计算助听器增益的方法与流程

1.本发明涉及助听器领域。


背景技术：

2.为估计恢复给定听力受损人员的可听性所需要的增益，听力装置需要知道应用何种频率特定的增益。这些增益值通常通过经听力图估计人的频率特定的听觉阈而确定。听觉阈值则用作验配规则的输入以确定在每一频率所需的放大。然而，听力装置在正常使用期间并不能自身确定这些增益值从而提供频率特定的正常响度感觉。因此，需要改进方案。


技术实现要素：

3.助听器
4.在本技术的一方面，提供一种助听器，其中增益通过记录大脑响应于声音信号的电活动、基于记录的电活动计算随强度而变的谱时响应函数(spectro-temporal response function，strf)(下面同等地称为“时间响应函数”(temporal response function，trf))、比较计算的时间响应函数和模板时间响应函数、及基于计算的时间响应函数与模板时间响应函数之间的差计算助听器中的增益而进行计算。这种方式的优点在于助听器用户将具有自动验配的助听器，其能提供更好的听力结果，而不必看医师。由于模板时间响应函数初始使用从阈电平到大声电平变化的受控声音进行计算，考虑对大声和安静声音的预期大脑反应，可得出可控制响度感觉的增益参数。
5.为简单起见，本技术可互换地提及宽带trf和频率特定的strf。然而，在实践中，滤波器组将用于计算随频率而变的模型或strf。这将使所有计算的度量和增益控制参数均频率特定。
6.助听器可适于提供随频率而变的增益和/或随电平而变的压缩和/或一个或多个频率范围到一个或多个其它频率范围的移频(具有或没有频率压缩)以补偿用户的听力受损。助听器可包括用于增强输入信号并提供处理后的输出信号的信号处理器。
7.助听器可包括输出单元，用于基于处理后的电信号提供由用户感知为声学信号的刺激。输出单元可包括耳蜗植入件的多个电极(对于ci型助听器)或者骨导助听器的振动器。输出单元可包括输出变换器。输出变换器可包括用于将刺激作为声信号提供给用户的接收器(扬声器)(例如在声学(基于空气传导的)助听器中)。输出变换器可包括用于将刺激作为颅骨的机械振动提供给用户的振动器(例如在附着到骨头的或骨锚式助听器中)。
8.助听器可包括用于提供表示声音的电输入信号的输入单元。输入单元可包括用于将输入声音转换为电输入信号的输入变换器如传声器。输入单元可包括无线接收器，用于接收包括或表示声音的无线信号并提供表示所述声音的电输入信号。无线接收器例如可配置成接收在无线电频率范围(3khz到300ghz)的电磁信号。无线接收器例如可配置成接收在光频率范围(例如红外光300ghz到430thz或者可见光如430thz到770thz)的电磁信号。
9.助听器可包括定向传声器系统，其适于对来自环境的声音进行空间滤波从而增强
佩戴助听器的用户的局部环境中的多个声源之中的目标声源。定向系统可适于检测(如自适应检测)传声器信号的特定部分源自哪一方向。这可以例如现有技术中描述的多种不同方式实现。在助听器中，传声器阵列波束形成器通常用于空间上衰减背景噪声源。许多波束形成器变型可在文献中找到。最小方差无失真响应(mvdr)波束形成器广泛用在传声器阵列信号处理中。理想地，mvdr波束形成器保持来自目标方向(也称为视向)的信号不变，而最大程度地衰减来自其它方向的声音信号。广义旁瓣抵消器(gsc)结构是mvdr波束形成器的等同表示，其相较原始形式的直接实施提供计算和数字表示优点。
