现有技术介绍
人的听觉系统通过外耳、中耳和内耳以及通过与大脑内的听觉皮质相通的复杂的神经
路径，处理来自复杂的三维空间的声音。由各种传导性、感音神经性或中枢性听觉障碍引
起的可以测定的听力下降影响很大比例的人群，尤其是老年人。对于那些不能通过药物治
疗或手术加以缓解的听力下降类型的病人来说，借助助听器来恢复听力是行之有效的选择。
在助听器及其组装技术方面，正不断地取得进展。当今的耳式助听器；如耳内式(ITE)、
耳背式(BTE)、耳道式(ITC)、全耳道式(CIC)，由于助听器在电子和机械微型化方面的
改进，使其更吸引人。然而，更为重要的是，日益增加地采用先进的助听器信号处理方法，
例如适应性过滤技术和多道动力压缩技术。
由于制造商采用独特的信号处理方法不断地研制出新的助听器，助听器专业配置人员
面临越来越多的困难任务，即从供选择的助听器中为听觉缺陷的病人指定和选择相应助听
器。粗略浏览一下可供选择的助听器信号处理方法，就可以看到一系列令人印象深刻的各
种类型、亚类的处理方法和相关组合的助听器，它们令大多数助听器专业配置人员相当困
惑(参见Mueller,H.G.所著“当今走运的未加以充分利用高技术的助听器产品的实用指南”，
《听觉杂志》，1993年第46卷第3期13至27页)。
当今，在听觉康复方面，助听器最佳装配的确定仍然是一个难以控制的目标。其基本
问题在于有许多电学、声学、物理学和其它参数影响着助听器的性能。这些参数包括信号
处理方法，电子电路调整、助听器的大小、插入深度、通气口大小、病人的调控以及生活
方式相关的因素等，在确定和装配助听器时，必须考虑这些因素。这些助听器参数不仅复
杂和极具相关性，而且按照助听器与听觉缺陷病人个体之间形成的独特的相互作用而使得
这些参数有所变化。
一般地说，助听器原位性能特性不能用当今的常规装配仪器和方法进行预测。助听器
配戴者的不满意部分归因于较差的指定的助听器的装配，这可从很高的返修率得到证明，
据企业报告，往往超过20％。
造成助听器不令人满意的因素
一、常规诊断用测听法不精确
评估听力是确定助听器类型并进行装配的第一步。精确评估个人听觉功能是十分重要
的这是因为所有助听器规定的结构方式都取决于一组或多组听觉诊断数据(参见
Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.所著“探针式传声器测量：助听器选择和评估”，
Singular出版集团公司，1992年，第5章)。
助听器规定过程涉及将诊断数据转换成需要使用这些参数的目标助听器的电声参数。
传统的听觉评价方法和仪器采用各种空气传导变换器将电声信号耦合到耳内。常用的变换
器包括耳上式耳机，例如TDH-39,TDH-49,TDH-50，插入式耳机，例如ER-3A，以及自
由场的扬声器(参见“听力计规范”，ANSI-S3.6-1989，美国国家标准研究所)。
使用这些变换器获得的阈值测定值是通过测试一组听力正常的个体而取得的平均阈值
以作为参考。根据定义，这个平均阈值被称为零分贝听力级，即0dB HL。以零听力级为
参考，耳科正常人的阈值测量值可上下波动20分贝或更多。这些变化可归因于以下因素：
1．由于使用变换器类型和放置耳部的位置的不同而引起阈值的变化
在Mowrer等人进行的研究中，发现在36％的阈值测量值中，有10dB的差异(参见
Mowrer,D.E.,Steams,C.所著“助听器配置人员间的阈值测量的可变性”《听力仪器》，第43
卷第4期，1992年)。采用传统变换器取得的测量值的另一主要缺点是，对同一受试者，
其结果不能与采用另一种变换器取得的测量值相互转换(参见Gauthier,E,A.,Rapisadri,D.A.
所著“阈值就是阈值，就是阈值……果真如此吗？”，《听力仪器》，第43卷，第3期，1992
年)。
2．由于变换器校准方法采用不能代表人耳的耦合器的而引起的变化
尽管最近研制的耦合器与一般人耳的声阻抗特性更密切地匹配，但这种人工耳的精度
仍不尽一致(参见Katz,J.所著《临床听力学手册》，第3版，1985年，第126页)。当今大
多数校正方法都依赖于6-cc或2-cc耦合器，众所周知，这些耦合器与人耳的声学特性有相
当大的差异(参见《听力计规范》，ANSI-S3.6-1989，美国国家标准研究所)。而且，即使这
些耦合器能与一般的人工耳取得一致，由于每个人的耳郭、耳道、耳甲和在较小的程度上
其头部和躯干的声学特性不同，个体之间差异是显著的(参见Mueller,H.G.,Hawkins,DS.,
Northern,J,L所著《探针式微音器测量：助听器选择和评估》,1992年，第49页至50页)。
在一项研究中，对25位成年人的50只耳的鼓膜进行声压级(SPL)测量时，研究对象间
在6个标准听力测定频率范围内有高达38分贝的差异(参见Valente,M.,Potts,L,Valente,M.,
Vass,B.，所著“研究对象间真耳声压级的变化：TDH-39P与ER-3A耳机比较，待发表，
JASA)。
3．常规听力测量方法不能作自我校正，即由于振动膜受磨损或损坏使已知变换器特性变
化的情况下是如此的。
使用常规主观倾听法的临床医师简直不能检测到变换器灵敏度的逐渐变化。
尽管在所有病例中，上述因素造成的误差不大可能累加起来，但是造成实际误差的可
能性总是存在的。并且，所有频率范围内的误差并非一致，为此，在配置过程中，不能采
用总量调节，简单地加以补偿。
二、在非辅助和辅助听觉评估中没有考虑现实倾听条件
1．没有考虑双耳的优点
许多研究表明了双耳倾听与较单耳倾听相比的优点(参见Cherry,EC．所著“采用单耳
和双耳进行语言识别的某些试验”，JASA，第25卷，第5期，1953年，第975页至第979
页，以及Cherry,EC与Tylor,W.K.所著“采用单耳和双耳进行语言识别的进一步试验”，
JASA，第26卷，1954年，第549页至第554页)。这些研究着眼于提供双耳掩蔽级差(BMLD)
与双耳可懂度级差(BILD)的优点。
BMLD和BILD的早期研究涉及到将信号和噪声传送给处在各种相位关系的单耳或双
耳。音调检测和语言可懂度表明有多达15分贝的变化，这取决于信号和噪声的相位关系，
即使许多研究都提示了考虑双耳的重要意义，然而当今的听觉评估方法，无论是非辅助性
的或是辅助性的，主要还是涉及单耳的测试条件，即每次只对单耳进行测试。
2．没有考虑声音的空间性
当听力测试信号，如语言和(或)噪声，通过常用的听力计和相关的变换器发送给耳时，
受试者感觉到的声音并不局限于某一特定的空间点(参见《听力计规范》，ANSI-S3.6-
1989，美国国家标准研究所)。例如，在语言听力测定的评价中，对一只耳进行了语言
刺激级的调整，而对另一只耳单独地进行了语言噪音级的调整。受试者感觉到的声音局
限于左侧或右侧位置的头部内。这种类型的信号发送和知觉称为颅内型，它不象人们通
常察觉的自然声方式。由Bronkhorst、Plomp、以及Begault采用耳机定位的技术进行的
最近研究对以前进行的双耳相互作用优点的研究作了扩充(参见Bronkhorst,A.W,Plomp,
R.，所著“颅内诱导的耳内时间差和声级差异对噪音中语言可懂度的影响”《美国声学学
会杂志》，1988年第83卷，第4期，第1508页至第1516页；Bronkhorst,A.W,Plomp,R，
所著“多语言特征的掩蔽体对正常听觉和缺陷听觉中双耳语言识别的影响”，《美国声学
学会杂志》，1992年，第92卷，第6期，第3132页至第3139页；以及Bagault,D.R.所
著“采用空间听觉显示改进呼叫信号可懂度”，美国宇航局(NASA)Ames研究中心第
104014号技术备忘录，1993年4月)。从这些研究结果可以断定；语言知觉不仅取决于
声强级，而且也取决于语言和噪音之间的空间关系。
3．缺少现实倾听环境中的评价方法
在存在干扰声和其他环境声音的情况下，语言的可懂度和识别率就会变得很差。此外，
测试室的墙壁及其内放置物件的声学特性，在对原信号源的过滤过程中，都起着重要的作
用。对于有听力缺陷的人来说，这些滤波效应尤其具有重要意义，它在这些患者的听觉功
能上常表现为局限的频率反应和动态范围。
通过常规的变换器收出来干扰性和背景性声音的现有方法不能体现出典型倾听条件下的
声学真实性。为磁带录音机放音装置、小型磁盘或计算机数字式放音设备提供的录音材料
都会受所采用的变换器的滤波效应的影响和(或)临床装置的室内声学特性的影响。至今
尚无听力评估方法能够评价或预测个体在特定和现实倾听环境中的听觉性能。
例如，在指定教室中无助听条件的有听觉缺陷的孩子的听觉性能，以及在同一教室中使
