专利名称：包括初始化模块的用户可调解的助听器的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种助听器，尤其涉及一种医用助听器，其包括用于补偿杂音的装置。 优选地，该助听器补偿弱听(amblyacousia)。本发明还涉及一种用于操作和调节根据本发 明的助听器的相应方法。
背景技术：
对于助听器的医疗需求很高而且不断增加，而现有的设备覆盖了广泛的范围，从
戴在耳后的简单宽频放大器到安装在用户耳道内的高度发展的相当微型的装置。 所有弱听水平的助听器最重要的音质特点是内部放大器的放大因数和频率响应
对用户的个体听觉缺损的适应性。实际上，除了全聋之外有许多不同类型的听觉缺陷(但
是全聋不能用此处描述的助听器矫正)，于是缺陷听力的矫正需要用到助听器的相应适应
性。如果该适应作用被省略并且声音仅仅是在整个可处理的频带内被一致放大，则其导致
的事实是，使得用户尚能够很好地听到的频率区的声音被过分放大，最坏的情况是听力甚
至被更进一步地损坏。但是如果考虑了未受损伤的频谱范围，则在可能需要被更大放大的
相关频率区中，宽带放大通常过低。 由助听器听力学家根据听力图来执行现有技术的助听器的放大调节，由病人自己 预先确定或由耳鼻喉科医师确定该听力图。为此，各种声音通过测定耳机以不断增加的音 量放给病人听，其中病人要表明能够听到多大的声音。因此，个体频率响应，尤其是病人听 力的下听觉阈值确定在各种频率。使用的不同频率越多，听力图的频谱分辨率越高；而重复 相同声音的测量的次数越频繁，该测定值的统计信心水平越高。由此确定的听力图告知听 觉频谱区，其中病人需要的是放大；而助听器听力学家据此针对不同频谱区而调节助听器 的放大率。随后，与助听器一起的听力图应该被记录用于控制目的，以保持针对该目的的记 录并检查其调节。理想的情况下，新的听力图对应平均正常听觉的听力图。但是，理想的情 况很少得到，因为声学家的调节通常不够准确，且大多数助听器不允许足够高精度地调节 放大的频率响应。使用的大多数装置仅具有三个区域，可被分别调节为高、中和低频，其中， 助听器听力学家不得不在他的工作中接受相当程度的妥协。 除病人听觉曲线的补偿之外，毫无疑问在助听器的调节上要考虑到病人的"痛 阈"。即使放大率准确适应病人的听觉缺陷，但是该放大率是线性的，这导致的事实是，病人 可听得见低声，但是，大的声音被很大程度地放大，其结果是产生疼痛，以至于成为有害音 量。尤其重要的是，使得被认为是引起疼痛的音量调低，因为这种音量会导致听力疾病。现 有技术解决该问题的通常做法是，根据其设计来限制助听器的最大输出音量。根据小尺寸 和受限制的电能来从本质上限制最大音量。另外，即使最简单的装置通常也具有一个音量 控制，用户使用它可调节助听器的音量，例如针对不同的环境情况。高性能助听器根据情况 而自动执行这种调节，其不仅改变音量，而且根据情况(例如交谈、音乐、街道噪音)来优化 个体频率响应。但是，这种自动或手动的根据条件的调节超出了重新建立正常听觉的医疗方面。
通过听力图和音量痛阈给出用于听觉缺陷分析特性的决定性数据。现有技术是，在听力检查中，耳鼻喉科医师或助听器听力学家经常额外的需要关于音节清晰度的数据(例如Freiburg单词测试)，但是在助听器的可能性和限制性方法这些数据可能被看作是多余的。 出现的另外的与病人的听觉缺陷无关的技术问题是，尤其在高度集成装置中，在声音记录(扩音器)和声音产生(微型扬声器，在助听器中经常称作"发送器"，在下文中始终简称"扬声器")之间仅有一个非常有限的空间距离。