10.助听器可包括天线和收发器电路(如无线接收器)，用于从另一装置无线接收直接电输入信号，另一装置如娱乐设备(例如电视机)、通信装置、无线传声器或另一助听器。直接电输入信号可表示或包括音频信号和/或控制信号和/或信息信号。助听器可包括用于对所接收的直接电输入信号进行解调的解调电路，从而提供表示音频信号和/或控制信号的直接电输入信号，例如用于设置助听器的运行参数(如音量)和/或处理参数。一般地，助听器的天线及收发器电路建立的无线链路可以是任何类型。无线链路可在两个装置之间建立，例如在娱乐装置(如tv)与助听器之间，或者在两个助听器之间，例如经第三中间装置(如处理装置，例如遥控装置、智能电话等)。无线链路可在功率限制条件下使用，例如因为助听器可能由便携式(通常电池驱动的)设备构成或者包括便携式(通常电池驱动的)设备。无线链路可以是基于近场通信的链路，例如基于发射器部分和接收器部分的天线线圈之间的感应耦合的感应链路。无线链路可基于远场电磁辐射。经无线链路的通信可根据特定调制方案进行安排，例如模拟调制方案，如fm(调频)或am(调幅)或pm(调相)，或数字调制方案，如ask(幅移键控)如开-关键控、fsk(频移键控)、psk(相移键控)如msk(最小频移键控)或qam(正交调幅)等。
11.助听器与另一装置之间的通信可在基带中(音频频率范围，例如在0到20khz之间)。优选地，助听器与另一装置之间的通信基于高于100khz频率的某类调制。优选地，用于在助听器和另一装置之间建立通信链路的频率低于70ghz，例如位于从50mhz到70ghz的范围中，例如高于300mhz，例如在高于300mhz的ism范围中，例如在900mhz范围中或在2.4ghz范围中或在5.8ghz范围中或在60ghz范围中(ism＝工业、科学和医学，这样的标准化范围例如由国际电信联盟itu定义)。无线链路可基于标准化或专用技术。无线链路可基于蓝牙技术(如蓝牙低功耗技术)。
12.助听器可以是便携(即配置成可穿戴)装置或形成其一部分，如包括本机能源如电池例如可再充电电池的装置。助听器可以是轻质、容易穿戴的装置，例如具有小于100g的总重量。
13.助听器可包括输入单元(如输入变换器，例如传声器或传声器系统和/或直接电输入(如无线接收器))和输出单元如输出变换器之间的正向或信号通路。信号处理器可位于该正向通路中。信号处理器可适于根据用户的特定需要提供随频率而变的增益。助听器可包括具有用于分析输入信号(如确定电平、调制、信号类型、声反馈估计量等)的功能件的分析通路。分析通路和/或信号通路的部分或所有信号处理可在频域进行。分析通路和/或信号通路的部分或所有信号处理可在时域进行。
14.表示声信号的模拟电信号可在模数(ad)转换过程中转换为数字音频信号，其中模拟信号以预定采样频率或采样速率fs进行采样，fs例如在从8khz到48khz的范围中(适应应
用的特定需要)以在离散的时间点tn(或n)提供数字样本xn(或x[n])，每一音频样本通过预定的nb比特表示声信号在tn时的值，nb例如在从1到48比特的范围中如24比特。每一音频样本因此使用nb比特量化(导致音频样本的2
nb
个不同的可能的值)。数字样本x具有1/fs的时间长度，如50μs，对于fs＝20khz。多个音频样本可按时间帧安排。一时间帧可包括64个或128个音频数据样本。根据实际应用可使用其它帧长度。
[0015]
助听器可包括模数(ad)转换器以按预定的采样速率如20khz对模拟输入(例如来自输入变换器如传声器)进行数字化。助听器可包括数模(da)转换器以将数字信号转换为模拟输出信号，例如用于经输出变换器呈现给用户。
[0016]
助听器如输入单元和/或天线及收发器电路包括用于提供输入信号的时频表示的时频(tf)转换单元。时频表示可包括所涉及信号在特定时间和频率范围的相应复值或实值的阵列或映射。tf转换单元可包括用于对(时变)输入信号进行滤波并提供多个(时变)输出信号的滤波器组，每一输出信号包括截然不同的输入信号频率范围。tf转换单元可包括用于将时变输入信号转换为(时-)频域中的(时变)信号的傅里叶变换单元。助听器考虑的、从最小频率f
min
到最大频率f
max
的频率范围可包括从20hz到20khz的典型人听频范围的一部分，例如从20hz到12khz的范围的一部分。通常，采样率fs大于或等于最大频率f
max
的两倍，即fs≥2f
max
