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1、10申请公布号CN104094615A43申请公布日20141008CN104094615A21申请号201180074964522申请日20111122H04R25/00200601A61B5/12200601G01H15/0020060171申请人福纳克股份公司地址瑞士施泰法72发明人A斯蒂内曼恩74专利代理机构中国专利代理香港有限公司72001代理人马红梅陈岚54发明名称处理听力仪器中的信号的方法以及听力仪器57摘要根据本发明的一方面，提供了一种估计声学传递量的方法，声学传递量表示到耳膜的声压传递，所述方法包括下述步骤当声音信号被听力仪器的接收器发射到耳道中时，通过听力仪器的耳道传声器测。
2、量耳道中的声学信号，耳道传声器与耳道进行声学通信；根据声学信号和根据听力仪器的频率依赖参考特性，确定耳道阻抗；以及根据耳道阻抗计算声学传递量的估计。85PCT国际申请进入国家阶段日2014052186PCT国际申请的申请数据PCT/CH2011/0002772011112287PCT国际申请的公布数据WO2013/075255EN2013053051INTCL权利要求书2页说明书11页附图12页19中华人民共和国国家知识产权局12发明专利申请权利要求书2页说明书11页附图12页10申请公布号CN104094615ACN104094615A1/2页21一种估计声学传递量的方法，所述声学传递量表示。
3、当听力仪器耦合到耳朵时到耳朵的耳膜的声压传递，所述方法包括下述步骤当声音信号被听力仪器的接收器发射到耳道中时，通过听力仪器的耳道传声器测量耳道中的声学信号，耳道传声器与耳道进行声学通信；根据所述声学信号和根据听力仪器的频率依赖耳朵无关参考特性，确定耳道阻抗；以及根据耳道阻抗计算声学传递量的估计。2根据权利要求1的方法，其中耳朵无关参考特性是耦合到标准声学耦合腔的听力仪器的声学量的参考特性。3根据权利要求1或2的方法，在确定耳道阻抗的步骤之前进一步包括下述步骤把听力仪器耦合到标准声学耦合腔，通过听力仪器的接收器发射声音信号到标准声学耦合腔中，通过耦合到标准耦合腔的耳道传声器测量标准耦合腔声学信号。
4、，以及从标准耦合腔声学信号获得参考特性。4根据权利要求3的方法，其中标准声学耦合腔被选择为具有定制制造的接口，所述定制制造的接口具有与听力仪器的定制制造的壳的形状适配的形状。5根据前述权利要求中任一项的方法，在计算声学传递量的估计之前，包括下述步骤中的至少一个A估计耳道的物理属性；B估计通过听力仪器通气口和/或通过泄漏壳的声音泄漏的漏阻抗，其中在计算估计的步骤中，估计物理属性和/或漏阻抗的结果分别被用作除耳道阻抗外的另外的输入量。6根据权利要求5的方法，其中耳道的物理属性被选择为包括耳道的几何量特性。7根据权利要求6的方法，其中物理属性被选择为包括声音发射平面和耳膜之间的距离。8根据权利要求7。
5、的方法，其中估计距离的步骤包括执行对所述声学信号的频率分析；标识信号处于局部极值的频率；以及将所述距离计算为对应于与所标识的频率相对应的四分之一波长。9根据前述权利要求中任一项的方法，其中传递量是真耳耦合腔差值（RECD）或真耳阻塞增益（REOG）。10根据前述权利要求中任一项的方法，进一步包括下述步骤根据对传递量的估计的结果，调整听力仪器信号处理参数。11根据前述权利要求中任一项的方法，其中在耳道阻抗的计算中，不使用通过在耳朵中引入的任何分离探头获得的测量数据。12一种听力仪器，包括至少一个输入传声器（1）、至少一个信号处理器（3）、至少一个接收器（5）和至少一个耳道传声器（11），所述接收。
6、器（5）和所述耳道传声器（11）被布置为与在听力仪器的听筒和耳膜之间限定的容积直接通信，所述信号处理器被配置为执行根据前述权利要求中任一项的方法。13根据权利要求12的听力仪器，其中接收器声音开口和耳道传声器声音开口限定近权利要求书CN104094615A2/2页3似垂直于耳道轴的平面，在所述接收器声音开口处由所述接收器发射的信号出去到所述容积中，在所述耳道传声器声音开口处所述耳道传声器或连接到其的管道连接到保留容积。14一种测量听力仪器特性的方法，包括下述步骤给听力仪器提供定制成形的听筒，所述定制成形的听筒被适配于听力仪器佩戴者的耳道的形状；定制制造包括内部空间的校准元件，所述内部空间具有所。
