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Die Erfindung betrifft eine Schaltungsanordnung für die Messung von menschlichen Gehörfehlern und für Hörhilfen mit Eingangsschaltkreisen für den Empfang komplexer Tonsignale, die selektiv über eine Mehrzahl von Durchlassbändern zu verstärken sind, mit einer Mehrzahl von unabhängig voneinander einstellbaren Filtern mit nebeneinanderliegenden Durchlassbändern zur Ermöglichung unabhängiger Einstellung der Verstärkung innerhalb jeder der Mehrzahl von nebeneinanderliegenden Audiodurchlassbändern, mit einem Summiernetzwerk für die Kombination der Ausgangssignale von den Filtern und mit einer automatischen Amplitudenregelung. Eine solche Einrichtung ist aus der US-PS Nr. 3, 531, 595 bekannt.
Sie macht sich die Erkenntnis zunutze, dass nicht nur jeder Mensch einen individuellen Gehör-Frequenz- gang besitzt, sondern dass darüber hinaus gerade dann, wenn das Hörvermögen in irgendeinem Frequenzband vermindert ist, in diesem Band auch die Schmerz- oder Unbehaglichkeitsschwelle besonders niedrig liegen kann, d. h., dass dort die Dynamik besonders gering sein muss. Bei zu hohen Amplituden wird daher die vorgesehene Amplitudenregelung eingreifen.
Ein gehörgeschädigter Mensch leidet am meisten darunter, dass die Sprachverständigkeit beeinträchtigt ist. Bei einem unzweckmässig aufgebauten Hörgerät kann es z. B. vorkommen, dass zwar die Verstärkung hinreicht, um das Hörvermögen wesentlich zu bessern, so dass der Patient also "hört", dass er jedoch gleichwohl nicht in der Lage ist zu verstehen. Diese Fähigkeit, gesprochene Worte zu verstehen, wird hier und im folgenden als Sprachdiskriminierung bezeichnet. Gerade Sprache aber setzt sich aus einer Vielzahl von Frequenzen zusammen. Realistischerweise muss man davon ausgehen, dass der am häufigsten vorkommende Fall der ist, dass Sprache trotz des Vorhandenseins eines erheblichen Hintergrund-Geräuschepegels verstanden werden muss.
Tritt nun ein solches Hintergrundgeräusch mit erheblicher Intensität auf, so wird bei der bekannten Einrichtung die Verstärkung aller Kanäle heruntergeregelt, damit die Schmerzschwelle unterschritten bleibt. Der Gehörgeschädigte kann dann sehr oft nicht mehr verstehen.
Der Grund für diese Fehlentwicklung scheint darin zu liegen, dass bereits beim Testen des Patienten von der wenig realitätsbezogenen Vorstellung ausgegangen wird, dass man mit reinen Tönen, gewöhnlich in Oktavsprüngen, testen müsse, wonach der Frequenzgang einer Hörhilfe eingestellt wird. In der Tat kann man dann dieses Reinton-Diskriminiervermögen verbessern, was aber dem Patienten dann in der Praxis aus den oben erläuterten Gründen oft wenig hilft.
Aufgabe der Erfindung ist es, eine Schaltungsanordnung der eingangs genannten Gattung zu schaffen, deren Einsatz sowohl bei der Messung der Gehörschädigung wie auch bei der entsprechend dem Messergebnis ausgelegten Hörhilfe zu einer deutlichen Verbesserung der Sprachdiskriminierung beiträgt, u. zw. auch unter ungünstigsten Bedingungen, wie starkem Hintergrundgeräusch.
Diese Aufgabe wird gemäss der Erfindung dadurch gelöst, dass für jedes Durchlassband ein aktives Filter mit einem geeignet beschalteten Operationsverstärker zusammen mit einer Amplitudenregelschleife, die die Amplitude oberhalb eines vorgegebenen Schwellenwertes konstant hält vorgesehen ist. Zweckmässige Weiterbildungen ergeben sich aus den Ansprüchen.
Die Erfindung und mit ihr in Verbindung stehende Merkmale und Vorteile werden besser verständlich an Hand der folgenden Erläuterungen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen. Es zeigen : Fig. 1 ein Blockschaltdiagramm einer Testanordnung für die Prüfung der Sprachdiskriminierungsfähigkeit einer Person gemäss der Erfindung, Fig. 2a und 2b Kurven, die die Sprachdiskriminierergebnisse illustrieren, zugeordnet verschiedenen Spektren und Prüfbedingungen, welche später erläutert werden, Fig. 3 und 4 Kurven, welche die Ansprechcharakteristiken eines Grundhörgerätes illustrieren, nachdem solche Ansprechcharakteristiken eingestellt worden sind, um die beste Sprachdiskriminierungsfähigkeit für den Patienten unter Beobachtung zu erzielen, Fig. 5 ein Blockdiagramm eines tragbaren Hörgerätes gemäss der Erfindung, Fig.
