包括生理传感器的助听器
阅读说明：本技术 包括生理传感器的助听器 (Hearing aid comprising a physiological sensor ) 是由 T·伦纳 T·布伊扬 J·A·埃斯帕扎·伊萨萨 S·R·格里夫 A·萨尔瓦图奇 G·琼斯 于 2021-05-19 设计创作，主要内容包括：本申请公开了包括生理传感器的助听器,该助听器包含于一系统中,所述系统包括输入单元、输出单元、信噪比估计器、处理单元、存储器单元、至少第一和第二生理传感器；所述系统配置成：基于第一生理传感器确定第一测量的参数的第一最大上行点对应的第一时间点；基于第二生理传感器确定第二测量的参数的第二最大上行点对应的第二时间点；通过计算第一时间点与第二时间点之间的时间差确定当前的脉搏传送时间；及基于当前的脉搏传送时间及存储的信噪比和脉搏传送时间的参考集确定助听器用户的当前的听努力度。(A hearing aid comprising a physiological sensor is disclosed, the hearing aid being comprised in a system comprising an input unit, an output unit, a signal to noise ratio estimator, a processing unit, a memory unit, at least a first and a second physiological sensor; the system is configured to: determining a first time point corresponding to a first maximum uplink point of a first measured parameter based on a first physiological sensor; determining a second time point corresponding to a second maximum uplink point of a second measured parameter based on a second physiological sensor; determining a current pulse transit time by calculating a time difference between the first time point and the second time point; and determining the current hearing effort of the hearing aid user based on the current pulse transit time and the stored reference set of signal-to-noise ratio and pulse transit time.)
技术领域
本申请涉及配置成由用户佩戴在用户的耳朵处或耳朵中或者完全或部分植入在用户的头部中的助听器。本申请还涉及一种系统。
背景技术
纳入不同类型的生理传感器的兴趣日益增加，这些生理传感器测量系统(如包括助听器的系统)中的用户的一个或多个生理信号如心电图(electrocardiogram，ECG)、光容积描记图(photoplethysmogram，PPG)、脑电图(electroencephalography，EEG)等。
然而，在包括助听器的系统中，将生理传感器的测量结果应用于助听器的听力学结果尚不清楚。
听努力度(也可称为听配能、听音配能、或听音努力度)已被证明具有生理标志如瞳孔测量和心脏参数例如PEP(pre-ejection period，射血前期)，但对于耳级传感器(安装在耳朵中或耳朵处或者完全或部分植入在用户头部中的生理传感器)是否可用于估计听努力度缺乏科学证据。
此外，目前尚未利用一些助听器用户始终穿戴可穿戴设备(如智能手表)的事实。
因而，需要基于来自生理传感器的传感器数据进行系统(或助听器)的、努力度驱动的控制。
发明内容
在本申请的一方面，提供一种包括助听器的系统。助听器可配置成基于助听器用户的当前的听努力度的估计而运行。
所述系统可包括输入单元，用于从助听器用户的环境接收输入声音信号并提供表示输入声音信号的至少一电输入信号。
环境可指周围，即助听器用户的周围空间。
所述系统可包括输出单元，用于基于至少一电输入信号的处理后版本向助听器用户提供可感知为声音的至少一组刺激。
所述系统可包括信噪比(SNR)估计器，用于确定助听器用户的环境中的SNR。
SNR估计器可基于所述至少一电输入信号的处理后版本(例如通过处理单元提供)确定SNR。
SNR估计器可基于来自输入单元的至少一电输入信号确定SNR。
SNR估计器可基于来自输入单元的至少一输入变换器如至少一传声器的至少一电输入信号(如其处理后版本)确定SNR。
所述系统可包括处理单元。
处理单元可连接到输入单元。
处理单元可连接到输出单元。
处理单元可包括所述系统的信号处理参数以提供至少一电输入信号的处理后版本。
所述系统的处理单元可包括SNR估计器。
所述系统可包括存储器单元。
存储器单元可配置成存储助听器用户的SNR和脉搏传送时间(pulse transitiontime，PTT)的参考集。
SNR和PTT的参考集可个体化。
例如，SNR和PTT的参考集可基于预先确定的一组输入声音信号暴露于特定助听器用户进行确定。
例如，SNR和PTT的参考集可基于预先确定的一组输入声音信号(如讲话和噪声)暴露于多个助听器用户进行确定，使得所述参考集包括针对每一SNR值的PTT值区间。
例如，SNR和PTT的参考集可在验配期间确定。
例如，助听器可配置成在用户处于安静环境(具有低噪声信号的环境)一会儿后(如某一时间间隔后)触发PTT的确定。从而，SNR和PTT的参考集可被确定(基准值)。例如，基准值的变化可表明助听器用户已长时间经历应激。
从而，有利于快速确定助听器用户的当前的听努力度。
PTT可指脉波在两个动脉位点之间传播所花的时间。其可以是脉波从主动脉瓣传到末梢区域(即测量点，如至少一耳朵)所花的时间。
一般地，其可以是ECG的R波峰与PPG信号的最大上行点(也称为上坡点)之间的时间差。现有技术表明，PTT与人暴露于应激具有相反关系[1]。
传统的PTT需要ECG和耳级PPG记录。
然而，有利地，PTT可从身体上的两个不同点进行测量，例如从耳级PPG传感器，或者从耳级ECG传感器(如耳内ECG传感器)。
基于ECG和PPG的PTT测量可能需要可捕获ECG和PPG的耳级传感器。另一方面，可能在每只耳朵处均需要PPG传感器以提供耳到耳PTT信号。
对于利用ECG和PPG的传统PTT测量，系统可被安装传感器如TI AFE4900，其可提供ECG和PPG信号因而可用于耳级PTT测量。
