shí)所選擇的信號(hào)和相應(yīng)電平?jīng)]有采用空間化方式而傳送至一個(gè)或二個(gè)耳內(nèi)。
信號(hào)模式窗口允許選擇聲源、背景信號(hào)和相應(yīng)的電平。聲源的選擇可以是純音調(diào)型、語(yǔ)言、音樂(lè)或任何有聽覺(jué)意義的信號(hào)。背景信號(hào)通常為干擾語(yǔ)言，環(huán)境噪聲和其它有聽覺(jué)意義的信號(hào)。從空間化模式中選擇信號(hào)電平，最好由分貝聲壓級(jí)(dB SPL)表示，即校準(zhǔn)至高自由場(chǎng)聲源1米的值。所測(cè)得的耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)最好以分貝聲壓級(jí)顯示，就象探針傳聲器系統(tǒng)測(cè)得的那樣。
在顱內(nèi)模式中，聲源和背景信號(hào)就象傳統(tǒng)聽力測(cè)試法一樣傳送到右耳、左耳或雙耳。選定的信號(hào)電平最好是以分貝聲壓級(jí)(dB SPL)表示。經(jīng)上述ICP校準(zhǔn)法取得的Hicp-rec(jw)傳遞函數(shù)允許按分貝聲壓紋選擇電平。而且，經(jīng)探針傳聲器系統(tǒng)取得的測(cè)量值需要時(shí)可確定探針會(huì)和ICP保持在耳道內(nèi)的適當(dāng)?shù)奈恢谩?br> 聲源、背景信號(hào)類型、電平和空間化模式的具體選擇被定義為信號(hào)模式。通過(guò)系統(tǒng)可選擇、保存和檢索一個(gè)或多個(gè)信號(hào)模式，作為展示和分析用途。信號(hào)模式可表示任何單獨(dú)的或組合的聲信號(hào)/情景，包括語(yǔ)言，背景噪聲、音樂(lè)、純音調(diào)、掩蔽噪聲、合成信號(hào)和其他具有聽覺(jué)意義的信號(hào)。
圖標(biāo)化的聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口允許采用各種傳統(tǒng)的聽力測(cè)量值，這包括閾值聽力圖，最舒適電平(MCL)，不適響度級(jí)(UCL)語(yǔ)言接受閾值(SRT)，及各種聲學(xué)領(lǐng)域?qū)＜宜熘穆犃y(cè)試值。但是，不像傳統(tǒng)的聽力計(jì)那樣，在各種聲耦合器中對(duì)變換器進(jìn)行校準(zhǔn)并按相應(yīng)聽覺(jué)電平(HL)進(jìn)行測(cè)量，推薦的方法是按絕對(duì)聲壓級(jí)測(cè)量耳道內(nèi)的反應(yīng)。
本發(fā)明的另一特點(diǎn)是與聽力測(cè)試信號(hào)表達(dá)模式有關(guān)。如上所述，從空間化窗口選擇的空間化模式或顱內(nèi)聽力模式不僅影響從信號(hào)模式窗口中的挑選出來(lái)的展示，而且也影響聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口。例如，標(biāo)準(zhǔn)的聽覺(jué)單詞，如NU-6或W-22，通常用于傳統(tǒng)的語(yǔ)言聽力計(jì)，可在傳統(tǒng)的顱內(nèi)模式中，或者在本發(fā)明特有的空間模式中表達(dá)。
空間化無(wú)助聽評(píng)價(jià)的信號(hào)處理包括無(wú)助聽傳遞函數(shù)，Hua(pn,jw)，基于選擇空間化窗口而內(nèi)推所得，以及Hicp-rec(jw)傳遞函數(shù)，圖10表示特定的空間化窗口無(wú)助聽評(píng)價(jià)的信號(hào)處理。