6 ein mehr in die Einzelheiten gehendes Blockdiagramm eines Hörgerätes nach Fig. 5, Fig. 7 eine Kurve zur Erläuterung des typischen Ansprechens eines einzelnen Filters des Hörgerätes nach Fig. 6 und die Fig. 8 bis 11 bestimmte Schaltkreisdiagramme des Hörgerätes nach Fig. 6.
Gemäss der Erfindung geht man bei der Messung der Gehörschädigung einer Person so vor, dass man eine Prüfung mit einem Grundhörgerät durchführt, gemäss den nachfolgend erläuterten Schritten.
1. Der Hörgerätempfänger wird in den äusseren Kanal des zu prüfenden Ohres eingesetzt und mit einer Packung aus Carmold-Druckmaterial befestigt um eine akustische Abdichtung zu erzielen.
2. Das nicht zu prüfende Ohr wird mittels eines einzusetzenden Ohrstopfens und einer die
Ohrmuschel umgebende Dämpfung verschlossen, um so jede Hörperzeption durch dieses Ohr zu blockieren.
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3. Der Patient wird in bequeme Sitzlage gegenüber einem Lautsprecher innerhalb eines dem Schall unterworfenen Gehäuses gebracht ; der Lautsprecher ist akustisch abgeglichen worden, um eine flache Frequenzansprecheharakteristik an der Stelle des Kopfes des Patienten zu erzeugen. Die verwendeten Prüfsignale, um eine solche Abgleichung durchzuführen, sind enge Rauschbänder.
4. Auf Band aufgezeichnete kontinuierliche Sprache wird über den Lautsprecher übertragen mit einem Pegel entsprechend etwa dem normaler Unterhaltung, d. h. 60 dB SPL.
5. Der Patient wird instruiert, sorgfältig der auf dem Band aufgezeichneten Sprache zuzuhören und die verschiedenen Filter und die Hauptlautstärkesteuerung so einzustellen, dass er maximale
Klarheit und Verständlichkeit des Materials erzielt.
6. Wenn der Patient der Meinung ist, dass er keine weitere Verbesserung in Klarheit und
Verständlichkeit der aufgezeichneten Sprache erreichen kann, unterrichtet er die Bedienungs- person und die Aufzeichnung wird abgeschaltet.
7. Genormte Bänder aufgezeichneter Prüfstücke von Sprachdiskriminierfähigkeit werden dann mit dem gleichen Pegel wie die durchlaufende Sprache übertragen. Die Sprachdiskriminierergebnisse werden für jeden durchgeführten Test aufgezeichnet.
8. Die relative Güte entsprechend den vorliegenden Konzepten kann ermittelt werden durch
Vergleich mit ohne Hörgerät erzielten Diskriminierergebnissen oder Ergebnissen, die unter identischen Zuhörbedingungen mit andern Hörgeräten erzielt wurden. Darüber hinaus kann der
Spannungspegel über dem Hörgerätempfänger gemessen werden und aufgezeichnet werden für jedes Filter, wie in Fig. 2a, 2b dargestellt. Diese Messungen, abgeleitet für jedes Filternetzwerk in dem System, liefert die Ansprechkurve, die erforderlich ist, um die Diskriminierfähigkeit der
Person wieder herzustellen, und diese Ansprechkurve kann dann benutzt werden, um die erforderlichen Korrekturen zu beschreiben.
Falls erforderlich kann die Ansprechkurve, welche von der Person ursprünglich eingestellt wurde, überprüft werden durch die Person oder durch die Bedienungsperson, um eine weitere Verbesserung in der Sprachdiskriminierfähigkeit herbeizuführen. Zusätzliche genormte Sprachdiskriminiertests sind dann erforderlich, um die
Wirkung solcher Revisionen festzustellen. Solche Justagen können beispielsweise darauf basieren, ob die Versuchsperson Konsonanten oder Vokale überhört usw. Darüber hinaus kann die Bedienungsperson die Ansprechkurve abgleichen, um grosse Variationen in derselben zu glätten. Darüber hinaus kann man eine Testkurve weissen oder grauen Rauschens durchlaufen lassen und/oder Rauschen während der Testprozedur einsetzen.
Bevor weitere Beispiele für die Messvorgänge und Ergebnisse gegeben werden, sollen geeignete Prüfeinrichtungen diskutiert werden. In den Zeichnungen stellt Fig. 1 eine Testanlage dar für die Prüfung der Sprechdiskriminierung eines Patienten in dem Mass, wie es erforderlich ist, um das Verfahren gemäss der Erfindung durchzuführen.