7、限定的容积且具有被成形为适配于听力仪器的形状的开口；把声音信号耦合到所述内部空间中；以及测量所述内部空间中的得到的频率依赖声学信号。权利要求书CN104094615A1/11页4处理听力仪器中的信号的方法以及听力仪器技术领域0001本发明涉及处理听力仪器中的信号的方法，以及涉及听力仪器，具体为助听器。背景技术0002听力仪器到鼓膜（TM/耳膜）的声学耦合通常是借助于真耳耦合腔差值（RECD）来描述的，真耳耦合腔差值指示2CC耦合腔（耳道的标准化人造模型）处的声压和耳膜处的声压之间的差值。0003描述听力仪器（或听力仪器的被插入到耳中的那部分（听筒）和真耳之间的声学相互作用的另一个量是真耳阻塞增。
8、益（REOG）。REOG描述了当听力仪器被关闭时在耳朵上入射的声音信号到耳膜的声压信号传递。0004根据现有技术方法，考虑真实的人的耳道中的个体情形要求例如在耳膜前面通过传声器探头的测量。这样的测量不是直截了当的，是耗时的且要求专门的装备。而且，突出的探头末端易于被弄脏且可能引起病人的不愉快感觉。另外，测量的准确度受限，这是因为由于探头的引入而可能通过听筒引起附加的泄漏。而且，装备将需要被校准以使灵敏度变化相等。此外，因为不同长度的管道和耳垢保护的变化，存在个体差异。校正方法要求SPICE模型拟合或存储在查找表中的数据。另外，校正的估计不与常见的真耳耦合腔差值（RECD）兼容。0005用于通过。
9、未在耳膜处放置而是远离耳膜放置的探头估计耳膜处的声压的方法的示例例如在US2010/0202642和WO2010/016925中公开。在WO2010/016925中，基于/4谐振来估计探头传声器和耳膜之间的距离。/4谐振是耳道中的声音水平中的发音浸入。然后，这被用于通过添加“浸入函数的倒数”来校正在TM处估计的声压水平。虽然这些方法在避免对耳膜的直接探头接触方面提供了相对于现有技术的某种改进，但是它们仍然要求分离的探头。0006许多未来的听力仪器将具有用于主动阻塞控制的耳道传声器。主动阻塞控制测量耳道中的声音水平（通过耳道传声器）并把测量信号（经特定函数滤波）的倒数提交给接收器输入。US200。
10、6/0083395提出了借助于耳道传声器来测量声学反射率（来自于耳膜和耳蜗的反射压强和入射压强之比），以自动调整助听器的处理参数。在反射率测量中，所测量的阻抗可以被用作输入参数。0007然而，在没有进一步的输入数据、尤其是对耳道横截面的估计的情况下，借助于声学反射或另一功率量而对耳膜处的声压的估计（以及因此还对RECD的估计）是不可能的。0008大多数耳道传声器应用被限制为控制传声器声压，且既不包括校准又不包括对耳膜声压的估计。因此，当前的模型没有适当地考虑从耳道传声器到耳膜的传递。发明内容0009本发明的目的是提供一方法，该方法确定听力仪器到耳膜的声学耦合或另一真耳声学量，其克服现有技术方法。
11、的缺点且尤其不要求与听力仪器分离的探头被引入到耳道说明书CN104094615A2/11页5中。0010本发明的构思是将听力仪器专用的声学耳道阻抗特性用于估计耳膜处的声压水平，而不使用听筒内侧（即，更接近于听筒）的任何探头。0011在本文本中，听筒通常指代ITE/ITC/CIC听力仪器，或者具有处于耳朵外部的部件的听力仪器（诸如BTE听力仪器）的被放置在耳朵中的那部分。换句话说，虽然在一些听力仪器中，听力仪器由听筒构成，但是在其它听力仪器中，听筒是听力仪器的一部分且与听力仪器的其它部分（例如耳后的部件）通信。0012在许多实施例中，听筒包括硬的或可能软的壳，该壳具有被适配于个体的耳道的形状的形。