第三階段，助聽預(yù)測(cè)評(píng)價(jià)，由助聽預(yù)測(cè)評(píng)價(jià)模件實(shí)現(xiàn)。如圖26所示，該模件允許進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師選擇一助聽器并預(yù)測(cè)其性能，而不涉及聽力受損的個(gè)人。該模件是由打開的助聽選擇/調(diào)節(jié)窗口，打開的預(yù)測(cè)分析窗口，圖標(biāo)化的信號(hào)模式窗口、圖標(biāo)化空間窗口及聽力測(cè)試評(píng)價(jià)模件組成。信號(hào)模式，空間化和聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口基本上與無(wú)助聽評(píng)價(jià)階段所述的相同。
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)測(cè)結(jié)果顯示在鄰近的預(yù)測(cè)分析窗口所選定的圖形中。助聽選擇可以是自動(dòng)的或手動(dòng)的，取決于所選擇的助聽自動(dòng)/手動(dòng)任選。自動(dòng)選擇涉及根據(jù)選定的裝配算法及其他各種聽力受損人員和進(jìn)行操作的臨床醫(yī)師所選擇的準(zhǔn)數(shù)，以選擇一個(gè)或多個(gè)助聽器。傳統(tǒng)的安裝匹配公式和方法如P0G0、Berger和NALⅡ也被采用。
推薦的組裝匹配方法是動(dòng)態(tài)可聞度方法，其采用一種合理的方法可優(yōu)化可聞度頻譜，這對(duì)應(yīng)的圖形是使閾值上(A-閾)，輪廓區(qū)最大化，而同時(shí)使閾下(B-閾)和不適響度級(jí)(A-UCL)的輪廓區(qū)最小。與這些選定特征最佳匹配的助聽模式可自動(dòng)地從系統(tǒng)存儲(chǔ)器中檢索出。
另外，從可用模式列表中選擇一種或多種助聽模式可進(jìn)行手動(dòng)選擇。一種助聽模式包括所有用于信號(hào)模式的信號(hào)處理所必需的電聲參數(shù)。信號(hào)處理的結(jié)果用于預(yù)計(jì)分析窗口作為分析與作圖用途。根據(jù)所選的助聽調(diào)節(jié)自動(dòng)/手動(dòng)任選項(xiàng)和安裝匹配方式，選定助聽模式的助聽參數(shù)，可進(jìn)行自動(dòng)或手動(dòng)調(diào)節(jié)。
助聽器控制參數(shù)組通常對(duì)選定的助聽模式是獨(dú)一的。在圖26所示的實(shí)例窗口中，選擇了助聽模式DigiLink100，其控制參數(shù)是音量控制(VC)，低頻切斷(LFL)，壓縮閾值曲線(TK)，傳聲器類型(MIC)，接收器類型(REL)和反映插入的ICP通氣口尺寸大小的選擇。若選擇不同的通氣口尺寸，則不論是通過(guò)通氣口尺寸插入選擇進(jìn)行手動(dòng)方式，還是通過(guò)可編程微型閾孔選擇進(jìn)行電子方式的選擇，最好是測(cè)量新的Hicp-spkr(jw)傳遞函數(shù)，以改善分析精度。
如上所述，預(yù)計(jì)分析窗口與無(wú)助聽分析窗口基本上相同，除了是信號(hào)處理模式之外，包括測(cè)定的面板傳遞函數(shù)Htp(Pn,jw)(292,293；圖33)，助聽器傳遞函數(shù)Hha(jw)(294；圖33)，以及為助聽耳測(cè)定的ICP接收器對(duì)真耳Hicp-rec(jw)傳遞函數(shù)(295；圖33)。助聽器Hha(jw)傳輸函數(shù)是典型的非線性，并依據(jù)所選的助聽器而變化。整個(gè)助聽器傳遞函數(shù)典型的包括話筒傳遞函數(shù)Hnic(jw)，助聽器電路傳遞函數(shù)Hha-rec(jw)和接收器傳遞函數(shù)Hha-rec(jw)。傳遞函數(shù)Hna(jw)與傳遞函數(shù)Hha-t(jw)的不同之處在于，前者不包括助聽接收器傳遞函數(shù)，相反，包括一接收器校正傳遞函數(shù)Hrec-cor(jw)，來(lái)明確預(yù)測(cè)的助聽接收器與所使用ICP接收器之間的差異。該校正傳遞函數(shù)Hpec-corr(jw)典型的是一線性函數(shù)，并由VEA系統(tǒng)提供。
