耳内式助听器（ITE）
ITE佩戴时直接放入耳甲腔或外耳道中，助听器的所有部件都做入耳模内部。ITE的一个优点是保留了耳廓的“自然效应”，使辨识声源方位更加容易，此外耳廓对高频声音的天然放大作用也保留了下来。
ITE有标准机和定制机。标准机是把整个助听器功能模块做得很小，完全嵌入耳模内或连到耳模上。这使得助听器的摘戴和维修很方便。定制机的尺寸稍小一些，更容易摘戴和维修，因此也更贵一些。这标准机和定制机都包括两种类型：满耳甲式和耳道式。
满耳甲式助听器  满耳甲式助听器充满大部分耳甲和全部外耳道，它可以提供比耳道式助听器更大的增益和声输出。满耳甲式助听器的一种变体半耳甲式或称为准耳甲式助听器，是把满耳甲式助听器的耳轮部分全部或部分去掉。
耳道式助听器  耳道式助听器，特别是完全耳道式（Completely In the Canal，简称CIC）助听器是目前最小的助听器。因为其体积很小，只能使用微型电池和受话器，所以限制了增益、输出功率以及电池寿命。受话器和麦克风相互之间距离很近，又使得耳道式助听器发生声反馈的几率比其他机型要大。因此，耳道式助听器主要用于轻、中度耳聋患者。
耵聍挡板  很多ITE都配有耵聍挡板以防止耳道内耵聍阻塞声孔或者损坏受话器。大部分助听器的耵聍挡板可由听力师或患者自己更换。

体佩式助听器
体配式助听器更多地是用于重度、极重度耳聋患者，有时也用于使用其他机型助听器有困难的患者，这些可能是年龄太小或者太大的听力损失患者。
由于体配式助听器的受话器是通过音频线与助听器本身分离开来的，故它可以提供比其他机型助听器更大的增益。这样的设计也减少了声反馈的发生，从而允许更大的输出功率。受话器附在耳模上。体配式助听器在佩带时放在一个贴身的口袋中，可以用衣服遮盖住。在给小年龄的孩子使用时往往加一个麦克风罩以防食物等落到麦克风上面造成损坏。

眼镜式助听器
眼镜式助听器的放大器、麦克风和受话器都做到眼睛腿上。这是多年以来一种比较流行的掩饰助听器的方式，而且有些使用者认为眼镜式助听器比BTE容易操作。但是，将视力和听力两种康复设备做到一起的实际缺陷越来越明显，因此眼镜式助听器逐渐从市场上消失了。
眼镜式助听器的一种变体是通过一个适配器将BTE连到眼睛腿上的助听眼镜。
信号对传/双侧信号对传（CROS/BiCROS） 眼镜式助听器经常以信号对传（Contralateral Routing Of Signals，简称CROS）方式使用，镜框用来隐藏传输线。CROS有时适用于双耳听力损失不对称的患者。麦克风（装在一个空的助听器外壳上）置于听力损失较重的一侧镜腿上，放大器和受话器置于另一侧。麦克风一侧的信号通过音频线或无线发射器传到放大器。在大多数情况下，眼镜式助听器可以使用非堵耳式耳模（open mould）。
简单的CROS用于使用者一耳听力损失严重或全聋，另一耳听力接近正常的情况下。另一种稍微复杂一些的信号传输方式是双侧信号对传（BiCROS），用于使用者一耳重度或极重度耳聋，另一耳轻度耳聋的情况。这种方式使用两个麦克风和一个放大器，使用者两侧的声音均得到放大。
助听器的内部结构
尽管现代助听器的体积都很小，但内部都包含大量的电子元件。其主要部件包括：
1） 输入传感器，包括麦克风和电感线圈等
2） 具有音量控制、滤波、自动增益控制（AGC）以及最大输出控制等功能的放大器
3） 受话器（扩音器）
4） 电池
以下对各个部件作详细介绍：

输入传感器（The input transducer）
麦克风（Microphone）  麦克风将声波转换为电信号。现在较为通用的是驻极体麦克风。这是一种特殊的电容麦克风，其中集成了内置的低噪声前置放大器。驻极体麦克风具有平滑的频响曲线，对机械振动的灵敏度较低，这减少了声反馈的发生。
助听器麦克风根据频率响应特性和灵敏度的不同可分为许多种。有些助听器就具有多个麦克风可供选择使用。常用的麦克风有：normal range（常动态麦克风），wide range（宽动态麦克风）6dB或12dB（per octave ski slope）麦克风，阶越响应麦克风（step response）和峰阻尼（damped peak）麦克风等。
在改变特定麦克风频率响应特性的技术手段中，电子滤波是运用比较多的一种。这项技术由于其可以降低麦克风内部噪声的特点而受到青睐。
麦克风有全方向性的也有方向性的。大多数助听器使用的是全方向性麦克风，来自各个方向的声音被助听器以几乎同等的灵敏度接收。
为了提高噪声环境下的言语识别率，可以在耳背式助听器上使用方向性麦克风。方向性麦克风能够对来自听者后方的声音进行抑制，从而使其更加专注于来自前方声源的声音信号。在混响条件下，方向性麦克风的定位效果会减弱。
应当注意的一点是，与普通麦克风相比，方向性麦克风的低频灵敏度通常都比较低。
磁感应线圈（The telecoil）  磁感应线圈可以代替麦克风，将变化的磁场信号转换为电信号。它必须与影剧院、教堂、学校等场所为听觉障碍人士所铺设的环路系统配合使用。
环路系统包括环路放大器和环路线圈。一个运转良好的系统可以产生磁场，用磁场来代表使用者将要听到的声音。装有磁感应线圈的助听器在线圈处于工作状态时（即把M-T档置于T位置）可以将这个磁场信号转换为声音信号。使用这种输入方式可降低背景噪声。家用小型环路系统可以帮助使用者收听电视伴音信号。电话适配器则对使用者的电话交流起到帮助作用。
音频输入（Audio input）  通过直接输入助听器的音频电线也可以得到高品质的声音。这种输入系统称为音频输入系统，经常在教学环境中配合调频（FM）或红外发射器使用。