用适当的助听器，即具有辅助听力的同一孩子的听觉性能，无法评价和预测。这些以及其
它听觉经历，现在被认为是生活中的事实，不能够用临床装置对其进行处理(参见Mueller,
HG.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探针传声器测量：助听器选择和评估》，1992年，
第69页)。
三、现有真耳测量(REM)装置和方法的局限性
近年来，研制的真耳测量(REM)系统，可用来评估助听器的原位性能。REM系统含
有的测试探针能够在鼓膜处测量耳朵对自由声场刺激反应，即扬声器所作出的反应。第二
个参考传声器通常放置在近耳道口的耳道外面。该参考传声器是用来校准测试用的探针，
同样也可以用来在头部相对于自由声场扬音器而移动时调节刺激强度。
为了对REM进行综合评估，首先对无助听，即开放耳道的情况下，对真耳作出的反应
进行测量。然后，在自然耳道反应特性和其他标准的基础上，对指定的助听器的特性作出
计算(参见Mueler,H.G.Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探针微音器测量：助听器选择
和评估》1992年，第五章)。当助听器类型被确定和订购以及经过随后复诊时，将助听器
插入探针管并加以调节，以达到指定助听器的声学特性。
REM评估以及以REM为基础的指定方法比以前的配置方法有了很大的改进。以前的
配置方法取决于听力测试数据和助听器2-cc耦合器的规范。尽管REM能够对助听器原位
性能加以了解，然而它仍面临几个基本问题，叙述如下：
1．REM测试结果变化很大，这取决于扬声器相对于耳朵的位置和方向，特别在较高频率
时更是如此(参见Mueller,H,G.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探针微音测量：助
听器的选择和评估》1992年，第72页至第74页)。
2．真耳测量采用特殊的刺激类型，声源-耳朵的距离/方向，和室内声学条件。这种特殊的
试验条件不能代表助听器使用者实际碰到的现实倾听环境。事实上，采用常规REM法，
对于特定的倾听条件，助听器的选择可能达到最佳，但对有听觉缺陷的个体来说或许是
更为重要的其他情况下，助听器的性能可能会受到损害。
3．精确的REM要求仔细地将测试探针放置在测试者的耳道内。探针越靠近鼓膜，其结果
就越精确，尤其对高频率的测量来说更是如此(参见Mueler,H.G,Hawkins,D.B.,Northem,
J.L.所著《探针微音器测量：助听器选择和评估》1992年，第74页至第79页)。
目前探针的放置方法很大程度上取决于临床医师的操作技能和耳道的特定长度，对于一
般成年人来说，其耳道长度约为25毫米。现有的REM方法依赖探针尖的视觉观察。在
助听评估过程中，由于在耳道内放置有助听器，视觉观察就成为突出的问题。常规视觉
法的唯一例外是由Nicolet公司研制的用于Aurora系统中的声反应法(参见Chan,J.,
Geisler,C.所著“从耳道内远点估计耳鼓膜声压和耳道长度”，《美国声学学会杂志》，1990
年3月第87卷，第3期，第1237-1247页；以及第4,809708号美国专利“真耳测量的
方法和装置”，1989年3月)。然而，Nicolet公司的声响反应法要求在将探针放置在耳
道内的确定位置前进行二次标准测量。
4．REM测试结果的很大变化还取决于靠近耳朵的基准传声器的位置。在频率为6千赫兹
或更高时，误差更为明显(参见Mueler,HG.,Hawkins,D.B.,Northem,J.L.所著《探针微
音器测量：助听器选择和评估》1992年，第72页至第74页)。
5．REM测试仪在测试室内的基本环境噪音经常超过50分贝声压级(SPL)时采用声场扬
声器。这要求刺激强度达到60分贝或更高，以便在足够高的信号噪声比的条件下进行
测量。如果要求在低强度声响刺激的条件下，助听器的性能测定是有问题的。
四、诊断、配置方式和真耳测量相关的问题
影响助听器配置结果的一个重要因素是适当地使诊断数据与听力缺陷患者的配置要求
相互联系。诊断测量值一般采用变换器取得，以分贝听力级(dB HL)表示，其中，变换
器在6-cc耦合器中经过校正。助听器的规范和性能测定采用2-cc耦合器，但该耦合器并不
代表真耳。装配涉及到采用几个选配方案中的一个，众所周知，对标准听力测试频率范围
内的相同的诊断数据来说，其结果往往有高达15dB的变化(参见Mueler,HG.,Hawkins,D.B.,
Northern,J.L.所著《探针微音器测量：助听器选择和评估》1992年，第107页)。这些装配
方案包含了以统计为基础的多个转换因素，转换因素可以简化助听器要求与特定听觉缺陷
的相互关系。然而，众所周知，就客观测定的特定个体的多个转换因素而言，多个平均转
换因素往往有很大变化。
现已提出了几种方法和草案，可以减少测量误差和数据一致有关的误差(参见Sandberg,
R.,Mcspadan,J.,Allen,D.所著“真耳装置的真实测量”，《听觉仪器》杂志，第42卷，第3
期，1991年，第17页至第18页)。然而，许多草案尚未被人们广泛接受，其原因是常规
的听力测试法和真耳测量(REM)装置有其局限性，此外，还归因于与临床机构提议的草
案的效率有关的其他因素。
对许多听觉有缺陷又不能用药物或其他方法进行治疗的患者来说，通过使用助听器，
使听力康复，是唯一行之有效的选择。在装配助听器以前，首先需要进行全面的听力测试
评价。纯音和一次或多次语言感觉测试一般都涉及到基本的听力测试组。也可以进行超阈
值测定，以绘制听觉动态范围断面图，此外，还需要在阈值听力图试验中取得频率反应断
面图。在进行听力测试评价以后，就可以作出助听器选配方案，进行选择和订购，接着从
制造商那里拿到助听器进行试验或调整，也可以在医院诊所进行装配。助听器电声参数配
置或确定，一般涉及到客观测量值的汇总，以达到预期的声学特性，这些声学特性是建立
在许多装配方案之一和主观测试的基础上，而主观测试则以测试者在各种音响强度下对语
言和其他声音作出主观反应为基础。
采用头戴式耳机、插件或声场扬声器的常规听力测试方法依赖于将声能传输给测试者
耳内，其传输方式并不能代表现实倾听条件下的声音传播。常用的听力计将各种音调、语
言和噪音刺激分别地发送给各耳朵内，因此不能体现患者双耳整合优势，即不能评估三维
立体声环境中的听觉功能。
常用听力测试法的另一个主要缺点是不能精确和客观地评估关于耳道内无助听的评估
结果与助听器要求间相关的测试者的听功能，其中，听功能用物理术语分贝声压级表示(dB
SPL)。由Ensoniq研制的探针-传声器-校正-组装系统是一个例外，该系统只注重于测
试精度(参见Gauthier,EA.,Rapisadri,D.A.所著“阈值就是阈值，就是阈值……果真如此
吗？”，《听觉仪器》杂志1992年，第43卷，第3期)。
此外，常用的听力测试仪器和方法不能模拟一个或多个确定的助听器的电声功能，也
不能评估与个人特定倾听要求相关的现实声学条件下的模拟功能。
在70年代和80年代得到某种程度流行的主助听器概念涉及到一种仪器，该仪器为助
听器使用者提供了一种模拟助听器(参见“测量仪器选择/主助听器回顾”，《听觉仪器》杂
志，1988年，第39卷，第3期)。Veroba等(参见第4,759,070号美国专利“病人控制的
主助听器”，1988年7月19日)介绍了一种的可插入耳道内可与测试模件连接的病患控制
的助听器模件，该测试模件可为病患者提供多个信号的处理选择例如模拟电路块。助听器
的特性是由优胜劣汰法确定的，而有听觉缺陷的人通过位于其头部周围的一组扬声器来收
听来自走带机构放出的真实的声音。该系统的组装过程是基于有听觉缺陷病人所作出的主
观反应，患者必须连续地对供选择的信号处理作出选择，并假定最后能达到一个最佳的装
配结果。
借助Veroba系统进行的装配过程，在商业上称作“可编程序听力测试比较器”，基本
上是一种过时的产品，对选择和装配助听器来说，该系统不涉及任何客观的测量或计算。
实际上，整个装配过程是以有听觉缺陷病人的主观反应为基础的。显然，大多数患者本身
不能及时而有效地弄清助听器在各种倾听环境下的各种复杂而相关的电声参数的频谱。
Veroba系统一个严重局限性在于它不能指导如何客观地评价模拟助听器的性能，它也不能
指导患者在听力测试评价过程中早先确定的涉及患者无助听的反应怎样评估助听器性能。
Veroba系统一个主要不切实际的主张是，通过走带机构(录音机)的放音以及放置在
有听觉缺陷病人的头部周围的扬声器来模拟现实的声学环境。然而，录制的声响信号经过
重放由于扬声器的特性，扬声器相对于耳部/头部的位置和测试室的声学特性(墙壁的声反