所述系统可至少包括第一和第二生理传感器。第一和第二生理传感器可以是电生理传感器。
例如，至少第一和第二生理传感器可包括ECG传感器、PPG传感器和/或EEG传感器等。
所述系统可配置成基于第一生理传感器确定第一测量的参数的第一最大上行点对应的第一时间点。
所述系统可配置成基于第二生理传感器确定第二测量的参数的第二最大上行点对应的第二时间点。
所述系统可配置成基于第一生理传感器确定第一测量的参数的第一导数的最大值对应的第一时间点。
所述系统可配置成基于第二生理传感器确定第二测量的参数的第二导数的最大值对应的第二时间点。
所述系统可配置成通过计算第一时间点与第二时间点之间的时间差确定当前的PTT。
例如，所述系统可配置成通过计算助听器用户的收缩压的两个相继时刻之间的时间差确定当前的PTT。
所述系统可配置成通过使第一生理传感器测得的第一信号(如波形)与第二生理传感器测得的第二信号(如波形)互相关而确定当前的PTT。
例如，互相关的最大滞后(时间间隔)可为约100ms，意味着我们可得到小于100ms的当前PTT(如双耳PTT，BinPTT)
互相关可基于从短时间间隔(如60s)选择的信号进行。从而，可确定当前PTT的平均值，得到当前PTT的稳定的估计量。
所述系统可配置成通过估计第一和第二信号之间的时间差(时间延迟)确定当前PTT。
所述系统可配置成基于当前PTT及存储的SNR和PTT的参考集确定助听器用户的当前的听努力度。
从而，可根据助听器用户的听努力度确定和应用最佳的助听器设置(信号处理参数)。
SNR和PTT的参考集可在所述系统确定一组SNR和对应的当前PTT时进行更新和/或调节。所述系统可配置成基于所述一组SNR和对应的当前PTT更新和/或调节所述系统的存储器单元中存储的SNR和PTT的参考集。
例如，所述参考集的更新和/或调节可基于机器学习进行(例如，利用神经网络如深度神经网络)。
配置成确定当前的听努力度的系统可包括确定当前的听困难区域。
可定义四个听困难区域。
第一听困难区域可定义为具有高于第一SNR阈值的SNR及高于第一PTT阈值的PTT。例如，在第一区域，PTT可按递减SNR的函数递减。第一区域可标示助听器用户仅提供较少的听努力度，因为SNR高。
第二听困难区域可定义为具有低于第一SNR阈值但高于第二SNR阈值的SNR及低于第一PTT阈值的PTT。例如，在第二区域，PTT可按递减SNR的函数递减。第二区域可标示助听器用户提供渐增的听努力度。
第三听困难区域可定义为具有低于第二SNR阈值但高于第三SNR阈值的SNR及低于第一PTT阈值的PTT。例如，在第三区域，PTT可按递减SNR的函数递增。第三区域可标示助听器用户开始退出并提供递减的听努力度。
第四听困难区域可定义为具有低于第三SNR阈值的SNR及高于第一PTT阈值的PTT。例如，在第四区域，PTT可按递减SNR的函数递增。第四区域可标示助听器用户完全退出并提供最小听努力度。
所述系统可配置成在当前的听困难区域处于第一区域时处于第一听音模式，在当前的听困难区域处于第二区域时处于第二听音模式，在当前的听困难区域处于第三区域时处于第三听音模式，在当前的听困难区域处于第四区域时处于第四听音模式。
从而，根据至少第一和第二生理传感器及SNR估计器确定的PTT提供助听器用户的当前的听努力度的表征。
确定助听器用户的当前的听努力度可包括确定所述系统的听音模式。
所述系统可配置成基于确定的当前的听努力度调节处理单元的信号处理参数。
调节处理单元的信号处理参数可包括调节所述系统的降噪。
调节处理单元的信号处理参数可包括调节所述系统的增益。
调节处理单元的信号处理参数可包括调节所述系统的方向性。
调节处理单元的信号处理参数可包括调节所述系统的增强(如谱整形)。
所述系统可包括第一可穿戴设备。
所述系统可包括第二可穿戴设备。
所述系统可包括第一可穿戴设备和第二可穿戴设备。
第一可穿戴设备可包括第一生理传感器。
第二可穿戴设备可包括第二生理传感器。
第一和/或第二可穿戴设备可以是配置成佩戴在助听器用户的身体上的装置/辅助设备。第一和/或第二可穿戴设备可以是助听器和/或手表和/或传感器装置。
所述系统可包括至少一加速计。加速计可配置成检测助听器用户的移动。加速计可配置成检测在竖直和/或水平方向的移动。加速计可配置成检测助听器的移动和/或加速度和/或定向和/或位置。
所述系统(如其处理单元)可配置成确定是否满足启动要求。
启动要求可指必须满足一个或多个条件。因而，启动要求可指在发生启动之前必须满足的一个或多个阈值、极限、边界等。
启动要求可包括加速计检测到的运动低于第一运动阈值。
第一运动阈值可指加速计每时间单位未检测到或者检测到有限量的运动，或者仅有限规模/程度的运动。检测到有限规模或量的运动将表明助听器用户可能静止不动或者至少位于大致一样的区域中。
当未检测到运动时，加速计可低于第一运动阈值。
当检测到小于每分钟200计数的运动时，加速计可低于第一运动阈值。
例如，助听器可能与多个其他人一起站在房间中。当试图与其他人之一对话时或者当试图跟随讲演时，助听器用户可能稍微移动，导致每时间单位有限量的运动或者导致有限规模的运动。然而，助听器用户可能位于大致一样的区域。
启动要求可包括SNR低于第四阈值。
第四阈值可指信号功率相对于助听器用户的环境中的噪声功率处于用户不能足够清楚地听见另一人讲话的水平和/或处于语音可懂度太低的水平。
当SNR低于0dB时，SNR可能低于第四阈值。
当SNR低于-5dB时，SNR可能低于第四阈值。
响应于满足启动要求，处理单元可配置成改变第一和第二生理传感器中的至少一个的启动模式。
从而，所述系统的功耗可最小化，因为第一和第二生理传感器中的至少一个的启动模式(因而功耗)可基于用户的运动及用户所处的环境进行控制。
配置成改变第一和第二生理传感器中的至少一个的启动模式可包括配置成启动至少第一和第二生理传感器。
例如，当助听器用户突然站立不动(即未检测到运动)以与有噪声环境(即SNR低)中的另一人对话时，可能需要启动第一和第二生理传感器来确定听努力度因而确定所述系统(如系统中的助听器)的信号处理参数可能需要的变化。
配置成改变第一和第二生理传感器中的至少一个的启动模式可包括配置成将第一和第二生理传感器中的至少一个的启动模式从备用模式改变为工作模式。
当不满足启动要求时，处理单元可配置成将第一和第二生理传感器中的至少一个的模式改变或保持为备用模式或停用模式。
停用模式可指关闭或电源关模式。当第一和第二生理传感器停用时，传感器的功耗为零。
使得第一和第二生理传感器可配置成在不满足启动要求时处于备用模式，传感器的功耗可保持在最小值，同时，传感器在满足启动要求之后可立即快速转变为工作模式。快速起作用的传感器有利于向助听器用户提供最佳的信号处理和/或在适当时检测和/或监测助听器用户的生理参数。
第一可穿戴设备和/或第二可穿戴设备可以是助听器。
因而，所述系统可包括第一助听器和/或第二助听器。