放大器（Amplifier）
从麦克风或磁感应线圈输入的信号进入放大器。放大器将这些低能量的信号放大为强的电信号来驱动助听器受话器工作。放大器分不同的种类。A类放大器使用恒定电流，无论有没有信号从麦克风输入，其工作电流都保持不变。
线性推挽式放大器（B类放大器）是A类放大器的改进类型，更加经济且失真较小。但麦克风输入弱信号时其功耗很低，输入强信号时功耗提高。
开关放大器（Switching amplifier）采用脉冲调制技术来提高放大器的效率。它可以部分地与受话器集成在一起。开关放大器的特点是低失真和高效能，其中一种称为D类放大器。
放大器可由分立元件焊接到电路板上构成，也可以做成薄膜或厚膜电路集成块、集成电路，还可以是上述几种电路形式的混合。
分立元件放大器（The discrete amplifier ） 分立元件放大器是把电子元件分别焊接到电路板上构成的，比其他种类的放大器更占空间，因此它主要用于比较大的助听器如体配式助听器和体积较大的耳背式助听器等。
薄膜放大器（Thin film amplifier） 薄膜放大器做在覆盖着电阻材料薄膜的陶瓷或玻璃薄板上。电阻器通过对电阻膜的蚀刻得到，并且通过在板子表面加铺导体金箔连接起来。使用薄膜技术可以得到精密的电阻器。晶体管、集成电路模块和电容焊到板上，同样通过导体金箔连接。连接各元件的导体金箔需经过特殊的焊接处理。
薄膜电路板的每一面一般只有一层连接导体，两个面之间的导体比较难制作并且相对较大，因此实际中的薄膜电路板经常制作成单面板。
厚膜放大器（Thick film amplifier）  厚膜放大器做在陶瓷薄板上，电阻元件和连接导体通过一种特殊的丝印（silk screen）技术“印刷”到板的表面。这些电阻元件和连接导体比薄膜电路中所用的要大。如果要做得很精密的话，必须对电阻元件进行调节。厚膜电路板可以做成多层板，而且很容易用导体把层与层之间和两个面之间连接起来。厚膜技术在当今应用得很普遍，并且经常与集成电路结合使用，晶体管、集成电路模块和电容器焊接到陶瓷薄板的两个面上。
集成电路（Integrated circuit，IC）  IC元件的尺寸一般只有几个平方毫米，但它可以包含上千个晶体管和电阻器。IC的出现使助听器体积更小，结构更精细。助听器使用的IC一般都是为特定机型定制的模块。
IC的设计过程中使用了计算机辅助设计（CAD）。一般来讲，设计过程变得越来越复杂，相反，生产过程则越来越简化。

受话器（Receiver）
受话器将经过放大的电信号转换为声音信号输出。根据尺寸和工作方式，受话器可以分为不同的类型。一般地，尺寸决定受话器的灵敏度和最大声输出。使用声学滤波器能够改善频率特性和频响范围。

电池（Batteries）
助听器电池有不同的尺寸和型号。锌空气电池是目前最通用的一种。锌空气电池电量高，价格适中，用过的锌空气电池对环境的污染也很小。
电池的容量用毫安时（mAh）来衡量。举例来说，一节100 mAh的电池如果用于电流为1 mA的助听器，则它大约可以工作100小时。但电池的工作电流取决于助听器的输出功率，因此对其工作电流不能很精确地描述。
在超大功率助听器中，仍然使用汞电池和银氧（silver oxide）电池。但现在的锌空气电池性能已经越来越接近上述两种电池了。
碱性电池主要用于体配式助听器和助听器遥控器。

助听器的控制
通过调节助听器可以控制输出的声音。调节工作主要由听力师（hearing healthcare professional）在选配助听器时进行。一般来说，助听器使用者不能轻易改变听力师所作的调节和设置，但有些是使用者自己可以调节的。

使用者对助听器的调节
音量控制  大部分助听器都设有音量控制旋钮，以便使用者根据不同的聆听环境自己调节助听器的增益。有些助听器不设音量控制旋钮，取而代之的是厂商或者听力师设定的增益和内部的自动增益控制。
On/off档  使用on/off档可以开关助听器。on/off档是嵌在助听器外壳上的独立的小按钮，也可以为便于使用与电池仓集成在一起。
M/T档  许多助听器提供了一个波段开关，便于使用者选择从麦克风还是从电磁环路系统接收输入信号。这个波段开关称为M-T档。把M-T档切换到T模式时助听器从电磁环路系统接收输入信号。环路系统一般铺设在影剧院、教堂等场所。在一个功能良好的环路系统中使用磁感应线圈代替麦克风接收信号可以提高声音品质，这一优点在背景噪声较高和距离声源较远的情况下体现得尤为明显。
助听器处于T模式时麦克风不工作。在有些情况下，M档和T档同时工作会更方便一些。比如，助听器使用者通过磁感应线圈收听电视伴音信号时，往往还想同时能够听到周围人的交谈声、门铃声以及其他一些重要的环境声音。为满足这一要求，一些助听器提供了MT模式。在MT模式下麦克风和磁感应线圈可以同时工作。
N-H档  一些助听器设有一个“正常反应/高频加强”波段开关（N-H档），并且不设M-T档。助听器切换到H模式时，N-H档将把输出的声音信号从正常放大的状态切换为高频音加强的状态，这是通过削减低频音的增益来实现的。H模式可以提高嘈杂环境中的言语识别率。
程序选择开关  一些多程序助听器还具有程序选择开关供使用者选择适合自己的程序。
遥控器  许多助听器使用者希望使用更精准的方式来控制他们的助听器。他们希望能够根据不同聆听环境来选择更多的助听器特性。由于助听器使用者喜欢尽可能小和尽量符合美观要求的助听器，这种控制不能通过传统的切换开关和旋钮方式实现。
可以采取预设多程序供使用者选择的方式来解决这个问题。这些程序预设了根据使用者的听力状况在不同聆听环境下所应使用的声学参数。使用者可以通过遥控器选择所需程序的代号。从遥控器到助听器的发射方式可以是红外线、超声波以及无线电波。在一定的环境中，使用者只需按一下遥控器的相应按钮即可将助听器切换至最适合聆听的程序。