射和声吸收)，会出现声学改变。如果不考虑走带机构至患者耳部之间的传播通路中的各种
声学改变因素，用Veroba系统或其他任何类似系统是无法达到现实的倾听条件的。此外，
Veroba系统不能从其录音的形式，如通过设计的声源来控制其声学条件，该设计声源是一
种具有特定声学边界条件的三维立体声空间的某个特定位置的声源。
另一种助听模拟器，即由Breakthrough公司研制的ITS助听模拟器能够进行数字录音
的计算机数字声频放音，数字录音则是从各种助听器的输出获得的(参见“ITS助听器模
拟器”，《产品手册》，Breakthrough公司，1993年)。每个录音片段代表一个特定的声输入，
倾听环境、助听模件和助听器电声装置。录音片段要求有以硬盘或以诸如小型磁盘只读存
储器等其它已知存储设备的存储空间。这种以数字录音为基础的处理方法，在考虑所有可
能的组合时，往往使得有听觉缺陷的病人不能随意地选择助听器、助听器装置以及输入刺
激信号。此外，采用建议的助听器模拟器不能模拟助听器通气口大小的效应以及有关的闭
塞效应，插入深度和患者的外耳；这是因为这种助听器模拟器依赖常用的变换器，即头戴
式耳机和插入式耳机。
出于同样的原因，许多其他在市场上买得到的主助听器系统也不能在现实的收听环境
中精确地模拟一种助听器。并且，这些系统不包括那些为评价模拟助听与无助听条件下用
的客观测定方法。出于这些和其他原因，实际上当今所有已配置好的助听器都不是采用主
助听器或助听模拟仪器来配置的。
采用新技术的REM装置允许进行耳道内声学反应测量。声学刺激信号一般是由REM
装置本身产生的，并通过扬声器传送，一个扬声器相对于头部横平面呈0°方位角或两个
扬声器相对于头部横平面呈45°方位角。反应的测量即自由声场对真耳的传送功能，基本
上是一维的，这是因为这些反应测量在特定的扬声器与耳的对应关系中只提供每只耳单一
传送功能，因此不能绘制真耳反应的多维断面图。常用的REM装置和方法的另一缺点是缺
乏真实语言刺激信号的表达，这是因为大多数REM装置只能提供纯音调、纯音调扫描、语
言噪声和其他类型语言的刺激。这些刺激信号不能探测对特定语言片段所作出的反应，恰
恰是这些特定的语言片段对有听觉缺陷的病人来说，在无助听和助听条件下，可能是重要
的。
涉及电声助听测量的最近发展包括在更现实条件下测试助听器。在一种推荐的测试方
案中采用了以真实语言信号取代纯音调和语言样的噪声信号；并且对助听器输入和输出时
的频谱图表作出比较，频谱图表显示出瞬时，即时间，以及以分贝声压级(dB SPL)表示
的声能与频率之间关系的分析(参见Janieson,D.所著“以消费者为基础的电声助听器测量”，
JSLPA,1993年1月增刊1)。所建议方案的局限性包括：有限的声学真实性，这是由于通
过扬声器将声音传送到处在封闭室内的助听器时所用的特定声音传送法造成的；另外，还
包括频谱图有限价值，因为该频谱图并不直接表示其与听力和响度不适性之间关系。
最近的其他发展还涉及通过头戴式耳机变换器的三维立体声表示法(参见Wightman,F.L.
Kistler,D.J.所著“头戴式耳机模拟自由场倾听，第一部分：刺激合成”，《JASA》杂志，1989
年，第85卷，第2期，第858-867页；以及Wightman,F.L,Kistler,D.J.所著“头戴式耳机
模拟自由声场倾听，第二部分：心理物理学的证实”，《JASA》杂志，1989年第85卷，第
2期，第868-878页)。这些三维效果是通过头戴式耳机或扬声器重建对自由声场信号的耳
道内声学反应而取得的(参见第4,118,599号美国专利“立体声再生系统”，1978年10月3
日；第4,219,696号美国专利“声像局部化控制系统”，1980年8月26日；第5，173,944号
美国专利“与头部相关的传送功能的假立体声音响”，1992年12月22日；第4,139,728号
美国专利“信号处理电路”，1992年2月13日；以及第4,774,515号美国专利“高度指示
器”，1988年9月27日)。这涉及到以头部相关传送功能(HRTF)为基础的源信号数字式
滤波。HRTF本质上是三维空间中的真耳无助听时的反应(REUR)，是一种频率依赖振幅
和时延的测量值，这种测量值是由头部阴影、耳郭、耳甲和耳道所造成的结果。HRTF可
采用头戴式耳机使局部化的声音得到外延。采用HRTF处理的源信号，可以根据信号处理
参数的控制，为收听者提供自由声场的倾听经验。
目前在三维立体声的研究和开发方面所作的努力，主要集中在商用音乐录音和放音的
提高以及人一机界面的提高和增强(参见Bagault,D.R.所著“采用空间听觉显示的呼叫信
号可懂度的改进”，美国宇航局(NASA)Ames研究中心第104014号技术备忘录，1993年
4月；以及Begault,D.,Wenzel,E.所著“头戴式耳机的语言局部化”，《人类因素》杂志，1993
年，第25卷，第2期，第361-376页)，此外，还致力于虚拟现实系统的研究和开发业务
(参见《Beachtron三维立体声PC-兼容机》，参考手册，Crystal River工程公司修订部，1993
年11月)。由于非个人化的HRTF装置已被广泛使用，因此这些三维立体声系统的目标局
限于在接近实际的声学环境中模拟现实环境中声音感觉理解。
在非助听，模拟助听和助听条件下，对听觉进行客观的耳道内评估，三维立体声的之
应用无疑起着重大而极有益的作用，它已从已知的听力测试技术中脱颖而出。
本发明的详细说明
在此，为了便于说明，将自始至终采用下述定义：
窗口：是指显示在计算机屏幕上的图示区域，该区域集中显示了控制、目标物、输入
现场和图表曲线等，它们均按照逻辑功能的方式共同组合在一起。
图象化：是指作为一个图像来显示的活动窗口。它的显示可以失败，但也可以通过使
计算机屏幕上的图像配对，使之吻合而生效。
在此说明的虚拟电声听力计(VEA)是一种整机式的仪器，是在无助听、模拟助听和
助听条件下用来评估听力。此外，VEA在整个评估和装配过程中，利用现实声学刺激信号
和耳道内反应测量值的数字合成结果，为助听器的装配和分析提供新的方法。
图1表示VEA系统15最佳实施例的主要组成部分。一对耳道内假体(ICP)22插在
测试者耳道21内，用以传送声刺激信号25，其传送方式类似于助听器的传送方式。每个ICP
包含一个接收器，即扬声器，用以发送声音信号至鼓膜26。此外，ICP也包含一个探针管
24，用以测定声反应，该声反应是接收器引发的声刺激信号和受试者的耳道特性之间的独
特的相互作用产生的结果。探针传声器系统由探针管24和探针传声器23组成，它能测定
来自耳道21的声信号，并能提供表示声信号的电信号。备有反应键盘27，在进行各种听
觉评估测试期间，可用以记录来自测试者20的反应。
每个ICP接收器22是通过电气方式连接于数字听力计模件19，该模件备有接口，可
连接至各种听力测试变换器，其中包括ICP接收器22和探针测量系统23。数字听力计模
件通过各种模件间的导线，与数字声频合成器模件18和虚拟声学空间测量模件14相连接。
虚拟声学空间测量模件包括一输出端16，用以连接几个测试用的扬声器。这些模件可以容
纳在或包含在标准个人计算机(PC)11内，该标准型个人计算机也包含标准的计算机附件，
例如记忆储存器17，显示监视器10，键盘12和鼠标13。记忆储存器统一称为系统储存器
17。
数字声频合成器、数字听力计模件和虚拟声学空间测量等模件的方框图示于图2、图3
和图4中。本发明实施例中，这些模件是通过个人计算机的“工业标准结构”(ISA)母线
接口34和ISA母线39，与个人计算机系统相连接(参见图2所示的实例)。表示声源的数
字数据是通过母线接口34，从系统储存器中检索出来的，并由数字声频合成器模件内的数
字信号处理器33进行数字处理。然后，经过数字处理的数据采用数字-模拟转换器35转变
成模拟形式，该转换器以44.1千赫的典型转换率进行工作，或者以另一种转换率进行工作，
这取决于所要求的预期信号的信号带宽。
数字声频合成器模件也可以通过其输入连接器31，从诸如磁带录音机和CD机(未示
出)放音装置的外部声源中接收表示声信号的模拟信号。然后，被接收的模拟信号借助模
拟-数字转换器32转变成数字信号，再由数字信号处理器33进行信号处理。
多个数字声频合成器模件(未示出)可以用来提高系统的数字信号处理能力。对于平
行的实时的双耳信号合成来说，这是特别有用的。多个数字声频合成器模件是通过将一个
数字声频合成器模件的输出38连接到另一个数字声频合成器模件的辅助输入30或另一个
数字声频合成模件的输入31而加以串联的。内部信号和辅助信号在输出以前在模件内的累