。助听器的正向通路和/或分析通路的信号可拆分为ni个(例如均匀宽度的)频带，其中ni例如大于5，如大于10，如大于50，如大于100，如大于500，至少其部分个别进行处理。助听器可适于在np个不同频道处理正向和/或分析通路的信号(np≤ni)。频道可以宽度一致或不一致(如宽度随频率增加)、重叠或不重叠。
[0017]
助听器可配置成在不同模式下运行，如正常模式及一个或多个特定模式，例如可由用户选择或者可自动选择。运行模式可针对特定声学情形或环境进行优化。运行模式可包括低功率模式，其中助听器的功能被减少(例如以便节能)，例如禁用无线通信和/或禁用助听器的特定特征。
[0018]
助听器可包括多个检测器，其配置成提供与助听器的当前网络环境(如当前声环境)有关、和/或与佩戴助听器的用户的当前状态有关、和/或与助听器的当前状态或运行模式有关的状态信号。作为备选或另外，一个或多个检测器可形成与助听器(如无线)通信的外部装置的一部分。外部装置例如可包括另一助听器、遥控器、音频传输装置、电话(如智能电话)、外部传感器等。
[0019]
多个检测器中的一个或多个可对全带信号起作用(时域)。多个检测器中的一个或多个可对频带拆分的信号起作用((时-)频域)，例如在有限的多个频带中。
[0020]
多个检测器可包括用于估计正向通路的信号的当前电平的电平检测器。检测器可配置成确定正向通路的信号的当前电平是否高于或低于给定(l-)阈值。电平检测器作用于全频带信号(时域)。电平检测器作用于频带拆分信号((时-)频域)。
[0021]
助听器可包括话音活动检测器(vad)，用于估计输入信号(在特定时间点)是否(或者以何种概率)包括话音信号。在本说明书中，话音信号可包括来自人类的语音信号。其还可包括由人类语音系统产生的其它形式的发声(如唱歌)。话音活动检测器单元可适于将用户当前的声环境分类为“话音”或“无话音”环境。这具有下述优点：包括用户环境中的人发声(如语音)的电传声器信号的时间段可被识别，因而与仅(或主要)包括其它声源(如人工产生的噪声)的时间段分离。话音活动检测器可适于将用户自己的话音也检测为“话音”。作
为备选，话音活动检测器可适于从“话音”的检测排除用户自己的话音。
[0022]
助听器可包括自我话音检测器，用于估计特定输入声音(如话音，如语音)是否(或以何种概率)源自听力装置系统用户的话音。助听器的传声器系统可适于能够进行用户自己的话音与另一人的话音及可能与无话音声音的区分。
[0023]
多个检测器可包括运动检测器，例如加速度传感器。运动检测器可配置成检测用户的面部肌肉和/或骨头的例如因语音或咀嚼(如颌部运动)引起的运动并提供标示该运动的检测器信号。
[0024]
助听器可包括分类单元，配置成基于来自(至少部分)检测器的输入信号及可能其它输入对当前情形进行分类。在本说明书中，“当前情形”可由下面的一个或多个定义：
[0025]
a)物理环境(如包括当前电磁环境，例如出现计划或未计划由助听器接收的电磁信号(包括音频和/或控制信号)，或者当前环境不同于声学的其它性质)；
[0026]
b)当前声学情形(输入电平、反馈等)；及
[0027]
c)用户的当前模式或状态(运动、温度、认知负荷等)；
[0028]
d)助听器和/或与助听器通信的另一装置的当前模式或状态(所选程序、自上次用户交互之后消逝的时间等)。
[0029]
分类单元可基于或者包括神经网络，例如经训练的神经网络。
[0030]
助听器可包括声(和/或机械)反馈控制(如抑制)或回声消除系统。由于来自对传声器拾取的信号提供放大的音频系统的输出扬声器信号通过空气或其它媒介经声耦合部分返回到传声器，发生声反馈。返回到传声器的该扬声器信号部分之后在其重新出现在扬声器处之前被音频系统再次放大，及再次返回到传声器。随着该循环持续，当音频系统变得不稳定时，声反馈效应变得听得见，如非自然信号甚至更糟的啸声。该问题通常在传声器和扬声器靠近地放在一起时出现，例如在助听器或其它音频系统中。具有反馈问题的一些其它典型的情形包括电话学、广播系统、头戴式耳机、音频会议系统等。自适应反馈抵消有能力跟踪随时间的反馈通路变化。其通常基于线性时不变滤波器估计反馈通路，但其滤波器权重随时间更新。滤波器更新可使用随机梯度算法进行计算，包括某些形式的最小均方(lms)或归一化lms(nlms)算法。它们均具有使误差信号的均方最小化的特性，nlms另外使滤波器更新相对于一些参考信号的欧几里得范数的平方归一化。