12、状。在一些实施例中，可替代地，它可以是“通用拟合”类型的，包括适配于耳道的软尖端。壳可以包括有源部件，诸如用于ITE/ITC/CIC听力仪器的传声器和接收器以及信号处理器和电池，或者至少用于BTE听力仪器中的一些的接收器，或者它可以仅被配置成保持把（一个或多个）其它部件连接到耳朵的管道。0013经常，听筒将包括所谓的通气口，即，把耳膜前面的封闭保留容积与外部连接的小通道。0014根据本发明的第一方面，提供了一种估计声学传递量的方法，所述声学传递量表示到耳膜的声压传递，所述方法包括下述步骤当声音信号被听力仪器的接收器发射到耳道中时，通过听力仪器的耳道传声器测量耳道中的声学信号，耳道传声器与耳道进。
13、行声学通信；根据所述声学信号和根据听力仪器的频率依赖参考特性，确定耳道阻抗；以及根据耳道阻抗计算声学传递量的估计。0015在此，耳道传声器（像接收器）与耳道容积直接（声学）通信，耳道容积保留在听筒和耳膜之间。直接通信在这个上下文中暗示传声器/接收器的输入或输出分别开口到该容积中或通过专用声音传导器（诸如管道）而与该容积连接。经由壳、人类组织和/或通气口的仅仅不可避免的耦合不被认为是直接声学耦合。0016优选地，听力仪器参考特性将是耳朵无关的。它可以是耦合到标准声学耦合腔的听力仪器的声学量的特性。0017基于由耳道传声器对声学信号的测量而确定的阻抗依赖于耳道传声器并且可能地依赖于个体接收器对传声。
14、器灵敏度和管道等的影响。考虑频率依赖特性可以处理这类依赖性。频率依赖特性可以例如是当听力仪器的听筒耦合到这样的标准声学耦合腔（诸如2CC耦合腔）时由耳道传声器测量的频率依赖传声器信号（声压信号）。这个特性可以例如在听力仪器交付之前由制造商针对听力仪器单独测量且此后存储在其存储器中。替代地，表示特定听力仪器模型的值的平均的标准值可以被存储在存储器中；然后，特定模型的所有听力仪器具有相同的特性。用于针对耦合到耳道的耳道传声器和接收器的测量和针对耦合到标准声学耦合腔的耳道传声器和接收器的测量的声音信号可以是相同的。例如，可以使用具有宽的、可能平坦的频率分布的声音信号或作为时间的函数变化的声音信号。0。
15、018确定听力仪器的参考特性的可能性可以被分类如下使用通用内部参考（例如表示特定听力仪器模型的值的平均）；使用（例如定制制造的）校准容积和听力仪器耳道传声器；使用若干（例如定制制造的）校准元件和听力仪器耳道传声器；说明书CN104094615A3/11页6使用具有校准传声器的一个或多个校准容积。0019耳道阻抗可以是针对在耳道中的声音入口平面中发射的声音的阻抗，声音入口平面例如是听力仪器的听筒的内部（内侧）端平面。因此，阻抗例如是在声音入口平面中的声压水平和相同平面中的声音流量的比率。声音入口平面可以是来自接收器的管道在其中开口到耳道中的平面；这个平面可以对应于来自耳道传声器的管道在其中开口到。
16、耳道中的平面。0020根据可能性，在测量耳道阻抗的步骤中，借助于由接收器发射且由耳道传声器测量的测试信号来测量耳道阻抗。在其它实施例中，由接收器发射的正常想要的声学信号用于测量阻抗。通过使用耦合到标准声学耦合腔的听力仪器的声学量，这个效果可以在根据所测量的信号计算耳道阻抗时被补偿。0021本发明的理解基础实施例是考虑例如耦合到标准耦合腔的听力仪器的参考数据的简化阻抗测量和通过耳道传声器对声压的简单测量可以被用于测量耳朵中的阻抗。以下事实是出乎意料的在单个标准耦合腔上获得的数据可以被用作权宜输入以确定真实耳道的阻抗。这一点的一个原因是已发现在听力仪器中接收器可以被近似为理想声音流源，使得由接收器。
17、产生的声音流量变得近似与它所耦合到的声学阻抗无关。仅由于这个理解，将从单个标准容积上的测量记录的声音信号数据用于确定真实耳道阻抗变得可能。0022本发明的另一理解基础实施例是耳道阻抗（更具体地，声音入口平面处的阻抗）是用于计算声压传递量（诸如真耳耦合腔差值（RECD）的良好输入量。0023根据可能性，在根据声学阻抗计算声学传递量的估计的步骤之前，执行下面步骤中的至少一个A估计耳道的物理属性；B估计通过听力仪器的通气口和/或通过泄漏壳的声音泄漏的漏阻抗。0024在执行步骤A的情况中，在计算声学传递量的估计的步骤中，所述声学量是根据声学阻抗并且根据所估计的几何参数来计算的。在执行步骤B的情况中，在。