第一可穿戴设备和/或第二可穿戴设备可以是耳机。
第一可穿戴设备和/或第二可穿戴设备可以是耳麦。
第一可穿戴设备和/或第二可穿戴设备可以是耳朵保护装置。
第一可穿戴设备和/或第二可穿戴设备可包括助听器、耳机、耳麦和/或耳朵保护装置的组合。
所述系统可包括第一助听器和/或第二助听器。
第一助听器可包括第一生理传感器。
第二助听器可包括第二生理传感器。
第一和/或第二生理传感器可以是PPG传感器。
PPG传感器可提供助听器用户的生理参数的无创监测。PPG传感器可有利于监测助听器用户的心率。
第一和第二助听器中的每一者可包括天线和收发器电路，其用于建立到另一助听器的通信链路从而使能在两个助听器之间交换信息。
从而，PTT值可基于第一助听器中的第一生理传感器和第二助听器中的第二生理传感器确定。例如，第一和第二助听器可分别设置在用户的右和左耳中。
助听器
在本申请的一方面，提供一种助听器，配置成由用户佩戴在用户的耳朵处或耳朵中或者完全或部分植入在用户的头部中。
助听器可包括输入单元，用于从助听器用户的环境接收输入声音信号并提供表示输入声音信号的至少一电输入信号。
助听器可包括输出单元，用于基于至少一电输入信号的处理后版本向用户提供可感知为声音的至少一组刺激。
助听器可包括加速计。该加速计可配置成检测助听器的移动。
助听器可包括SNR估计器，用于确定助听器(助听器用户)的环境中的SNR。
SNR估计器可基于所述至少一电输入信号的处理后版本(例如通过处理单元提供)确定SNR。
SNR估计器可基于来自输入单元的至少一电输入信号确定SNR。
SNR估计器可基于来自输入单元的至少一输入变换器如至少一传声器的至少一电输入信号(如其处理后版本)确定SNR。
助听器可包括处理单元。
处理单元可连接到所述输入单元。
处理单元可连接到所述输出单元。
处理单元可包括助听器的信号处理参数以提供至少一电输入信号的处理后版本。
处理单元可包括SNR估计器。
处理单元可配置成确定是否满足启动要求。
启动要求可指必须满足一个或多个条件。因而，启动要求可指在发生启动之前必须满足的一个或多个阈值、极限、边界等。
启动要求可包括加速计检测到的运动低于第一运动阈值。
第一运动阈值可指加速计每时间单位未检测到或者检测到有限量的运动，或者仅有限规模/程度的运动。检测到有限规模或量的运动将表明助听器用户可能静止不动或者至少位于大致一样的区域中。
当未检测到运动时，加速计可低于第一运动阈值。
当检测到小于每分钟200计数的运动时，加速计可低于第一运动阈值。
启动要求可包括SNR低于第四阈值。
第四阈值可指信号功率相对于助听器用户的环境中的噪声功率处于用户不能足够清楚地听见另一人讲话的水平和/或处于语音可懂度太低的水平。
当SNR低于0dB时，SNR可能低于第四阈值。
当SNR低于-5dB时，SNR可能低于第四阈值。
响应于满足启动要求，处理单元可配置成改变助听器的至少一PPG传感器的模式。
处理单元配置成响应于满足启动要求，自动改变PPG传感器的模式。
有利地，改变PPG传感器或任何其它类型的传感器的模式可在加速计检测到的运动低于第一阈值时进行。例如，其可表明助听器用户相当被动或者站立不动，使得助听器用户的心率变化不是由助听器用户的身体活动的变化引起，而是可能由紧张水平、专注等的变化引起。
处理单元配置成改变至少一PPG传感器的模式可包括配置成启动至少一PPG传感器。
处理单元配置成改变至少一PPG传感器的模式可包括配置成将至少一PPG传感器的模式从备用模式改变为工作模式。
助听器可包括配置成控制至少一PPG传感器的模式的改变的开关。
使得PPG传感器仅响应于满足启动要求而启动和/或改变/切换为工作模式具有PPG传感器因而助听器的功耗保持在最小值的优点。将助听器的功耗保持在最小值对于提供稳定运行的助听器很重要，因为这使得助听器可为许多信号处理计划及大量传感器提供足够的能量。
使得PPG传感器可配置成在不满足启动要求时关闭，PPG传感器的功耗可保持最小。
使得PPG传感器可配置成在不满足启动要求时处于备用模式，PPG传感器的功耗可保持在最小值，同时，PPG传感器在满足启动要求之后可立即快速转变为工作模式。快速起作用的PPG传感器有利于向助听器用户提供最佳的信号处理和/或在适当时检测和/或监测助听器用户的生理参数。
响应于满足启动要求，处理单元可配置成改变助听器的信号处理参数。
改变助听器的信号处理参数可包括下述之一或多个：增大降噪、改变增益、改变方向性、和/或增强(如谱整形)。
当不满足启动要求时，处理单元可配置成将至少一PPG传感器的模式变为备用模式。
例如，当助听器用户正从一个地方走向另一地方时，可能不再满足启动要求(PPG传感器的使用可能不适当)。因而，至少一PPG传感器的模式在行走期间可有利地变为备用模式以降低功耗，且基于备用模式，当(再次)满足启动要求时，能再次快速启动。
当不满足启动要求时，处理单元可配置成将至少一PPG传感器的模式变为停用模式。
例如，当已长时间不满足启动要求时，这可以是用户活动和/或SNR长时间处于高水平时的情形，至少一PPG传感器可被停用以降低功耗(相较于备用模式)。
当不满足启动要求时，处理单元可配置成将至少一PPG传感器的模式保持在备用模式。
例如，只要不满足启动要求，PPG传感器可被保持在备用模式。
当不满足启动要求时，处理单元可配置成将至少一PPG传感器的模式保持在停用模式。
例如，只要不满足启动要求，PPG传感器可被保持在停用模式。
助听器可由耳机代替。
助听器可由耳麦代替。
助听器可由耳朵保护装置代替。
助听器可由助听器、耳机、耳麦和/或耳朵保护装置的组合构成或者可包括助听器、耳机、耳麦和/或耳朵保护装置的组合。
在本申请的一方面，提供一种双耳系统。
双耳系统可包括两个如上面描述的助听器。
例如，助听器中的一个或两个可包括加速计，及助听器中的一个或两个可包括至少一PPG传感器。
每一助听器还可包括天线和收发器电路，其用于建立到另一助听器的通信链路。从而，使能在两个助听器之间交换信息。将要交换的信息可包括关于相应的PPG和/或加速计测量的信息和/或将要进行的信号处理，例如基于PPG和/或加速计测量。进行信号处理的处理单元可以是双耳系统的两个助听器的处理单元之一或二者。
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。
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型听力装置/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)。
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。
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。
