聽力設備的調配的製作方法

2023-07-04 17:44:01

聽力設備的調配的製作方法
【專利摘要】本發明涉及聽力設備的接受者調配。本發明的實施例為被聽力設備應用到接受者的聲音確定傳遞損失。然後，確定單獨的增益以用於補償所確定的傳遞損失和所測量的接受者的聽力損失。例如，在實施例中，聽力設備可以以1:1的方式補償傳遞損失（即，該傳遞損失以100%補償）。聽力設備可以應用不同的增益來補償聽力損失，諸如所測量的聽力損失的一部分（例如，33-55%）。
【專利說明】聽力設備的調配
[0001]相關申請的交叉引用
[0002]本申請要求2011年3月23日提交的美國專利申請N0.61/466832的優先權。
【技術領域】
[0003]本發明大體上涉及聽力設備，並且更特別涉及聽力設備的調配。
【背景技術】
[0004]可能源於許多不同原因的聽力損失通常有兩種類型:傳導性聽力損失和感覺神經性聽力損失。感覺神經性聽力損失是由於耳蝸中將聲音信號換能為神經脈衝的毛細胞的缺少或破壞。各種聽力假體可在市場上買到，從而為患有感覺神經性聽力損失的個體提供感知聲音的能力。例如，耳蝸植入物使用在接受者的耳蝸中植入的電極陣列來繞過耳朵的機理。更具體地，經由電極陣列提供對聽覺神經的電刺激，由此引起聽覺感知。
[0005]當例如通過破壞聽骨鏈或耳道而阻礙了將聲音提供到耳蝸中的毛細胞的正常的機械路徑時，發生傳導性聽力損失。患有傳導性聽力損失的個體可以保持某些形式的殘留聽力，因為在耳蝸中的毛細胞可能仍未被破壞。
[0006]患有傳導性聽力損失的個體一般接收聲學助聽器。助聽器依靠空氣傳導的原理從而將聲信號傳送到耳蝸。特別是，助聽器一般使用位於接受者的耳道中或者外耳上的布置，從而放大接受者的外耳所接收的聲音。這個被放大的聲音到達該耳蝸，引起外淋巴的運動和聽覺神經的刺激。
[0007]與助聽器相反，某些類型的聽力假體一般被稱作骨傳導設備，其將所接收的聲音轉換為機械振動。該振動通過顱骨被傳遞到耳蝸，引起神經脈衝的生成，這引起對所接收聲音的感知。對不能從聲學助聽器、耳蝸植入物等等得出足夠益處的個體來說，骨傳導設備可能是適當的替換物。
[0008]一般被稱為中耳植入物的其他類型的聽力假體也將所接收的聲音轉換為振動。該振動被傳達到該中耳或內耳，並且其後被傳遞到耳蝸，引起神經脈衝的生成，這引起對所接收聲音的感知。

【發明內容】

[0009]在本發明的第一方面中，提供了用於為接受者調配聽力設備的方法，該方法包括:獲得不受聽力設備輔助的接受者的閾值電平；獲得指示用於引起接受者的聽覺感知的聽力設備的最小信號的閾值電平；使用未受該設備輔助的存儲的閾值和用於設備的閾值來計算傳遞損失；使用所計算的傳遞損失來生成一個或更多控制設置；和提供所述控制設定給聽力設備，以便該聽力設備將增益應用到由聽力設備接收的聲音，該設備單獨補償了傳遞損失和接受者的聽力損失。
[0010]在另一個方面中，提供了用於為聽力設備確定控制設定的調配系統，該調配系統包括:設備，包括:處理器；存儲器；和接口，被配置為連接到聽力設備；用戶接口，連接到該設備，從而使得用戶能夠與該設備交互；其中該設備的存儲器存儲了指示未受聽力設備幫助的接受者的閾值的信息；其中該處理器被配置為確定指示引起接受者的聽覺感知的聽力設備的最小信號的閾值電平，使用未受聽力設備輔助的所存儲閾值和用該設備的閾值來計算傳遞損失；使用所計算的傳遞損失生成一個或更多控制設定，並經由該接口提供該控制設定給聽力設備，以便該聽力設備將增益應用到聽力設備接收的聲音，所述增益單獨補償傳遞損失和接受者的聽力損失。
[0011]在本發明的另一方面中，提供了用於使用聽力設備提供聽覺感知的方法，包括:將聽力設備連到接受者；由聽力設備接收聲音信號；將增益應用到聲音信號，從而獲得調整的信號，其中該增益單獨地補償傳遞損失和聽力損失；使用聽力設備將調整的信號應用到接受者，從而引起該接受者的聽覺感知。
[0012]在另一方面中，提供了聽力設備，包括:話筒，被配置為基於所接收的聲音信號而生成信號；信號處理單元，被配置為放大來自話筒的信號，其中該信號處理單元應用放大，以單獨地補償傳遞損失和聽力設備的接受者的聽力損失；接口，被配置為允許聽力設備與外部設備通信；和至少一個存儲單元，其用於存儲用於控制信號處理單元的控制信號；其中該接口適合於從提供刺激給接受者的外部設備接收控制設定，從而基於所接收的聲音信號引起用戶的聽覺感知。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0013]在本文中參考附圖描述本發明的實施例，其中:
[0014]圖1是按照本發明的實施例的骨錨式聽力設備的示意概覽；
[0015]圖2是其中在聽力設備中生成並存儲用於骨傳導聽力設備的控制設定的示例性外部設備的示意圖；
[0016]圖3示出按照本發明的實施例的示例性的圖形用戶接口(⑶I)，其可以呈現給第三方從而允許第三方指定聽力損失的類型和連接類型接口 ；
[0017]圖4是按照本發明的實施例的使用外部設備來調配聽力設備的高級流程圖；
[0018]圖5提供了示出可能在提供給聽力設備的接受者的聲音路徑中發生的傳輸損失和可以基於患者指示而調用的BAHA增益補償的示例性圖形；
[0019]圖6提供了按照本發明的實施例的外部設備204可以使用的生成控制設定的方法的更詳細的流程圖。
【具體實施方式】
[0020]本發明的方面通常針對為接受者調配聽力設備，其中該設備傳輸損失和接受者聽力損失被單獨補償，由此改進調配數據的精確度。
[0021]具體地，調配過程包括對佩戴聽力設備的接受者的原位測量。實施例使用這些原位測量來計算在聲音從聽力設備到接受者行進的路徑中的傳輸損失。在實施例中，通過從原位閾值測量減去無聽力設備時獲得的閾值測量來計算該傳輸損失。在使用中，聽力設備應用單獨補償傳輸損失和聽力損失的增益。
[0022]參考諸如骨傳導設備的一種類型的聽力設備來討論下面實施例的描述。應該清楚，可以在其它類型的聽力設備中實現本發明的實施例，諸如中耳或內耳機械刺激系統(例如，DACS )和助聽器。
[0023]圖1示出了骨錨式聽力設備(「聽力設備」)100，其經由顱骨骨骼101將聲音信息傳遞到接受者的內耳。聽力設備包括可拆卸主體部分102、耦合裝置或部分(「耦合裝置」)104和可植入裝具或錨件(「裝具」)106。該裝具優選地被植入和骨結合在外耳後面的骨骼中。然後，可以使用耦合裝置104將可拆卸主體部分耦合到該裝具，允許聲音經由顱骨骨骼傳送到該耳蝸(內耳)。
[0024]在一個實施例中，裝具106被錨定到外耳後面的乳突骨中；然而，該裝具可以被植入皮膚下的肌肉和/或脂肪內或以任何其它適當方式植入。聽力設備100可以以任何適當方式或位置被錨定。裝具106優選地由鈦製成，由於鈦可以結合到周圍骨組織中(B卩，骨結合)；然而，該裝具可以是任何適當的材料或材料組合。
[0025]優選地是，如上所述，該可拆卸主體部分102經由耦合裝置104連接到裝具106。在一些實施例中，耦合裝置104可以是卡口聯接器或機械彈簧聯接器；然而該耦合裝置可以是任何適當的聯接器。除了鈦裝具之外，聽力設備可以包括間隔物元件或皮膚穿透組件107，其可以由間隔物螺釘或以任何其它適當方式連接到骨錨定的鈦裝具。
[0026]在一個實施例中，該可拆卸部分包括外殼110，其可以優選地由塑料，但是可以由任何適當材料並以任何適當形狀或尺寸形成。該可拆卸部分102優選地包括話筒112 (或其他適當的聲音輸入設備)、電子單兀114、電池116、振動器118、第一存儲單兀122、第二存儲單元124和數據接口 120。應當注意，聽力設備100不需要包括這些元件的每個，並且可以包括其全部、一些或一個都沒有，並且可以包括任何額外的期望元件。
[0027]在一個實施例中，話筒112獲取聲音並且生成被發送給電子單元114的信號。優選地是，電子單元114是電池供電的，並且可以是將來自話筒112的信號進行放大的信號處理單元。在一個實施例中，該電子單元114配備電子過濾設備，其被設置為減少聽力設備的信號處理鏈中的放大；然而，該電子單元114可以配備任何適當的部件並且並非一定需要包括過濾單元。該放大信號被供給到振動器118，其將電信號轉換為振動，然後這些振動經由鈦裝具106被傳遞到顱骨骨骼。
[0028]在一個實施例中，聽力設備100包括至少一個存儲單元，其與電子單元114連通、被連接到或集成到電子單元114內。優選地，該存儲單元包括諸如RAM存儲設備的用於短期存儲的第一存儲單元122，和諸如EEPR0M、快閃記憶體或其他適當的非易失性存儲設備的用於長期存儲的第二存儲單元124 ;然而，應當注意聽力設備可以包括任何數目和/或類型的存儲單元。該存儲單元被配置為存儲用於控制電子單元114中的信號處理的控制數據。