[0031]
反馈控制系统可包括用于提供表示声反馈通路的估计量的反馈信号的反馈估计单元及用于将反馈信号从正向通路的信号(如由助听器的输入变换器拾取)减去的组合单元如求减单元。反馈估计单元可包括包含自适应算法的更新部分和用于根据所述自适应算法确定的可变滤波器系数对输入信号进行滤波的可变滤波器部分，其中更新部分配置成以可配置的更新频率f
upd
更新可变滤波器部分的滤波器系数。助听器可配置成使得可配置的更新频率f
upd
具有最大值f
upd,max
。最大值f
upd,max
可以是助听器的ad转换器的采样频率fs的一小部分(f
upd,max
＝fs/d)。
[0032]
自适应滤波器的更新部分可包括自适应算法，用于计算更新的滤波器系数传给自适应滤波器的可变滤波器部分。更新的滤波器系数的计算和/或其从更新部分传到可变滤波器部分的定时可受启动控制单元的控制。更新的定时(例如其具体时间点和/或其更新频率)优选可受正向通路的信号的多个不同特性影响。更新控制方案优选由助听器的一个或多个检测器支持，优选包括在包含检测器信号的预定判据中。
[0033]
助听器还可包括用于所涉及应用的其它适宜功能，如压缩、降噪等。
[0034]
助听器可包括听力仪器，例如适于位于用户耳朵处或者完全或部分位于耳道中的听力仪器，例如耳机、耳麦、耳朵保护装置或其组合。助听系统可包括喇叭扩音器(包括多个输入变换器和多个输出变换器，例如用在音频会议情形)，例如包括波束形成器滤波单元，例如提供多个波束形成能力。
[0035]
方法
[0036]
在本发明的一方面，提供计算助听器中的增益的方法。该方法包括步骤：记录大脑响应于声音信号的电活动、基于记录的电活动计算时间响应函数、比较计算的时间响应函数和模板时间响应函数、及基于计算的时间响应函数与模板时间响应函数之间的差计算助听器中的增益。这使助听器能在日常使用期间自动确定增益值，而不需要医师。
[0037]
根据本发明的另一方面，计算增益的方法还包括步骤：从声音信号提取声音强度估计量，其中基于记录的电活动计算时间响应函数的步骤还包括使时间响应函数还基于声音强度估计量。这种方式的优点在于计算的时间响应函数将考虑时间和强度，因而使结果更准确。
[0038]
根据本发明的另一方面，提供计算助听器中频率特定的增益的方法，该方法还包括步骤：从声音信号提取声音强度估计量，其中基于记录的电活动计算谱时响应函数的步骤包括使时间响应函数还基于声音信号的频率含量。这种方式的优点在于可计算一组频率特定的增益。
[0039]
根据本发明的另一方面，记录大脑的电活动的步骤包括用设置在助听器上(例如耳道中，接收器组件上)和/或佩戴助听器的用户的头皮上的电极记录电活动。
[0040]
根据本发明的另一方面，计算时间响应函数的步骤和/或计算增益的步骤在与助听器有线或无线通信的外部设备中进行。
[0041]
根据本发明的另一方面，声音信号为持续的声学信号。优点在于本发明方法允许持续的日常使用，而不依赖于在受控环境中产生的、短时间范围的、具有给定特性如强度或频率的受控声音信号。
[0042]
当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的或权利要求中限定的装的部分或所有结构特征可与本发明方法的实施结合，反之亦然。方法的实施具有与对应装置一样的优点。
[0043]
定义
[0044]