听力师对助听器的控制
许多助听器具有根据不同患者听力损失状况进行调节的功能结构（facilities）。这些功能结构可以是开关或者旋钮，以可以是电脑编程的数字存储器。通过这些功能结构可以调节诸如低频或高频的放大、最大声输出、预设增益和压缩（自动增益控制）等功能参数。
预设增益控制  助听器往往设有一个预设增益，使实际输出的最大增益比允许最大增益低最多20dB。调节这个预设增益能使音量达到使用者控制的最舒适范围。预设增益也可以减小最大增益以避免声反馈（啸叫）的出现，这对于儿童和调节音量旋钮有障碍的患者来说是很有用的。调节预设增益可以用来建立双耳的响度平衡，对于多程序助听器还能调节不同程序下的响度平衡。

滤波器
高通滤波器  高通滤波器，也称削低频滤波器（bass-cut filter）用来衰减低频信号的放大量，主要用于低频听力正常或接近正常的听力损伤患者和在嘈杂环境下存在听觉障碍的患者。
高通滤波器的衰减斜率从传统一阶无源滤波器的6dB/倍频程，到有源滤波器（含有运算放大器）的12、18或24dB/倍频程不等。特殊的纯音滤波器还具有变化的衰减斜率。
滤波元件（如电容）的数目决定了滤波器的阶数。设计一阶滤波器只需要一个电容，而四阶滤波器则需要四个。
大多数患者的听力损伤是随年龄增长而出现的听力下降（老年性聋），他们的低频听力问题不大，而高频听力损失较重。为了对这种听力进行补偿，出现了一种特殊的滤波器，称为“老年性聋反适应滤波器”（Inverse Presbycusis Adaptation，IPA）。
低通滤波器  低通滤波器用来衰减高频（一般是1000Hz以上）信号的放大量。对于重度听力损失的患者，这种衰减可以有效地减少声反馈的发生。此外，低通滤波器可以用于初次佩戴助听器的患者，以此来衰减高频增益。这在佩戴助听器的初始阶段经常使用，过一段时间以后，患者习惯了助听器，这时可以改变低通滤波器的频响特性以提高高频增益。
和高通滤波器一样，低通滤波器可以是一阶也可以是高阶的。

输出控制与压缩自动增益控制（AGC）
助听器的放大作用应该使放大后的声音能够被听到而不给使用者带来不舒服的感觉。如果某个频率的声音输出太大，使用者就会把音量降低从而使其他频率增益不足。
助听器能够输出的最大声音由最大声输出级来描述。如果最大输出级对于使用者来说过大则应该将其降低。这可以通过输出控制和压缩来实现。
输出控制  最合适的输出控制方式很大程度上取决于输出控制电路和AGC电路的特性。一般来说，单独使用输出控制时会引起失真。因此，通常都是将输出控制与AGC结合使用以减小失真。
压缩控制  最初设计的压缩电路是把日常生活中较大的声音振幅压缩到一个较小的动态范围里，以补偿听力损失患者的响度重振。可是这种压缩方式在噪声背景下效果并不好。目前另一种压缩方式—限幅压缩—是使用最多的一种压缩方式。限幅压缩减小声输出的方法与输出控制类似，但不引起失真。它可以将声输出限制在使用者的不舒适阈以下。使用压缩控制之后，助听器使用者无需为了避免那些较强的声音被放大后达到不舒适阈而降低整体增益（降低整体增益会令使用者听不到一些较轻的言语声）。
压缩电路放在音量控制（Volume Control，简称VC）电路之前或者之后都可以，放置的位置会影响其作用效果。放在VC电路之前称为“输入AGC（AGC-I）”；放在VC电路之后称为“输出AGC（AGC-O）”。输入AGC在输入信号达到一定大小时启动，与VC的设置无关。输出AGC则保证了输出信号在任何时候都不会超出VC限定的大小。
*还有另一种AGC，当有日常的言语声输入时对信号进行压缩处理。它对输入信号进行整合，将信号变化幅度压缩后输出，不削减任何信息，其输入-输出曲线的斜率代表压缩比。采用这种AGC的放大器输入-输出曲线（I/O）具有稳态特性，只在输入声压级变化较慢时有效。 *
*由于这种AGC电路的启动比较慢，因此较快的信号幅度变化（比如日常的言语声）出现时，增益只有很小的改变。这使得其压缩的动态特性表现为增益恒定的直线，在I/O图上斜率为1。*
突然出现的较强的声音可以使压缩电路启动，但完全启动需要一定的时间。这段时间称为“启动时间”。同样，当较强的声音停止时，助听器也需要一段时间从压缩状态恢复到线性放大状态，这段时间称为“恢复时间”。

