双耳助听系统和提供双耳节拍的方法

双耳助听系统和提供双耳节拍的方法
【专利摘要】一种双耳助听系统（100），其被适配为向助听器用户提供双耳节拍。本发明还提供一种产生双耳节拍的方法。
【专利说明】双耳助听系统和提供双耳节拍的方法
【技术领域】
[0001]本发明涉及助听器系统。本发明更具体地涉及双耳助听系统，其被配置为提供双耳节拍。本发明还涉及提供双耳节拍的方法。
【背景技术】
[0002]在本发明的上下文中，助听器应被理解为小型微电子设备，其被设计为佩戴在听力受损用户的耳后或耳内。助听器系统可以是只包含一个助听器的单耳式，或包含两个助听器的双耳式。使用前，助听器装配者根据处方对助听器进行调节。处方以听力测试为基础，以获得听力受损用户的非助听听力表现的所谓的听力敏感图。研制处方以获得一设定；在该设定中，助听器会放大处于可听频率范围中用户存在听力受损的那些部分的频率的声音，以减轻用户的听力损失。助听器包括一个或多于一个麦克风，具有信号处理器的微电子电路和声学输出换能器。信号处理器优选是数字信号处理器。助听器被封装在适于佩戴在耳后或耳内的外壳内。
[0003]耳背式(BTE)助听器，顾名思义，佩戴于耳后。更确切的说，包括壳体的电子单元被佩戴于耳后，该壳体内含有该电子单元的主要电子部件。向助听器用户发送声音的听筒被佩戴于耳内，例如，在耳甲腔或耳道内。在传统的BTE助听器中，由于输出换能器，在助听器术语中通常被称为接收器，位于电子单元的外壳中，所以需要使用声音导管。在某些现代的助听器类型中，由于接收器位于耳内的听筒中，所以使用包含电导体的导电构件。这样的助听器通常称为耳内接收器式(RITE)助听器。RITE助听器的一个具体类型是接收器放在耳道内。这就是所谓的耳道内接收器式(RIC)助听器。
[0004]耳内式(ITE)助听器被设计为布置在耳内，一般位于耳道中漏斗状外部。ITE助听器的一个具体类型是助听器基本位于耳道内。这种类型被称为完全耳道式(CIC)助听器。此类助听器需要非常紧凑的设计以使助听器能够放于耳道内，同时容纳助听器工作所需的部件，例如麦克风、包括信号处理器的微电子电路、声学输出换能器和电池。
[0005]双耳节拍是来源于每个大脑半球的上橄榄核的听觉脑干反应。其由源自相对耳朵且频率差在例如I和30Hz之间的两个不同听觉脉冲的相互作用引起。例如，使用立体声耳机，IOHz的调幅波，如果为右耳提供400Hz的纯音调，同时为左耳提供410Hz的纯音调，则两个音调的差被感受为在上橄榄核内相配但异相的两个波形。双耳节拍在一般意义上是听不到的(人的听力范围为20到20000Hz)。其被认为是听觉节拍并能被用于通过频率跟随反应(FFR)，即在外部刺激的频率上诱导或共鸣的皮层电位趋势，诱导特定的神经节律。因此，使用特定双耳节拍频率作为意识管理技术以诱导特定皮层节律是可能的。
[0006]据报道，双耳节拍以更微妙的方式通过脑波诱导影响大脑，并能用于减少焦虑以及提供其他健康益处，例如控制疼痛。
[0007]双耳节拍表现出与大脑中的脑电图(EEG)频率跟随反应有关。很多研究显示:对听觉刺激的频率跟随反应的存在被记录在人脑的顶部(头顶)。这种EEG活动被称为“频率跟随反应”，因为其周期对应于刺激的基波频率。这个概念是指:如果接收外部刺激的频率在脑波范围内，则主要的脑波频率被认为可能移向刺激的频率(此过程称为诱导)。
[0008]听双耳节拍的主观效果是放松或刺激，这依赖于双耳节拍刺激的频率。
[0009]在德尔塔(delta) (l_4Hz)和西塔(theta) (4_8Hz)范围内的双耳节拍与放松、冥想、创造性状态有关，可被用于辅助入睡。在阿尔法(alpha)频率(8-12HZ)中的双耳节拍会增加alpha脑波，其与清醒时的放松相关，而在贝塔(beta)频率(通常16_24Hz)中的双耳节拍与增加的注意力或警觉性报告有关。