在本说明书中，“助听器”如听力仪器指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置，其通过从用户环境接收声信号、产生对应的音频信号、可能修改该音频信号、及将可能已修改的音频信号作为可听见的信号提供给用户的至少一只耳朵而实现。听得见的信号例如可以下述形式提供：辐射到用户外耳内的声信号、作为机械振动通过用户头部的骨结构和/或通过中耳的部分传到用户内耳的声信号、及直接或间接传到用户的耳蜗神经的电信号。
[0045]
助听器可构造成以任何已知的方式进行佩戴，如作为佩戴在耳后的单元(具有将辐射的声信号导入耳道内的管或者具有安排成靠近耳道或位于耳道中的输出变换器如扬声器)、作为整个或部分安排在耳廓和/或耳道中的单元、作为连到植入在颅骨内的固定结构的单元如振动器、或作为可连接的或者整个或部分植入的单元等。助听器可包括单一单
元或几个彼此(例如声学、电学或光学)通信的单元。扬声器可连同助听器的其它部件一起设置在壳体中，或者其本身可以是外部单元(可能与柔性引导元件如圆顶状元件组合)。
[0046]
更一般地，助听器包括用于从用户环境接收声信号并提供对应的输入音频信号的输入变换器和/或以电子方式(即有线或无线)接收输入音频信号的接收器、用于处理输入音频信号的(通常可配置的)信号处理电路(如信号处理器，例如包括可配置(可编程)的处理器，例如数字信号处理器)、及用于根据处理后的音频信号将听得见的信号提供给用户的输出单元。信号处理器可适于在时域或者在多个频带处理输入信号。在一些助听器中，放大器和/或压缩器可构成信号处理电路。信号处理电路通常包括一个或多个(集成或单独的)存储元件，用于执行程序和/或用于保存在处理中使用(或可能使用)的参数和/或用于保存适合助听器功能的信息和/或用于保存例如结合到用户的接口和/或到编程装置的接口使用的信息(如处理后的信息，例如由信号处理电路提供)。在一些助听器中，输出单元可包括输出变换器，例如用于提供空传声信号的扬声器或用于提供结构或液体传播的声信号的振动器。在一些助听器中，输出单元可包括一个或多个输出电极，用于提供电刺激耳蜗神经的电信号(例如给多电极阵列)(耳蜗植入型助听器)。
[0047]
在一些助听器中，振动器可适于经皮或由皮将结构传播的声信号传给颅骨。在一些助听器中，振动器可植入在中耳和/或内耳中。在一些助听器中，振动器可适于将结构传播的声信号提供给中耳骨和/或耳蜗。在一些助听器中，振动器可适于例如通过卵圆窗将液体传播的声信号提供到耳蜗液体。在一些助听器中，输出电极可植入在耳蜗中或者颅骨内侧上，并可适于将电信号提供给耳蜗的毛细胞、一个或多个听觉神经、听性脑干、听觉中脑、听觉皮层和/或大脑皮层的其它部分。
[0048]
助听器可适应特定用户的需要如听力受损。助听器的可配置的信号处理电路可适于施加输入信号的随频率和电平而变的压缩放大。定制的随频率和电平而变的增益(放大或压缩)可在验配过程中通过验配系统基于用户的听力数据如听力图使用验配基本原理(例如适应语音)确定。随频率和电平而变的增益例如可体现在处理参数中，例如经到编程装置(验配系统)的接口上传到助听器，并由助听器的可配置的信号处理电路执行的处理算法使用。
附图说明
[0049]
本发明的各个方面将从下面结合附图进行的详细描述得以最佳地理解。为清晰起见，这些附图均为示意性及简化的图，它们只给出了对于理解本发明所必要的细节，而省略其他细节。在整个说明书中，同样的附图标记用于同样或对应的部分。每一方面的各个特征可与其他方面的任何或所有特征组合。这些及其他方面、特征和/或技术效果将从下面的图示明显看出并结合其阐明，其中：
[0050]
图1示出了时间响应函数；
[0051]
图2a示出了手动验配过程；
[0052]
图2b示出了自动验配过程；
[0053]
图3示出了根据本发明的计算增益的方法。
[0054]
通过下面给出的详细描述，本发明进一步的适用范围将显而易见。然而，应当理解，在详细描述和具体例子表明本发明优选实施例的同时，它们仅为说明目的给出。对于本
领域技术人员来说，基于下面的详细描述，本发明的其它实施方式将显而易见。
具体实施方式
[0055]