于是有这样的风险，B卩，对于各个频率来说，扬声器与扩音器之间的闭合回路增益大于l，从而导致声反馈振鸣。解决该问题的通常做法在于，利用辅助窄-带通滤波器("陷频滤波器")来衰减临界频率。于是可抑制，系统的声反馈或振荡趋势，但是这些辅助滤波器以不希望的方式影响了频率响应，尤其是他们可能阻碍病人听觉不良的频谱区域内的实际需要的高放大率。 对于处于最高价格范围的助听器，现有技术公开的另一种方法是数字信号处理，其与所描述的方法不同。于是一种尝试是，例如，在音响信号中区别语音分量和噪声分量之间的不同，以便去掉后者或至少降低它。但是，从其它应用领域也可以知道这种噪声抑制方法，在这种噪声抑制方法中需要考虑各种各样副作用。在一些方法中，例如，噪声的衰减也引起有用声音如语言的异化，且相当程度地变化了被衰减杂音的声音。此外，一些方法致使信号延迟，在助听器中能够接受这种信号延迟的程度非常有限，因为如果不限制信号延长的程度，则所看到和听到的事情不再按时间顺序同步，可导致助听器用户理解的偏差。
发明内容
本发明的目的是提供一种改良助听器，其克服了以上提到的缺点。尤其是一种具有改良噪声抑制的助听器，优选地，该助听器能够与用户相互地调节。还提供了相应的方法。 该目的通过权利要求的特征达到。 根据本发明，通过噪声估值来修正可调滤波器参数，使得实现噪声抑制，从而为助听器用户提供真实声音的感性音象(perc印tual image)。为此，可例如以特定时间间隔或连续地确定衰减因数。可选听觉缺陷补偿和噪声抑制参数可结合起来，使得待处理的信号适于每个频带或离散频率的一个计算步骤。 根据本发明实施方案，在同用户交互过程中，听力图(即用户听觉能力的频谱特性)在初始化阶段和内部信号处理过程中将被自动确定，优选地，诸如多频带稳定器和限幅器/压縮器(limiter/compressor)的数字信号处理适用于所获得的数据，因此获得了各个听觉缺陷的理想补偿。所确定的数据(即用于补偿听觉缺陷的校正因数)优选存储于非易失存储(non-volatile)介质中。优选地，用户可在任何时间再次进行听力图的确定或优化现存数据。例如，校正因数可以是已经由内科医师或助听器听力学家固定的或预定的，作为用户调节听力图的起始基础。 听力检查(即病人听力图的确定)可在助听器本身进行。因而，可行的是，助听器可以在封闭系统中自动调节其放大的频率响应，不用助听器听力学家解释听力图。于是，可精确地校正病人的各种听觉缺陷，因为助听器本身在初始化模式中确定了内部信号处理参数，该初始化模式与使用了这些参数的操作模式不同。助听器在初始化模式中发射测试信
6号；由自身麦克风记录的信号优选至少部分地不被提供给助听器的声发射。这里无需被校准的测量设备，而传统听力检查是需要这样一种被校准的测量设备的；这样，同样也不需要助听器的预先校准了，并且助听器在耳道内实际呈现的影响本质上也需要被考虑。
根据附图通过优选实施方案在下文中描述助听器的操作模式和相应方法。他们显示 图1是根据本发明的助听器的部件的略图； 图2是根据图1的助听器的助听模块的略图； 图3是根据图1的助听器的初始化模块的略图； 图4是根据图2的助听模块的听觉曲线校正的略图； 图5a是根据图2的助听模块的噪声抑制的第一实施方案的略图； 图5b是根据图2的助听模块的噪声抑制的第二实施方案的略图； 图6是根据图2的助听模块的音量限制的略图； 图7是根据本发明的用于确定听力图的流程图； 图8是根据本发明的用于确定最大可接受音量的流程图；禾口 图9是根据本发明的确定防_反馈滤波器的略图。
具体实施例方式