18、计算指示耳膜处的声压的声学量的步骤中，声学量是根据声学阻抗（耳道阻抗）和所估计的漏阻抗来计算的。0025而一些实施例依赖于步骤A和B的组合，在本发明的许多实施例中，精确地，步骤A和步骤B中的（仅仅）一个被执行。0026指示声学传递的量可以是传递阻抗ZTRANSPDR/QECDR耳膜，EC耳道。替代地，它可以是密切相关的RECD或者另一声学耦合量。0027本发明的另一理解基础实施例是传递阻抗是判定量，因为已发现听力仪器接收器几乎是理想声音流源，即，源阻抗如此高以至于它可以被忽略。换句话说，与作为声压源相比，助听器接收器更可能是声音流源，而在耳膜处，声压是感兴趣的。最终感兴趣的量是传递阻抗ZTRA。
19、NSPDR/QEC。0028又一理解是由于耳道的声学行为所展示的负载依赖性，它可以被描述为双端口网络。应用戴维南（THVENIN）定理，助听器和耳道可以由理想声音源来建模，理想声音源具有由耳膜阻抗加载的双端口和源阻抗。0029在示例中，声学量是指示从接收器到耳膜的声学传递的传递量，例如真耳耦合腔差值（RECD）或声压传递函数。本发明的理解基础实施例是对于指示从接收器到耳膜处的说明书CN104094615A4/11页7声压的传递的声学量（诸如RECD），仅基于耳道阻抗和耳道的物理属性，非常好的估计才是可能的。对其它量（诸如漏阻抗）的依赖性和解剖量（诸如耳膜的特性、周围组织的特性、骨结构、听筒到耳。
20、道的机械耦合等）的影响可以被忽略和/或在耳道阻抗中被充分考虑。0030在示例中，耳道的物理属性是几何属性。例如，物理属性可以是听筒和耳膜之间的保留容积的长度，即，听筒和耳膜之间的距离。这个距离可以例如是基于从现有技术已知的四分之一波长谐振来估计的。对由耳道传声器测量的信号的频率依赖性进行分析。对信号处于局部极值（尤其是局部最小值）的频率进行标识。然后将距离计算为对应于所标识的频率的波长的四分之一。0031在另一实施例中，物理属性的影响由解剖激发模型考虑，在解剖激发模型中，由阻抗网络或至少一件管道和阻抗来建模外耳和中耳，然后，阻抗/管道的值被拟合为使模型的频率依赖声学输入阻抗达到与相应测量值的最。
21、佳对应。0032在又一示例中，物理属性的影响由统计线性和非线性模型考虑。0033本发明的又一理解基础实施例是对于指示从耳朵外部到耳膜处的声压的传递的声学量（尤其是真耳阻塞增益（REOG），可以基于耳道阻抗和漏阻抗来进行良好估计。漏阻抗的估计和耳道的物理属性的估计的组合可以导致甚至进一步改进的估计。REOG是当听力仪器被关闭时耳膜处的与入射环境声音的声压水平有关的作为频率的函数的声压水平。0034在示例中，根据耳道阻抗以及（仅仅）根据漏阻抗来估计REOG。0035在另一示例中，根据耳道阻抗、根据漏阻抗以及另外根据耳道的几何量（例如，根据上文中提到的四分之一波长处的浸入而确定的保留容积的长度）来估。
22、计REOG。0036根据本发明的第二方面，提供了一种估计声学传递量的方法，所述声学传递量表示到耳膜的声压传递，所述方法包括下述步骤当声音信号被听力仪器的接收器发射到耳道中时，通过听力仪器的耳道传声器测量耳道声学中的声学信号，耳道传声器与耳道进行声学通信；估计耳道的物理属性和/或通过听力仪器通气口和/或通过泄漏听筒壳的声音泄漏的漏阻抗；以及根据测量声学信号的结果和估计物理属性和/或漏阻抗的结果，计算声学传递量的估计。0037在计算声学传递量的步骤中，可以借助于表示听力仪器自身的特性的存储值来考虑听力仪器的属性的影响。尤其，存储值可以表示当听力仪器耦合到标准声学耦合腔（诸如2CC耦合腔或者更小或可。
23、能更大的耦合腔）时听力仪器的声学量的频率依赖特性。上文和下文中教导的特性和与确定这些存储值有关的可能方法步骤也适用于本发明的第二方面。对以下步骤来说同样适用估计耳道的物理属性和/或通过听力仪器通气口和/或通过泄漏听筒壳的声音泄漏的漏阻抗。0038在处理估计表示耳膜处的声压的声学量的所有方面和实施例中，接下来可以是调整听力仪器处理参数的步骤，该调整基于声学量的估计的结果。例如，如果声学量是RECD，则调整可以是通过对应于RECD的函数对被施加到入射信号的所计算的频率依赖增益的校正。0039借助于测量由听力仪器接收器生成的信号的耳道传声器确定耳道阻抗和/或表示到耳膜的声压传递的声学传递量可以被看作。