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。无线链路在两个装置/助听器之间建立，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。
助听器与另一装置之间的通信可处于基带(音频频率范围，如0和20kHz之间)中。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)。无线链路基于标准化或专用技术。无线链路基于蓝牙技术(如蓝牙低功率技术)。
助听器和/或通信装置可包括电小天线。在本说明书中，“电小天线”意为天线的空间延伸(如任何方向的最大物理尺寸)远小于所传输的电信号的波长λTx。天线的空间延伸为10或50或100或更多例如1000或更多的因数，小于所传输信号的载波波长λTx。助听器为相当小的装置。在本说明书中，“相当小的装置”意为其最大物理尺寸(因而用于提供到助听器的无线接口的天线的最大物理尺寸)小于10cm，如小于5cm。在本说明书中，“相当小的装置”可为其最大物理尺寸远小于天线计划与其接口连接的无线接口的工作波长(例如小3倍以上，如小10倍以上，如小20倍以上)(理想地，用于以给定频率辐射电磁波的天线应大于或等于该频率的辐射波的波长的一半)。在860MHz，真空波长约为35cm。在2.4GHz，真空波长约为12cm。助听器具有0.15m级的最大外尺寸(如手持移动电话)。助听器具有0.08m级的最大外尺寸(如头戴式耳机)。助听器具有0.04m级的最大外尺寸(如听力仪器)。
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。助听器例如可以是轻质、容易穿戴的装置，例如具有小于100g的总重量。
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。信号处理器位于该正向通路中。信号处理器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。
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2Nb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。
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。
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fmin到最大频率fmax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fmax的两倍，即fs≥2fmax。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。
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。
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。
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。
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)。
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。
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。
多个检测器可包括运动检测器，例如加速度传感器。运动检测器配置成检测用户面部肌肉和/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。
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”由下面的一个或多个定义：
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)；
b)当前声学情形(输入电平、反馈等)；及
c)用户的当前模式或状态(运动、温度、认知负荷等)；
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)。
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。
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。
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fupd更新可变滤波器部分的滤波器系数。助听器配置成使得可配置的更新频率fupd具有最大值fupd,max。最大值fupd,max为助听器的AD转换器的采样频率fs的一小部分(fupd,max＝fs/D)。
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。
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。
助听器可由听力装置替代，其可包括听音装置如助听器，如听力仪器，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。
应用
一方面，提供如上所述的、“
具体实施方式
”部分中详细描述的和权利要求中限定的助听器的应用。可提供在包括音频分布的系统中的应用。可提供在包括一个或多个助听器(听力仪器)的系统、头戴式耳机、耳麦、主动耳朵保护系统等中的应用，例如在免提电话系统、远程会议系统(例如包括喇叭扩音器)、广播系统、卡拉OK系统、教室放大系统等中的用途。
方法
在本申请的一方面，提供基于助听器用户的当前听努力度的估计而操作包括助听器的系统的方法。
该方法可包括通过输入单元从助听器用户的环境接收输入声音信号并提供表示输入声音信号的至少一电输入信号。
该方法可包括通过输出单元基于至少一电输入信号的处理后版本向助听器用户提供可感知为声音的至少一组刺激。
该方法可包括通过SNR估计器确定助听器用户的环境中的信噪比(SNR)。
该方法可包括通过连接到所述输入单元和所述输出单元并包括所述系统的信号处理参数的处理单元提供至少一电输入信号的处理后版本。
该方法可包括通过存储器单元存储助听器用户的SNR和脉搏传送时间(PTT)的参考集。
该方法可包括至少提供第一和第二生理传感器。
该方法可包括基于第一生理传感器确定第一测量的参数的第一最大上行点对应的第一时间点。
该方法可包括基于第二生理传感器确定第二测量的参数的第二最大上行点对应的第二时间点。
该方法可包括通过计算第一时间点与第二时间点之间的时间差确定当前的PTT。