略图中，图l显示根据本发明的助听器，其戴在人耳处或人耳内，其所包括的部件是麦克风1、初始化模块2、助听模块3和扬声器4，其中，初始化模块2连接到控制装置5，用户通过控制装置在初始化过程中与设备进行交互。在一个优选实施方案中，助听器还包括如图l所示的模数转换器6和数模转换器7。该声反馈路径被描述作为反馈路径，声音通过该反馈线路从扬声器4获取并返回麦克风l，可导致声反馈振鸣(acousticfeedbackhowling)。 需要指出的是，初始化模块2和控制装置5是根据本发明的助听器的可选功能。
助听模块3包括用于噪声抑制的工具，其根据信号进行噪声估计以便确定滤波器参数。 执行初始化过程，以针对用户特有的缺陷听力(即，与正常听觉曲线的偏差)选择性地调节助听器的助听模块3，其通过将麦克风1所记录的声音从扬声器输出并相应地放大该声音来实现。为此，根据一种实施方案提供了用户和助听器之间的交互，通过助听器本身上的操作部件或者通过无线或有线地连接到操作辅助装置(例如个人计算机)来实现这种交互；在下文中该操作辅助装置通常被描述作为控制装置5。该控制装置至少包括一具有开关和/或按钮的致动装置。 助听器中的信号流如下麦克风信号SM(t)优选地由模数转换器6离散化和数字化并被提供给助听模块3和初始化模块2，在此处进行信号处理，优选是数字信号处理。随后，在数字信号处理的情况下，数模转换器7产生输出信号Sjt)，使用该信号，通过扬声器4用超声处理用户的耳朵。 图2显示助听模块3，其具有加法器31，该加法器将由防-反馈滤波器32计算的负值伪反馈(negative pseudo feedback)加给麦克风信号；输出通过依赖于频率的信号放 大得到的可选听觉曲线校正33、扬声器信号的噪声抑制34和音量限值35。通过反馈路径 的脉冲响应与被输出的扬声器信号Sjt)的离散巻积来进行负值伪反馈的计算。
下文中，将根据图4至6更进一步地详述图2显示的助听模块3的部件和功能。
助听模块3接收数字麦克风信号SM(t)并加上负值伪反馈SF(t)，该负值伪反馈 SF(t)通过反馈路径h(t)的脉冲响应计算并作为与扬声器信号Sjt)的离散巻积，SF(t)= h(t^Sjt)，从而从麦克风信号去掉麦克风1的扬声器信号的反馈，并因此防止反馈振鸣。 随后，执行如图4更详细所示的可选听觉曲线校正33，其中，对该信号应用具有中心频率fi =4 . . 4和放大率V(fi)的不同滤波器的系统，其中，滤波器音质可选择，因此当所有放大 率V(fi)具有相同数值时，如V(f》=V(f2) =V(f3) == V(fn)，所有滤波器的叠加具 有尽可能恒定的频率响应。必须针对独特的听觉缺陷尽可能精确地调节V(fi)数值，因此 当使用助听器时，用户的听觉曲线尽可能靠近地接近具有平均听觉能力人的曲线。
由一系列独立滤波器(优选为IIR滤波器)完成助听模块3的可选听觉曲线校正。 通过初始化模块2来实现用于听觉缺陷校正的V(f》值的各自调整。 在可选听觉曲线校正33以后，进行如图5所示的噪声抑制34的第一实施方案，其 可从DE19948308A1获知。对该信号进行傅里叶变换，以便由例如频谱最小检测来获得噪声 谱的估值。该噪声估值用于根据噪声和信号或滤波器的过滤系数来确定用于该信号谱的滤 波器。然后由反向傅里叶变换将该估值重新变成噪声减少的时域信号，在噪声抑制34的输 出中提供该噪声减少的时域信号。 不用IIR滤波器，可替代地，可选听觉曲线校正也可实现为频谱中的滤波器，如根 据图5b的第二实施方案在下文中示出的。为此，信号首先进行傅里叶变换，因此校正因数 K(f)可直接作为信号谱中的倍增系数，以补偿边界条件的听觉缺陷，在该边界条件中，频率 fi处在傅里叶变换的频率光栅(raster)内。 