圖33表示用于兒童受話人/教師發(fā)話人情景的一有助聽右耳和無(wú)助聽左耳的預(yù)測(cè)助聽分析過(guò)程。數(shù)字信號(hào)的處理結(jié)果存儲(chǔ)在系統(tǒng)存儲(chǔ)器106中，作為分析和顯示用途。
系統(tǒng)存儲(chǔ)器中的預(yù)測(cè)數(shù)據(jù)分析包括上述的可聞度分析。圖形包括一可聞度頻譜圖，它表示與相對(duì)于臨界可聞度區(qū)域(CRAs)的閾上、閾下和高-UCL的可聞度輪廓。圖26表示在助聽預(yù)測(cè)條件下與相交圖25的無(wú)助聽條件下，進(jìn)行比較，前者改善了可聞度，即增加閾上輪廓區(qū)。
本發(fā)明獨(dú)有的另一種預(yù)計(jì)測(cè)量值是測(cè)量ICP被插入耳道后引起的閉塞效應(yīng)的量值，此測(cè)量值的特點(diǎn)是個(gè)人自身語(yǔ)言的感覺(jué)放大。本發(fā)明提供了一種測(cè)量方法，可主觀地或客觀地測(cè)量閉塞效應(yīng)的大小。主觀的方法是要求個(gè)人佩戴ICP時(shí)評(píng)價(jià)其說(shuō)話是的語(yǔ)音。如果聽覺(jué)受損的受試者感覺(jué)不愉快，則考慮更換代表另一種助聽器的ICP。
客觀的方法涉及到通過(guò)在閉塞的耳道中的探針系統(tǒng)測(cè)得的反應(yīng)值，減去閉塞效應(yīng)的基準(zhǔn)測(cè)量值，即未閉塞的耳道測(cè)量值，如上所述。
耳道外部的患者傳聲器57，是代表性地用來(lái)記錄閉塞效應(yīng)測(cè)量期間個(gè)人自己的語(yǔ)音，以確保在未閉塞和閉塞耳道測(cè)量時(shí)有恒定的電平強(qiáng)度(參見Mueller,H.G.,Hand’rgsD.B.Nother,J.L.等人所著的《探針傳聲器測(cè)量助聽器選擇和評(píng)估》，1992年，221-224頁(yè))。本發(fā)明獨(dú)有的特性不僅消除了對(duì)語(yǔ)音強(qiáng)度不變的要求，而且也不需要恒定的語(yǔ)音頻譜特征。這是按照個(gè)人自身語(yǔ)音頻譜特點(diǎn)的差異，調(diào)整計(jì)算出的閉塞效應(yīng)的測(cè)量值后來(lái)完成的。
聽覺(jué)專業(yè)內(nèi)的人員都知道，深插助聽器入耳可大大減小閉塞效應(yīng)，特別是在125赫至1000赫的低頻范圍內(nèi)。因此，代表較小模擬助聽器的較小的ICP，可用于以后的評(píng)價(jià)階段。
圖27的圖形表示的是由兩種類型的ICP，即ICP-ITC和ICP-ITE造成的閉塞效應(yīng)。該圖形表示對(duì)個(gè)人ICP-ITE與ICP-ICP對(duì)比的顯著的閉塞效應(yīng)。這是可以預(yù)料的，因?yàn)镮CP-ITE產(chǎn)生更大的殘留容量，以殘留容量與已知閉塞效應(yīng)成正比。
在探針基準(zhǔn)點(diǎn)處進(jìn)行的ICP測(cè)量的優(yōu)點(diǎn)是，所有測(cè)量值與所選的ICP或其在耳道內(nèi)的位置無(wú)關(guān)。然而，為對(duì)個(gè)人提供精確的空間化聲音，只要選擇一新的ICP并將其插入到耳道內(nèi)，就需要Hicp-rec(jw)傳輸測(cè)量值。
本發(fā)明另一個(gè)獨(dú)特的測(cè)量值是通過(guò)來(lái)處ICP接收器聲泄漏引起的聲反饋，當(dāng)模擬助聽器面板時(shí)，則聲泄漏至ICP的面板上。傳遞函數(shù)Hicp-fb(jw)(338，圖37)，例如振幅和相位反應(yīng)，如上所述，在面板處測(cè)得。從ICP探針管道中移去探針管后形成的開口，最好在聲反饋測(cè)量時(shí)被塞住，以排除因探針管道造成的聲泄漏。反饋傳遞輸函數(shù)主要應(yīng)用在模擬助聽器的振蕩反饋的模擬和預(yù)測(cè)中。這種不希望出現(xiàn)的振蕩反饋表現(xiàn)為一種嘯聲，會(huì)干擾助聽器的正常工作。具有已選擇設(shè)定值的模擬助聽器，其產(chǎn)生的振蕩反饋的預(yù)測(cè)和模擬，是通過(guò)結(jié)合ICP反饋傳遞函數(shù)Hicp-tb(jw)337來(lái)完成，如圖37所示。