[0029]在一個實施例中，聽力設備包括數據接口 120，其使得在聽力設備(例如，電子單元114)和外部控制設備或系統(「外部設備」)126之間能夠進行數據通信。如上所述，該外部設備可以是外部設備，諸如調配系統、PDA、計算機、行動電話、或任何其他適當的設備。優選地，該接口允許兩路或雙向通信。也就是說，接口數據可以從電子單元114和外部設備126兩者上發出。例如，在一個實施例中，該接口可以適配成從外部設備接收控制信號以用於以預定頻率在振動器中生成振動，並且接收用於電子單元的控制設定以用於在存儲單元中存儲。然而，在一些實施例中，該接口是單路接口，只允許數據從外部設備126被轉送到聽力設備。在其他實施例中，通信是將數據從聽力設備轉送到任何類型接收設備的單路接口。該數據可以包括測量到的控制信號或任何類型的狀態信息或其他適當的數據。這個信息可以僅用於監控聽力設備，或者被與控制設備儀器使用，該控制設備可以是單獨設備或者被集成到聽力設備中或者是任何其他適當的設備。
[0030]圖2是示意圖，其中聽力設備100 (圖1)的控制設定由第三方202 (在下文中被稱作聽力學家202)使用示例性的外部控制系統或設備(「外部設備」)204來更改。具體地，圖2示出了調配系統，聽力學家在其中設定或改變控制設定。然而，應當注意，如本文中所述的，該外部設備不必一定是調配系統，而可以是任何適當的外部設備，並且不必一定要由聽力學家操作，但是可以由任何適當的第三方或該接受者205操作。如下所述，外部設備204準許聽力學家202為接受者配置聽力設備100 (圖1)。
[0031]如圖2所示，聽力學家202使用外部設備204，其包括交互型軟體和計算機硬體，從而配置個體化的接受者控制設定，該設定由電子單元114用於隨後的聽力設備操作。外部設備204可以經由用戶接口 206與聽力學家202互動，該用戶接口 206被配置為將信息呈現給聽力學家並且從聽力學家接收信息。例如，用戶接口 206可以包括顯示器(例如，IXD、觸控螢幕等等)、鍵盤、滑鼠等等。進一步地，儘管單獨示出，但是外部設備204和用戶接口 206可以是單個設備(例如，PDA、可攜式計算機等等)。雖然圖2僅僅示出了單個聽力設備100，但是應該清楚，在實施例中，外部設備100也可以被用於調配雙耳系統，其中聽力設備100被調配到接受者205的每個耳朵。
[0032]在本實施例中，外部設備204被配置為測量引起接受者的聽覺感知的該設備的閾值，諸如最小水平(例如，按照毫伏)。傳統地，該設備的閾值被測量且被當做個體的總的聽力損失的指示。因此，應用通過聽力設備100的放大，就像這些所測量的閾值是實際聽力閾
值一樣。
[0033]感覺神經性聽力損失(SNHL)的治療一般要求該放大增益等於聽力損失的一部分(例如，33-55%的測得聽力損失)。然而，通過傳輸的任何損失都應該被完全補償(即，100%)。通過基於被當做實際閾值的所測量閾值而確定該放大，可能沒有適當解決該傳輸損失。這能夠引起聽力設備的欠放大(under amplification)。
[0034]在實施例中，外部設備確定影響由聽力設備提供的聲音的傳輸損失。例如，這些傳輸損失可以包括由於聽力設備到接受者的耦合造成的損失。依靠聽力損失的類型與連接類型，這些傳輸損失可以進一步包括經顱衰減、由於患者皮膚的衰減、顱骨衰減等等。例如，對於患有SSD並且用鄰接連接的接受者，該傳輸損失可以包括顱骨衰減、經顱衰減，但沒有皮膚衰減。然後，外部設備生成被提供到聽力設備的控制設定，以便該聽力設備在使用中完全補償所測量的傳輸損失並且應用是聽力損失一部分(例如，33-55%)的增益。
[0035]如下面將進一步討論的，在實施例中，外部設備204進一步使得聽力學家202能夠為多個頻率通道按照聲壓級的分貝(dB SPL)來測量最低水平(即，閾值水平)，該最低水平喚起不使用聽力設備時患者205的聽覺感知。在沒有該設備的情況下確定的這個測量水平指示出接受者的總的聽力損失。也就是說，在沒有設備的情況下所測量的閾值和具有正常聽力的人的閾值之間的差異是接受者的聽力損失。
[0036]儘管在當前討論的實施例中，使用外部設備204來確定該接受者按照dB SPL的聽力圖，但是應該清楚，在其它實施例中，單獨的系統可以被用於不同於用於當前討論的方法的其它步驟的這些測量。此外，在將聽力設備連到該接受者之前，沒有用該設備情況下的閾值可以由外部設備確定和存儲。[0037]如上面提到的，在實施例中，該調配系統計算所經歷的傳遞損失。在計算這個傳遞損失中，在實施例中，外部設備204從在缺少設備時測量的閾值減去使用聽力設備時測得的閾值。