优选地，校正因数K(f)与放大数值V(fi)对应。该实施方案可有利地与噪声抑制 的应用相结合。为此，信号谱附加地乘以依赖于信号和噪声的衰减因数(增益系数)G(f)。 衰减因数优选地从噪声估值R(f)和电信号频谱S(f)(例如G(f) = l-R(f)/S(f))确定。 通过在某些时间间隔上进行平均而从信号谱形成噪声估值，在所述的这些时间间隔中，信 号基本上只包含背景噪声，没有或仅有轻微的所需信号部分(语言)。例如，可以在语言停 顿期间完成好的噪声估值，在语言停顿期间不存在所需信号部分。图5b显示了通过校正因 数K(f)的听觉曲线校正和通过衰减因数G(f)的噪声抑制的组合应用。根据图5b，信号谱 S(f)同时用于确定噪声估值R(f)以及频谱与校正因数K(f)的相乘。在确定噪声估值R(f) 以后，衰减因数G(f)被确定，其基于噪声估值R(f)。在麦克风信号的频谱与校正因数K(f) 相乘以补偿听觉缺陷以后，根据图5b执行频谱与衰减因数G(f)的相乘。于是，能够针对例 如外部环境(如地铁、公寓、音乐厅等等)来调节信号。在频谱中进行了相应计算以后，通 过反向傅里叶变换将如此修正的信号谱重新变换成时域信号，根据听觉曲线对该时域信号 进行校正并减小噪声，在滤波器模块34的输出中提供该被校正且噪声减小的时域信号。
应该指出，听觉曲线校正是可选择的，且相应的装置特性和方法可省略。
如图5b所示的信号处理可被更改。例如，频谱中与校正因数K(f)的相乘以及频 谱中与衰减因数G(f)的相乘的次序可交换。根据进一步的替代方式，频谱中与校正因数K(f)的相乘以及频谱中与衰减因数G(f)的相乘可结合，并优选地在每频带或离散频率下 在一个步骤中实现。为此，衰减因数G(f)优选地乘以校正因数K(f)，且仅在后来，该信号 谱S(f)乘以两个因数的相乘结果。这有利于实时信号(麦克风信号)仅不得不进行一次 乘法，即，信号处理时间可被一起縮短。 衰减因数G(f)根据噪声估值R(f)确定，该噪声估值优选地以特定间隔时间和/ 或自适应的被更新，以便能将周围噪声的改变考虑在内。自适应意味着持续的自动噪声估 值。除固定时间间隔以外，动态因数也可用来引起新的噪声估值。动态触发器因数可被手 动用户输入。用户优选地选择所需的信号尽可能小的时机。更进一步地，用户可利用对噪 声估值的后续优化来预先选定周围环境。用于确定新噪声估值的固定时间间隔可与动态触 发器因数结合。 也可仅部分地应用衰减因数或完全应用衰减因数。这里，图5b所示的公式可改变 为G(f) 二l-c^R(f)/S(f)，其中0〈c〈1。因此，噪声抑制的程度可由用户自动或手动调 节。在c = 0时，噪声抑制停用，而c = 1时，噪声抑制被完全激活。噪声抑制是可校正的， 尽可能精确地将扬声器4的信号输出调节成周围环境的真实声音。例如，噪声抑制可以将 海洋的咆哮或树叶的沙沙声识别为干扰信号，因此对其进行抑制，但是，在这种情况下，它 并不是用户所要的。 在信号输出给数模转换器7和扬声器4之前，助听模块3中的信号处理的最后一 个步骤是将最大输出音量限制在最大值M，以便不超过用户的个体痛阈。为此，优选地，使用 了如图6所示的特征曲线，当达到痛阈但不超过它，甚至是较高的输入水平时，该特征曲线 对于临界信号音量是线性的并接近阈值M，。阈值M优选地通过在初始化模块中与用户的交 互来确定。 根据本发明，执行助听模块3参数的个别调节以便通过可选的初始化模块2来对 用户的个体听力缺失进行理想补偿。这里，使用了可选控制装置5，用户利用该可选控制装 置5与初始化模块2进行交互。如图3示意地显示，在初始化模块2中，通过以音量增加的 方式来输出音调或声信号，从而测得病人的听觉曲线。具体地，初始化模块发出电信号，该 电信号被转换成音调或声信号。随后，相对于具有一般听觉能力的人的听觉曲线来确定该 听觉曲线，并确定相应的滤波器，用于补偿个体听觉缺陷。此外，通过以音量增加的方式输 出噪声，从而测得用户的痛阈。因此，确定了最大可忍受音量，这对于每一个用户来说也是 专用的。优选地，同时，反馈路径的脉冲响应被确定，其中，扬声器4输出的试验信号被麦克 风1再次记录，该响应用于消除助听模块3的防反馈滤波器32的反馈。