[0010]当感知的节拍频率对应脑波频率delta、theta、alpha、beta或伽马(gamma)范围时，脑波诱导或移向节拍频率。
[0011]双耳节拍刺激被相当广泛地使用，以引入了不同的意识状态，而且与这些刺激对放松、专注、注意力和意识状态的影响有关的研究已经完成。研究显示通过反复训练以区分只有轻微频率偏差的声音会发生大脑的可塑性重组。
[0012]主频率决定你当前的状态。例如，如果一人的大脑中alpha波形占主导，则处于alpha状态(在一个人放松但清醒时发生)。然而，其他频率也存在，尽管幅值较小。
[0013]已经表明双耳节拍作为耳鸣习服治疗(TRT)的部分是有利的。然而，一些实验表明TRT实现可观测稳定效果需要大约18个月。因此，这种TRT需要患者足够的耐心和服从。
[0014]如果诱导频率与用户的起始主频率接近，则这种脑波诱导是更有效的。因此，建议起始频率在人的当前主频率附近(对于醒着的人可能约为20Hz或更低)，然后朝着所需频率慢慢减小。
[0015]曾建议通过向用户提供在某种形式的音频介质上专门录制和存储的声音来感应双耳节拍。该声音可通过耳机提供。
[0016]这些现有技术系统的其中一个问题是不鼓励用户进行频繁而长期的训练课程，因为这些系统缺乏灵活性，作为训练的部分，患者只能听专门录制和存储在一些音频介质上的声音。这通常会出现问题，因为用户反复听相同的专门记录的声音很可能会觉得非常无聊。
[0017]出现的另一个问题是音频介质的丢失、损害或因为一些其他的原因用户没有携带。
[0018]现有技术的再一个问题是用户的主脑频率在最初训练时是未知的，因此，训练的效果不能通过微调感应的双耳节拍频率进行优化。
[0019]还有一个问题是，即使主脑频率已知，也不可能考虑该信息而在训练课程中微调双音节拍，因为用户只有在某种形式的音频介质上具有他处置的预记录的声音。
[0020]因此，本发明的特征是提供具有为助听器用户提供双耳节拍的改进装置的助听器系统。
[0021 ] 本发明的另一个特征是提供了 一种用于提供双耳节拍的改进方法。

【发明内容】

[0022]第一方面，本发明提供根据权利要求1所述的助听器。
[0023]这提供一种具有为助听器用户提供双耳节拍的改进装置的助听器。
[0024]第二方面，本发明提供根据权利要求15所述的方法。
[0025]这提供了一种感应双耳节拍的改进方法。[0026]从属权利要求描述了更多优势特征。
[0027]从下文对本发明更多细节解释的描述，本发明的其他特征对本领域的技术人员而言将变得显而易见。
【专利附图】

【附图说明】
[0028]通过举例的方式，展示和描述了本发明的优先实施例。可看出，本发明能够具有其他实施例，并且其若干细节能够在多种明显的方面做出修改而不偏离本发明的范围。因此，附图个说明在实质上是说明性的，而不作为限制。在附图中:
[0029]图1示意性地说明了根据本发明实施例的助听器系统；
[0030]图2显示了根据本发明实施例的频移装置的示意性框图；
[0031]图3示意性地说明了根据本发明实施例的助听器系统的第一助听器；以及
[0032]图4示意性地说明了根据本发明另一个实施例的助听器系统的第一助听器。
【具体实施方式】
[0033]现在参考图1，其示意性地说明了根据本发明实施例的助听器系统100。助听器系统100包括第一助听器101和第二助听器102。第一助听器101包括声电换能器103a、求和单元104a、助听器信号处理器105a、电声换能器106a、声音发生装置107a、频移装置116、同步装置108a、无线链路装置109a和用户输入装置115。