[0038]進一步地，在實施例中，外部設備具有對計算傳輸損失和/或用於補償給定的聽力和傳遞損失的最佳方法中有用的某些信息。例如，在其中聽力設備是骨傳導聽力設備的實施例中，外部設備204請求聽力學家202 (例如，聽力學家)指定聽力損失的類型(例如，傳導、混合、或者單側耳聾(SSD))以及由聽力設備使用的連接類型(例如，鄰接、軟帶/頭帶、示範(demo)(例如，例如使用粘合劑被連到該接受者的暫時鄰接)。這些因子的每個都影響聲音從骨錨式聽力設備到耳蝸的傳遞，並且因此在計算傳遞損失中有用。如下面將進一步討論的，這樣提供的信息可以由外部設備204用於生成被外部設備提供到聽力設備的控制設定。其他類型的信息可以被提供用於其它類型的設備。例如，對於助聽器，該信息可以包括由設備使用的調諧和/或放出的類型。進一步地，這些選擇(例如，連接類型)也可以被用於調配過程，例如從而確定用於聽力設備的可用增益的量以及用於聽力設備的反饋限制。
[0039]圖3示出了按照本發明的實施例可以呈現給聽力學家從而允許聽力學家指定聽力損失的類型和連接類型的示例性的圖形用戶接口(⑶I)。如所示出的，⑶1300包括用於輸入關於該接受者的客戶信息302、關於聽力損失類型的指示信息304、和關於由聽力設備使用的連接類型的連接信息306的部分。如上所示，該客戶信息302允許該聽力學家指定該客戶類型322 (例如，成年人或孩子)和該接受者的系統是否是雙耳系統324。如上所示，通過緊接著適當的選擇來選擇按鈕，該聽力學家可以選擇該客戶類型322和該系統是否是雙耳的324。⑶1300可以由外部設備204使用用戶接口 206顯示。調配系統可以使用對雙耳的選擇而將雙耳補償應用到控制設定，例如從而增加或減少增益來補償雙耳總和。
[0040]如上所示，該指示信息304允許該聽力學家指定接受者所經歷的聽力損失的類型。可以個體地為接受者的右耳342和左耳344兩者指定這個信息304。如上所示，在這個實例中，該聽力學家可以為每個耳朵選擇(通過選擇該適當的按鈕)聽力損失是混合還是傳導的或SSD。如上所示，該連接信息306允許該聽力學家通過選擇適當的按鈕為右耳362和左耳364單獨指定連接類型是鄰接、軟帶、或示範。應該理解，這個實例只是示例性的，並且在其他實施例中，可以使用其他的選擇類型(例如，可以選擇額外的連接類型)。指定聽力損失類型和該連接創建了這樣的結構，通過該結構在實施例中計算出聽力損失和傳遞損失的最佳估算。
[0041]圖4是高級流程圖，其示出確定根據本發明的一個實施例的聽力設備的控制設定的方法。將參考上面討論的圖2討論圖4，並且聽力設備將假設為骨傳導聽力設備。然而，應該理解，在其他實施例中，聽力設備可以是其他類型的聽力設備，諸如中耳或內耳機械刺激設備(例如，直接聲學耳蝸刺激(DACS)系統)、助聽器等等。為了簡單起見，在下面描述中，僅僅將單個聽力設備調配到接受者。然而，應該理解，該方法也可以與雙耳系統一起使用。
[0042]在說明性的實施例中，在區塊402，該聽力設備100被附接到該接受者205。在區塊404，該外部設備204連接到聽力設備100。該外部設備204可以使用有線、無線或以任何其他適當方式耦合到聽力設備100。在區塊406，獲得關於聽力設備100和接受者205的信息。例如，使用諸如上面參考圖3討論的CTI獲得這個信息。在當前討論的實施例中，例如，由外部設備204獲得的信息包括例如關於接受者(例如，成年人/孩子、雙耳或單耳系統)的信息、關於接受者所經歷的聽力損失的類型(例如，傳導、混合、SSD)的信息、和關於連接類型(例如，鄰接、軟帶、示範)的信息。儘管在這個實例中使用GUI獲得這個信息，但是在其它實施例中也可以使用不同的技術獲得這個信息。例如，在實施例中，聽力設備100可以存儲或否則確定這些參數的一個或更多(例如，連接類型)，並且將這個信息提供到外部設備204。或者例如，通過使用按鈕等等來編程，諸如這個信息的信息可以從調配軟體單獨輸入到外部設備。
[0043]在區塊408，該外部設備204為該接受者測量閾值。如上所述，在這個實例中，外部設備204按照dB SPL獲得閾值(該接受者能夠感知聲音的最低水平)。為跨正常聽力頻率範圍(例如，20-20kHz)的許多頻率獲得這些閾值。任何適用技術可以用於獲得該閾值。進一步地，例如，可以在聽力設備並未連到該接受者的情況下獲得這些閾值。這個所獲得的數據可以是聽力圖的形式，並且包括閾值和最大舒適水平數據兩者。當聽力設備100是骨傳導設備時，這個數據在本文中將被稱作骨傳導聽力圖(BCA)數據。進一步地，儘管，在本實施例中，外部設備204被用於測量BCA數據，在其他實施例中，可以使用用於執行圖4的其他步驟的單獨設備和外部設備204來測量這個數據。例如，在圖4的方法開始之前，該BCA數據可以由單獨的聽力學家獲得並且由外部設備204存儲。本領域技術人員已經知曉了用於為接受者測量BCA (例如，「歸一化BCA」也已知基於沒有衰減的感覺神經性聽力損失(SNHL))的方法，因而在本文中沒有進一步討論這些方法。所使用的BCA優選地是無損失的。