下面结合附图提出的具体描述用作多种不同配置的描述。具体描述包括用于提供多个不同概念的彻底理解的具体细节。然而，对本领域技术人员显而易见的是，这些概念可在没有这些具体细节的情形下实施。装置和方法的几个方面通过多个不同的块、功能单元、模块、元件、电路、步骤、处理、算法等(统称为“元素”)进行描述。根据特定应用、设计限制或其他原因，这些元素可使用电子硬件、计算机程序或其任何组合实施。
[0056]
电子硬件可包括微机电系统(mems)、(例如专用)集成电路、微处理器、微控制器、数字信号处理器(dsp)、现场可编程门阵列(fpga)、可编程逻辑器件(pld)、选通逻辑、分立硬件电路、印刷电路板(pcb)(如柔性pcb)、及配置成执行本说明书中描述的多个不同功能的其它适当硬件，例如用于感测和/或记录环境、装置、用户等的物理性质的传感器。计算机程序应广义地解释为指令、指令集、代码、代码段、程序代码、程序、子程序、软件模块、应用、软件应用、软件包、例程、子例程、对象、可执行、执行线程、程序、函数等，无论是称为软件、固件、中间件、微码、硬件描述语言还是其他名称。
[0057]
图1示出了所谓的时间响应函数(trf)的例子。时间响应函数展现对于给定强度和频率的输入声音，短时间范围的神经反应水平(为清晰起见，已省略频率轴)。为计算神经谱时响应函数，助听器可在日常使用中使用响应于持续的声音输入产生的脑干活动的神经记录。在日常使用期间持续测得的谱时响应函数则可与在初始验配时产生的模板谱时响应函数比较，在初始验配时声音输入受控。所需增益则可经优化过程进行计算，其持续使模板谱时响应函数与测得的谱时响应函数之间的差最小化。图1中所示的时间响应函数从一种可能的建模方法得出，其中模型根据从刺激波形提取的调度变量变化。在模型在此用线进行绘制的同时，实际上其应为面。包括频率轴将把该trf变换为谱时响应函数(strf)。为了图示简单，该轴在此未被示出。如先前所述的，为简单起见，本技术可互换地提及宽带trf和频率特定的strf。然而，在实践中，滤波器组将用于计算随频率而变的模型或strf。这将使所有计算的度量和增益控制参数均频率特定。
[0058]
传统地，听性脑干反应(abr)通过对响应于数千个重复的短暂刺激产生的eeg记录求平均而得到。当按这种方式收集时，刺激强度与abr波峰的幅值和潜伏时间之间的关系已被很好地表征。这使abr能用作用于估计听觉阈及其它诊断参数的客观度量。与abr类似的神经反应可从响应于持续的自然语音刺激而不是重复呈现的简单的短暂声音记录的eeg提取。因而，具有测量eeg的能力的听力装置能够结合持续的声学信号如处理后的传声器信号或助听器输出信号从持续的eeg的分析计算abr类反应。因而，这使听力评估将由助听器自动执行。然而，这仍然需要语音刺激以相当恒定的振幅进行递送，因为当前使用的用于估计所述反应的线性建模框架具有刺激振幅随时间固定以及固定振幅的刺激产生类似固定振幅的反应的假设。这样的建模框架对于给定语音段产生单一模型(trf；strf)，尽管大多数语音(及其它环境声音)实际上为具有固有的振幅变化的信号，前述变化跨多个时标出现。从持续语音产生的trf如果能够使用语音中包含的固有振幅波动来产生一组trf或者包含随刺激振幅变化的维度的trf，则更有用。因而，具有eeg能力的听力装置将能够针对多个环境声音电平计算一组trf(或者包含与刺激强度联系的维度的trf)。这将使根据本发明的听
力装置能够在日常使用期间持续确定用户的听觉系统是否正对某些电平的声音作出反应，而不控制听音环境。
[0059]