加节点36处组合在一起。在本发明的最佳实施例中，使用了两个数字声频合成器模件。每
个模件采用Motorola DSP56001型数字信号处理器，该处理器的时钟脉冲为40兆赫。
来自数字声频合成器模件18的模拟输出38通过连接件42通向数字听力计模件19的
混频器45(参见图3)。在数字听力计模件处收到的模拟声信号通过混频器电路45进行混
频，然后通过声音放大器电路46进行放大处理，再进行阻抗匹配；最后通过听力测试变换
器接口电路49通向各种听力测试变换器。输向听力测试变换器的输出包括ICPs50(上面
已讨论过，下面将进一步详述)、骨振动器51(未示出、头戴式耳机52(未示出)以及将
声音传送给受试者的耳朵的其它传统方法。
来自声频放大器46的经过放大的信号也被送到数字声频合成器模件输入31，该输入
来自声缓冲器电路47的输出连接件48。混频器电路45还包括通过传声放大器58用以接
收来自ICP传声器55、操作医师传声器56(未示出)以及病人传声器57(未示出)的声
信号连接件。
在输入连接件53处收到的外线电平信号也是通过放大器54进行放大，然后被送到混
频电路45。使用了一个响应键控盘接口电路60，以便使该系统通过连接件59接合到响应
键控盘，以记录在各种听力测试评价过程中个人对声刺激所作出的反应。与数字听力计模
件连接的操作的临床医师话筒，使临床医师通过成对的ICP与病人保持通话联系。病人话
筒允许病人在进行某些听力测试时向进行操作的临床医师回应，这些听力测试要求病人作
出口头反应。病人话筒也可用于闭塞效应测试，下面将做更详细的说明。
数字听力计模件还包括一根计算机母线43以及计算机母线接口电路44，它们将数字
听力计模件连接到VEA系统，以便在整个系统的水平上协调模件的工作。
此外，VEA系统也包括一个虚拟声学空间测量系统(参见图5)，该测量系统是用来评
价个人的声学传送功能钮。虚拟声学空间测量系统模件14的方框图示于图4。该虚拟声学
空间测量系统模件通过一组输入连接件64接收来自数字声频合成器模件输出连接件38的
代表各种声信号的电信号。输入信号电平的调节和路径是通过混频器电路65、声音放大器
电路66以及扬声器路径和接口电路71来完成的。因此，虚拟声学空间测量模件的输出与
扬声器列阵16中的各个测试扬声器耦合。
虚拟声学空间测量模件也包括一条计算机母线连接件68以及计算机母线接口电路67，
它们将虚拟声学空间测量模件连接于VEA系统，以便在整个系统的水平上协调模件工作。
这种协调工作包括处理能表示连接于该模件的病人头部位置的信息，这些信息是通过连接
件70和定位传感器接口电路69从病人头部定位传感器获得的。
最好使用一种可调节的椅子78，以确保测试空间内的适当耳部定位，正如图6所示。
纵向调节杆79可调节坐在椅子上的受试人的竖直位置。背后调节钮81可调节椅背支承80。
头托82是可以调节的，能够支撑坐在椅子上的受试人的头部。耳朵位置基准臂84通过将
指向受试人耳道孔的一组耳道孔指示器83而提供一目标基准位置。耳朵位置基准臂84最
好能通过一基准臂纵向调节钮85从耳朵区域移开，以最大限度地减少在进行传送功能测试
时将声音反射到耳朵区域内。
也可使用一种红外跟踪方法(未示出)，以使头部对应于扬声器列阵16而定位，并保
持在适当的位置上(参见图5，及图7中的89-94)。用来反射光的目标物体(未标出)恰
好放在测试者的耳垂下，可以用来反射来自入射红外光发射器的红外光。耳朵的适当位置
可借助反射光指明，反射光则可由定位传感器接口69检测到(参见图4)。
虚拟声学空间测量系统能产生各种传递函数集，在听觉评价过程中，可以利用这些传
递函数。通常，一个线性系统的传递函数规定了一个复变函数H(jw)，它具有取决于频率(w)
的量值和相位特性。一旦传递函数H(jw)被确定了，则系统对任意输入信号作出的反应就能
被预测或合成。
虚拟声学空间测量系统中的传递函数数集是从一组声源中获取的，例如位于三维空间
中的扬声器。最佳的扬声器装置是一种由6个扬声器89-94组成的阵列，它们离病人的头
部基准点88作等距离(d)布置，正如图5和图7所示。头部基准点88被定义为连接两耳道
口(21)的连线的中点。
4个扬声器，即#1(89)、#2(90)、#3(91)和#4(92)被安排在包含基准参考点88的横向平
面95上。扬声器1至4被安置在方位角0°、45°、315°和270°；正如图7(A)所
示。三个扬声器，即#(89)、#5(93)和#6(94)被安置在包含头部基准点88的径向平面96
上。扬声器#1、#5和#6分别位于仰角0°、45°和-45°；正如图7(B)所示。
适合如图7所示的六一扬声器排列的传递函数集可允许6对(即左耳和右耳测量值)
正向测量值，其中头部是面向扬声器#1。最好能取另外6对反向测量值，其中头部是背向
扬声器#1(未显示出)。相应地，完整的传递函数集是由12对测量值组成的，它们代表半
径为(d)的球面内的有限点。在这12对测量值中，8对测量值是处于横向平面上，6对测量
值是处在径向的平面上。2对测量值为两个平面所共有的。成对的测量值不仅包含了对应
于每只耳朵的个别传递函数，而且也包含了对应于每只扬声器的耳内相位关系。
用一对探头放置在非堵塞的耳道内的鼓膜附近而取得的传递函数测量值集，这里是指
无助听传递函数Hua(Pn,jw)，其中Pn是由极坐标d,θ和α所限定的扬声器n的位置，
其中d是扬声器和头部基准点之间的距离，正如图7(A)所示；θ是对应于横向平面的声入
射方位角，正如图7(A)所示；α是对应于径向平面的仰角，正如图7(B)所示。Hua(Pn,jw)
表示声传递函数，这是在考虑到各种声学因素时，声音从扬声器#n传播到鼓膜所造成的结
果，声学因素则包括大气传播损耗，由头部、躯干、颈部、耳郭、耳甲、耳道、鼓膜和中
耳阻抗引起的效应。
也可采用将一个探针管放置在ICP的面板上进行传递函数测量。这些测量值，这里是
指Hfp(Pn,jw)，它表示从扬声器#n到ICP面板(fp)的。即表示传声器在模拟助听器面板上
的位置的传递函数(在下面将做更详细的讨论)。
一般地说，在坐标d,θ和α的空间中的任意点Pd,θ,α处的传递函数H[P(d,θ,α),jw]
可从测得的传递函数组中进行内推，正如图8所示。例如，众所周知，在正常的大气条件
下从声源发出的声压是与距离成反比的。此外，空间中的某点的传递函数可通过两个测得
的最接近该点传递函数的加权平均而近似地获得。图8所示是一个在点i3的横向平面上从
传递函数H(i1,jw)和H(i2,jw)经过内推而得到的近似传递函数H(j3,jw)，而传递函数H(i1,jw)
和H(i2,jw)也是从用扬声器#1(89)和#2(90)测得的传递函数H(m1,jw)和H(m2,jw)经过内推
而得到的。
这样，H(i3,jw)=[H(m1,jw)+H(m2,jw)]/[2*Lat+(jw)][1]
式中Lat(jw)是由于声音在大气中的吸收和扩散衰减所形成的大气损耗传递函数。
同样地，内推法可以用来从测得的最接近的多个传递函数组的加权平均中求得三维空
间中任意点处的任何传递函数的近似值。如果采用额外的扬声器和(或)利用扬声器一头
部的取向进行额外测量，那么还可以提高内推函数的精确性。本发明的最佳实施例在扬声
器的数目和各个扬声器的取向之间采用了一个实际可行的折衷方案，例如，这里介绍的本
发明的实施例中，采用了6个扬声器，同时采用了两种定向，即一种正面向和一种背面向。
此外，如果能从大量个体的传递函数测量值中获得的统计数据中作出决定，那么对于传递
函数内推法来说，非线性加权就可能更合适的。
由VEA系统测得的其他传递函数还包括：
(1)Hicp-rec(jw)传递函数，它表示从ICP接收器至耳道内的电声传递函数，当ICP放置
在患者耳道内由探头测得的。
(2)Hicp-mil(jw)传递函数，它表示在进行助听器评估时从ICP扬声器到所用助听器的电
声传递函数；以及
(3)Hicp-56(jw)传递函数，它表示声泄漏，如从ICP面板处测定的ICP接收器的声反馈。
在各种组合中都采用了传递函数Hua(pn,jw),Hfp(pn,jw),Hicp-rec(jw),Hicp-mic(jw)以及
Hicp-fb(iw)，来数字式地合成分别代表无助听，模拟助听或助听条件下的声信号，这些声
信号具有采用常用的评估方法和装配方法不可能达到的现实性。
例如在图9中，教师发话发话人101和儿童受话人102形成的声学环境(100)如下：
对于儿童受话人(102)和右耳和左耳来说，直射声学路径PR1和PL1，以及反射路径PR2
和PL2是由以前测得的儿童的传递函数经过内推而得到的传递函数来表示的。
图9的现实声学环境如图10所示，在图10中，表示教师发话人的语言的数字声频卷