在根据本发明实施方案的初始化模式中，初始化模块2输出一系列电信号给扬声 器4，这些电信号被转换成声信号，其中，声信号用于测定用户的听觉曲线。声信号具有特 定频率或具有特定中心频率的特定频谱，从而根据相应的频率来确定用户的下听觉阈值水 平。在一优选实施方案中，在操作初始化模块2以测量用户的听觉曲线的同时，从麦克风1 到扬声器4的传输被中断。 优选地，根据本发明的助听器还包括比较器，用于将处于特定中心频率的用户下 听觉阈值水平与所存储的具有正常听觉能力的用户的下听觉阈值水平相比较；和调节装 置，用于调节处于相应频率的放大，以便补偿用户的听觉缺陷。 为确定用户的痛阈，即，输出到扬声器4的最大可接受音量，初始化模块2优选地号，参考图8更详细说明。助听模块3根据该最大可接受音量限制 扬声器输出。 图7显示根据本发明实施方案的用于听觉曲线校正的听力图测定和放大率V(f》 的确定的流程图。为了确定用户的听觉曲线和用于校正听觉曲线的放大参数V(fi)，在第一 步骤S1中，发出各种测试音调，其频率与滤波器的中心频率fi对应，这对于听觉曲线的校 正是可以获得的。对于所选频率fi，音量最初定在A = AN，其优选地对应于可刚刚被具有一 般听觉能力的人听到的音量，即下听觉阈值。在步骤S2中，音量A按照一增长率而连续增 加，直到用户在步骤S3( "yes")中通过按下控制装置5的按钮发出信号，表明他/她听到 了该音调，此时将音量A确定了。相应各个下听觉阈值A(fi)在步骤S4中被存储。随后，利 用另一频率fi在步骤S5("no")中重复该过程，直到在控制装置5中相应的用户交互终止 了听觉曲线的测定和/或步骤S5( "yes")中的结束条件被终止了。各个听觉阈值针对所 有频率^、 f2、 f3. . . 4至少被确定一次，但是优选为被确定若干次，以获得对于该测定值的 特定统计信心水平。因此，可能的结束条件可以是足够多的被确定数据量，那就是说，用户 各个频率的所有下听觉阈值至少被确定一次。随后在步骤S6中，各种数值A(fi)(即相同 频率的放大数值)的平均值被获得，优选为中间值，因为在在平均值内不包括"怪值(freak values)"(即完全错误的测定值)。在步骤S7中，放大率V(fi)由此计算。
用于测定用户听觉曲线的一系列电信号的测试音调或声信号数量优选为4到 128，或8到64，或16到48，尤其优选的是32种不同音调，即，使用尤其优选的32种音调测 得频率^到f32。在测定用户听觉曲线的过程中变得响亮的音调的幅度是从最小音量到最 大音量，其优选地分成10到200，或50到150个放大数值，特别优选分成100放大数值，即， 变得响亮的音调以特别优选的100次变化而从最小音量变化到最大音量。