图2a示出了手动验配过程，其中初始模型在最佳和受控条件下生成，随后用于持续的验证和精调。在图2a所示的情形下，受控刺激被播放(或在自由场中，或直接经助听器产生)，模型连同指明阈值和舒适大声电平的行为反应一起生成。图2a中所示的助听器可具有内置电极，或者可与放在用户头上的头皮电极通信。一旦模型在临床验配过程中生成，其在日常使用期间用作模板，增益控制信号从使该模型与持续计算的trf之间的差最小化的持续过程得出，如图2b中所示。根据图2b中所示的自动验配过程，听力装置具有针对预期神经反应的模型(或者可被认为是传递函数)，预期神经反应针对跨多个频带和声音强度水平的输入声音的分量出现。这样，增益可被控制，使得声音不仅仅听得见，而且跨整个范围的输入强度具有预期的感知响度。本发明的目的之一是有助于确保既考虑“大声”电平又考虑“阈”电平地应用增益(图2a和2b)。这将有助于确保良好的“响度增长”，柔和的声音听起来柔和，大声的声音听起来大声。
[0060]
图3示出了根据本发明的计算增益的方法。在第一步骤s1，使用头皮eeg或者助听器内置的电极记录大脑的电活动。电活动优选在助听器的日常使用期间持续记录。记录的活动响应于具有在正常使用期间发生变化的特性(强度、频率等)的、持续的声学信号。声音信号可以是处理后的传声器信号或者助听器输出信号。在s2，基于记录的活动计算时间响应函数trf。在一些实施例中，在s5，可从声音信号(例如传声器输入或者处理后的助听器输出)提取声音强度估计量。该强度估计量在s2计算trf时可用作另外的输入，从而将预期的神经输出描述为时间和强度的函数。在步骤s3，计算的trf与模板trf进行比较。模板trf在例如图2a中描述的手动临床验配过程期间生成。增益最终可在s4基于计算的时间响应函数与模板时间响应函数之间的差进行计算。所需增益例如可经持续使模板trf与测得的(计算的)trf之间的差最小化的优化过程进行计算。应注意，任何计算步骤均可在与助听器有线或无线通信的外部设备如智能电话中进行。另外，助听器可与大脑信号采集装置远程地相间并处理从分开的系统获得的大脑信号。
[0061]
进一步可能的，助听器初始用零(或非常低的)增益进行验配。对于完全自验配的装置，频率特定的增益可慢慢增大，计算的trf的预期频率分量变得统计上显著为止。作为备选，在用户辅助的验配中，装置用户可经智能电话或类似接口自己指明某些声音何时变得听得见以及何时达到“舒适地大声”电平。也可能基于其它听觉诱发的电位如起始电位(n1-p2复合)或者听觉稳态反应(assr)产生增益的初始估计量。
[0062]
在任一情形下，模型与图2a类似地生成并可以同样的方式用于控制听力装置。如果使用统计限制性测试，仅“阈”电平将可得到，但动态范围可使用现有验配规程进行估计。
[0063]
当由对应的过程适当代替时，上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的装置的结构特征可与本发明方法的步骤结合。
[0064]
除非明确指出，在此所用的单数形式“一”、“该”的含义均包括复数形式(即具有“至少一”的意思)。应当进一步理解，说明书中使用的术语“具有”、“包括”和/或“包含”表明存在所述的特征、整数、步骤、操作、元件和/或部件，但不排除存在或增加一个或多个其他特征、整数、步骤、操作、元件、部件和/或其组合。应当理解，除非明确指出，当元件被称为“连接”或“耦合”到另一元件时，可以是直接连接或耦合到其他元件，也可以存在中间插入
元件。如在此所用的术语“和/或”包括一个或多个列举的相关项目的任何及所有组合。除非明确指出，在此公开的任何方法的步骤不必须精确按所公开的顺序执行。
[0065]
应意识到，本说明书中提及“一实施例”或“实施例”或“方面”或者“可”包括的特征意为结合该实施例描述的特定特征、结构或特性包括在本发明的至少一实施方式中。此外，特定特征、结构或特性可在本发明的一个或多个实施方式中适当组合。提供前面的描述是为了使本领域技术人员能够实施在此描述的各个方面。各种修改对本领域技术人员将显而易见，及在此定义的一般原理可应用于其他方面。
[0066]
权利要求不限于在此所示的各个方面，而是包含与权利要求语言一致的全部范围，其中除非明确指出，以单数形式提及的元件不意指“一个及只有一个”，而是指“一个或多个”。除非明确指出，术语“一些”指一个或多个。