[0034]在第一助听器101中，声电换能器103a将来自环境中的声学信号转换为第一电音频信号110a，其被提供给求和单元104a的第一输入。声音发生装置107a合成并提供第二电音频信号Illa给频移装置116，其将第二电音频信号转换为频移的电音频信号112，其被提供给求和单元104a的第二输入。求和单元104a提供的和信号113a是第一电音频信号IlOa和频移的电音频信号112的和。和信号113a被提供给助听器处理器105a的输入，以用于进行适于减轻助听器用户的听力损失的进一步标准助听器信号处理。助听器处理器105a提供电输出信号114a给电声换能器106a以用于将电输出信号114a变换为声音。同步装置108a确保声音发生装置107a与对侧声音发生装置107b在时间和相应频率分量上是同步的。通过使用无线链路装置109a和109b交换两个助听器101和102之间的状态数据实现该同步。用户输入装置115使用户控制频移装置116，以此获得具有不同特性的双耳节拍。
[0035]除了频移装置116和用户输入装置115不是第二助听器102的部分，第二助听器102的工作情况与第一助听器101相似，因此声音发生装置107b提供的电音频信号11 Ib被直接送入求和单元104b的第二输入。
[0036]根据图1实施例的变型，第一和第二助听器基本上相同。因此，通过在两个助听器中都使用频移装置，在相反方向以对应于一半双耳节拍频率的频率频移电音频信号，从而提供所需的双耳节拍频率，即，在第一助听器中朝着较低频方向并在第二助听器中朝着较高频率方向频移，反之亦然。本变型的具体优势是产生的音频信号将更少失真地发声，而且由频移装置弓I入的任何相对时间延迟不再是个问题。
[0037]根据图1实施例的另一个变型，数字处理单元105a、105b、107a、107b、108a、108b和116中的两个或更多可以被集成在各自助听器101和102中的数字信号处理器中。[0038]根据图1实施例的另一个变型，求和单元104a被放置在助听器处理器105a的下游。
[0039]现在参考图2，其显示了根据本发明实施例的频移装置116的示意性框图。频移装置116包括希尔伯特(Hilbert)转换器201、相位累加器202、余弦函数块203、正弦函数块204、第一乘法器节点205、第二乘法器节点206和差节点207。Hilbert转换器201包括第一全通滤波器201a、第二全通滤波器201b、反相器201c和第三全通滤波器201d。频移装置116接收作为第一输入源的信号X (对应于上述图1的第二电音频信号Illa)和作为第二输入的变换频率W，该频率是系统提供的双耳节拍频率，而其在根据图1实施例中由用户输入115提供。然后频移装置116输出信号y作为结果，其对应于上述图1中的频移电音频信号112。
[0040]将被频移的信号进入频移装置116的Hilbert转换器201，作为输入信号X。在Hilbert转换器201中，信号X被分离成两个分支。第一分支包括第一全通滤波器201a和第二全通滤波器201b，将信号X的实部x,e隔离，而第二分支包括反相器201c和第三全通滤波器201b，将信号X的虚部Xim隔离。对信号X这一操作的最终结果是信号虚部Xim相位相对于实部偏差-90°。信号实部被送到第一乘法器节点205，而信号虚部Xim被送到第二乘法器节点206。
[0041]频率W被送入相位累加器202中，以产生相位信号(/K相位信号被分离成两个分支，并被分别送到余弦函数块203和正弦函数块204，从而分别产生相位信号(P的余弦和正弦。实部信号部分与相位信号9的余弦在第一乘法器节点205中相乘，而虚部信号部分Xini与相位信号P的正弦在第二乘法器节点206中相乘。
[0042]在频移装置116的差节点207中，从携带实部信号部分&与相位信号(P的余弦的乘积的第一乘法器节点205的输出信号，减去携带虚部信号部分Xim与相位信号'P的正弦的乘积的第二乘法器节点206的输出信号，产生以W值频移的频移输出信号y。
[0043]助听器中使用基于Hilbert变换的频移方法特别有利，因为Hilbert变换可用于助听器中的其他用途，例如语音检测和频率变换。