在优选实施方案中，连续测试音调或声信号的频率在测定中以随机顺序或限定伪 随机次序而变化。 除个人听觉曲线的可选校正以外，助听器数字信号处理的其他元件是最大输出音 量的限制，其也可针对用户的听力而分别的被调节。图8显示根据本发明确定最大音量M 的流程图。为此，在步骤SIO中，产生噪声Rr(t)(优选为白噪声)，具有初始音量R二 RN， 其对应于大致处于具有一般听觉能力的人的听力阈值与痛阈之间的中点的音量。在噪声信 号到达用户耳朵以前，在步骤Sll中利用听觉曲线校正并以基于频率的方式来放大该噪声 信号，该听觉曲线校正通过被相应调节的滤波器V(fi)被预先确定。该步骤是优选的，因此 痛阈的测量值已经被调节到用户的个人听觉能力。噪声信号音量R在步骤12中连续增加， 直到用户在步骤S13( "yes")中通过按下控制装置上的按钮发出信号，指示已经达到了使 得用户感到疼痛的音量。如果是这种情况，在步骤14中R的当前值被存储作为最大音量M。 该测定也是优选地重复若干次(步骤S15 "yes")以便能获得步骤S16中各种测量的平均 值，从而产生特定的统计信心水平。优选地，中间值被确定为平均值。 优选地，用来确定最大音量的白噪声优选在0-8kHz频带上通过扬声器4从初始化 模块2输出。根据Nyquist-Sha皿on采样定理，用来确定通过麦克风1的反馈信号的采样 率高于16kHz。 初始化之后使用助听器的采样率优选为16kHz，即，用户的听力缺失在优选地 0kHz到大约8kHz频带上矫正。
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因为白噪声是最令人听起来不舒服的一种声音，假设，以被确定的最大音量M输 出的所有其它声音重要性较小。利用(白)噪声的其他优点是信号非常适于确定反馈路径 h(t)的脉冲响应，其用于防-反馈滤波器32。为此，优选地，在输出的扬声器信号Sjt)包 含如描述的各种音量的噪声信号以确定最大音量M时，分析麦克风信号SM(t)。 DE10140523 或DE10043064中详细描述了扬声器4与麦克风1之间的声音路径的脉冲响应h (t)(即反 馈路径)可从对麦克风和扬声器信号的同步分析中推出。 图9显示防-反馈滤波器32和滤波系数的确定。信号SM(t) 、Sjt)与频谱SM(f)、 Sjf)通过傅里叶变换形成在具有预定长度的帧上；此外，S (f)被确定为Sjf)的复共轭。 SM(f)S*L(f)的积数以及Sjf)S (f)的绝对值的平方被分别地的按时间顺序平均和划分。 因此，获得了反馈路径的传递函数H(f)，由此通过反向傅里叶变换得到了脉冲响应h(t)。
在以上述方式确定了所有需要的各个参数后，进行从初始化模块2到助听模块3 的变化，而轮回经过全部循环首先在助听模块32的数字信号处理中需要最后确定的脉冲 响应h(t)。初始化后，根据本发明的助听模块3不需要控制装置5，但是控制模块可用于不 太重要的交互操作，本文对此不进行更详细的描述，例如，用于由用户操作的音量的变化或 用于取决于外部情况的稳定器的选择。 已经通过实例描述了本发明。要指出的是，文中的各个特征、实例和实施方案能够 被可选择地结合，因而能够得到更优选的特征、实例和实施方案。
权利要求
一种用于布置在耳朵处和/或耳朵内的助听器，所述助听器可以与控制装置(5)相连接，所述助听器包括麦克风(1)，用于将声信号转换成电信号；助听模块(3)，用于处理所述电信号，扬声器(4)，用于将由所述助听模块(3)输出的所述电信号转换成声信号，其中，所述助听模块具有用于噪声抑制的装置，所述用于噪声抑制的装置进行噪声估值以用于确定基于信号的滤波器和用于提供噪声减少的输出信号。
2. 根据权利要求1所述的助听器，其中，所述助听模块(3)的所述用于噪声抑制的装置 适于根据所述噪声估值确定用于所述噪声抑制的衰减因数，以考虑到噪声环境的变化。