其它自动增益控制（AGC）的方式  
在过去的几十年里又出现了很多种AGC电路，这些AGC电路都有一个共同的目的，就是使助听器能够根据输入的信号和使用者的动态范围自动地调节增益和频响特性。
多通道AGC  多通道AGC是将声音信号按频谱分成两个或多个频率通道（频带），每个通道都有自己的AGC电路。多通道AGC的一个优点是：一个频带内的声音信号不会影响其他频带的放大。另一方面，各个通道间频谱的相互覆盖降低了信号各频带间的对比度，从而降低了的言语分辨率。
自动信号处理（ASP）ASP主要是指根据输入信号中低频成分的强度，自动调整低频衰减的程度。如果输入信号以低频为主，低频增益会自动地降低以防止掩蔽作用。这种低频的衰减可能对防止助听器饱和以及声音失真有一定作用。
响度补偿AGC  一些AGC电路，包括所谓的K-线路放大器，主要设计目的在于补偿存在于许多听力损失患者中的不正常的响度增长。其直接效果就是减少了对音量控制旋钮的调节。
对响度补偿AGC助听器的调节因所调助听器的型号而异。一般要根据患者的听力图和响度增长曲线来调节。通常使用电脑或者精密编程仪器进行验配。

耳模和耳内机外壳
耳模和声管是BTE助听器的主要外部声学结构，它们将助听器受话器输出的声音传递到耳道和鼓膜处。耳模需要根据不同助听器使用者的耳廓和耳道形状定制。这一部分简要介绍耳模的制作方法，这种方法很类似于牙科中牙模的制作。
制作耳模或耳内式定制助听器需要对耳部解剖和耳的声学特性有一定了解。

制作、设计和材料
耳模是日常使用的配件，不应给使用者带来不适和不便。为了达到这一要求，在制作之前取一个耳印模是很必要的。
取耳印模之前，应该由医师把外耳道耵聍去除干净。然后在外耳道内塞入一个棉障。棉障就是一小团系有一根线的棉花或者泡沫材料，它可以保证取耳印模用的膏体材料完全充满它所在位置以外的耳道，这一部分最终形成耳模的耳道。此外，棉障还可以防止膏体材料注入耳道过深。
耳印模材料一般是相对柔软、无毒的膏体硅胶物质，通过注射器注入外耳道和外耳的耳甲、舟状窝、三角窝等部位。几分钟以后硅胶材料变硬，可以很容易地从耳中取出。
将耳印模材料多余的部分去掉，使得到的耳印模与最终的耳模形状十分接近。经过表面抛光或刮蜡处理，用塑料、白明胶或琼脂材料制成铸造模。
最后，将塑料或橡胶材料注入铸造模中。“生”耳模固化后即可成型。实际应用中有各种各样的耳模铸造材料，常用的一种是冷凝或热凝（cold or warm hardening）丙烯酸（PMMA）。这种材料主要用来制作硬耳模。另一种稍软些的PMMA也经常使用，这种材料在体温下放入耳道时有一定的弹性。
软硬丙烯酸还可以混合使用，这样制作出的耳模耳道部分更有弹性。这对于耳道弯曲较大或外耳道畸形的患者来说非常重要。
软耳模用硅胶制作。和丙烯酸相似，这种材料也分热凝和冷凝两种。冷凝硅胶是两种材料的混合，加入一些固化剂（hardener）后在室温下即可凝固定型。硬化剂对热塑硅胶不起作用，必须在摄氏200度的温度下才能定型或硬化。
上述两种材料都可以制作出各种硬度的耳模，以适应软硬程度不同的外耳道。但丙烯酸和硅橡胶材料不能混合使用。
为避免在玩耍时造成耳道损伤，一般给儿童使用软耳模。但软耳模有一点缺陷，那就是佩戴软耳模比硬耳模觉得热，耳道更容易因出汗而变得潮湿。
还有一种塑料材料可以用于制作耳模。这种材料称为光塑（photo plastic）或光敏聚合体（light cured polymer）。光塑材料暴露在一定波长的紫外线中时，在室温下即可硬化。它有硬性和软性两种，可以混合使用。
“生”的耳模可根据听力损失情况和助听器类型做成各种形状。对于重度和极重度耳聋，耳模通常做成只有一个与耳道壁紧密接触的壳状，但要将外耳道的外部堵住。对于中度耳聋，耳模可以做成“骨架”式，也就是说只用一圈支架撑住外耳。而对于轻度耳聋，耳模做成耳道式的比较合适。耳道式耳模完全位于耳道内而不露出耳外。经过很多助听器佩戴者的实际使用，证明这是一种比较好的方式。

过敏
有的助听器使用者会对耳模材料有过敏反应，如发生耳道骚痒或红肿等。但这些过敏反应也有可能提示耳模并不适合使用者的耳道形状。为避免出现过敏反应，耳模应该使用非敏感材料制作，或者在表面覆盖一层“亲皮肤”的材料如光漆（photoplastic varnish）或黄金等。

耳模的声孔
从助听器传过来的声音通过耳模声孔传递至耳内。声孔的形状和尺寸对声音质量有很大影响。根据患者的听力损失程度和所佩戴的助听器，声孔可以打成很多形状。
声孔越长，其形状对音质的影响越大。声孔可以打成圆柱形，也可以打成号角形。声孔的横截面积对耳模的声学特性影响很大，但横截面的形状是圆形还是椭圆形与声学特性关系不大。椭圆形横截面的声孔可以用于较小的耳模或者具有较狭窄、椭圆形耳道的耳模。
对于大多数助听器使用者，声孔直径打2mm到3mm比较合适。如果需要进一步加强高频，则声孔应该打成号角形。
号角形声孔的效果取决于号角的长度和从号角一端到另一端直径的增加程度。这些因素决定了号角的截止频率。如果号角的直径在较短的距离中（短声孔）增加过多，则号角的截止频率将会超出助听器的频响范围，从失去应有的作用。根据经验，在耳背式助听器中，耳模号角形声孔的最大直径不应超过其直径最小端的50%。通常，号角形声孔的长度可以通过加挂号角形的耳钩或声管得以延长。
在极少数情况下，患者低频听力损失较重，需要对高频进行抑制。这时应该打直径较小（如1mm）的声孔。