佩戴ICP的人可從ICP接收器里聽到振蕩反饋。振蕩反饋也可通過(guò)ICP話筒系統(tǒng)連接VEA系統(tǒng)后被測(cè)得。這種特征也允許操作的醫(yī)師能調(diào)節(jié)模擬助聽器的置定值，特別是增益，頻率反應(yīng)和孔徑大小，這樣能使振蕩反饋減到最小或被消除，同樣的，VEA系統(tǒng)也能用來(lái)自動(dòng)選擇一個(gè)可變的助聽器或可變的助聽器參數(shù)組，這樣也使振蕩反饋?zhàn)钚』虮幌?br> 助聽預(yù)測(cè)分析窗口也包括其他的分析和相應(yīng)的圖象，如聽力圖、失真圖、時(shí)序分析圖、頻譜，2-cc耦合器曲線。這些標(biāo)準(zhǔn)化測(cè)量和圖象為熟悉聽覺(jué)科學(xué)和技術(shù)的人員所知。2-cc耦合器涉及使用真耳對(duì)2-cc耦合器轉(zhuǎn)換公式將測(cè)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(hào)模式，如純音調(diào)，典型地涉及2-cc耦合器測(cè)量值(參見《助聽器特性規(guī)范》，ANSI-S3.22-1987，美國(guó)國(guó)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(píng)估方法包括用于無(wú)助聽、預(yù)測(cè)助聽、模擬助聽和助聽條件下的清晰度指數(shù)(AI)測(cè)量。
助聽預(yù)測(cè)模件的一個(gè)目的是按照選定的信號(hào)模式，選定的助聽參數(shù)組和個(gè)人聽覺(jué)斷面圖，客觀地預(yù)測(cè)所選助聽器性能而不涉及聽力受損的個(gè)人。
第四階段，模擬助聽評(píng)價(jià)，是由模擬助聽評(píng)價(jià)模件來(lái)實(shí)現(xiàn)，如圖27所示。該模件允許操作者選擇并優(yōu)化一個(gè)或多個(gè)助聽器及模擬他們的聽覺(jué)特性。這模件包括一個(gè)打開的助聽模擬窗口，一個(gè)打開的模擬助聽分析窗口，一個(gè)圖標(biāo)化的信號(hào)模式窗口，一個(gè)圖標(biāo)化空間化窗口和一個(gè)圖標(biāo)化的聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口。信號(hào)模式、空間化、和聽力測(cè)試窗口基本上與上面所述的相同。模擬助聽窗口與預(yù)測(cè)助聽評(píng)價(jià)模式的助聽選擇/調(diào)節(jié)窗口基本相同。同樣，模擬助聽分析窗口與預(yù)測(cè)分析窗口基本相同。
模擬助聽評(píng)價(jià)模件一個(gè)重要的不同處是，模件能合成模擬助聽條件，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)顯著的差別是，分析由基于測(cè)量的模件而非預(yù)測(cè)數(shù)據(jù)完成的。如前所述，測(cè)得的反應(yīng)是通過(guò)傳聲器探針測(cè)量系統(tǒng)得到的，而探針末端如上所述被置于探針基準(zhǔn)點(diǎn)上。
如圖34所示為一個(gè)模擬助聽信號(hào)處理的實(shí)例，涉及聽力傳遞函數(shù)Hna(jw)包括Hrec-corr(jw)的用于助聽耳的模擬的以及面板傳遞函數(shù)Hfp(Px,jw)。處理的結(jié)果通過(guò)數(shù)字——模擬轉(zhuǎn)換器115，被轉(zhuǎn)換成模擬信號(hào)，并分別傳遞至插入個(gè)人耳道的左、右ICP,119和120。