3. 根据权利要求2所述的助听器，其中，所述助听模块(3)的所述用于噪声抑制的装置 适于将来自所述麦克风的信号的频谱乘以校正因数以补偿听觉缺陷，和/或对于每个频率 在至少一个步骤中将来自所述麦克风的信号的所述频谱乘以所述噪声抑制的衰减因数。
4. 根据权利要求2或3所述的助听器，其中，优选地，能够利用可由用户调节的因数附 加地更改用于所述噪声抑制的所述衰减因数，从而改变所述噪声抑制的程度。
5. 根据前述权利要求中任一项所述的助听器，其中，以固定时间间隔和/或连续自动 地执行噪声估值。
6. 根据前述权利要求中任一项所述的助听器，其中，所述助听模块(3)包括用于借助 于校正因数来补偿听觉缺陷的装置。
7. 根据权利要求1至6中任一项所述的助听器，还包括初始化模块(2)，用于将初始 化信号输出到所述扬声器(4);和控制装置(5)，用户能够通过所述控制装置与所述助听器 进行相互配合，从而分别地调节所述助听模块(3)的参数。
8. 根据权利要求7所述的助听器，其中，所述初始化模块(2)向所述扬声器(4)输出一 系列电信号，所述一系列电信号被转换为声信号，所述声信号用来测定用户的听觉曲线。
9. 根据权利要求8所述的助听器，其中，在操作所述初始化模块(2)以测量所述用户的 所述听觉曲线的同时，从所述麦克风(1)到所述扬声器(4)的传输被中断。
10. 根据权利要求8或9所述的助听器，其中，所述助听模块(3)根据被测量的听觉曲 线与正常听觉曲线的偏差来补偿扬声器输出。
11. 根据权利要求7至10中任一项所述的助听器，其中，所述初始化模块(2)向所述扬 声器(4)输出电信号，所述电信号被转换为声信号，所述声信号用于确定所述用户的痛阈， 作为最大可接受音量。
12. 根据权利要求ll所述的助听器，其中，所述助听模块(3)根据所述最大可接受音量 来限制所述扬声器输出。
13. 根据前述权利要求中任一项所述的助听器，其中，所述助听模块(3)包括各种具有 不同中心频率和相应的可调节放大率的滤波器。
14. 根据权利要求8至13中任一项所述的助听器，其中，所述一系列电信号对应于特定 频率的声信号或对应于具有特定中心频率的频谱，以用于根据相应频率来交互地确定所述 用户的下听觉阈值。
15. 根据权利要求14所述的助听器，包括比较器，用于将处于特定中心频率的用户的 下听觉阈值与所存储的具有正常听觉能力的用户的下听觉阈值相比较；和调节装置，用于调节相应频率的放大。
16. 根据权利要求8至15中任一项所述的助听器，其中，在初始化模式中，根据预定方 案将电信号从所述初始化模块(2)输出至所述扬声器(4)。
17. 根据权利要求16所述的助听器，其中，所述控制装置(5)包括按钮，用户在达到了 处于中心频率的所述下听觉阈值时立即操作所述按钮。
18. 根据前述权利要求中任一项所述的助听器，包括A/D转换器(6)，用于数字化来自 所述麦克风(1)的电信号；和D/A转换器(7)，用于将数字信号转换成用于所述扬声器(4) 的模拟信号。
19. 根据权利要求11至18中任一项所述的助听器，其中，用于确定所述用户的痛阈的 电信号包括白噪声，其中优选地，根据取决于所确定的听觉曲线与正常听觉曲线的偏差的 频率来放大所述噪声信号。
20. —种用于在权利要求1至19中任一项所述的助听器中进行噪声抑制的方法，包括 以下步骤用麦克风(1)将声信号转换成电信号； 在助听模块(3)中处理所述电信号；用扬声器(4)将由所述助听模块(3)输出的电信号转换成声信号， 其中，在所述助听模块(3)中进行的所述电信号的处理包括至少进行噪声估值以确定 基于信号的滤波器并提供噪声减少的输出信号。
21. 根据权利要求20所述的方法，包括通过所述助听模块(3)根据所述噪声估值来确 定用于所述噪声抑制的衰减因数，以考虑噪声环境的变化。