该方法可包括基于当前PTT及存储的SNR和PTT的参考集确定助听器用户的当前的听努力度。
在本申请的一方面，提供一种系统的运行方法，其基于通过第一生理传感器和第二生理传感器监测的、助听器用户的当前听努力度的估计。
该方法可包括基于第一生理传感器确定第一测量的参数的第一最大上行点对应的第一时间点。
该方法可包括基于第二生理传感器确定第二测量的参数的第二最大上行点对应的第二时间点。
该方法可包括通过计算第一时间点与第二时间点之间的时间差确定当前的PTT。
该方法可包括基于作为信噪比(SNR)的函数的当前PTT确定当前听困难区域，其中定义四个听困难区域。
第一区域可定义为具有高于第一SNR阈值的SNR及高于第一PTT阈值的PTT。
第二区域可定义为具有低于第一SNR阈值但高于第二SNR阈值的SNR及低于第一PTT阈值的PTT。
第三区域可定义为具有低于第二SNR阈值但高于第三SNR阈值的SNR及低于第一PTT阈值的PTT。
第四区域可定义为具有低于第三SNR阈值的SNR及高于第一PTT阈值的PTT。
所述系统可配置成在当前的听困难区域处于第一区域时处于第一听音模式，在当前的听困难区域处于第二区域时处于第二听音模式，在当前的听困难区域处于第三区域时处于第三听音模式，在当前的听困难区域处于第四区域时处于第四听音模式。
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助听器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助听器一样的优点。
计算机可读介质或数据载体
本发明进一步提供保存包括程序代码(指令)的计算机程序的有形计算机可读介质(数据载体)，当计算机程序在数据处理系统(计算机)上运行时，使得数据处理系统执行(实现)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方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。
作为例子但非限制，前述有形计算机可读介质可包括RAM、ROM、EEPROM、CD-ROM或其他光盘存储器、磁盘存储器或其他磁性存储装置，或者可用于执行或保存指令或数据结构形式的所需程序代码并可由计算机访问的任何其他介质。如在此使用的，盘包括压缩磁盘(CD)、激光盘、光盘、数字多用途盘(DVD)、软盘及蓝光盘，其中这些盘通常磁性地复制数据，同时这些盘可用激光光学地复制数据。其它存储介质包括存储在DNA中(例如合成的DNA链中)。上述盘的组合也应包括在计算机可读介质的范围内。除保存在有形介质上之外，计算机程序也可经传输介质如有线或无线链路或网络如因特网进行传输并载入数据处理系统从而在不同于有形介质的位置处运行。
计算机程序
此外，本申请提供包括指令的计算机程序(产品)，当该程序由计算机运行时，导致计算机执行上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的方法(的步骤)。
数据处理系统
一方面，本发明进一步提供数据处理系统，包括处理器和程序代码，程序代码使得处理器执行上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的方法的至少部分(如大部分或所有)步骤。
听力系统
另一方面，提供包括上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的助听器及包括辅助装置的听力系统。
听力系统适于在助听器与辅助装置之间建立通信链路以使得信息(如控制和状态信号，可能音频信号)可进行交换或者从一装置转发给另一装置。
辅助装置可包括遥控器、智能电话或者其它便携或可穿戴电子装置智能手表等。
辅助装置可由遥控器构成或者包括遥控器，其用于控制助听器的功能和运行。遥控器的功能实施在智能电话中，该智能电话可能运行使能经智能电话控制音频处理装置的功能的APP(助听器包括适当的到智能电话的无线接口，例如基于蓝牙或一些其它标准化或专有方案)。
辅助装置可由音频网关设备构成或者包括音频网关设备，其适于(例如从娱乐装置如TV或音乐播放器、从电话设备如移动电话或者从计算机如PC)接收多个音频信号并适于选择和/或组合所接收的音频信号中的适当信号(或信号组合)以传给助听器。
辅助装置可由另一助听器构成或者包括另一助听器。听力系统可包括适于实施双耳听力系统如双耳助听器系统的两个助听器。
例如，听力系统可包括辅助装置，例如配置成确定PTT并将确定的PTT提供给助听器的可穿戴设备。
PPG测量高度耗能并可对助听器电池寿命具有明显影响。高能耗可能由持续的数据采集和处理及用于照射和感测血流的LED的供电引起。
因而，例如，可利用人体域网(Body Area Networks)中的计算和能量资源不对称性，使得持续的数据采集和处理及LED的供电可被托付给其它可穿戴设备(如智能手表)并经公共网关(如移动电话)提供给助听器。确定PTT则可完全卸载到可穿戴设备并用作助听器的输入，或者协作地确定，使得PTT可通过可穿戴设备处的脉搏的电测量和经助听器处的PPG传感器(反之亦然)并假定同步测量进行确定(参见下面)。这使能在几种配置下确定PTT：两个助听器和一个可穿戴设备，或者一个助听器和一个可穿戴设备。
此外，助听器进行的PTT测量可与来自第二来源如辅助装置(例如可穿戴设备)的测量互补。从而可增加测量的鲁棒性并可简化信号处理。
例如，PPG传感器可能出现在许多其它可穿戴产品中，例如智能手表。其它能够PPG的可穿戴设备处于不同的身体位置使它们对于以得出听努力度为目标采集另外的PTT测量结果很理想。然而，在此的难题可能是跨可穿戴设备进行的读数之间的时间同步。时间同步可使用新的蓝牙低功率(Bluetooth Low Energy，BLE)服务实现。这要求将BLE服务实施在进行数据采集的外设(即助听器和智能手表)中以及实施在BLE主机(如用户的移动电话)中，BLE主机提供时间的主机记录以同步测量结果。
例如，助听器和/或辅助装置之间可能的同步手段可包括：
-同步助听器中的PPG传感器：通过使用已经存在的、嵌入在助听器中的近链路(Near Link，NL)系统，助听器之间的最大偏差将在10到100微秒之间。这为PTT测量提供足够准确的公共时间记录；
-同步助听器中的PPG传感器和可穿戴设备中的PPG传感器：为同步来自助听器和可穿戴设备的PPG测量，可经上面提及的BLE服务(如CheepSync5或类似技术)实施时钟同步。使用这些特定技术的最大时间偏差可低至10微秒。
APP
另一方面，本发明还提供称为APP的非短暂应用。APP包括可执行指令，其配置成在辅助装置上运行以实施用于上面描述的、“具体实施方式”中详细描述的及权利要求中限定的助听器或听力系统的用户接口。APP配置成在移动电话如智能电话或另一使能与所述助听器或听力系统通信的便携装置上运行。
定义