如果預(yù)測(cè)助聽傳聲器是屬方向性類型的，則采用代表方向特性的單獨(dú)的傳聲器傳遞函數(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，并用面板傳遞函數(shù)Hfp(P1,jw)(310，圖35)和Hfp(P2,jw)(312；圖35)，加以處理這里的P1和P2代表三維空間中的二個(gè)點(diǎn)。從P1和P2開始的信號(hào)路徑可分別代表直射路徑和一次反射路徑。二次反射路徑P3,P4……,Pn(未示出)能同樣表示在數(shù)字信號(hào)處理中。
每一個(gè)面板傳遞函數(shù)步驟的結(jié)果，進(jìn)一步將用從點(diǎn)P1,P2……Pn出發(fā)的每一信號(hào)路徑對(duì)應(yīng)的傳聲器傳遞函數(shù)318、320進(jìn)行處理。如圖35所示，這些結(jié)果相加成326，并由助聽器電路傳遞函數(shù)Hha-cir(jw)322、Hrec-coor(jw)324進(jìn)行處理。最終的數(shù)字化處理信號(hào)經(jīng)數(shù)字——模擬轉(zhuǎn)換器115轉(zhuǎn)換成模擬信號(hào)，并經(jīng)聽力測(cè)試變換器接口117傳送到耳道內(nèi)適當(dāng)?shù)腎CP。
模擬助聽分析窗口包括測(cè)量值和對(duì)應(yīng)的聽力圖、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)和反饋分析的曲線圖。這些測(cè)量值與預(yù)測(cè)分析窗口所述的基本相同。這一過(guò)程是基于系統(tǒng)計(jì)算助聽器指令的能力，而助聽器指令則基于選定組裝匹配法則公式/理論。選定的助聽器能進(jìn)行調(diào)節(jié)，產(chǎn)生的結(jié)果在有無(wú)聽力受損者參于下均可進(jìn)行分析和作圖。
模擬助聽模件的目的是按照測(cè)得的耳道內(nèi)探針?lè)磻?yīng)值，作為選定的信號(hào)模式、助聽器參數(shù)組、個(gè)人所測(cè)定的聽覺(jué)斷面圖和對(duì)出現(xiàn)的可聽信號(hào)的主觀反應(yīng)函數(shù)，主觀或客觀地優(yōu)化選定的助聽器的性能。
本發(fā)明的一個(gè)獨(dú)有的特點(diǎn)是能計(jì)算模擬單耳或雙耳助聽系統(tǒng)的特征，此助聽系統(tǒng)能為聽力受損的個(gè)人產(chǎn)生自然的聲音感覺(jué)和改善聲音的定位能力。這是由選擇一模擬助聽傳遞函數(shù)來(lái)完成，該函數(shù)與面板傳遞函數(shù)一起產(chǎn)生一組合的函數(shù)，后者則與每一耳朵的無(wú)助聽傳遞函數(shù)匹配。這匹配要求典型地涉及頻率和相位反應(yīng)。但是，期望改變振幅反應(yīng)會(huì)被因?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。
一旦助聽器的選擇和優(yōu)化過(guò)程通過(guò)VEA系統(tǒng)模擬完成，則模擬助聽器的特性可轉(zhuǎn)換成用于制造/組裝的助聽器規(guī)范。制造規(guī)范包括由VEA系統(tǒng)模擬的助聽器元件，包括傳聲器和接收器；據(jù)所選定的ICP的助聽器的形狀和大??；助聽器電路塊和電路元件；助聽器參數(shù)設(shè)定值；以及通氣孔徑的類型/大小。VEA系統(tǒng)的一個(gè)目的是提供給制造者/組裝者詳細(xì)的規(guī)格，用以制造/組裝單耳或耳匹配的助聽系統(tǒng)，匹配與助聽系統(tǒng)最佳的模擬助聽器適配。實(shí)際助聽器的訂購(gòu)?fù)ㄟ^(guò)圖27中所示的訂購(gòu)單進(jìn)行，該單提供了印出的詳細(xì)的助聽器規(guī)格。