24、简化的阻抗测量。测量值通常将依赖于听力说明书CN104094615A5/11页8仪器自身（尤其是接收器、管道以及可能耳道传声器）的属性。根据本发明的第三方面，上文中讨论的耦合到标准声学耦合腔的听力仪器的声学量的频率依赖特性或任何其它听力仪器特性可以借助于定制的标准声学耦合腔而测量。0040因此，根据本发明的第三方面，提供了一种标准声学耦合腔，所述标准声学耦合腔包括具有所限定的容积且具有开口的内部空间，所述开口被定制成形为拟合于听力仪器的听筒。0041测量听力仪器特性的相应方法包括给所述听力仪器提供定制成形的听筒，所述定制成形的听筒被适配于听力仪器佩戴者的耳道的形状；定制制造包括内部空间的标准声。
25、学耦合腔，所述内部空间具有所限定的容积且具有被成形为适配于所述听力仪器的形状的开口；把声音信号耦合到所述内部空间中；以及测量所述内部空间中的所得到的频率依赖声学信号。在此，声音信号由听力仪器接收器产生（然后，即，听力仪器接收器通过开口与所述内部空间直接声学通信），和/或声学信号由听力仪器的耳道传声器测量（然后，即，耳道传声器通过开口与所述内部空间直接声学通信）。0042可以使用从模制耳道和/或从在耳道处执行的测量直接获得的数据来完成校准元件（标准声学耦合腔）的定制制造。此外或替代地，可以使用从在听筒自身处执行测量获得的数据。0043标准声学耦合腔在此用作校准元件。它可以具有2CM3的尺寸（内部。
26、空间的容积）或与其不同的尺寸（例如更小）。0044根据替代方案，通过在校准元件的测试容积内提供的分离测量传声器来完成测量。那么，除声学阻抗参考外，可以同时确定个体输出灵敏度（SENSOUT）值。附图说明0045在下文中，参考附图来更详细地描述根据本发明的方法和设备的实施例。在附图中，相同的附图标记指代相同或类似的元件。附图全是示意性的。0046图1是具有听筒的听力仪器的简化方案，该听筒被插入到耳中以使得听筒和耳膜之间的保留容积被限定；图2A和2B是到2CC耦合腔的声学传递的矩阵模型和戴维南模型；图3A和3B是到真实耳膜的声学传递的矩阵模型和戴维南模型；图4A和4B是针对不同管道的KNOWLES。
27、FK200接收器的源阻抗的仿真；图5是中和外耳的模型；图6是中和外耳的另一模型；图7A7D是针对不同耳朵测量和估计的RECD；图8是一般统计模型；图9是一般线性模型；图10是一般非线性模型；图11和12是具有和不具有听力仪器的定做校准元件的实施例；图13A和13B是都考虑了漏阻抗的模型，针对在助听器激励的情况下从耳道到耳膜的传递（图13A）和表示在关闭听力仪器的情况下从外部到耳膜的传递的REOG情形（图13B）；图14是针对不同通气口直径的漏阻抗和对应的估计的频率依赖性的仿真；以及说明书CN104094615A6/11页9图15是通过不同近似而计算的REOG的仿真。具体实施方式0047在图1中。
28、示意性表示的听力仪器可以是耳后（BTE）类型、耳中（ITE）类型（完全在耳道中（CIC）类型或不是）、或者任何其它类型的。它包括输入传声器1。在实践中，经常使用多于一个输入传声器，和/或除输入传声器外，可以存在用于接收信号的另外接收装置，诸如遥感线圈接收器、包括用于接收无线传输信号的天线的接收单元等。从该至少一个输入传声器获得的电输入信号被信号处理单元3处理以获得电输出信号。除数字信号处理级外，图1中描绘的信号处理单元3还可以包括模数转换装置和任何其它辅助装置。信号处理单元可以被物理集成在单个元件中或可以包括可选地可布置在不同地方处的不同元件，包括下述可能性具有被放置在听筒中的元件和处于其它地。
29、方（例如处于耳后单元中）的其它部分。0048电输出信号被至少一个接收器（扩音器）5转换成声学输出信号并被发射到用户耳膜9和听力仪器的耳道中部件之间的保留容积8中。听力仪器进一步包括耳道传声器11，其可操作以把耳道中的声学信号转换成被供应给信号处理单元3的电信号。终止保留容积的声音入口平面7对应于下述平面该平面由接收器/耳道传声器和保留容积8之间的声音开口所定位的位置限定。在大多数情况中，声音入口平面7是听力仪器的听筒的内部端平面。0049通常，还关于本文中讨论的本发明的其它原理和实施例，耳道传声器是听力仪器的一部分，且存在于听力仪器的听筒中，或可能处于听筒外部且通过开口到保留容积8中的管道连接。