[0044]根据图1的实施例，声音发生装置107a和107b提供听起来放松和舒服的电音频信号。在这个实施例中声音发生装置107a和107b是根据US-B2-6816599描述的用于音乐合成的方法实现的。本文描述的音乐合成器对应于声音发生装置107a和107b。
[0045]音乐合成器包括一组数字控制的声音发生器。每个声音发生器被适配为产生表示特定响度和频率的音调以及具有特定频谱成分的电子信号，因此，表示具有特定响度轮廓(sonorous figure)的音调。另外，已产生音调的淡入和淡出时间常数被控制。声音发生器的可调整参数，例如响度、频率、频谱成分、淡入、淡出和音调持续时间，可通过包含在音乐合成器中的控制器进行数字控制。
[0046]该控制器包括伪随机数发生器，用于产生伪随机数序列。声音发生器的参数是基于伪随机数发生器产生的数值确定的。在伪随机数序列中，如果数字序列的初始条件未知，则不能通过前一个数或前面数的短序列确定下一个数。该控制器还包括包含伪随机发生器的时序发生器，用于确定连续音调产生的起始之间的时间周期。伪随机数发生器被适配为产生自相似数序列。利用伪随机数发生器合成音乐的一个重要优势是消除了对大存储器的需要，该存储器能够存储相当多录制音乐的选择，以使用户不再重复听相同音乐而感到不适。例如，携带具有更大容量的单个设备，从而广泛选择音乐在日常使用中通常被认为是麻烦和不合适的。
[0047]还显示出利用产生自相似数的伪随机数发生器合成的音乐听起来极度放松和舒月艮。另外，通过这种数发生器产生的音乐序列相当长，以致于人听这种音乐时不会认为听到重复的音乐序列。因此，以这种方式合成音乐实现了合成音乐被认为是几乎不重复，也就是听者不会识别出重复的序列。这种音乐合成器的另一个优势是可以方便地容纳在助听器中或戴在耳后、耳内或耳道内的助听器型外壳中，而不需要远程单元存储和将音乐传输到助听器或助听器型外壳中。
[0048]根据图1实施例，声音发生器107a和107b通过复制状态寄存器中的内容被同步，该状态寄存器包括来自第一助听器101并且到第二助听器102中的伪随机数发生器的结
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[0049]根据图1实施例，本发明的一个具体优势是通过用户输入装置115，助听器用户可以在双耳节拍频率(即频移值)的较广范围内选择。
[0050]此外，用户输入装置115允许助听器用户在多个电音频信号中选择，其将在下文中参考图3说明。
[0051]根据图1实施例的变型，根据例如声音环境的类别或根据脑波测量值，助听器可以自动选择频移值(即双耳节拍频率)，其在下文将参考图4进一步说明。
[0052]用户输入装置115可以包括容纳在助听器中的手柄或按钮，或者用户输入装置115可以被配置为与外部设备进行无线通信。
[0053]根据图1实施例的变型，助听器或外部设备可提供相关信息，以辅助助听器用户对于给定的情况选择最合适的双耳节拍频率。例如，不论助听器用户是打算放松还是需要增加注意力或提神。
[0054]现在参考图3，其示意性地说明了根据本发明实施例的助听器系统的第一助听器301。该助听器301包括参考图1描述的第一助听器101的所有组件，以及额外的第一和第二开关装置302和303。
[0055]第一开关装置302被适配为将声电换能器103a提供的电音频信号110a、110a’送入到求和单元104a的第一输入或送入到频移装置116中并且进一步送入求和单元104a的第二输入。据此，后一种情形通过在提供给助听器用户的环境声音中包含双耳节拍而能够增加警觉性，并因此在日常生活的情形中增加助听器用户的语音理解能力。
[0056]第二开关装置303被适配为:在第一种情形，将声音发生装置107a合成并提供的电音频信号Illa送到频移装置116。这对应于已经在图1中描述的情形。在第二中情形，将来自无线链路装置的电音频信号111a’提供给频移装置116，并进一步提供给求和单元104a的第二输入。在这种方式下，假定两个助听器中无线链路装置109a提供的电音频信号111a’是相同的，其用于提供双耳节拍。电音频信号111a’流可以代表任意类型的音频信号，比如，例如来自手机、个人计算机或其他任意合适的音乐播放器的音乐流，或其可代表从遥感线圈或FM系统接收到的语音。