過(guò)程的最后步驟，助聽評(píng)價(jià)，由圖28所示的助聽評(píng)價(jià)模件來(lái)實(shí)現(xiàn)。該模件包括一打開的助聽評(píng)價(jià)窗口，一打開的助聽分析窗口，一圖標(biāo)化的聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口，一圖標(biāo)化的信號(hào)模式窗口，及一圖標(biāo)化的空間化窗口。后三個(gè)窗口與助聽預(yù)測(cè)評(píng)價(jià)窗口和模擬助聽評(píng)價(jià)窗口基本相同。助聽評(píng)價(jià)窗口允許在可編程助聽器條件下，電子式調(diào)整所制造的助聽器的參數(shù)，如圖21所示，在手動(dòng)調(diào)節(jié)助聽器的條件下顯示推薦的參數(shù)置定值，如圖20所示。
助聽分析窗口類似于無(wú)助聽、助聽預(yù)測(cè)和模擬助聽評(píng)價(jià)過(guò)程的窗口，只是測(cè)量值和相應(yīng)的曲線圖反映的是個(gè)體耳道內(nèi)實(shí)際助聽器的反應(yīng)，而不是預(yù)測(cè)或合成的信號(hào)，即模擬助聽反應(yīng)分析。
合成現(xiàn)實(shí)的聲信號(hào)，通過(guò)直接耦合空間化聲音至助聽器的傳聲器而出現(xiàn)在助聽器中，如圖19-21所示。面板傳遞函數(shù)，Hfp(pn,jw)，和提供的ICP接收器至傳聲器傳遞函數(shù)Hicp-mic(jw)被用于數(shù)字合成過(guò)程，如圖36所示。數(shù)字化聲音文件107代表空間中位置pn處的聲源，從系統(tǒng)儲(chǔ)存器106中檢索出，分別對(duì)左右耳和用自由場(chǎng)進(jìn)行面板傳遞函數(shù)Hfn(Pn,jw)340,342的處理。其他平行處理反映附加的聲源濾波或反射路徑濾波，集中表現(xiàn)在虛線矩形341,343，與右112和左113累加節(jié)點(diǎn)相加。將累加節(jié)點(diǎn)的輸出結(jié)果經(jīng)進(jìn)一步處理，通過(guò)采用逆?zhèn)鬟f函數(shù)1/Hicp-md(jw)344,345，均衡ICP接收器到與助聽傳聲器耦合效應(yīng)。提供給助聽器351的傳聲器350的聲信號(hào)表示為空間化信號(hào)，這些空間化信號(hào)由VEA系統(tǒng)操作者經(jīng)空間化、信號(hào)模件和聽力測(cè)試評(píng)價(jià)窗口而具有選擇和控制的特性。
與上述的ICP耦合，助聽器的電聲測(cè)試也可在耳道外進(jìn)行，例如2-cc耦合器的測(cè)量值可通過(guò)將助聽器的接收器輸出連接到2-cc耦合器輸入而得到。連同VEA信號(hào)發(fā)生能力的ICP能在其基于2-cc耦合器的助聽器評(píng)價(jià)期間，發(fā)生各種聲刺激信號(hào)作為助聽器的輸入。同樣的，通過(guò)ICP的接收器輸出端與2-cc耦合器的輸入端連接2-cc耦合測(cè)量值也能在ICP上得出，即一個(gè)模擬助聽器。
本發(fā)明不僅有效地處理現(xiàn)時(shí)的診斷數(shù)據(jù)和裝配問(wèn)題，而且也提供了具有顯著聽力學(xué)意義的新工具的基礎(chǔ)。例如，系統(tǒng)具有合成逼真聲學(xué)條件的能力，無(wú)論是模擬助聽或助聽，并能用作聽力復(fù)原工具，而通過(guò)相互作用的訓(xùn)練來(lái)改善聽力受損的聽覺(jué)能力。在這種應(yīng)用中，對(duì)聽力受損者提供空間化信號(hào)，這些信號(hào)代表在噪聲背景中的說(shuō)話聲。雖然這些說(shuō)話聲在上述的可聞度測(cè)量和方法中確定為可聽的，但對(duì)于未接受訓(xùn)練的聽力受損者來(lái)說(shuō)是不懂的。根據(jù)口頭反應(yīng)或通過(guò)反應(yīng)鍵盤的記錄反應(yīng)，VEA系統(tǒng)能將可聽或可視的反饋提供給聽力受損者，來(lái)指示反應(yīng)的合適度。這個(gè)新試驗(yàn)的目的是教導(dǎo)聽力受損者如何改善對(duì)語(yǔ)言的感覺(jué)性和領(lǐng)悟性，這大大超越了僅有的聲音的可聞性。