宗107是从系统储存器106中检索出来的，并由数字信号处理器114加以数字处理。数字
信号处理器进行Hua(PR1.jw)108,Hua(PL1,jw)110,Hua(PR2,jw)109以及Hua(PL2,jw)111信号
处理，它们分别代表路径PR1,PL1,PR2以及PL2的传递函数。对于右侧和左侧ICP接收器
119/120来说，右耳和左耳路径处理是分别在累加节点112和113处进行累加，然后又用逆
传递函数1/Hicp-rec-Rt(jw)(116)和1/Hicp-rec-Lt(jw)(104)作进一步处理。
逆传递函数可以用来删去发送声音时出现在ICP接收器和耳道剩余音量之间的声传递
函数。经过处理的右侧和左侧数字信号然后通过数字——模拟转换器115转换成模拟信号，
并通过听力测试接口电路117通向右侧ICP和左侧ICP。将虚拟的声学映像投射给处于三
维空间中某个特定点的收听者，例如将教师发话人的语言发送给儿童受话人的这种处理过
程被称之为空间化。
另一可选择的方法是通过进行操作的临床医师的麦克风使用该医师所发出的实况声信
号取代数字声音数据。达到空间化和将实况声信号发送到戴有一对ICP耳道内假体的收听
者。空间化声源的实际位置和音量是由本发明的虚拟听力计系统所控制的，下面将作更详
细的解释。
线性时间不变量系统的传递函数测量值，例如传递函数Hua(pn,jw),Hfp(pn,jw),Hicp-
rec(jw),Hicp-mic(jw)以及Hicp-tb(jw)都典型地使用离散或清除纯音声刺激。其他刺激信号
包括语言噪音，白噪音和其它语言样的噪音信号。也使用了伪随机噪声序列和其他信号，
以减少计算传递函数所需时间。计算方法包括“快速傅里叶变换法”(FFT)、“最长序列法”
(MSL)以及“延时频谱测定法”(IDS)(参见Rife.D.,Vanderkooy,J.所著“具有最长序列
的传递函数测量”，《声学工程学会杂志》，1989年6月，第37卷，第6期，第418-442页)。
MSL和TDS测量的优点包括减少室内反射效应对传递函数造成的影响。本发明用的已测
定传递函数中的一个重要组成是直接路径传递函数。
在本发明的最佳实施例子中，当VEA系统第一次安装在临床装置中时，VEA系统的探
头传声器是在头部基准点处加以校准的。储存在系统存储器中的这些校准数据在接着进行
的传递函数测量时被采用，以校正所使用的每只探头传声器的独特的频率反应特性以及室
内声学的独特特性。
根据本发明图11是表示代表适合浅耳道放置用的耳道内假体——耳内式(ICP-ITE)助
听器的耳道内假体(ICP)的局部剖面透视图；图12是表示代表深耳道放置的耳道内假体
——耳道式(ICP-ITC)助听器的耳道内假体(ICP)的局部剖面透视图；图13是表示耳道
内假体(ICP)面板端的透视图，其中包括面板探头管的支架和探头管的放置位置；图14
是表示两部分耳道内假体(ICP)结构的芯耳道内假体(ICP)模件的局部剖面侧视图；图
15是表示用于耳道内假体——耳内式(ICP-ITE)助听器的可调节通气插头的局部剖面侧
视图；图16是表示用于两部分耳道内假体(ICP)结构的耳道内假体——耳道式(ICP-ITC)
套管的局部剖面侧视图；图17是表示完整耳道内假体——耳道式(ICP-ITC)两部分组件
的局部剖面侧视图；图18是表示具有一可编程序通气口的耳道内假体(ICP)的局部剖面
侧视图；图19是表示对应于耳道内假体(ICP)的助听器和直接声学耦合法，其中包括借
助磁性吸引法达到直接声学耦合的局部剖面侧视图；图20是表示对应于耳道内假体(ICP)
的助听器和直射声学耦合，其中包括借助声学耦合器法达到直射声学耦合的局部剖面侧视
图；图21是表示对应于耳道内假体(ICP)的助听器和直射声学耦合法，其中包括一程序
和声学耦合的接口的局部剖面侧视图；图22是表示借助——声学耦合器尖对应于耳道内假
体(ICP)的助听器和直射声学耦合的局部剖面侧视图。
在以上的各图中，那些在本发明的各种实施例子中所共有的元件都有一个共同的标号。
例如，图11和图12的耳道内假体(ICP)都有一个接收器136，而图11实施实例中的壳
体129是不同于图12实施实例的壳体152的。
图11至图22所示的耳道内假体(ICP)主要包括接收器136，接收器接口199，插在
探头管道134内的探头管133、插在通气道130内的通气插头128、探头传声器131、面板
122以及用柔韧材料，例如用丙烯做的壳体。耳道内假体(ICP)的设计一般能体现所需类
型的助听器的物理和电声特性，但信号的处理和产生则例外，它们是由计算机化虚拟电声
听力计系统的声音合成器控制板类进行操作。图11和图12表示耳内式(ITE)和耳道式(ITC)
耳道内假体(ICP)，它们分别代表具有浅耳道和深耳道用的助听器。
本发明最佳实施实例所用的接收器136选用伊利诺州伊塔斯卡市Knowles公司制造的
接收器，它与商用助听器所用接收器的声学特性相类似，这是考虑到它的声学特性以及它
非常低的噪声输出特性。取自模拟助听器接收器的ICP接收器变量被储存在VEA系统的存
储器中，以作为一个校正传递函数，可在各种模拟过程中使用。探针管133；最好是用硅
橡胶材料制造，且其直径大约为1毫米，它是插在ICP的探针管道134内，正如图11至图
22所示。
通气道130可较好地提供ICP-ITC型的压力平衡，该型具有深耳道插入深度(参见图12
和图17)，通气道也可容纳通气插头，以适应ICP-ITE型具有浅耳道插入深度(参见图11
和图15)。在ICP-ITE型中，通气道可允许将各种通气插头插入通气道，以取得所要求的
原位的声学特性。例如，一个直径相当大的通气插头可以用来减小闭塞效应，这种效应是
由于提高患者自己声音的感觉声量而造成的。另一方面，较小直径的通气插头可以用来通
过通气插头消除来自接收器的的声泄漏。微型连接件插座138和连件插头123借助所附的
连接件电缆125以电气方式连接ICP和VEA系统。
VEA系统与探针传声器系统一起可以允许测量吸附效应与ICP类型和通气类型之间的
关系，下面将作进一步解释。ICP也包含两个探针管支架124和一个用于安置探针管的安
置柄126，正如图11，图12和图17所示。图13表示面板122的更详细的图解，其中包括
面板管支架124。在该图中，还示出了ICP/ITC套管156以及助听器传动器的位置132。当
测定声泄漏反馈和面板传递函数时，需使用这种结构。
ICP壳体(参见图11的标号129以及图12的标号152)最好是用具有声缓冲效应的柔
软挠性材料制造，以提供舒适性和声密封性。ICP有几种类型可以适应各种耳道的大小。
例如，小壳体形更适用于儿童，而较大型则适用于具有大耳道的成年人。图11和图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。
本发明和另一种可供选择的实施例子提出了一种ICP的两部分结构，正如图14至图17
所示。核心部分169(参见图14)是插在各种大小的一次性的套管177中，正如图15和图
16所示。这种选择如图11至图13所示的结构提供了一种经济的可供选择的方案，因为只
有套管元件是一次性的。核心部分169是被封装在一种保护材料中的，最好这种材料是具
有半柔韧性的特性。可以使用一种去耦电容器，以滤去那些造成可听到噪声的额外的电磁
信号。
图15和图16所示的套管部分是这典型的柔韧性材料制成，例如用柔软的丙烯做成的，
这样，ICP就可以舒适地与各种形状和大小的耳朵匹配。图16所示的套管适合于深耳道插
入，代表了ITC和CIC助听器类型。在图16中还显示了一种声缓冲系统186，它在ICP插
入耳道内时提供声密封。
图15显示了一种适合插入浅耳道的ICP套管，代表了ITE助听器类型。ICP核心是插
在任何ICP的套管腔179内，其中包括图15和图16所示的ICP。由进行操作的临床医师
所选定的ICP套管的具体尺寸取决于所进行的测试，患者耳道大小以及助听器的模拟要求。
图17显示了核心ICP和ICP套管的结合部分，它代表了ICP-ITC组合。
图18显示了通气机制的一个变型，其通气口的大小是以电子方式进行控制和调节的(参
见zdehlick,k，所著“一种用于微型结构的革命性促动器”，《传感器杂志》，1993年版)。这
是通过使用可编程序微型阀193(例如NO-300型微型阀，由加利福尼亚州红木市Redwood
微型系统公司制造)来实现的，该微型阀包括一个硅隔膜194，其作用是通过微型阀端口195
来调节附在通气道197上的通气口的尺寸。典型的通气口尺寸的范围是介于0.032毫米和1.5
毫米之间，为响应操作的临床医师的测试选择可根据由虚拟电声听力计模件提供的电压电