30、到听筒。尤其，耳道传声器不要求比听筒自身进入到耳道中更远的任何分离探头或形成该分离探头的一部分。0050图2A和2B示出了用于听力仪器到2CC耦合腔的耦合的传输系统，并且图3A和3B示出了到真耳的相应耦合。矩阵A描述了接收器和管道的传输行为，而矩阵E（其作用于包括作为系数的声压和声音流量的向量）描述了从声音入口平面到耳膜的传输路径，并且如果适用的话，矩阵E还描述了通气口、泄漏等的影响。0051假设这两个系统的接收器和管道都是相同的，戴维南定理认为在这两种情况中接收器和管道的行为都可以由替换电压源和源阻抗ZS来描述。然后，可以从下面的表达式获得RECD而在一些模型中，耳膜的阻抗ZDR被估计为无穷。
31、大，实际上，它已被发现总共达耳道阻抗的大约三倍。0052源阻抗ZS可以根据矩阵A的矩阵系数A11和A12而计算，并因此在输入侧被短路时对应于矩阵A的输出侧阻抗ZOUT。0053图4A和4B示出了结合两个不同管道参数和五个不同管道长度的KNOWLESFK200说明书CN104094615A7/11页10接收器的仿真源阻抗ZS的值。在图4A中，针对1MM管道直径和5MM21、10MM22、20MM23、40MM24和80MM25长度，声学阻抗（单位为NS/M5）被示出为频率（单位为HZ（1K1KHZ）的函数。此外，为了比较，图示了耳朵仿真器的输入阻抗26和2CC耦合腔的阻抗27。图4B示出了针对2。
32、MM管道直径、再次5MM21、10MM22、20MM23、40MM24和80MM25长度的对应值，并且作为比较，耳朵仿真器的输入阻抗26和2CC耦合腔的阻抗27。0054可以看出管道越长和越宽，则源阻抗越小。对于1MM的直径，所有源阻抗清楚地高于耳朵仿真器的输入阻抗。甚至在最小源阻抗的最小值的位置处，后者仍然几乎是耳朵仿真器的阻抗的十倍。相对于耳朵的典型输入阻抗和2CC容积的阻抗，至少对于1MM管道，源阻抗是非常大的。这证明了以下假设接收器和管道近似构成具有的源阻抗、因此在耳道的声音入口平面中具有恒定声音流量Q0的理想声音流源。因此，RECD的计算简化为下面的表达式传递阻抗ZTRANS对应于耳。
33、膜处的声压PDR，声压PDR与到耳朵的耦合的声音入口平面中的声音流量Q0有关。它可以依赖于耳膜阻抗ZDR（参见上面）以及依赖于耳道阻抗ZEC（入口平面中的声压和入口平面中的声音流量的比率）两者而计算（在这些考虑中，例如由通气口产生的声音泄漏被忽略；还参见下文中图13A的描述）。对于耳道阻抗ZEC和2CC耦合腔的阻抗，下式成立；在做出声音源是具有恒定声音流量Q0的理想声音流源的假设下，这两个阻抗的比率对应于声压PEC和P2CC的比率。如果使用2CC容积的（已知）阻抗，则这产生作为声压比率的函数的耳道阻抗ZEC与通常的阻抗测量过程对比，这个方法仅要求单个校准测量。然而，它依赖于（近似）理想的声音流。
34、源和测量平面中的传声器位置。对于RECD，获得下面的表达式可以相对容易地从对耳道中和2CC耦合腔中的声压的测量获得声压PEC和P2CC的比率。可以针对个体听力仪器测量2CC耦合腔中的声压（例如针对标准信号）和/或耦合腔阻抗Z2CC并且存储在其存储器中。替代地，表示特定听力仪器模型的值的平均的标准值可以被存储在存储器中。0055然而，需要估计上面等式中的耳道参数/系数E12和E22。对此，存在不同的选项。说明书CN104094615A108/11页110056选项1外耳和中耳的完整模型。图5中描绘的网络模型被拟合于所测量的耳道阻抗ZEC。在图5的图中，耳朵由阻抗（即，电阻器31、34、38，电容。
35、器33、36、39，和电感器32、35、37）的电路来建模。在这个模型中，电感器表示块，电容器表示块彼此的以及块到头骨的弹性耦合，并且电阻器表示声学阻尼器，尤其是声音传输中的损耗。输入侧半T衰减器（TPAD）30表示耳道部分，其转移矩阵E包括参数E12和E22。执行拟合，以针对作为频率的函数到所测量的输入阻抗计算的总体阻抗来优化块、电容器和电阻器的值。然后，可以根据电气工程的有关规则从拟合的结果计算转移矩阵。0057在图6中，模型的外耳部分由一件管道41替换。在没有实质损耗的情况中，属性由耳道的两个参数D（直径，或等同地，A横截面面积）和L（长度）描述。在这种情况中要确定的参数是，对于选项1的。