[0044]除了獲得聽力圖數據之外，聽力設備100也通過使用聽力設備將刺激應用到接受者並且確定引起接受者的聽覺感知的最小信號(例如，按照mV)來測量閾值。例如，在一個實施例中，使用外部設備204生成具有預定電壓(按照mV)的刺激，並且該刺激被提供到聽力設備100。這個信號使聽力設備100的振動器振動，從而引起接受者的聲音感知。儘管在這個實施例中，聽力設備中的振動器被用於生成振動，但是在其他實施例中，由外部設備204控制的外部聲源或振動源(未示出)可以用於生成振動。如果使用外部振動源，那麼其被優選地耦合到該裝具106(圖1)。通過將該外部振動源耦合到該裝具106，可以為接受者的骨傳導閾值生成更精確的測量。一旦使用外部振動源測量該骨傳導閾值，這些閾值就被轉換到聽力設備。這種轉換能夠通過使用加速計來完成而確定該相對補償。也就是說，如本領域技術人員會理解的，能夠使用加速計在相同電壓下測量外部振動源和聽力設備的振動，並且該差值是補償值。然而，應當注意，如果期望，可以使用任何外部振動源。例如，可以使用被壓抵在皮膚上或者保持在牙齒之間的振動裝置。
[0045]使用該聽力設備中的振動器可以提供更精確的測量數據。例如，使用聽力設備中的振動器會允許對指定聲傳導條件下的影響的測量，所述條件為諸如在聽力設備中、聽力設備和顱骨骨骼之間的連接中、或在患者頭部中存在的共振水平。進一步地，如上所述，基於聽力設備本身的測量可以消除轉換誤差等等的危險(例如，使用加速計的補償值)。
[0046]在一個實施例中，該接受者或聽力學家可以以指定頻率反覆發送信號到聽力設備，直到為接受者提供聽覺感知。在這個過程期間，該接受者指示在指定的頻率下是否感知到聲音。這種指示可以是口頭上的、非口頭上的或任何所期望的指示。如果該接受者沒有感知到聲音，那麼不提供指示。如果沒有提供指示，那麼使用外部設備將mV輸出增加到所期望或預定水平。繼續mV輸出的這個增加，直到該接受者指示感知到聲音或者直到獲得適當水平的聲音感知。從接受者接收的指示的最低水平是按照mV的閾值水平。[0047]一旦該接受者指示感知到聲音，該聽力學家就可以經由用戶接口 206並且按照為被測試的頻率自動存儲的mV指示這一點。在另一個實施例中，該聽力學家或該接受者可以具有選擇:當接受者指示已經滿足閾值時存儲控制設定或者不存儲控制設定並且存儲用於在該頻率的聲音的感知的不同的值。當聽力設備100是骨傳導設備時，使用應用刺激的聽力設備100所獲得的這個數據在本文中將被稱作BCDirect或BCD數據。
[0048]如上面提到的，可以在聽力頻率範圍上的多個頻率下獲得在區塊408測量的閾值。儘管在本實施例中在區塊408獲得了 BCA數據和BCDirect數據這兩者，但是應該清楚可以在不同的步驟獲得這個數據。例如，在聽力設備連到接受者之前可以獲得BCA數據，並且可以在區塊410僅僅獲得BOTirect數據。
[0049]儘管上述討論提供了用於為個體聽力設備獲得BCDirect數據的實例，但是在實施例中，類似的機理可以用於獲得這樣的信息，該信息可以用於為雙耳系統確定雙耳補償值。例如，在實施例中，可以由雙耳系統的兩個聽力設備提供共同的音調。可以增加這個音調的幅度，直到其被接受者感知從而為雙耳系統確定閾值水平。該雙耳閾值和單側閾值(例如，用於單個聽力設備)之間的差值提供了雙耳系統的益處。因此，諸如下面將參考圖6的區塊654進一步討論的，這個差值能夠被用於為雙耳系統生成補償值，該補償值可以用於調整該系統的增益。例如，如果該差值指示了該雙耳系統提供了確定的益處，這個益處可以被用於減少在區塊654 (圖6)的所確定增益。例如，這個雙耳補償值可以基於例如所計算的益處的百分比(例如，100%、75%、50%等等)。