本發(fā)明可做的另一試驗(yàn)是確定個(gè)人將聲音定位在一平面或三維空間的能力。一個(gè)實(shí)例是進(jìn)行最小可聽角(MAA)檢查的測(cè)試，依據(jù)個(gè)人的能力，利用角度單位，通過(guò)頻率檢測(cè)純音調(diào)的最小角度識(shí)別(參照Mills,A.w．所著的《有關(guān)最小可聽角》，美國(guó)聲學(xué)協(xié)會(huì)雜志30:237-246,1956)。而且，個(gè)人定位能力可通過(guò)無(wú)助聽，模擬助聽和助聽條件下進(jìn)行比較。
本發(fā)明也能確定個(gè)人在一平面或三維空間中檢查聲音運(yùn)動(dòng)的能力。例如，一個(gè)發(fā)聲物體能被合成來(lái)代表在特定幾何和頻率圖形中的運(yùn)動(dòng)。從而可評(píng)估聽力受損者的覺(jué)查運(yùn)動(dòng)的能力。而且，檢測(cè)聲音運(yùn)動(dòng)個(gè)人能力可通過(guò)在無(wú)助聽，模擬助聽和助聽環(huán)境中的各種聽力條件下進(jìn)行比較。
雖然在此本發(fā)明描述了那些推薦內(nèi)容的參考，但熟悉此領(lǐng)域的人員更愿了解其他一些申請(qǐng)可被本文所述的方法代替，而又不脫離與本發(fā)明的本旨和范圍。因此，本發(fā)明不應(yīng)被以下所述權(quán)利要求來(lái)限定。
權(quán)利要求
1．一種人類聽覺(jué)功能評(píng)估系統(tǒng)，其特征在于一個(gè)供再生合成的聲學(xué)信號(hào)和測(cè)量耳道內(nèi)鼓膜附近的聲學(xué)反應(yīng)用的耳道內(nèi)假體，它用于聽力測(cè)定的評(píng)估、助聽器的規(guī)定、助聽器的模擬和助聽器的裝配。
2．權(quán)利要求1的系統(tǒng)，其特征在于所述系統(tǒng)提供同步的信號(hào)傳送和測(cè)量。
3．一種人類聽覺(jué)功能評(píng)定的方法，其特征在于包括使用耳道內(nèi)假體以再生合成聲學(xué)信號(hào)和測(cè)量在耳道內(nèi)鼓膜附近的耳道內(nèi)聲學(xué)反應(yīng)步驟用于聽力測(cè)量的評(píng)估、助聽器的規(guī)定、助聽器的模擬和助聽器的裝配。
4．權(quán)利要求3的方法，其特征在于直接將所述耳道內(nèi)假體聲學(xué)地耦合到一個(gè)助聽傳聲器的步驟，用于助聽器的評(píng)估和在原來(lái)位置的助聽力評(píng)估。
5．一個(gè)內(nèi)耳道假體，其特征在于一個(gè)接收器用于將聲信號(hào)傳遞到一個(gè)人體的鼓膜，和一個(gè)探針傳聲器系統(tǒng)用于測(cè)量來(lái)自所述的耳道的聲學(xué)信號(hào)，以提供所述聲學(xué)信號(hào)代表的電信號(hào)。
6．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征包括用于推進(jìn)和安置在耳道內(nèi)一個(gè)探管的裝置以便將所需測(cè)量帶寬的將駐波效應(yīng)降低到最小。
7．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征包括一個(gè)通風(fēng)管道用于影響所述耳道內(nèi)假體的壓力平衡。
8．權(quán)利要求7的耳內(nèi)假體，其特征在于所述通風(fēng)管道還包括一個(gè)選擇的通風(fēng)口插座用于變更所述耳道內(nèi)假體的聲學(xué)特性。
9．權(quán)利要求8的耳內(nèi)假體，其特征在于所述通風(fēng)口插座，最大程度地縮減或消去閉塞效應(yīng)和另一方面所述通風(fēng)口插座最小程度地縮減或消去來(lái)自所述接收器的聲泄漏。
10．權(quán)利要求5耳道內(nèi)假體，其特征在于所述探針式傳聲器進(jìn)一步包括一個(gè)探管和一個(gè)探針式傳聲器用于測(cè)量聲學(xué)反應(yīng)，聲學(xué)反應(yīng)起因于在所述接收器聲產(chǎn)生刺激信號(hào)和所述個(gè)體耳道的特性之間的獨(dú)特的相互作用。