36、模型，输入阻抗被参数化，网络元件是参数。因此，传递阻抗以及耳膜阻抗也可以是以相同参数的函数来描述的。0058选项2具有一般耳膜阻抗的外耳的模型。用于基本上与耳膜阻抗的知识无关地估计耳道参数的相对简单的方式基于对耳道的其余部分的/4谐振处的阻抗击穿的分析。为了接近耳道，使用无损耗声学传导的模型。耳道元件的长度L根据/4谐振的频率F0加以估计，其继而可以被确定为耳道中的阻抗测量中的最小阻抗。耳道的直径不是极度临界值。对于耳道直径，例如根据耳朵仿真器711，使用75MM的值。例如不进行对摩擦损耗的附加考虑，因为这个数量级的耳道元件的差异是可忽略的。根据频率F0，耳道的长度由下式给出给出特性阻抗想要的。
37、转移矩阵E是通过这个方法估计的RECD和直接测量的RECD的示例在图7A7D中给出。这些图表示针对不同耳朵模型的直接测量的RECD曲线（灰线）和基于根据选项2的模型的作为频率（单位为HZ）的函数的估计，图7A7D中的每一个表示不同的模型。可以看出，在所估计的RECD和所测量的RECD之间存在良好的对应。在估计中，对于保留耳道，使用了75MM的直径。已发现所假设的直径不是临界的。0059选项3统计模型。借助于来自拟合模型的数据，所测量的输入阻抗和RECD之间的复杂非线性关系可以用相对易于计算的整体模型加以解释。图8描绘了针对RECD的直接估计的这样的模型的一般方案。所描绘的实施例中的频率依赖性被。
38、描绘成由用160HZ宽度的频带中的值给定的阻抗和RECD表示，然而，用于表达频率依赖性的其它方式（诸如频说明书CN104094615A119/11页12带以不同方式分割；在输入阻抗频带和RECD频带之间可能不均等的分割等等）当然是可能的。0060图8的模型可以是基于计算或估计、或现象学地、或以这些的组合（计算和估计、计算和现象学、估计和现象学、或所有这三个）来建立的。0061在图9中示意性地图示了耳道阻抗ZEC和RECD（两者都由向量表示，向量的分量是频带中的相应值）之间的关系由矩阵M给出的线性模型。0062在图10中描绘了非线性模型的示例。在图10中，非线性模型由神经网络给出，该神经网络可以。
39、由通过测量或用其它方式获得的数据来训练。0063另外的选项是可行的。0064在图13A中，传递函数H描述了当泄漏（尤其是通过通气口的泄漏）未被忽略时从耳道到耳膜的压强传递。这个传递函数H与漏阻抗ZLEAK无关，但是耳道阻抗ZEC（其是所测量的输入阻抗）依赖于ZLEAK。图13A描绘了其中考虑漏阻抗的模型。耳道阻抗ZEC是漏阻抗ZLEAK以及不具有泄漏的耳道的输入阻抗Z1的函数作为耳道阻抗ZEC的函数的压强传递函数H和传递阻抗ZTRANS被表达如下由于ZLEAKZEC（对于具有较小直径的通气口，这通常将被证明；确实已发现在现实情形中包含ZLEAK的最后等式中的第三项位于其它项的值之下大约20DB。
40、，并因此可以被忽略），这对应于针对传递阻抗先前给出的公式。0065除RECD外，真耳阻塞增益（REOG）也是感兴趣的。0066图13B示出了REOG情形（信号仅从外部通过泄漏元件（像通气口等）入射）。0067在图13A和13B中，ZEC和Z1分别描述了耳道输入阻抗和不具有泄漏的耳道的阻抗。0068在图13B中，经由附加传递函数H1，自由场声压P0通过通气口和具有阻抗ZLEAK的其它泄漏而被传递到耳道，并且经由传递函数H从那里传递到耳膜。因此，REOG可以被写为从图13B中显而易见，像分压器那样计算H1其中耳道阻抗的表达式为说明书CN104094615A1210/11页13获得期望的传递函数如下。
41、REOG是传递函数H1和H两者的总计。其中得到。0069与针对RECD的表达式相比，在没有针对REOG的漏阻抗的情况下，没有近似。出于这个原因，必须根据耳道阻抗ZEC来估计ZLEAK。在低频处ZEC由ZLEAK主导，并且，可以由LR系列来描述ZLEAK。因此，近似的漏阻抗ZLEAK_APPROX由下式给出阻抗ZEC0是最低频处的阻抗，其中可靠测量是可用的。图14图示了这个近似如何运行。曲线分别表示针对05MM61、08MM62、10MM63、15MM64、2MM65、3MM66和4MM67通气口直径的精确的（实线）和近似的（虚线）方案。通气口阻抗用具有15MM长度的基夫（KEEFE）管模型而生。