[0050]該外部設備204在區塊410為聽力設備100生成該控制設定(例如，增益)。如上所述，在實施例中，外部設備204在確定該控制設定中計算了該傳遞損失。例如，在當前討論的實施例中，該外部設備204使用聽力圖數據(例如，BCA)和該設備數據(例如，BCDirect)來計算該傳遞損失。然後，該外部設備確定了控制設定，以便聽力設備204可以為傳遞損失和聽力損失單獨地應用增益。例如，如上所述，以1:1的方式補償傳遞損失(即，設定了被應用以彌補傳遞損失的增益，從而使該信號等於如果不存在傳遞損失時的信號)。聽力設備100計算用於在等於所測量的聽力損失的一部分聽力損失(例如，33-50%)的值的聽力損失的增益。在實施例中，使用下列公式計算增益:增益=傳遞損失(1:1)+ (ι/x*閾值)，其中傳遞損失是被計算為100%補償傳輸損失的增益，並且Ι/x是用於計算被用於補償聽力損失的增益的分數。
[0051]為傳遞損失和聽力損失單獨地應用增益可以提供更精確的調配。例如，在實施例中，接受者205裝配有經由頭帶/軟帶連著的骨傳導設備。為接受者確定該聽力圖，然後計算BCDirect數據。聽力設備100 (在這個情形中，是骨傳導設備)單獨用於聽力損耗和傳遞損失組分的增益。諸如當患者患有SSD並且裝配有經由軟帶連著的骨傳導設備時，對這樣的其他實施方式而言這個實例將會更複雜，因為在這種情況下要考慮軟帶和經顱衰減的效果。
[0052]在區塊412，該外部設備204將所計算的控制設定(例如，增益或可用於計算增益的數據)載入聽力設備100中。然後，該聽力設備100在區塊414使用載入的控制設定100。在區塊416，可以基於用戶的主觀感知來調整該控制設定。例如，基於接受者的主觀感知，可能確定接受者為不同的聲環境(諸如聽音樂、駕駛、看電視等等)偏愛不同的設定。聽力學家202在區塊416使用外部設備204對控制設定作出這種主觀調整。也就是說，區塊416使得聽力學家202能夠基於接受者的主觀經歷作出對該設定的小的調整。
[0053]圖5提供了示出可能在提供給聽力器件的受體的聲音路徑中出現的傳輸損失和可以基於患者指示而調用的BAHA增益補償的示例性圖形。使用所示出的公式和在區塊406提供的信息，外部設備204可以為接受者計算沿著聲程的實際傳遞損失。
[0054]圖6提供了按照本發明的實施例其中外部設備204可以使用以生成控制設定的方法的更詳細的流程圖。該流程圖600示出了，在決定602，選擇三種用於計算控制設定(例如，增益)的方法中的一種。例如，可以由外部設備204自動地基於被輸入到外部設備的數據的存在而作出這個選擇，諸如在區塊406輸入的數據和可用的BCA和/或BCDirect數據的類型。或者，例如，可以由聽力學家202使用用戶接口 206作出該決定。
[0055]當只出現B⑶並且假設在B⑶閾值中可以已經包括傳遞損失時，選擇該中間流606(標記為Bra)。無論通過聽力設備(例如，使用它的聲音處理器)測量什麼，都被假設為聽力和傳遞損失。因此，必須在得到歸一化閾值之前從該閾值減去該傳遞損失。然後，應用該增益規則，並且加上該傳輸補償。如果沒有在304、306作出損耗指示，那麼該減去/補償是多餘的因而不被應用。其中可以選擇這個流的實例是針對具有僅僅用BCD測量的傳導/混合聽力損失的人，並且該連接類型是軟帶，那麼減去該軟帶損失，應用聽力損失增益並且加上軟帶補償。
[0056]針對其中唯一的已知信息來自接受者的聽力圖的情況，選擇該最右側流608 (標記為BCA)。在這裡，基於聽力損失計算該增益，為平均傳遞因子增加附加增益。由於該實際傳遞損失未知，所以所公開(或收集)的標準值被用於該傳遞損失。例如，在接受者患有SSD聽力損失，在該經顱衰減值被加到所需要的增益處，或者在當接受者通過軟帶收聽時這些傳遞損失值被增加到所計算的所需增益的情況下，可以選擇流608。
[0057]當外部設備204已知聽力圖(BCA數據)和B⑶irect值時，使用該最左側流604(標記為B⑶&BCA)。進一步地，在實施例中，如果該指示是SSD或該連接類型是軟帶/頭帶或者示範，那麼僅僅選擇流604。否則，如果該連接類型是鄰接，那麼選擇流606或608 (取決於BCA或B⑶irect數據是否有效並且是最近時刻的)。然而，應該注意，這只是可以用於選擇流604的一組示例性條件，並且在其它實施例中，可以使用其他選擇準則。例如，在實施例中，可以僅僅包括流604，並且因此僅僅流604由調配系統一直使用。
[0058]外部設備204使用流604中的BOTirect和BCA來計算該傳遞損失。然後，如上面所討論的，這個傳遞損失具有相對於被應用於聽力損失的增益單獨應用的增益。例如，當具有頭帶/軟帶連接類型的患者和聽力圖為已知的時候並且計算該BCD時，可以選擇該BCS&BCA 流 604。