在本说明书中，“听力装置”指适于改善、增强和/或保护用户的听觉能力的装置如助听器例如听力仪器、或者主动耳朵保护装置、或者其它音频处理装置，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。“听力装置”还可指适于以电子方式接收音频信号、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的装置如耳麦或耳机。可听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。
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)。
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)。助听器可包括喇叭扩音器(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。
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。
听力装置如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。
“听力系统”指包括一个或两个助听器的系统。“双耳听力系统”指包括两个助听器并适于协同地向用户的两只耳朵提供听得见的信号的系统。听力系统或双耳听力系统还可包括一个或多个“辅助装置”，其与助听器通信并影响和/或受益于助听器的功能。前述辅助装置可包括至少下述之一：遥控器、远程传声器、音频网关设备、娱乐设备如音乐播放器、无线通信装置如移动电话(例如智能电话)或平板电脑或另一装置，例如包括图形界面。助听器、听力系统或双耳听力系统例如可用于补偿听力受损人员的听觉能力损失、增强或保护正常听力人员的听觉能力和/或将电子音频信号传给人。助听器或听力系统例如可形成广播系统、主动耳朵保护系统、免提电话系统、汽车音频系统、娱乐(如TV、音乐播放或卡拉OK)系统、远程会议系统、教室放大系统等的一部分或者与其交互。
附图说明
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：
图1A示出了根据本发明的系统的示例性应用情形；
图1B示出了根据本发明的系统的示例性的耳到耳确定；
图2示出了示例性的、基于根据本发明的系统的PTT监测听努力度；
图3示出了根据本发明的系统的应用情形的示例性流程图；
图4A示出了根据本发明的系统的示例性应用情形的庞加莱(Poincaré)图；
图4B示出了根据本发明的系统的示例性应用情形；
图4C示出了根据本发明的系统的示例性应用情形的频谱。
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
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。
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。
图1A示出了根据本发明的系统的示例性应用情形。
在图1A中，示出了助听器用户1。助听器用户1佩戴一系统2(如助听器系统)。图1A的系统2包括右耳中的第一助听器3和左耳中的第二助听器4。然而，也可预见还包括例如辅助装置的系统或者仅包括一个助听器和一个或多个辅助装置的系统。
第一助听器3和第四助听器4可配置成由用户1佩戴在用户1的耳朵处或耳朵中或者完全或部分植入在助听器用户1的头部中。
第一助听器3和第四助听器4可包括输入单元(未示出)，用于从助听器用户1的环境接收输入声音信号并提供表示该输入声音信号的至少一电输入信号。
第一助听器3和第四助听器4可包括输出单元(未示出)，用于基于至少一电输入信号的处理后版本向助听器用户1提供可感知为声音的至少一组刺激。
第一助听器3和第四助听器4中的每一个可分别包括信号处理单元5、6。信号处理单元5、6可连接到输入单元和输出单元并包括系统2的信号处理参数以提供至少一电输入信号的处理后版本。
第一助听器3和第四助听器4中的每一个可包括SNR估计器(未示出)，用于确定系统2的环境中的SNR。
第一助听器3和第四助听器4中的每一个可包括存储器单元(未示出)，其配置成存储助听器用户1的SNR和PTT的参考集。
然而，可以预见，仅第一和第二助听器3、4之一包括处理单元、SNR估计器和/或存储器单元。
例如，所述处理单元、SNR估计器和/或存储器单元可针对第一助听器3和第二助听器4分别包括信号处理参数、确定SNR和存储SNR和PTT的参考集。
第一助听器3或第二助听器4可包括生理传感器。
第一助听器3和第二助听器4中的每一个可包括生理传感器。
例如，生理传感器可指ECG传感器、PPG传感器和/或EEG传感器。
当助听器用户1佩戴系统2时，生理传感器可配置成与助听器用户1的外部耳道的皮肤接触。
在图1A中，第一助听器3和第二助听器4被示为每一个分别包括PPG传感器7、8。
第一助听器3或第二助听器4可包括同步单元。
第一助听器3和第二助听器4中的每一个可包括同步单元。
在图1A中，第一助听器3和第二助听器4被示为每一个分别包括同步单元9、10。
通过同步单元9、10跨第一助听器3和第二助听器4实现的音频同步可用于同步两个PPG信号，因为这些PPG信号的采样率可为～250Hz。
第一助听器3和第二助听器4中的每一个可包括用于建立到另一助听器的(有线或无线)通信链路11的天线(未示出)和收发器电路(未示出)，从而使能在两个助听器3、4之间交换信息。
因而，如图1A中所示，系统2可配置成通过第一助听器3的PPG传感器7确定用户1的心脏12的心跳。另外，系统2可配置成通过第二助听器4的PPG传感器8确定用户1的心脏12的心跳。
例如，在系统2包括用于确定用户1的心脏12的心跳的ECG传感器时，PTT可基于PPG传感器7、8中的每一个确定，即第一PTT 13和第二PTT 14。
基于第一助听器3的PPG传感器7和第二助听器4的PPG传感器8，系统2可配置成确定耳到耳PTT 15，其为助听器用户1的两只耳朵之间的脉搏到达的时间延迟。
图1B示出了根据本发明的系统的示例性的耳到耳确定。
在图1B中，绘出了分别通过第一助听器3的PPG传感器7确定的PPG(振幅为时间的函数)16的一部分及通过第二助听器4的PPG传感器8确定的PPG 17的一部分。
所需的耳到耳PTT(BinPTT)可以多种不同的方式确定。
在第一方式中(如标示的)，(通过第一助听器3的PPG传感器7确定的)第一测量的参数的第一最大上行点16A对应的第一时间点与(通过第二助听器4的PPG传感器8确定的)第二测量的参数的第二最大上行点17A对应的第二时间点之间的时间延迟可以是所需要的耳到耳PTT。
在第二方式中，通过第一助听器3的PPG传感器7确定的心脏收缩(最大)点16B与通过第二助听器4的PPG传感器8确定的心脏收缩(最大)点17B之间的时间延迟可以是所需要的耳到耳PTT。