42、成，从而在55KHZ处产生清楚可见的阻抗泄漏。在013KHZ范围内，每个情况中的近似处于2DB内，因此该近似是令人满意的。0070在使用所估计的漏阻抗的情况下，针对REOG的若干近似是可能的。从针对REOG的上面等式开始，第一近似仅使用在E221情况下的第一项（其是针对低频的合理近似）这个近似因此不依赖于耳道的几何属性。0071如果针对E22考虑不同于1的值，则得到第二近似第三近似考虑第二项，忽略第三项。0072图15示出了针对2MM通气口直径、REOG的精确计算（71）与针对第一（72）、第二（73）和第三（74）近似的值相比较。清楚地，对于低于3KHZ的频率，所有三个近似都运行说明书CN1。
43、04094615A1311/11页14良好，而对于高频，由于漏阻抗的估计的不确定性，更精细的REOG近似不改进结果。因此，仅具有一项的第一近似可以是足够的。通过进一步测量已发现，这个第一近似在从05到4MM的通气口直径的大范围内运行良好。0073现在，讨论获得耦合到标准声学耦合腔的听力仪器的声学量的参考特性的可能性，该标准声学耦合腔用于确定声学量。这些可能性可以与上面选项中的任一个组合以估计耳道的物理属性。0074获得声学阻抗（尤其是输入阻抗）的一个可能性是执行测量。这样做的一个有优势的可能性是凭借校准元件。该校准元件可以是具有2CM2或更小或更大的内部容积的壳形（注意，在上面的描述中，涉及该。
44、校准元件的量由索引2CC指代，这是因为作为标准量的RECD与这个值有关。这决不暗示校准容积必须是2CM2）。0075图11中描绘了相应的设置，示出了耳中类型的听力仪器51，听力仪器51具有耦合到校准元件52的测试容积53的接收器5和耳道传声器11。这样的设置的一个潜在的缺点是潜在的泄漏，该泄漏尤其可能扭曲测量的低频部分。因此，根据本发明的第二方面，定做的校准元件被提出，定做的校准元件被成形为拟合至听力仪器的也定做的听筒（如果听力仪器是耳中类型的，则听筒可能是听力仪器自身）。尤其，校准元件的开口可以被成形为具有与听筒的表面部分精确对应的耦合表面，以使得校准元件的开口完美地拟合至该表面部分，即使听。
45、筒和校准元件两者都由不弹性变形的具有很少柔性的材料制成亦如此。0076一种用于定做校准元件的方式是通过从快速原型法已知的方法。例如，存在下述方法其包括三维对象的逐层构建。通过这样的方法，图11中描绘的那种方式成形的校准元件难以制造。图12描绘了校准元件52，其具有可能通过这样的方法制造的形状。在图12中，附图标记54表示校准元件52的表面部分，该表面部分被定制成形为拟合至听力仪器的听筒的相应部分，以提供无泄漏的界面。0077然而，用于制造定做校准元件的其它方法也是可能的。例如，存在用于个体形状的计算机辅助研磨的方法和设备。这样的方法可以用于从具有期望的测试容积和减小形状的开口的毛坯开始制作校准。
46、元件52。说明书CN104094615A141/12页15图1图2A说明书附图CN104094615A152/12页16图2B图3A图3B说明书附图CN104094615A163/12页17图4A说明书附图CN104094615A174/12页18图4B图5说明书附图CN104094615A185/12页19图6图7A说明书附图CN104094615A196/12页20图7B图7C说明书附图CN104094615A207/12页21图7D图8说明书附图CN104094615A218/12页22图9图10说明书附图CN104094615A229/12页23图11图12说明书附图CN104094615A2310/12页24图13A图13B说明书附图CN104094615A2411/12页25图14说明书附图CN104094615A2512/12页26图15说明书附图CN104094615A26。