22. 根据权利要求21所述的方法，包括利用所述助听模块(3)将来自所述麦克风的信 号的频谱乘以校正因数以补偿听觉缺陷，和/或对于每个频率在至少一个步骤中将来自所 述麦克风的信号的频谱乘以所述噪声抑制的衰减因数。
23. 根据权利要求21或22所述的方法，附加地包括优选利用能够由用户调节的因数来更改用于所述噪声抑制的所述衰减因数，以改变所述噪声抑制的程度。
24. 根据权利要求20至23中任一项所述的方法，包括以固定时间间隔和/或自动连续 地执行噪声估值。
25. 根据权利要求20至24中任一项所述的方法，所述电信号的处理还包括利用校正因 数来补偿听觉缺陷。
26. 根据权利要求20至25中任一项所述的方法，包括借助于初始化模块(2)将初始化 信号输出到所述扬声器(4)，以优选地通过所述用户利用控制装置(5)与所述助听器的交 互来分别地调节所述助听模块(3)的参数。
27. 根据权利要求26所述的方法，包括从所述初始化模块(2)输出一系列电信号至所 述扬声器(4)，其中所述电信号被转换成声信号，所述声信号用来测定用户的听觉曲线。
28. 根据权利要求27所述的方法，在操作所述初始化模块(2)以测定所述用户的所述 听觉曲线的同时，从所述麦克风(1)到所述扬声器(4)的传输被中断。
29. 根据权利要求27或28所述的方法，包括通过所述助听模块(3)根据所述被测量的 听觉曲线与正常听觉曲线的偏差来补偿所述扬声器输出。
30. 根据权利要求26至29中任一项所述的方法，包括通过所述初始化模块(2)确定所述用户的痛阈，作为最大可接受音量。
31. 根据权利要求30所述的方法，包括通过所述助听模块(3)限制所述扬声器输出的 所述最大可接受音量。
32. 根据权利要求20至31中任一项所述的方法，其中，所述助听模块(3)包括各种具 有不同中心频率和相应的可调节放大率的滤波器。
33. 根据权利要求27至32中任一项所述的方法，包括根据相应频率交互地确定所述用 户的下听觉阈值，其中，所述一系列电信号对应于特定的频率或具有特定中心频率的频谱 的声信号。
34. 根据权利要求33所述的方法，包括将处于特定中心频率的用户的下听觉阈值与 所存储的具有正常听觉能力的用户的下听觉阈值相比较，以及在相应频率上对放大进行调 节。
35. 根据权利要求27至34中任一项所述的方法，包括根据预定方案将电信号从所述初 始化模块(2)以初始化模式输出至所述扬声器(4)。
36. 根据权利要求20至35中任一项所述的方法，包括通过A/D转换器(6)将来自所述 麦克风(1)的电信号数字化，以及通过D/A转换器(7)将所述数字信号转换成用于所述扬 声器(4)的模拟信号。
37. 根据权利要求30至36中任一项所述的方法，其中，所述电信号包括白噪声，用于优 选通过所述噪声信号的基于频率的放大来确定所述用户的痛阈，所述基于频率的放大基于 所确定的听觉曲线与正常听觉曲线的偏差。
全文摘要
本发明涉及一种用于布置在耳朵处和/或耳朵内的助听器，该助听器包括麦克风(1)，用于将声信号转换成电信号；助听模块(3)，用于提供电信号；扬声器(4)，用于将由助听模块(3)输出的电信号转换成声信号。助听模块(3)具有用于噪声抑制的装置，该装置进行噪声估值以用于确定基于信号的滤波器和用于提供噪声减少的输出信号。
文档编号H04R25/00GK101755468SQ200880025072
公开日2010年6月23日 申请日期2008年7月17日 优先权日2007年7月18日
发明者迪特马·鲁伊沙克 申请人:迪特马·鲁伊沙克