[0059]現在將提供該B⑶&BCA流604的進一步描述。在該流604開始時，BOTirect數據622,BCA (相反的)數據624 JPBCA (同一)數據是可得到的。B⑶irect數據622是使用聽力設備獲得的閾值數據。BCA (相反的)數據624是用於與聽力設備提供刺激的耳朵相反的耳朵的聽力圖數據(無設備)。BCA (同一)數據626是用於在與聽力設備相同側上的耳朵的聽力圖數據。對於SSD患者，由於例如接受者該耳朵是耳聾的，可能無法獲得BCA(同一)數據 626。
[0060]外部設備204在區塊634為接受者確定最佳情形的聽力損失。如所示，外部設備204比較該BCA (相反的)數據624和BCA (同一)數據626，從而為該接受者確定最小聽力損失。可以基於頻率通道作出這個確定，以便為聽力設備的每個頻率通道都確定不同的最小值。
[0061]外部設備204從BCDirect數據622減去在區塊634確定的最小聽力損失，從而獲得差值=Diff=B⑶-min[BCA]。這個差值對應沿著從聽力設備提供到該接受者的聲音的路徑的傳遞損失。然後，外部設備204查閱所存儲的表格，從而確定將被應用於解決在區塊636的傳遞損失的補償。在實施例中，該傳輸損失被100%補償。在這種實施例中，可以不使用區塊636，而是將應用的補償只不過是在區塊634計算的差值。在其他實施例中，所存儲的表格可以指定用於接受者的不同特徵(例如，成人人/孩子、雙耳/單耳等)和/或聽力設備的特徵(例如，軟帶/示範連接類型等)的補償。
[0062]外部設備204在區塊638生成用於將刺激提供給接受者的基礎規定(prescription)。這個基礎規定包括基於接受者的聽力損失將應用的增益。外部設備204可以通過為接受者在所存儲的表格中查找聽力損失來確定這個增益，該表格指定了將被用於給定聽力損失的增益。如上所示，外部設備204使用BCA (同一)數據626為患有傳導或混合聽力損失的患者確定增益。外部設備204使用BCA (相反的)數據624為患有SSD的患者確定增益。
[0063]外部設備將在區塊636 (或者，如果沒有使用表格，那麼在區塊634)所確定的補償在區塊640增加到基本規定，從而獲得供聽力設備使用的增益。如上面所提到的，可以基於頻率通道確定這個增益，以便外部設備204為聽力設備的每個頻率通道確定不同的增益。進一步地，這個確定的增益單獨補償接受者的聽力損失和從聽力設備提供到接受者的聲音的傳遞損失。
[0064]如所示，外部設備204也可以將額外的補償值增加到這個確定的增益。例如，對於SSD接受者，外部設備可以增加SSD低截(1wcut)補償652，其補償了頭部陰影效應。外部設備204也可以為裝有雙耳系統的接受者應用單獨的雙耳補償654。例如，如果該接受者裝有雙耳系統，那麼外部設備204可以應用減少增益的量的補償，從而將雙耳總和問題(SP，由雙耳系統的兩個兩側的聽力設備提供的聲音的總和)考慮在內。可以基於實施方式的具體性來應用其他額外的補償。這些補償與在區塊636確定的針對傳輸損失的補償分開。
[0065]用於確定來自BCA和BCDirect數據的該傳遞損失有各種技術。例如，可以計算該BCA和BOTirect值之間的差值。然後，可以通過查閱由外部設備204存儲的表格來獲得聽力損失的補償，該表格基於所計算的差值來指定補償值。
[0066]BCD&BCA流604可以提供不同類型的補償，諸如連接類型補償(基於被用於將聽力設備連接到該顱骨的連接的類型)、用於SSD患者的經顱衰減(TCA)補償、用於SSD患者的SSD低截補償、雙耳補償(用於一個或兩個助聽器)。從查找表格獲得的該補償可以為每個聽力學波段的軟增益或者響增益調整。
[0067]儘管已經參考附圖結合幾個其實施例完全描述本發明，但是應當理解，對本領域技術人員來說各種改變和更改可以是顯而易見的。除非這些改變和更改從該保護範圍偏離，否則這種改變和更改將被理解為包括在由權利要求所限定的本發明的保護範圍內。
【權利要求】
1.一種為接受者調配聽力設備的方法，所述方法包括: 為未受所述聽力設備輔助的所述接受者獲得閾值水平； 獲得指示用於所述聽力設備的最小信號的閾值水平，所述最小信號引起所述接受者的聽覺感知； 使用未受所述設備輔助的所述存儲的閾值和用於所述設備的所述閾值來計算傳遞損失; 使用所述計算的傳遞損失來生成一個或更多控制設定；和 將所述控制設定提供到所述聽力設備，以便所述聽力設備將增益應用到由所述聽力設備接收的聲音，所述增益單獨補償所述傳遞損失和所述接受者的聽力損失。