11．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于還包括一個(gè)適宜用于安置淺耳道的殼體，所述殼體代表在淺耳道內(nèi)布置的助聽器。
12．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在還包括一個(gè)適宜于安置深耳道的殼體，所述殼體代表可在深耳道內(nèi)安置助聽器。
13．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括一個(gè)心部分和一個(gè)套筒部分。
14．權(quán)利要求13的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括，所述套筒是可以一次性使用的。
15．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括一個(gè)聲學(xué)擋板用于提供一個(gè)聲學(xué)密封。
16．權(quán)利要求7的耳道內(nèi)假體，其特征在于所述通風(fēng)管道進(jìn)一步包括一個(gè)可在現(xiàn)場(chǎng)用電子調(diào)節(jié)的通風(fēng)口尺寸。
17．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括用于將所述的耳道內(nèi)假體直接聲學(xué)地耦合地耦合到一個(gè)助聽器傳聲器，以便的用于助聽器的評(píng)估和現(xiàn)場(chǎng)助聽評(píng)估。
18．權(quán)利要求17的耳道內(nèi)假體，其特征在于所述直接的聲學(xué)耦合是通過(guò)磁性吸力完成的。
19．權(quán)利要求17的耳道內(nèi)假體，其特征在于所述直接的聲學(xué)耦合是通過(guò)一個(gè)聲學(xué)連耦合完成的。
20．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括一個(gè)安置把手。
21．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于進(jìn)一步包括在一個(gè)耳道內(nèi)假體面板上至少有一個(gè)探管托架，用于測(cè)量一個(gè)面板的傳遞函數(shù)。
22．權(quán)利要求5的耳道內(nèi)假體，其特征在于在一個(gè)耳道內(nèi)假體面板上至少有一個(gè)探管托架，用于測(cè)量一個(gè)聲學(xué)反饋的傳遞函數(shù)。
23．一個(gè)用于模擬助聽器的系統(tǒng)，其特征在于包括一個(gè)耳道內(nèi)假體用于再生聲學(xué)信號(hào)和測(cè)量耳道內(nèi)鼓膜附近的聲學(xué)反應(yīng)，所述耳道假體具有一模擬電聲學(xué)和物理學(xué)特性的助聽器構(gòu)成。
全文摘要
聽力評(píng)估和助聽器裝配系統(tǒng)(22)提供了一個(gè)完全埋入的三維聲學(xué)環(huán)境,用來(lái)評(píng)估無(wú)助聽,模擬助聽和助聽時(shí)患者的聽力功能。根據(jù)選擇的模型和數(shù)字控制的信號(hào)處理參數(shù),代表語(yǔ)言或其它邏輯上有意義的聲刺激的一個(gè)或更多信號(hào)源和數(shù)字濾波為有聽力缺陷的病人進(jìn)行聽力評(píng)估產(chǎn)生一個(gè)模擬的聲學(xué)條件。
文檔編號(hào)A61B5/12GK1226144SQ96180415
公開日1999年8月18日 申請(qǐng)日期1996年8月14日 優(yōu)先權(quán)日1996年8月14日
發(fā)明者安德拿·謝妮伯, 理查德·烏爾索 申請(qǐng)人:戴西伯儀器有限公司