在第三方式中，通过第一助听器3的PPG传感器7确定的振幅的底点16C与通过第二助听器4的PPG传感器8确定的振幅的底点17C之间的时间延迟可以是所需要的耳到耳PTT。
图2示出了示例性的、基于根据本发明的系统的PTT监测听努力度。
在图2中，PTT被示为SNR水平的函数。
在存在噪声的情形下测试语音时，设计实验来基于生理传感器数据估计听努力度。测试对象被在耳朵及眼镜中埋设ECG、PPG传感器以捕获瞳孔放大。
在该实验中记录听努力度的两个参考度量：心脏射血前期(PEP)[2]和瞳孔放大[3]。PEP可定义为ECG的Q点与阻抗心动描记(Impedence cardiography，ICG)信号的B点之间的时间延迟。
瞳孔放大是用于估计听努力度的黄金标准，因此，可以是可被解释为听努力度结果的任何生理测量的参考。类似地，PEP为心律的纯交感度量，其也与听努力度相关。
已发现，当根据对应的瞳孔放大和PEP进行评估时，耳级PTT与听努力度相关联。
当听音条件非常费力时(SNR低于0dB)，PEP和瞳孔放大度量均展现约0dB的最大努力度并“放弃”。
通过在系统中分析PTT-SNR的个体助听器用户情况，将可能监测如图2中所示的“放弃”点。
该分析可以至少两种方式使用。
在第一方式中，如果用户已通过放弃点(SNR低于用户想要投入进去时)，系统处理单元可配置成降低助听器用户所需要的听努力度。例如，处理单元可应用波束形成、降噪(例如通过机器学习(如深度神经网络)提供噪声与语音的分离)。
在第二方式中，如果用户在“放弃”SNR处已花长时间，系统(如处理单元)可提供要做什么的建议(例如应付已经知道的用于移到更好的SNR区域的策略，其可基于来自声音到达方向的输入、助听器天线中接收到的信号强度及磁场图进行估计，其中助听器不太受磁干扰影响)。
在图2中，图示了确定当前听努力度的确定。确定当前听努力度可包括确定当前的听困难区域。
可定义四个听困难区域。
第一听困难区域可定义为具有高于第一SNR阈值18的SNR及高于第一PTT阈值19的PTT。例如，在第一区域，PTT可按递减SNR的函数递减。第一区域可标示助听器用户仅提供较少的听努力度，因为SNR高。
第二听困难区域可定义为具有低于第一SNR阈值18但高于第二SNR阈值20的SNR及低于第一PTT阈值19的PTT。例如，在第二区域，PTT可按递减SNR的函数递减。第二区域可标示助听器用户提供渐增的听努力度。
第三听困难区域可定义为具有低于第二SNR阈值20但高于第三SNR阈值21的SNR及低于第一PTT阈值19的PTT。例如，在第三区域，PTT可按递减SNR的函数递增。第三区域可标示助听器用户开始退出并提供递减的听努力度。
第四听困难区域可定义为具有低于第三SNR阈值21的SNR及高于第一PTT阈值19的PTT。例如，在第四区域，PTT可按递减SNR的函数递增。第四区域可标示助听器用户完全退出并提供最小听努力度。
所述系统(处理单元)可配置成在当前的听困难区域处于第一区域时处于第一听音模式，在当前的听困难区域处于第二区域时处于第二听音模式，在当前的听困难区域处于第三区域时处于第三听音模式，在当前的听困难区域处于第四区域时处于第四听音模式。
图3示出了根据本发明的系统的应用情形的示例性流程图。
另外的随时间降低传感器功耗的技术可以是仅在预期将感测到有关事件(在该情形下，PPG读数中与PTT测量有关的、上坡中的点)时启动PPG传感器。在相继的读数之间，PPG传感器可完全关闭或者处于低功耗模式(如果传感器提供该模式)。自然地，由于助听器用户的心率根据不同的生理因素随时间变化，该“睡眠窗口”必须进行相应调节，使得不丢失有关的测量点。
此外，降低功耗可通过不每一心跳确定PTT而是仅周期性确定来实现。应用该另外的功耗降低策略对如图3中所示的流程图对应的算法的准确度和分辨率有要求。
在步骤S1，系统可通过至少一加速计确定助听器用户是否静止不动，换言之，助听器用户是否站立不动或者至少移动小于预定阈值(如第一运动阈值)。如果否，可(例如以预定时间间隔)重复该步骤S1。
在步骤S2，系统可通过至少一SNR估计器(例如通过至少一输入单元的传声器)确定助听器用户处于其中的环境是否为困难听音情形(例如，SNR低于阈值(如0dB))。如果否，可(例如以预定时间间隔)重复该步骤S2。
如果满足第一步骤S1和第二步骤S2，系统可配置成启动(或者保持已经启动的)至少第一和第二生理传感器。从而，在步骤S3，系统可确定助听器用户的耳-耳PTT和当前听努力度。
在步骤S4，根据当前听努力度，系统可(根据当前的信号处理参数)调节或保持系统的处理单元的信号处理参数。例如，在预定时间间隔之后，可重复步骤S1、S2、S3、S4。
如果不满足第一步骤S1和/或第二步骤S2，系统可配置成改变至少第一和第二生理传感器的启动模式(例如停用已经启动的传感器)。
图4A、4B和4C示出了根据本发明的系统的示例性应用情形。
如果有可靠的方式自动检测助听器用户增加的听努力度，例如当他/她试图在困难声音环境中跟上某一对话时，助听器(系统)软件(或连接的智能电话app)可通过动态调节助听器参数(信号处理参数)以帮助用户而起作用。
该解决方案可基于不同输入的组合并可基于应激/努力度与心率变化之间的已知的相关：如果终端用户(如助听器用户)处于应激/努力情形下，可能对该终端用户的心率变化进行分析并确定应激指数。
脉搏率和心率变化可经助听器进行测量，例如，借助于放在助听器扬声器单元中的光学传感器(如耳内PPG传感器)。作为备选，心率及心率变化也可借助于放在助听器中的加速计进行测量。然而，应注意，从加速计测量心率变化比使用脉搏氧饱和度仪更易于出现运动非自然信号。
急性应激可能具有许多不同的原因，听努力度是其中之一。例如，人可能正试图解决数学问题、经历工作面试、进行公开演讲等。在某些情形下，可能通过调查终端用户的自主神经系统(Autonomic nervous system，ANS)活动而估计急性应激的程度。
我们可通过分析心率变异(Heart Rate Variance，HRV)估计终端用户的ANS活动。
ANS分支：交感神经系统(SNS)和副交感神经系统(PNS)负责交感-迷走神经平衡[4]。心率的动态学受SNS和PNS活动影响。因此，HRV信号可能是ANS活动的好的标示信号，其也可反映某一应激状态。
HRV可在时域和频域进行分析以量化SNS和PNS估计量并隐含地估计应激。
时域特征：
在时域，庞加莱(Poincaré)绘图分析是评价HRV的动态学的几何和非线性方法。在该绘图中，连续的心率被绘出，导致点云。点云则被画为椭圆，椭圆的宽度为短期变化的度量，其被反映为副交感神经影响。椭圆的长度已知为总变化。
SD为标准差算子。SD1和SD2通过[5]计算：
在应激状态期间，副交感神经影响受到抑制，交感神经影响为主，因此，庞加莱(Poincaré)图的宽度在应激期间将减小。