2.根據權利要求1所述的方法，其中計算所述傳遞損失包括: 從用於所述設備的閾值減去未受所述設備輔助的閾值。
3.根據權利要求1所述的方法，其中所述聽力設備是骨傳導聽力設備。
4.根據權利要求1所述的方法，其中所述聽力設備是中耳機械刺激系統。
5.根據權利要求1所述的方法，其中所述聽力設備是內耳機械刺激系統。
6.根據權利要求1所述的方法，其中所述聽力設備是助聽器。
7.一種為聽力設備確定控制設定的調配系統，所述調配系統包括: 設備，包括: 處理器；和 數據存儲設備；和 接口，被配置為連接到所述聽力設備； 用戶接口，被連接到所述設備，從而使用戶能夠與所述設備交互；其中所述數據存儲裝置存儲用於未受所述聽力設備輔助的接受者的閾值；和 其中所述處理器被配置為確定指示引起所述接受者的聽覺感知的所述聽力設備的最小信號的閾值，並且使用所述存儲的未受所述聽力設備輔助的閾值和用於所述設備的閾值來計算傳遞損失；使用所述計算的傳遞損失來生成一個或更多控制設定，並且經由所述接口將所述控制設定提供到所述聽力設備，以便所述聽力設備將增益應用到所述聽力設備接收的聲音，所述增益單獨補償所述傳遞損失和所述接受者的聽力損失。
8.根據權利要求7所述的調配系統，其中在為頻率計算傳遞損失中，所述處理器被配置為從用於所述聽力設備的閾值減去未受所述聽力設備輔助的閾值。
9.根據權利要求7所述的調配系統，其中所述聽力設備是骨傳導聽力設備。
10.根據權利要求7所述的調配系統，其中所述聽力設備是中耳機械刺激系統。
11.根據權利要求7所述的調配系統，其中所述聽力設備是內耳機械刺激系統。
12.根據權利要求7所述的調配系統，其中所述聽力設備是助聽器。
13.一種使用聽力設備來提供聽覺感知的方法，包括: 將所述聽力設備附著到接受者； 由所述聽力設備接收聲音信號； 將增益應用到所述聲音信號，從而獲得調整的信號，其中所述增益單獨補償傳遞損失和聽力損失； 使用所述聽力設備將所述調整的信號應用到所述接受者，以引起所述接受者的聽覺感知。
14.根據權利要求13所述的方法，其中所述應用的增益對於所述聲音信號的不同頻率是不同的。
15.根據權利要求13所述的方法，進一步包括: 為所述接受者獲得按照dB SPL的閾值水平，所述閾值水平指示在沒有所述聽力設備情況下的所述接受者的閾值水平。
16.根據權利要求15所述的方法，進一步包括: 為多個頻率獲得閾值水平，所述閾值水平指示用於所述聽力設備的最小信號，所述最小信號在所述頻率引起所述接受者的聽覺感知。
17.根據權利要求16所述的方法，進一步包括: 使用在沒有所述聽力設備情況下獲得的閾值和所述獲得的用於所述聽力設備的閾值來計算所述傳遞損失。
18.根據權利要求13所述的方法，其中所述聽力設備是骨傳導聽力設備。
19.根據權利要求13所述的方法，其中所述聽力設備是中耳機械刺激系統。
20.根據權利要求13所述的方法，其中所述聽力設備是內耳機械刺激系統。
21.根據權利要求13所述的方法，其中所述聽力設備是助聽器。
22.一種聽力設備,包括:` 話筒，被配置為基於接收的聲音信號而生成信號； 信號處理單元，被配置為放大來自所述話筒的所述信號，其中所述信號處理單元應用放大，所述放大單獨補償傳遞損失和所述聽力設備的接受者的聽力損失； 接口，被配置為允許所述聽力設備與外部設備通信；和 至少一個存儲單元，用於存儲用於控制所述信號處理單元的控制數據； 其中所述接口適配成從所述外部設備接收控制設定，以將刺激提供給所述接受者，從而基於所接收的聲音信號引起所述用戶的聽覺感知。
23.根據權利要求22所述的聽力設備，其中所述信號處理單元被配置用於為所述聲音信號的不同頻率應用不同的增益。
24.根據權利要求22所述的聽力設備，其中所述聽力設備是骨傳導聽力設備。
25.根據權利要求22所述的聽力設備，其中所述聽力設備是中耳機械刺激系統。
26.根據權利要求22所述的聽力設備，其中所述聽力設備是內耳機械刺激系統。
27.根據權利要求22所述的聽力設備，其中所述聽力設備是助聽器。
【文檔編號】A61B5/12GK103503484SQ201280021764
【公開日】2014年1月8日 申請日期:2012年3月22日 優先權日:2011年3月23日
【發明者】M·弗林, B·戴維森 申請人:耳蝸有限公司