通气孔
当把助听器戴到耳朵里时，它会部分地堵住耳道。这将产生一些副作用，最明显的现象是使用者觉得自己说话的声音变大了，此外他还会感到听到的声音很空旷，就像是在桶里讲话的声音一样。这种现象称为“堵耳效应”。
堵耳效应是由耳道壁的振动造成的。当我们说话或者吃饭（咀嚼）时，声带的振动或咀嚼动作产生的声音会通过颅骨向上传播，这会使得相对柔软的耳道壁像一层膜一样产生振动。当耳道口被耳模堵住时，耳道内会产生比未堵耳时高得多的声压。堵耳效应在鼓膜处产生的声压可高达20dB。特别是在低频（即1000Hz以下），堵耳效应更是不能忽视的问题。
堵耳效应可以通过在耳模上开通气孔来减轻或消除。通气孔是耳模上与声孔平行的一个附加通道。通气孔越大，消除堵耳效应的效果越好。通气孔的长度和截面积会影响助听器的有效增益。打通气孔还有一些别的目的，在这些情况下，通气孔通常会有另外的叫法，这些叫法往往说明了它的功用，如“舒适孔”等。
减压孔（舒适孔）  减压孔的直径较小，一般为1mm或更小。它的主要作用是减小摘戴耳模时产生的耳内静压力的变化。
低频泄孔  当听力损失只出现在（或主要出现在）高频时，低频部分需要的放大量很小。这时在耳模上打一个直径大于1mm的低频泄孔可以appreciably降低低频增益。低频泄孔的直径决定了其截止频率。低频声可以通过泄孔直接到达鼓膜处。
非堵耳式耳模（IORS or open earmould）  非堵耳式耳模开有一个非常大的通气孔。这种耳模实际上只是对声孔起一个固定的作用。它一般只用于具有中等高频增益、没有低频增益的助听器。此外，非堵耳式耳模可以消除堵耳效应，并且可以减轻耳道潮湿。
什么时候需要打通气孔？  耳模开通气孔有很多好处，但同时也有缺点。任何声音的泄漏，无论是否是有意的，都会引起声反馈。通气孔的尺寸应该由需要的助听器增益决定。原则上，减压孔通常用于中、重度耳聋患者的助听器，而低频泄孔和非堵耳式耳模用于轻、中度耳聋。对于中度和极重度耳聋患者，应避免使用通气孔以防产生声反馈。
除了助听器已有的许多可调的特性参数，耳模技术通过对声孔和通气孔的设置和更改为现代助听器的调试工作增加了新的参数和调试手段。

耳内式助听器的外壳
正如它的名字一样，耳内式助听器（In-The-Ear hearing aids，简称ITE）是完全佩戴在耳道里的。ITE可以做到定制的外壳中，也可以与特制的耳模外壳嵌在一起。因此，ITE主要分两种：标准机和定制机。
标准机  标准机是与独立的耳模嵌在一起的完整的助听器模块（或单元）。在必要的时候，比如进行清洁时，ITE模块可以很方便地从耳模上取下来。需要维修时，也只需更换一个相同型号的模块即可。
定制机  定制机的机芯做到一个薄壁的机壳里。这意味着助听器和耳模合成一体，也就是说助听器的所有元件都装配在机壳中。
定制机壳采用与助听器耳模类似的方法铸造而成。但不同的是，在将原材料注入铸模之后不等其完全凝固便将铸模倒过来，等待一段时间，使未凝固的材料流出，只留下一薄层凝固的壳。
根据每个人耳甲的大小不同，定制机做得可大可小，还可以去掉耳甲部分做成耳道式机。
ITE还为那些要求助听器不影响美观的患者提供了一个很吸引人的解决方式。此外，定位能力的提高使助听器在噪声背景下效果更好。

助听器的技术指标
助听器的工作性能由其参数表中列出的技术指标来描述，这些技术指标是根据一系列国家和国际标准进行的检测所得到的结果。在这些标准中，最重要的是国际电工委员会的IEC118和美国国家标准化组织的ANSI S3.22。

耦合增益（Coupler data）
通常，助听器的技术指标测试是在周围用吸音材料包绕的隔声空间中进行的。使用扬声器作为声源，助听器与内置麦克风的耦合腔（人工耳）相连接。
目前广泛使用的耦合腔（人工耳）有两种。一种是所谓的2cc耦合腔。它包括一个2cm3容积的腔体和一个测量麦克风。2cc耦合腔的性能很稳定，但是作为一个人耳的声学模型却过于简单。它更多地用于测量ANSI标准中的技术数据和厂家的质量控制。
另外一种耦合腔是更加接近正常成年人耳平均声学特性的堵耳模拟器。由于它是由IEC711来进行定义的，因此也把它称作“seven-eleven（便利店）”耦合腔。
频率响应曲线（The frequency response）  频率响应曲线描述了助听器对不同频率信号的放大程度。在测绘频响曲线之前，助听器的音量控制应该放到标准中规定的档位。同一助听器在711堵耳模拟器中和在2cc耦合腔中测得的频响曲线不尽相同，在711中测得的助听器增益，特别是高频增益更大一些。
频率范围（Frequency range）  助听器所能正常放大的信号最低频率与最高频率之差称为助听器的频率范围。频率范围的测量通常是依据HAIC（Hearing Aid Industry Conference，助听器工业协会）规定的程序来进行的。
最大声输出(Maximum Output)  助听器所能输出的声压级是有一定限度的，这个限度称为最大声输出。最大声输出是将助听器音量控制调到满档，输入90 dB SPL的信号时测得的助听器的输出级。最大声输出又称为OSPL90或者SSPL90（Output or Saturation Sound Pressure Level with 90 dB input），可以作为助听器的一个技术指标。它在确定所选助听器是否适用于患者的听力程度时是一个重要的依据。