[0057]因此，如果用户希望享受双耳节拍的好处，助听器用户并不局限在他选的音乐中，因为不再需要能够提供双耳节拍的特定音乐录制来享受双耳节拍的好处。
[0058]根据图3实施例的变型，根据例如声音环境的类别或根据可用电音频信号的预定层次，助听器可以自动选择电音频信号110a、110a’、llla、llla’进行频移。
[0059]根据图1和图2实施例的变型，频移装置116被适配为，只在电音频信号110a、110a’、111a、111a’的给定频率成分范围内进行频移。根据进一步变化，该频率范围只包括低于1500Hz的频率分量或低于1000Hz的频率分量。
[0060]现在参考图4，其示意性说明了根据本发明实施例的助听器系统的第一助听器401。助听器401包括图1描述的第一助听器101的所有组件，以及额外包括脑波测量装置402和适配为使用频移控制信号404和声音发生控制信号405控制频移装置116和声音发生装置107a的控制装置403。测量的脑波被送入控制装置403，其对脑波进行分析，然后根据这种分析相应地控制频移装置116和声音发生装置107a。
[0061]具有脑波测量装置的助听器系统的进一步细节，可以在例如未公开的专利申请PCT/EP2010/051005 中找到。
[0062]根据图4实施例的变型，脑波测量装置402包括集成在助听器听筒部件中的至少两个表面电极。
[0063]根据图4实施例的变型，测量的脑波被用于确定对应于双耳节拍已选特征的思维状态实质上是否被诱导。
[0064]如果所需的思维状态没有被充分诱导，双耳助听器系统可以尝试以下方式改进这种情况:
[0065]?自动改变已选的双耳节拍频率，
[0066]?自动改变用于提供双耳节拍的电音频信号的一般声音特性，例如，频率含量和响度，
[0067]?使用声音发生装置发布警告，并鼓励助听器用户手动改变上述提到的特征，
[0068]?建议使用另一种电音频信号，例如，图1描述的内部产生的声音，以代替图3描述的非合成音乐的无线流，反之亦然。
[0069]根据图4实施例的又一个变型，脑波测量装置402被用于根据脑波测量选择初始双耳节拍频率，以确定对应于所需思维状态的双耳节拍频率范围内的主脑波频率。
[0070]根据图4实施例的又一个变型，脑波测量装置402被配置测量助听器用户左耳和右耳的耳上或耳内的脑波。如果测量到明显不平衡，控制装置403被适配为控制频移装置116，从而频移值以及因此双耳节拍对应于检测到不平衡时的脑波频率。
【权利要求】
1.一种双耳助听系统，其包括第一助听器、第二助听器、无线链路装置和同步装置，其中每个所述助听器包括: 主信号路径，其包括声电换能器、信号处理装置和电声输出换能器，所述信号处理装置被配置为放大电音频输入信号以减轻助听器用户的听力损失； 其中所述第一助听器包括 第一频移装置，其被适配为偏移电音频信号的频率从而提供第一已处理电音频信号； 求和装置，其被适配为将所述第一已处理电音频信号与所述第一助听器的所述主信号路径中的信号相加；、 其中所述无线链路装置被配置为在所述双耳助听系统的两个助听器之间建立无线连接；以及 其中所述同步装置被适配为将所述双耳助听系统的两个助听器的操作至少关于所述电音频信号同步； 其中来自所述第一助听器中的音频输出的至少部分相对于来自所述第二助听器的音频输出被频移，从而提供具有双耳节拍频率的双耳节拍。
2.根据权利要求1所述的双耳助听系统，其中所述第一助听器包括声音发生装置，其被适配为提供所述电音频信号。
3.根据权利要求1或2所述的双耳助听系统，其中所述无线链路装置被适配为接收来自外部设备的所述电音频信号。