在图4A中，示出了庞加莱(Poincaré)图的说明性例子。在X轴上，示出了在时间k的两个连续心跳之间的间隔，及在Y轴上，示出了在时间k+1的连续心跳之间的间隔(RR为ECG波的连续R尖峰之间的时间间隔，或者可以是定义PPG信号的连续心跳之间的时间的节拍间隔(Inter Beat Interval，IBI)参数)。标示了该绘图的宽度W和对应的标准差SD1以及长度L和对应的标准差SD2。
在图4B中，示出了怎样确定应激的庞加莱估计量的例子。助听器用户的心率变化可用下述范例进行测量：1分钟休息，1分钟躯体性应激，及1分钟休息。在图4B中，示出了在这些情形下即放松状态(上面)、应激状态(中间)和应激后状态(下面)下庞加莱绘图的宽度和对应的SD1可怎样明显的变化。
频域特征：
在图4C中，示出了HRV的频谱的低频(LF)和高频(HF)分量反映SNS和PNS活动。HRV的LF(0.04-0.15Hz)分量反映SNS和PNS活动，而HRV的HF分量纯粹地反映PNS活动。因此，LF/HF比为应激的估计量。
听引起的应激：
心率变化参数可明显显示助听器用户的听努力度(但对正常听力不明显)[6]。随着听音条件趋于越来越困难，HRV的副交感神经标志(HF功率)递减。
从HRV，可确定ANS参数SD1、SD2、SD1/SD2、LF(功率)、HF(功率)、LF/HF。由于HRV动态学并非瞬间发生，因此，需要至少60秒持续时间的数据[7]。可基于那些参数开发分类参数(LDA、朴素偏差(naive bias)等)以基于个体基准确定应激/非应激状态。
因而，助听器可配置成在有高听努力度时减小助听器用户的听努力度。一旦确定庞加莱宽度的时间序列，通过将该HRV度量与可推断应激的其它客观度量组合，可确定具有高听努力度要求的情形。前述其它客观度量例如为：
周围声音环境的SNR(例如使用助听器传声器进行测量)；
在典型的语音频率下相对升高的声压级(“噪声中语音”)；
通过嵌入在助听器中的加速计检测到的用户运动(或没有运动)；
人未讲话，而是主要听(自我话音可从助听器声音输入以良好的逼近度进行检测，可能通过(例如由耳内加速计测得的)加速计数据证实)。
HRV可能受许多因素影响：跑步、考试等。然而，并非所有这些情形均必然意味着助听器用户处于需要努力的听音任务下。通过将HRV分析与上面提及的其它声音有关的客观指示量结合，可能估计高听费力任务并调整助听器以使听努力度最小化(例如使庞加莱宽度最大化)。
有其它方法来分析HR，目标在于估计终端用户在某一情形下的应激程度。在图4A-4C中用庞加莱绘图提供的示例性应用可应用于将HR变化度量与一个或多个其它度量结合，从而确定高费力听音情形并相应调整助听器信号处理参数。
因而，可提供包括助听器的系统，其中助听器可配置成基于助听器用户的当前听努力度的估计进行操作(如上所述)，其中助听器用户的当前听努力度的估计可基于确定助听器用户的HRV进行，如上所述。
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系统/装置/助听器的结构特征可与本发明方法的步骤结合。
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。
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。
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。
因而，本发明的范围应依据权利要求进行判断。
参考文献
[1]S.Hey,A.Gharbi,B.v.Haaren,K.Walter,N. and S."Continuous Noninvasive Pulse Transit Time Measurement for Psycho-生理StressMonitoring,"2009International Conference on eHealth,Telemedicine,and SocialMedicine,Cancun,2009,pp.113-116.doi:10.1109/eTELEMED.2009.35.
[2]Richter M.The moderating effect of success importance on therelationship between listening demand and listening effort.Ear andHearing.2016；37:111S–117S.doi:10.1097/AUD.0000000000000295.
[3]Ohlenforst,B.,Zekveld,A.A.,Lunner,T.,Wendt,D.,Naylor,G.,Wang,Y.,Versfeld,N.J.,Kramer,S.E.,2017.Impact of stimulus-related factors and hearingimpairment on listening effort as indicated by pupil dilation.Hear.Res.351,68e79.
[4]Goldberger JJ.Sympathovagal balance:how should we measure it？.Am JPhysiol.1999Apr；276(4Pt 2):H1273-80.
[5]Hoshi,R.A.,Pastre,C.M.,Vanderlei,L.C.M.,&Godoy,M.F.(2013).Poincareplots indexes of heart rate variability:relationship with other nonlinearvariables.Autonomic neuroscience.
[6]Hsu CH,Tsai MY,Huang GS,Poincaré plot indexes of heart ratevariability detect dynamic autonomic modulation during general anesthesiainduction.Acta Anaesthesiol Taiwan.2012 Mar；50(1):12-8.
[7]Esco MR,Flatt AA,Ultra-short-term heart rate variability indexesat rest and post-exercise in athletes:evaluating the agreement with acceptedrecommendations.J Sports Sci Med.2014 Sep 1；13(3):535-41.eCollection 2014Sep.
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