原位参数（In situ data）
按理想的方式，助听器的技术参数应该在患者佩戴上助听器之后测量才更具实际意义。这样测得的参数称为原位参数（原位增益）。“原位”在英文中是“in situ”，意思是“在位置上”。当然，原位参数必须在给患者选配完助听器后才能测量，因此助听器厂商就无法测量原位参数。但助听器的实际作用可以通过把助听器戴到人耳模拟器或人工头上测量出来，比如使用Brüel和Kjær的HATS，以及声学研究用诺雷斯电子公司人体模型（Knowles Electronics Manikin for Acoustical Research ，简称KEMAR）。通过这种方法可以得到模拟的原位增益。
相比于耦合增益，大多数助听器选配规程中更注重的是插入增益。插入增益指的是患者戴上助听器之后获得的增益比开放耳（未戴助听器）耳道共振产生的自然增益提高的部分。这就是说，插入增益是“原位”测量的助听器补偿增益。
我们无法精确地估计出助听器对具体的患者所产生的补偿效果。这种效果是随患者外耳及耳道的形状和尺寸、鼓膜状况、中耳容积不同而千差万别的。此外，耳模对于助听器的声学效果也有很大影响。因此，选配助听器时在患者佩戴的情况下直接测量插入增益具有十分重要的意义。测量插入增益有专用的设备，这种设备专门有一个麦克风（通过一根细的硅胶探管）用来测量近鼓膜处的声压级。

磁感应线圈参数（等效声压级，Equivalent sound level）
如果助听器装有磁感应线圈，则当助听器位于变化的磁场中（比如处于环路放大器中）时便可以产生声音。磁感应线圈的灵敏度在助听器的参数表中有所描述，比如可以用当磁场输入信号一定时助听器在耦合腔中产生的输出声压级来衡量。“等效声压级”指的是能够产生与给定磁场信号同样输出级信号的输入信号声压级。比较典型的等效关系是：强度为100mA/m的磁场信号等效于70 dB SPL的输入声压级。

自动增益控制指标（AGC）
自动增益控制（Automatic Gain Control ，简称AGC）可以自动调整助听器的增益以防止输出过大或过小。AGC功能主要由技术指标来描述：启动/恢复时间和输入输出特性。这些指标的测量结果在各个频率都不尽相同，通常在一个指定频率（如1KHz、1.6KHz、2.5KHz等）上进行测量。
启动/恢复时间（attack/release time）  启动/恢复时间描述了AGC反应速度的快慢。启动时间一般都在毫秒级，这样突然出现的很强的声音才不会引起使用者不舒服的感觉。恢复时间相对要长一些，以便AGC的增益变化不影响到助听器的声音灵敏度。另一方面，如果恢复时间过长，那么一个突然出现的强声会使增益长时间偏移正常值，其后果是损失很多言语信息。最适宜的选择应该依具体的聆听环境而定，因此在一些助听器中，AGC的恢复时间是根据输入的声音信号变化的。强输入声的持续时间较短时，恢复时间也比较短（如50ms）；当输入一个持续的强信号时，恢复时间则变得较长（可达数秒）。
输入输出特性（input/output characteristic）  输入输出特性（I/O特性）描述了AGC是如何控制助听器的输出的。I/O曲线给出了AGC的稳态特性。

助听器的内部噪声（等效输入噪声，Equivalent input noise）
助听器内部的电子元件会产生小量噪声，这种噪声主要是由麦克风和它内置的前置放大器产生的。但是一个内部结构得当并且选配合适的助听器的内部噪声不会被使用者听到。如果所选配的助听器功率过大，那么使用者会把音量控制调到接近最小的位置，这时可能会听到内部噪声。发生这种情况时应该选一台功率较小的助听器。助听器的内部噪声水平用等效输入噪声来描述。测出助听器输出的噪声声压级dB值，减去助听器的增益dB值，即可得到等效输入噪声声压级。等效噪声测量应在非常安静的环境下进行，否则环境噪声会影响测量结果。

总谐波失真度（THD）
即便助听器未达到饱和状态，助听器元件特别是受话器的非线性也会造成一些失真。是真的程度可以用总谐波失真度（Total Harmonic Distortion，简称THD）来描述。THD使用纯音作为输入信号来测量，它指的是失真部分的输出声压级占总输出声压级的比例。THD一般用百分比来表示。
当助听器的输出接近最大输出声压级的时候，会出现严重的失真。这种情况通常可以使用AGC避免。
输入信号过大时，麦克风和前置放大器会发生饱和失真，使用AGC不能避免这种失真。

电池的耗电量（Battery consumption）
助听器的一项重要技术指标是耗电量，也就是说一节电池能用多少天。但这不是一个能简单回答的问题。大多数现代助听器的耗电量几乎完全取决于助听器的输出功率。这就是说，在安静的环境里或者增益设置较低时，助听器耗电量相对较小；而在嘈杂吵闹的环境中或者增益设置较高时，耗电量较大。因此，不同的使用者，其助听器耗电量随生活环境的不同而有很大差别。在参数表中给出了各种不同生活环境下电池的耗电量，这些数据是在国际标准规定的条件下测量出来的。

助听器选配

一台助听器在被听力损失患者正常使用之前需要经过几步。首先，要从众多类型和型号的助听器中选出一台最适合患者听力状况的助听器。然后，根据患者的具体情况对助听器进行调节和验配。最后，还要评估助听器的工作效果是否令患者满意。
在评估助听器效果时应该考虑插入增益。插入增益可以看作是助听器的效果增益，因为它体现了助听器在鼓膜处提供的声压级的增长，而且插入增益还考虑到了耳模（机壳）和外耳道的声阻抗作用。