平未确定。
也可以一种崭新的方式使用ICP来测试一种新型助听器，这种助听器适宜于与ICP相
接，如图19至图22所示。本发明的ICP不同于常用的助听器和辅助听力评估方法，这些
方法通常使用遥控定位扬声器，将声响信号传送到助听器传声器内，而本发明的ICP则直
接地将声信号发送给助听器214的传声器211。本发明的声耦合跨距的最小距离通常是小
于15毫米。
图19和图21显示了本发明的一个实施例子，在该例子中，声耦合是借助一种磁性吸
引法来实现的。在这种方法中ICP接收器136是通过在ICP接收器端的磁盘206和靠近助
听器传声端口210的另一个磁盘209之间的磁性吸力而耦合于助听器传声器211，助听器
传声器端口是助听器214的面板218的一部分，正如图19所示。密封环205提供声密封，
以减少耦合中的泄漏。本发明中也备有一个助听器电池盒221、一个助听器音量控制装置
219、一个助听器电路212以及一个助听器通气道217，它们全部代表了助听器的常用部件。
此外，图21所示的本发明的实例提供了一个可编程序助听器电路253，它可通过一可
编程序电缆257上对从VEA系统发送来的控制信号进行动态ITE测试。图21所示为一个
在电学上可编程序的助听器，它有一条可编程序的电缆257，将助听器电路连接于本发明
的VEA系统。这些助听器含有通常可通过电信号进行编程和调节的电路。在面板上显示的
程序接口通过电池盒适宜于将程序电信号发送给助听器电路。这种程序信号和接口方法是
该助听器模件所独有的，而该助听器模件则是按所用助听器电路的规范而提供的。这些程
序信号和接口方法对于熟悉助听器设计技术的人员来说是熟知的。目前市场上买得到的其
它可编程序助听器采用了超声波或红外信号，且在助听器内配有合适的信号接口电路。
一种可供选择的声耦合方法通过声耦合器243，将ICP接收器136耦合至助听器传声
211，正如图20所示。本发明所独有的扩展的传声器端口242也可用作一个手柄，在正常
使用期间，能够促使助听器214容易地插入和退离耳道。
本发明的另一实例如图22所示，采用一声耦合器290，适于插入到助听器214的传声
器端口299。传声器端口299凹进，以容纳声耦合器尖291。
另一种声耦合方法(未示出)采用吸杯环把ICP接收器耦合到已有的常用的助听器上，
该助听器不具有专门的接口部件。
本发明的直接声耦合的一个主要优点是，在调整或评估助听器时，提高了该助听器的
传声器的信号噪声比。这主要是通过助听器传声器与ICP耦合而与室内环境噪声的声学隔
离来实现的。
本发明的助听器还采用了一种探针管通道，以通过如图19至22所示控针测量系统可
进行探针管插入和接着进行耳道内声学测量。传统的用助听器耳道内测量方法涉及将探针
放置在助听器下面，这使探针受到挤压影响，从而影响测量的准确性。而且，将探针管置
于助听器下面会形成一个声学泄漏通道，从而引起振荡反馈。本发明的的探针管道还提供
了当助听器置于耳道时推进探针的改进方法。
图23中所示这些阶段的次序代表本发明系统特有的一种典型装配过程。本发明最佳实
施例子的虚拟电声听力计系统提供的装配过程包括五个阶段：(1)基准测量264，(2)无
助听听力评估265，(3)预定的助听的听力评估266，(4)模拟助听的听力评估267，以及
(5)助听的听力评估268。但是，各个阶段或第一阶段的组成可个别地，或按适合于做听
力评价的患者的其他次序进行管理。每一处理阶段在一图形模件中实现，如图24-28所示。
第一阶段，即基准测量，由基准测量模件(图24)实现，该模件包含一基准测量窗口
(图24中表示为打开的)和一信号模型窗口(图24中表示为图象)，基准测量窗口允许测
量各种传递函数，这些函数在以后的整个装置过程中被采用。
上述无助听传递函数Hua(pn,jw)是在选择3D-REUR(三维真耳无助听的反应)任选项
时测量的。测量值是从前(面对扬声器1号)或从后(背向扬声器1号)取方向，根据所
选的前/后任选项来得到的。取决于横向/径向选项，可以把右耳和左耳传递函数的图象显示
在横向或径向平面上。图24显示横向平面上一组8对Hua(pn,ju)的传递函数。这些测量是
使患者处于扬声器列阵(如上所述)中间，并把右探针管和左探针管置于其各自的未闭塞
的耳道中来进行的。
本发明另一新特征是测量和量化模拟助听器闭塞效应的能力，以及配装助听器的能力。
但是，在进行闭塞测量之前，必须进行未闭塞耳道的基准测量。这一程序，简而言之，是
要求患者发出一个元音，最大好是低频谱高能容量的元音，如“ee”。用位鼓膜附近的探身
进行测量。闭塞时效应的基准测量值(即未闭塞耳道)，被保存下来，使ICP或助听器在耳
道被闭塞时测量闭塞效应，下面将加以说明。在选择闭塞基准任选项时，将进行闭塞效应
基准测量。
在选择面板反应任选项时，测量面板传递函数Hpf(pn,jw)(图表中未示出)。ICP置于
耳内，探针管尖端位于面板的话筒位置132内，如图13所示。
在选择ICP校准任选项，测量ICP接收器对真耳传送函数Hicp-rec(uw)。这要求将探针
管插入ICP的探针管道内，并使探针管末端靠近鼓膜。
在进行各种反应和校准测量时，为便于使探针在耳道内处于适当位置，采用一种新方
法来优化探针在耳道内的定位，而且特别是将由于鼓膜的声波反射而产生的耳道内驻波效
应降低到最小。与频率相关的驻波图形是非常有特点的，这对声学尤其是真耳声学测量领
域的技术人员来说，是相当熟悉的。本发明的新方法涉及发出一种双音调声音，其一为1
千赫至5千赫的低频，其二在15千赫到20千赫范围内。音调信号经扬声器或ICP接收器
传送，对该音调信号作出的声学反应取决于测量值，这是话筒探针系统连续测得，并显示
在监视器上，如图30-32所示。
图29表示个人单耳对每一音调作出的声学反应图表，可看出当探针被推进到鼓膜附近
时，对低频反应的特征性上升及在高频反应中则下凹。对于15千赫音调，下凹出现在离鼓
膜约5毫米处。在探针插入期间，监视有关的反应特征提供了一种视觉计算机辅助方法，
用以指示适当的指针位置，如图30-32的频谱图所示。这一过程的结果表明，通常有一显
著的下凹，如图31所示，典型的超过15分贝，随后在高频反应即第二音调反应时出现明
显的上升。
随着探针插入接近鼓膜处，低频反应即第二音调反应仅显示了3分贝范围内的少量增
加。在这过程中，尽管探针末端至鼓膜的距离近似值是可能的，但该过程的目的是在测量
传递函数期过程中探针定位到能使所考虑的测量频率发出最小驻波。例如，若希望无助听
反应测量值达到6千赫，则推进探针至检测到15千赫反应处出现一个下凹，并确保测量误
差在6千赫处不超过2.5分贝。选择一个更高的频率作为第二音调，可提高检测的精度，
虽然这使探针推进太深的可能性增大，导致探针接触鼓膜表面，但通常是安全的，只会有
不舒服的感觉。
音调的其他组合，包括单个，三个，复合和其他信号，也能够实现上述过程，即连续
测量各种声刺激的反应和检测探针被推进到一合适的停止点，并无需注意探针与鼓膜的距
离。这个合适的探针位置以下称为探针基准点。
第二阶段，即无助听评价，由一无助听评价模件完成。如图25所示，包括一无助听分
析窗口，在图中是打开的，一空间窗口，也是打开的，一信号模式窗口，是被图象化的，
以及听力评价窗口，也被图象化。
在耳道内插入ICP时，无助听分析窗口允许进行各种耳道内的测量及显示无助听条件
下的听觉评估。测量值和图形包括听力图谱、失真度、时间分析、频谱和2-cc曲线。声刺
激、测量方法及这些测试相关的图形，对于声学和信号分析领域的技术人员来说是相当熟
悉的，但以下所述的可听变频谱图是本发明独有的新特征。
可闻度频谱图是一种频谱图形表示相对于个体听觉断面的信号可听度以及一声信号的
临界可闻度特性。可闻度频谱图基本上是一三维矩阵，由指出反映信号动态(时间)和临
界可闻度区域(CAR)对频率的二维图形表示，如图25所示。CAR作为外轮廓，对从信
号模式窗口中选出的每一信号段是特定的。语音段的CAR由临界声音特征确定，如元音中
显著格式的能量、语音的基本频率的能量，非周期频率声音的能量以及根据选定的信号模
式，其它已知影响可懂度、测定或辨别的判断。
可闻度频谱图由：分析信号的频谱图、定义的CAR，计算后的探针所测得频谱图及比
较在CAR测得的个人听觉断面图组合而成的。测得的频谱值在个人听觉阈值以下部分称为
阈下(B-阈)值，阈下值限定了CAR内的，并限定了外轮廓区，而测得的频谱超过值CAR
范围内的于听觉阈值以上的值的规定为阈上(A-阈)值，阈上值其限定了阈下区内的一个
区域。测得的频谱值超过个体不舒服的响度级(UCL)，规定为高不适应响度级(A-UCL)
值，该高不适应响度级形成最内的轮廓区。