4.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述第一助听器包括开关，其被适配为选择性地将来自所述声电换能器的输出信号引导到所述频移装置。
5.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述双耳节拍频率在0.5Hz到40Hz之间的范围内。
6.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述第二助听器包括: 第二频移装置，其被适配为偏移电音频信号的频率以提供第二已处理电音频信号，以及求和装置，其被适配为将所述第二已处理电音频信号与所述第二助听器的所述基本路径中的信号相加； 其中所述双耳节拍通过在相反方向上偏移每个所述助听器中的电音频信号而被提供，并具有共同提供需要的双耳节拍频率的值。
7.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述频移装置在给定频率范围内将固定的频移施加到所述电音频信号的所有频率分量。
8.根据权利要求7所述的双耳助听系统，其中所述频率范围只包括低于1500Hz的频率分量。
9.根据权利要求2-8中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述声音发生装置包括用于产生伪随机数的伪随机数发生器，用于根据产生的随机数计算音调的参数的装置，以及根据计算的参数产生第一电信号的声音发生器。
10.根据权利要求9所述的双耳助听系统，其中所述声音发生装置包括声音发生器组和用于控制所述声音发生器组的控制器，并且其中所述声音发生器组的控制参数由所述控制器根据所述伪随机数发生器产生的数计算。
11.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，其中所述频移装置包括Hi lbert变换装置并且其中单边带调制用于提供所述频移。
12.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，包括用户交互装置，其被适配为使能所述双耳节拍频率的值的选择。
13.根据前述权利要求中任意一项所述的双耳助听系统，包括脑波测量装置。
14.根据权利要求13所述的双耳助听系统，包括控制装置，其适配为选择所述双耳节拍频率或所述音频输出的响度，以用于根据测量的脑波提供所述双耳节拍。
15.一种提供双耳节拍的方法，包括以下步骤: 提供适配为佩戴在耳朵的耳后、耳内或耳道内的第一电子装置和第二电子装置； 在所述第一电子装置中产生第一电音频信号，并在所述第二电子装置中产生第二电音频信号； 将所述第一电子装置中的所述第一电音频信号与所述第二电子装置中的所述第二电音频信号同步； 将所述第一电音频信号相对于所述第二电音频信号频移固定频率； 其中所述产生所述第一和第二电音频信号的步骤包括以下步骤: 产生伪随机数，根据产生的伪随机数计算音调的参数，根据计算的参数产生电音频信号，以及通过利用根据产生的伪随机数计算的控制参数控制所述电音频信号的产生。
16.根据权利要求15所述的方法，其中将所述第一电音频信号进行频移的步骤包括将所述第一电音频信号进行Hi`lbert变换的步骤。
17.根据权利要求15或16所述的方法，包括测量佩戴所述第一和第二电子装置的用户的脑波的步骤。
18.根据权利要求17所述的方法，包括根据测量的脑波选择所述双耳节拍频率的值的步骤。
19.根据权利要求17所述的方法，包括根据分别在左耳和右耳的耳上或耳内测量的脑波之间的不平衡选择所述双耳节拍频率的值的步骤。
【文档编号】H04R25/00GK103493512SQ201180064686
【公开日】2014年1月1日 申请日期:2011年2月2日 优先权日:2011年2月2日
【发明者】T·V·塞德 申请人:唯听助听器公司