助听器的预选
在选择助听器之前，听力师应该明确选配的要求。在实际工作中，这一步往往是通过计算目标频响曲线和最大声输出来实现的。在这个过程中要用到选配处方公式。但是，助听器的预选还包括更多的内容。助听器的整体效果与所选用的耳模类型也有很大关系，因此在选择助听器的同时必须选定耳模的类型。还有一点很重要，那就是我们必须选择一台患者自己能够操作的助听器，同时这台助听器还必须能满足患者提出的功能（如磁感应线圈、音频输入等）、尺寸、美观等方面的要求。
计算机是预选助听器的方便工具。有一些专用的程序，可以把各个机型和品牌的助听器技术参数与患者的听力检查结果结合起来进行分析，推荐一种或几种适合的助听器。同样地，还可以用计算机计算出选配标准，以便听力师选择最合适的机型。

验配助听器的处方公式 
选择好合适的助听器并且为患者定制好耳模之后，听力师还要对助听器的各种控制进行调节，以使之达到预期的效果。根据患者的听力检查结果，使用处方公式可以计算出助听器的频率反应（response）。处方公式详细给出了基本的目标增益曲线，在某种程度上还对最大声输出的调节和压缩的控制作了说明，它使验配助听器的入手很方便。

1/2增益原则（Half gain rule）
人们发现，感音神经性聋患者实际需要的助听器增益dB数远比听力损失的dB数要小。单纯地根据纯音听阈补偿增益会造成助听器放大过大，超过了患者的不舒适阈。美国听力学家S.Lybarger提出了一个简单的原则，称为1/2增益原则。他根据实际经验提出，对于感音神经性聋患者，要达到舒适听觉，助听器在各频率上需要的2cc耦合腔增益是听力损失的1/2。

NAL公式（National Acoustic Laboatories）
一个经常使用的处方公式是由澳大利亚国家声学实验室提出的NAL公式。
NAL公式着重使言语频率范围以内的声音达到响度正常化。由于正常人耳在言语频带内各个频率感受到的响度并不相同，因此根据NAL公式，平坦的听力曲线得到的目标增益曲线并不是平坦的。
NAL公式把根据纯音听力图得到的频响曲线斜率降低了约1/3。1986年NAL公式经过了一次修订，现在所使用的版本称为NAL Ⅱ。

NAL
为计算每个频率上所需要的真耳插入增益（RREG），首先计算该频率纯音听阈的31%，然后加上三个选定频率（500Hz、1KHz、2KHz纯音听阈值之和的15%？，最后加上该频率的常数校正因子C即为该频率的RREG。各频率上的C值如下：
250 Hz -17
500 Hz -8
750 Hz -3
1．0 KHz +1
1．5 KHz +1
2．0 KHz -1
3．0 KHz -2
4．0 KHz -2
6．0 KHz -2

POGO公式
当今应用较多的另一个处方公式是POGO公式。POGO公式最早于1983年由美国犹它大学和丹麦Oticon公司联合提出，1988年作了一次修订，对于≥65 dB的重度听力损失给予了更多的补偿。使用POGO公式得到的目标增益曲线使助听器的声输出达到听力损失患者的最舒适阈（the Most Comfortable Level，简称MCL）。因此，使用POGO公式验配助听器时，比较注重对患者MCL的评估。

POGOⅠ
助听器的插入增益应该是纯音听阈（HTL）的1/2减去低频校正因子。这个校正因子在250 Hz是10 dB，在500 Hz是5 dB。
POGOⅡ
如果纯音听阈值（HTL）超过65 dB，再加上1/2（HTL-65）。

Widex SAS（Speech Audibility and Stability）公式
SAS公式的主要目标是通过将言语信号的大部分放大和整合到听阈以上来提高言语接受能力，同时防止助听器出现声反馈（feedback）。SAS公式是Widex多程序助听器（如QUATTRO和LOGO等）程序设计的基础。
SAS公式是基于成功用于中度耳聋的40%原则。但是对于重度耳聋，这样一个原则不能有效提高言语的可听度，而这对于提高可懂度又是十分必要的。为了提高言语可听度，SAS由提出了最小放大量（minimum amplification）的概念。这个最小放大量保证了所有频带范围内的long-term rms level 言语（LSpeech）信号均可被放大到阈上5 dB。方法是把THL与LSpeech –5 dB in the table的差值定义为最小放大量，将此值与40%增益作比较，取较大者作为助听器增益。
SAS还考虑了助听器可能出现的声反馈。如果设定的增益超过一定限度，助听器将会出现声反馈。这时使用者会把音量控制调低，从而使所有频率上的增益都减小。另一方面，我们可以把增益限定在一个“安全”的值（GFeedbadk）以下，使反馈不再发生。使用这种方法，助听器的增益只是在最容易发生声反馈的频率上才调低，而其他频率上的增益不受影响。
Widex SAS
对于每个频率：1．计算40%HTL。2．计算HTL与 LSpeech –5之差。3．将（1）和（2）中较大的值作为插入增益。4．查看上面定义的插入增益值是否超过了GFeedbadk，如果超过，将插入增益减小至GFeedbadk。
频率（Hz） 250 500 1000 2000 3000 4000
LSpeech –5 dB（HL） 39 44 36 33 33 33
GFeedbadk 70 70 70 50 50 50

上述几种处方公式可能会得出不同的结果。如果我们对NAL和POGO进行一下比较就可以发现，NAL公式比POGO公式得出的频率曲线更平坦、增益较小。两个公式给出的选配参数不同，但结果都能令患者满意。
上述处方公式计算出的目标曲线是不分使用环境的。而助听器使用者经常要求助听器在不同的聆听环境下能有相应的频率特性。最近也有一些新的助听器种类问世，其中比较引人注目的就是能够为使用者提供多种频率特性的多程序助听器。
多程序助听器的每一个程序都是根据特定的聆听环境设置的。这些程序或者使用了分别适合不同环境的不同处方公式，或者是使用一种处方公式，根据信号频谱与背景噪声的强度对比对频率特性进行了调整。通常当信号频带中噪声过强时增益会减小，而当以言语信号为主时增益则加大。
使用自动频响调整的助听器越来越受到欢迎。这种助听器很难用传统的方法来验配，因此，厂商一般都为这些助听器设计了特定的验配程序。例如，使用纯音来测量插入增益是没有意义的，因为助听器可能只对真正的言语声敏感。这种情况下有许多方法来评估验配的效果。完整的助听器评估程序能够在安静环境下和噪声环境下进行言语识别率的测量。