产生的色彩编码图，形成了典型的语言信号的轮廓。但是，任何类型的声信号可指定
为CAR和一对应的根据个体所测得的听觉断面图作出的可听度频谱。可听度频谱的目的是
通过考虑个体听觉断面图和信号模型的临界可听度的目的是通过考虑个体听觉断面图和信
号模型的临界可听度特征，提供一种快速的图形方法来表示动态接收声信号的可闻度。该
图对助听预测、模拟助听和助听评价期间的助听器安装优化过程特别重要。
空间化窗口允许选择信号表达模式，可以是空间化模式或颅内模式。空间化模式，按
照头部、声源、背景和边界选定的空间关系，通过插入的ICP将所选的声源和背景信号传
送给双耳，如图25所示。空间关系包括声源与头部基准点之间的距离(d)，方位角(θ)
和仰角(α)。
各种个体和校准传递函数被用来合成具有逼真听觉效果的声信号。信号源与相应的电
平从信号模式窗口中选出(未示出)。另一方面，颅内模式提供传统的表示方法，此时所选
择的信号和相应电平没有采用空间化方式而传送至一个或二个耳内。
信号模式窗口允许选择声源、背景信号和相应的电平。声源的选择可以是纯音调型、
语言、音乐或任何有听觉意义的信号。背景信号通常为干扰语言，环境噪声和其它有听觉
意义的信号。从空间化模式中选择信号电平，最好由分贝声压级(dB SPL)表示，即校准
至高自由场声源1米的值。所测得的耳道内声学反应最好以分贝声压级显示，就象探针传
声器系统测得的那样。
在颅内模式中，声源和背景信号就象传统听力测试法一样传送到右耳、左耳或双耳。
选定的信号电平最好是以分贝声压级(dB SPL)表示。经上述ICP校准法取得的Hicp-rec(jw)
传递函数允许按分贝声压纹选择电平。而且，经探针传声器系统取得的测量值需要时可确
定探针会和ICP保持在耳道内的适当的位置。
声源、背景信号类型、电平和空间化模式的具体选择被定义为信号模式。通过系统可
选择、保存和检索一个或多个信号模式，作为展示和分析用途。信号模式可表示任何单独
的或组合的声信号/情景，包括语言，背景噪声、音乐、纯音调、掩蔽噪声、合成信号和其
他具有听觉意义的信号。
图标化的听力测试评价窗口允许采用各种传统的听力测量值，这包括阈值听力图，最
舒适电平(MCL)，不适响度级(UCL)语言接受阈值(SRT)，及各种声学领域专家所熟知的
听力测试值。但是，不像传统的听力计那样，在各种声耦合器中对变换器进行校准并按相
应听觉电平(HL)进行测量，推荐的方法是按绝对声压级测量耳道内的反应。
本发明的另一特点是与听力测试信号表达模式有关。如上所述，从空间化窗口选择的
空间化模式或颅内听力模式不仅影响从信号模式窗口中的挑选出来的展示，而且也影响听
力测试评价窗口。例如，标准的听觉单词，如NU-6或W-22，通常用于传统的语言听力计，
可在传统的颅内模式中，或者在本发明特有的空间模式中表达。
空间化无助听评价的信号处理包括无助听传递函数，Hua(pn,jw)，基于选择空间化窗
口而内推所得，以及Hicp-rec(jw)传递函数，图10表示特定的空间化窗口无助听评价的
信号处理。
第三阶段，助听预测评价，由助听预测评价模件实现。如图26所示，该模件允许进行
操作的临床医师选择一助听器并预测其性能，而不涉及听力受损的个人。该模件是由打开
的助听选择/调节窗口，打开的预测分析窗口，图标化的信号模式窗口、图标化空间窗口及
听力测试评价模件组成。信号模式，空间化和听力测试评价窗口基本上与无助听评价阶段
所述的相同。
助听选择/调节窗口允许助听选择和其后的调节。选择/调节的预测结果显示在邻近的
预测分析窗口所选定的图形中。助听选择可以是自动的或手动的，取决于所选择的助听自
动/手动任选。自动选择涉及根据选定的装配算法及其他各种听力受损人员和进行操作的临
床医师所选择的准数，以选择一个或多个助听器。传统的安装匹配公式和方法如P0G0、Berger
和NALⅡ也被采用。
推荐的组装匹配方法是动态可闻度方法，其采用一种合理的方法可优化可闻度频谱，
这对应的图形是使阈值上(A-阈)，轮廓区最大化，而同时使阈下(B-阈)和不适响度级
(A-UCL)的轮廓区最小。与这些选定特征最佳匹配的助听模式可自动地从系统存储器中检
索出。
另外，从可用模式列表中选择一种或多种助听模式可进行手动选择。一种助听模式包
括所有用于信号模式的信号处理所必需的电声参数。信号处理的结果用于预计分析窗口作
为分析与作图用途。根据所选的助听调节自动/手动任选项和安装匹配方式，选定助听模式
的助听参数，可进行自动或手动调节。
助听器控制参数组通常对选定的助听模式是独一的。在图26所示的实例窗口中，选择
了助听模式DigiLink100，其控制参数是：音量控制(VC)，低频切断(LFL)，压缩阈值
曲线(TK)，传声器类型(MIC)，接收器类型(REL)和反映插入的ICP通气口尺寸大小的
选择。若选择不同的通气口尺寸，则不论是通过通气口尺寸插入选择进行手动方式，还是
通过可编程微型阈孔选择进行电子方式的选择，最好是测量新的Hicp-spkr(jw)传递函数，
以改善分析精度。
如上所述，预计分析窗口与无助听分析窗口基本上相同，除了是信号处理模式之外，
包括测定的面板传递函数Htp(Pn,jw)(292,293；图33)，助听器传递函数Hha(jw)(294；图
33)，以及为助听耳测定的ICP接收器对真耳Hicp-rec(jw)传递函数(295；图33)。助听
器Hha(jw)传输函数是典型的非线性，并依据所选的助听器而变化。整个助听器传递函数
典型的包括话筒传递函数Hnic(jw)，助听器电路传递函数Hha-rec(jw)和接收器传递函数
Hha-rec(jw)。传递函数Hna(jw)与传递函数Hha-t(jw)的不同之处在于，前者不包括助听
接收器传递函数，相反，包括一接收器校正传递函数Hrec-cor(jw)，来明确预测的助听接
收器与所使用ICP接收器之间的差异。该校正传递函数Hpec-corr(jw)典型的是一线性函
数，并由VEA系统提供。
图33表示用于儿童受话人/教师发话人情景的一有助听右耳和无助听左耳的预测助听
分析过程。数字信号的处理结果存储在系统存储器106中，作为分析和显示用途。
系统存储器中的预测数据分析包括上述的可闻度分析。图形包括一可闻度频谱图，它
表示与相对于临界可闻度区域(CRAs)的阈上、阈下和高-UCL的可闻度轮廓。图26表示
在助听预测条件下与相交图25的无助听条件下，进行比较，前者改善了可闻度，即增加阈
上轮廓区。
本发明独有的另一种预计测量值是测量ICP被插入耳道后引起的闭塞效应的量值，此
测量值的特点是个人自身语言的感觉放大。本发明提供了一种测量方法，可主观地或客观
地测量闭塞效应的大小。主观的方法是要求个人佩戴ICP时评价其说话是的语音。如果听
觉受损的受试者感觉不愉快，则考虑更换代表另一种助听器的ICP。
客观的方法涉及到通过在闭塞的耳道中的探针系统测得的反应值，减去闭塞效应的基
准测量值，即未闭塞的耳道测量值，如上所述。
耳道外部的患者传声器57，是代表性地用来记录闭塞效应测量期间个人自己的语音，
以确保在未闭塞和闭塞耳道测量时有恒定的电平强度(参见Mueller,H.G.,Hand’rgs
D.B.Nother,J.L.等人所著的《探针传声器测量：助听器选择和评估》，1992年，221-224
页)。本发明独有的特性不仅消除了对语音强度不变的要求，而且也不需要恒定的语音频谱
特征。这是按照个人自身语音频谱特点的差异，调整计算出的闭塞效应的测量值后来完成
的。
听觉专业内的人员都知道，深插助听器入耳可大大减小闭塞效应，特别是在125赫至1000
赫的低频范围内。因此，代表较小模拟助听器的较小的ICP，可用于以后的评价阶段。
图27的图形表示的是由两种类型的ICP，即ICP-ITC和ICP-ITE造成的闭塞效应。该
图形表示对个人ICP-ITE与ICP-ICP对比的显著的闭塞效应。这是可以预料的，因为ICP-
ITE产生更大的残留容量，以残留容量与已知闭塞效应成正比。
在探针基准点处进行的ICP测量的优点是，所有测量值与所选的ICP或其在耳道内的
位置无关。然而，为对个人提供精确的空间化声音，只要选择一新的ICP并将其插入到耳
道内，就需要Hicp-rec(jw)传输测量值。
本发明另一个独特的测量值是通过来处ICP接收器声泄漏引起的声反馈，当模拟助听
器面板时，则声泄漏至ICP的面板上。传递函数Hicp-fb(jw)(338，图37)，例如振幅和
相位反应，如上所述，在面板处测得。从ICP探针管道中移去探针管后形成的开口，最好
在声反馈测量时被塞住，以排除因探针管道造成的声泄漏。反馈传递输函数主要应用在模
拟助听器的振荡反馈的模拟和预测中。这种不希望出现的振荡反馈表现为一种啸声，会干
扰助听器的正常工作。具有已选择设定值的模拟助听器，其产生的振荡反馈的预测和模拟，
是通过结合ICP反馈传递函数Hicp-tb(jw)337来完成，如图37所示。
佩戴ICP的人可从ICP接收器里听到振荡反馈。振荡反馈也可通过ICP话筒系统连接VEA
系统后被测得。这种特征也允许操作的医师能调节模拟助听器的置定值，特别是增益，频
率反应和孔径大小，这样能使振荡反馈减到最小或被消除，同样的，VEA系统也能用来自
动选择一个可变的助听器或可变的助听器参数组，这样也使振荡反馈最小化或被消除。
助听预测分析窗口也包括其他的分析和相应的图象，如听力图、失真图、时序分析图、
频谱，2-cc耦合器曲线。这些标准化测量和图象为熟悉听觉科学和技术的人员所知。2-cc
耦合器涉及使用真耳对2-cc耦合器转换公式将测得的耳道内反应转变成标准2-cc耦合器
曲线。标准信号模式，如纯音调，典型地涉及2-cc耦合器测量值(参见《助听器特性规范》，
ANSI-S3.22-1987，美国国家标准研究所)。其他设想的并在本发明范围内的评估方法包括用
于无助听、预测助听、模拟助听和助听条件下的清晰度指数(AI)测量。
助听预测模件的一个目的是按照选定的信号模式，选定的助听参数组和个人听觉断面
图，客观地预测所选助听器性能而不涉及听力受损的个人。
第四阶段，模拟助听评价，是由模拟助听评价模件来实现，如图27所示。该模件允许
操作者选择并优化一个或多个助听器及模拟他们的听觉特性。这模件包括一个打开的助听
模拟窗口，一个打开的模拟助听分析窗口，一个图标化的信号模式窗口，一个图标化空间
化窗口和一个图标化的听力测试评价窗口。信号模式、空间化、和听力测试窗口基本上与
上面所述的相同。模拟助听窗口与预测助听评价模式的助听选择/调节窗口基本相同。同样，
模拟助听分析窗口与预测分析窗口基本相同。
模拟助听评价模件一个重要的不同处是，模件能合成模拟助听条件，并能向听力受损
的个人提供可听得到的结果。另一个显著的差别是，分析由基于测量的模件而非预测数据
完成的。如前所述，测得的反应是通过传声器探针测量系统得到的，而探针末端如上所述
被置于探针基准点上。
如图34所示为一个模拟助听信号处理的实例，涉及听力传递函数Hna(jw)包括Hrec-
corr(jw)的用于助听耳的模拟的以及面板传递函数Hfp(Px,jw)。处理的结果通过数字——
模拟转换器115，被转换成模拟信号，并分别传递至插入个人耳道的左、右ICP,119和120。
如果预测助听传声器是属方向性类型的，则采用代表方向特性的单独的传声器传递函
数，如图35所示。数字声音文件107从系统存储器106中检索出，并用面板传递函数
Hfp(P1,jw)(310，图35)和Hfp(P2,jw)(312；图35)，加以处理这里的P1和P2代表三维空
间中的二个点。从P1和P2开始的信号路径可分别代表直射路径和一次反射路径。二次反
射路径P3,P4……,Pn(未示出)能同样表示在数字信号处理中。
每一个面板传递函数步骤的结果，进一步将用从点P1,P2……Pn出发的每一信号路径
对应的传声器传递函数318、320进行处理。如图35所示，这些结果相加成326，并由助
听器电路传递函数Hha-cir(jw)322、Hrec-coor(jw)324进行处理。最终的数字化处理信号
经数字——模拟转换器115转换成模拟信号，并经听力测试变换器接口117传送到耳道内
适当的ICP。
模拟助听分析窗口包括测量值和对应的听力图、失真图、时序分析图、频谱、可闻度
频谱，2-cc曲线，闭塞效应和反馈分析的曲线图。这些测量值与预测分析窗口所述的基本
相同。这一过程是基于系统计算助听器指令的能力，而助听器指令则基于选定组装匹配法
则公式/理论。选定的助听器能进行调节，产生的结果在有无听力受损者参于下均可进行分
析和作图。
模拟助听模件的目的是按照测得的耳道内探针反应值，作为选定的信号模式、助听器
参数组、个人所测定的听觉断面图和对出现的可听信号的主观反应函数，主观或客观地优
化选定的助听器的性能。
本发明的一个独有的特点是能计算模拟单耳或双耳助听系统的特征，此助听系统能为
听力受损的个人产生自然的声音感觉和改善声音的定位能力。这是由选择一模拟助听传递
函数来完成，该函数与面板传递函数一起产生一组合的函数，后者则与每一耳朵的无助听
传递函数匹配。这匹配要求典型地涉及频率和相位反应。但是，期望改变振幅反应会被因
为大多数听力受损者要求增大振幅，以补偿其听力损失。
一旦助听器的选择和优化过程通过VEA系统模拟完成，则模拟助听器的特性可转换成
用于制造/组装的助听器规范。制造规范包括：由VEA系统模拟的助听器元件，包括传声器
和接收器；据所选定的ICP的助听器的形状和大小；助听器电路块和电路元件；助听器参
数设定值；以及通气孔径的类型/大小。VEA系统的一个目的是提供给制造者/组装者详细
的规格，用以制造/组装单耳或耳匹配的助听系统，匹配与助听系统最佳的模拟助听器适配。
实际助听器的订购通过图27中所示的订购单进行，该单提供了印出的详细的助听器规格。
过程的最后步骤，助听评价，由图28所示的助听评价模件来实现。该模件包括一打开
的助听评价窗口，一打开的助听分析窗口，一图标化的听力测试评价窗口，一图标化的信
号模式窗口，及一图标化的空间化窗口。后三个窗口与助听预测评价窗口和模拟助听评价
窗口基本相同。助听评价窗口允许在可编程助听器条件下，电子式调整所制造的助听器的
参数，如图21所示，在手动调节助听器的条件下显示推荐的参数置定值，如图20所示。
助听分析窗口类似于无助听、助听预测和模拟助听评价过程的窗口，只是测量值和相
应的曲线图反映的是个体耳道内实际助听器的反应，而不是预测或合成的信号，即模拟助
听反应分析。
合成现实的声信号，通过直接耦合空间化声音至助听器的传声器而出现在助听器中，
如图19-21所示。面板传递函数，Hfp(pn,jw)，和提供的ICP接收器至传声器传递函数
Hicp-mic(jw)被用于数字合成过程，如图36所示。数字化声音文件107代表空间中位置pn
处的声源，从系统储存器106中检索出，分别对左右耳和用自由场进行面板传递函数
Hfn(Pn,jw)340,342的处理。其他平行处理反映附加的声源滤波或反射路径滤波，集中表
现在虚线矩形341,343，与右112和左113累加节点相加。将累加节点的输出结果经进一
步处理，通过采用逆传递函数1/Hicp-md(jw)344,345，均衡ICP接收器到与助听传声器
耦合效应。提供给助听器351的传声器350的声信号表示为空间化信号，这些空间化信号
由VEA系统操作者经空间化、信号模件和听力测试评价窗口而具有选择和控制的特性。
与上述的ICP耦合，助听器的电声测试也可在耳道外进行，例如2-cc耦合器的测量值
可通过将助听器的接收器输出连接到2-cc耦合器输入而得到。连同VEA信号发生能力的ICP
能在其基于2-cc耦合器的助听器评价期间，发生各种声刺激信号作为助听器的输入。同样
的，通过ICP的接收器输出端与2-cc耦合器的输入端连接2-cc耦合测量值也能在ICP上
得出，即一个模拟助听器。
本发明不仅有效地处理现时的诊断数据和装配问题，而且也提供了具有显著听力学意
义的新工具的基础。例如，系统具有合成逼真声学条件的能力，无论是模拟助听或助听，
并能用作听力复原工具，而通过相互作用的训练来改善听力受损的听觉能力。在这种应用
中，对听力受损者提供空间化信号，这些信号代表在噪声背景中的说话声。虽然这些说话
声在上述的可闻度测量和方法中确定为可听的，但对于未接受训练的听力受损者来说是不
懂的。根据口头反应或通过反应键盘的记录反应，VEA系统能将可听或可视的反馈提供给
听力受损者，来指示反应的合适度。这个新试验的目的是教导听力受损者如何改善对语言
的感觉性和领悟性，这大大超越了仅有的声音的可闻性。
本发明可做的另一试验是确定个人将声音定位在一平面或三维空间的能力。一个实例
是进行最小可听角(MAA)检查的测试，依据个人的能力，利用角度单位，通过频率检测纯
音调的最小角度识别(参照Mills,A.w．所著的《有关最小可听角》，美国声学协会杂志30:
237-246,1956)。而且，个人定位能力可通过无助听，模拟助听和助听条件下进行比较。
本发明也能确定个人在一平面或三维空间中检查声音运动的能力。例如，一个发声物
体能被合成来代表在特定几何和频率图形中的运动。从而可评估听力受损者的觉查运动的
能力。而且，检测声音运动个人能力可通过在无助听，模拟助听和助听环境中的各种听力
条件下进行比较。
虽然在此本发明描述了那些推荐内容的参考，但熟悉此领域的人员更愿了解其他一些
申请可被本文所述的方法代替，而又不脱离与本发明的本旨和范围。因此，本发明不应被
以下所述权利要求来限定。