助听器的验配过程
助听器的验配从选择合适的助听器开始。这一步使用计算机很容易完成。只需选择最大声输出曲线可以调整到低于患者的不舒适阈（Uncomfortable loudness level，简称UCL）0-10 dB以下的助听器即可。UCL可以使用纯音或窄带噪声测出。

插入增益的测量
测量插入增益是助听器验配中的一项通行的常规测量。插入增益描述了助听器给每位患者提供的声音放大效果。换句话说，它定量描述了通过将助听器“插入”患者耳道使患者鼓膜处的声压级得到的增长。这是一项很有价值的测量，因为同一台助听器在不同的患耳上会有不同的补偿效果。
测量插入增益和控制输入信号的声压级有很多方法，下面简要介绍其中俩种。
声压法  测试信号由位于患者正前方的扬声器给出，记录耳道口处的声压并将其校准到一个恒定的声压级。在耳道内近鼓膜处放置一个探管麦克风，用来记录近鼓膜处的声压级并将结果存到存储器中。然后将助听器正确佩戴到患者的耳朵上，重复上述测量步骤。两次记录到的近鼓膜处声压级之差即为插入增益。
替代法  将测试时患者头所处的测试位置作为参考点。首先在无患者的情况下进行空间声学校准，保证扬声器发出的声音在测试参考点处的声压级在整个测试过程中保持恒定，并记录结果。然后患者就位，在真耳上测量未戴助听器时近鼓膜处声压级，将结果存到存储器中。最后测量并记录戴上助听器后真耳近鼓膜处声压级。最后两次测量的结果之差即为插入增益。
测量步骤  探管麦克风放置得离鼓膜越近越好。如果探管尖与鼓膜之间的距离超过6-7mm，高频的测量结果将会变得不准确。这与耳模和鼓膜间耳道腔的声阻抗有关。使用柔软的探管可以避免损伤鼓膜。
输入信号的声压级一般取50或60 dB。过高的输入信号可能造成助听器的饱和，从而得到不准确的增益曲线。如果助听器在低输入下即进入非线性工作状态，在解释这种结果时应该十分注意。
对于开放式耳模还存在一个特殊的问题。放大后的声音会通过通气孔释放出来，影响参考麦克风的测量。在使用声压法进行测量时，这种情况可能会使压缩控制器减小测试信号的声压级。
插入增益通常使用扫频的窄带信号如啭音等测量。但是有时这是不可行的，因为有的助听器具有自适应功能，对言语声和纯音的反应不一样。对于这种助听器应使用类似言语的声音进行测试或者代之以可选择的（alternative）言语识别率测试。

自适应助听器的验配
验配具有自适应校准功能的助听器时，由于增益由输入信号声压级决定，所以不能给出一个确定的目标增益。而且增益校准还取决于输入信号的种类：言语声、噪声还是纯音。这时是无法测量插入增益的。
很显然，厂家提供的验配程序不可能考虑到每一个耳和耳模的声学特性。因此，保证选配结果适用于日常生活中常见的各种声音信号是很重要的。比如，应该把各种强度（低、中、高）的言语声和背景噪声给使用者试听。

计算机辅助验配
计算机是非常方便的助听器验配辅助工具。为了更好地利用计算机，一批助听器厂商联合开发了一个名为“NOAH”（意思是“诺亚方舟”）的程序平台。在NOAH上，听力师可以很方便地选择不同的助听器品牌和不同的验配程序，可以选择使用通用处方公式（如NAL公式）的程序，也可以选择专门为某种特定型号的助听器开发的程序。此外，使用计算机辅助验配还能通过一些接口硬件（如HI-PRO）进行助听器的参数设定。

助听器维修保养
通常，对高品质的助听器进行一些小的维修和保养是必要的。助听器工作异常时，其原因往往是可以自行解决的小问题，无需将助听器送到维修处。
下面介绍一些常见的助听器故障原因。

电池
当今锌空气电池应用的很普遍，这种电池必须与空气（氧气）接触才能放电工作。使用者须将覆盖在电池气孔上的不干胶贴片撕掉才能激活电池。在撕开贴片时，可能有一小部分粘性物质残留在电池表面。这些粘性物质可能会积聚在电池触点上从而影响助听器正常工作。在将电池放入电池仓之前用纸巾或干布擦拭一下电池表面可以避免上述情况。
有时会发现电池放入电池仓后不久就没电了，这说明在使用之前不干胶贴片漏缝了。
潮湿的空气也会积聚在电池表面，阻塞气孔，妨碍电池“呼吸”。
废电池对环境有害。因此用过的电池应该统一交到回收处理站。
电池不应该被孩子轻易拿到，他们可能会把电池放到嘴里吞下去。一旦发生这种情况，应马上请医生来处理。

耳模
耳模通过声管与助听器相连，不可避免地会有潮气进入声孔。潮气可能会形成小液滴阻塞声孔。

耵聍堵塞
大量或少量的耵聍会妨碍声音的传入。和潮气一样，这会造成助听器声音变小或者声音质量变差。少量的耵聍即使不会完全阻塞声孔，也会改变助听器的声学特性。

声反馈（Feedback）
声反馈（或称为啸叫）是由声音系统漏声造成的。BTE的啸叫经常是由于声管的原因，更换一个新的声管即可解决问题。
在吃饭或颞下颌关节运动时可能会产生声反馈。出现这种情况说明应该更换新耳模了。