Sprache von einem Playback-Tonbandgerät --10-- wird einem Tonfrequenz- mischnetzwerk --11-- zugeführt. Ein Graues-oder Weisses-Rauschen-Generator--12--kann ebenfalls mit
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--11-- verbundenFilternetzwerken --F1 bis Fn--'Jedes der Filternetzwerke --F1 bis F n--weist ein diskretes Durchlassband auf und die gesamte Kombination --13-- überdeckt vorzugsweise einen Frequenzbereich von etwa 125 Hz bis mindestens 6300 Hz. Die Filter -- F 1 bis F n -- unterteilen das hörbare Frequenzspektrum in nebeneinanderliegende Durchlassbänder.
Die Durchlassbänder von jedem der Filter--F, bis Fn--können so breit oder so eng sein, wie es erwünscht ist, um angemessene Audiorausch- und/oder Spracherkennungscharakteristiken zu erzielen, und brauchen nicht in oktavenweiser Beziehung zueinander zu stehen, wie dies bei Filternetzwerken häufig der Fall ist. Der Filtersatz --13-- kann auch verwirklicht werden durch eine Kombination einstellbarer Bandfilter, die in Serie angeordnet sind anstatt mittels paralleler Filter.
Darüber hinaus ist die Signalamplitudenänderung einstellbar über einen geeigneten Bereich. Der Ausgang des Filtersatzes --13-- gelangt über einen Breitband-Audioverstärker --14-- mit einstellbarer Verstärkung und dann ist ein Audioempfänger --15-- in einem menschlichen Ohr --16-- angeordnet. Ein Elektronenröhrenvoltmeter --17-- kann verwendet werden, um die Amplitude der Signalspannung zu messen, die über dem Empfänger --15-- liegt.
Beispielsweise kann der Rauschgenerator --12-- ein von der Firma Hewlett Packard unter der Bezeichnung 8057A hergestellter Präzisionsrauschgenerator sein, bei dem Bandgerät --10-- kann es sich
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um das Modell Craig Nr. 2704 Kassettenrekorder und Playback-Einheit handeln, der Mischer --11-- kann eine Shure MG7 Mikrophonmischer sein, das Filternetzwerk --13-- kann das unter der Bezeichnung 8056A von Hewlett Packard hergestelltes Filtergerät sein, beim Audioverstärker --14-- kann es sich um einen MeIntosch MC 2505 handeln, der Empfänger --15-- ist ein Tibetts Modell 102-10G Hörgerätempfänger, und das Effektivwertvoltmeter --17-- ist das Modell 320 der Firma Ballentine.
Die Ansprechkurven für zwei Patienten sind in Fig. 2a und 2b dargestellt zusammen mit den Diskriminiertestergebnissen. Fig. 2a bezieht sich auf ein Ohr eines Patienten und Fig. 2b auf ein Ohr eines andern Patienten ; die Ordinaten sind logarithmisch geteilt und zeigen die Spannung über dem Empfänger - -15-- in Millivolt. Die Abszisse ist entsprechend der Frequenz geteilt. Die Kurve (a) in beiden Figuren repräsentiert den angenehmsten Hörpegel, wie er von dem Patienten eingestellt worden ist, für individuelle Dritteloktavenbänder von Rauschen ; Kurve (b) repräsentiert die angenehmen Hörpegel eingestellt von jedem Patienten für maximale Erkennbarkeit durchlaufender Sprache, und Kurve (c) ist eine Korrektur der Bedienungsperson bezüglich Kurve (b), um beispielsweise Ansprechspitzen etwas zu glätten.
Die Kurven (d) und (e) in Fig. 2a bzw. 2b repräsentieren die Frequenzempfindlichkeit von 3 dB/Oktave und 4 dB/Oktave. Diese letzteren beiden Kurven sind einfach eine Aufzeichnung der Frequenz über dem Schalldruckpegel, jedoch mit einem konstanten dB/Oktaveänderung, verglichen mit der zufälligen Empfindlichkeit, aufgezeichnet entsprechend der eigenen Empfindlichkeitseinstellung des Patienten, modifiziert in einigen Fällen durch die Bedienungsperson, wie oben bezüglich Kurve (c) angedeutet.
Die Prozentangaben an der oberen rechten Kante der Kurven nach Fig. 2a und 2b deuten die Sprachdiskriminierergebnisse an, die von den beiden Patienten erzielt wurden. Dies bezieht sich auf einen Test, in dem der Patient mit einem Hörgerät versehen wird, dessen Empfindlichkeitskurve eingestellt worden ist, entsprechend den jeweiligen Kurven nach Fig. 2a und 2b, wobei der Patient Sprache zuhört, die dem Eingang des Hörgerätes zugeführt wird, das Prüfmaterial besteht aus genormten phonetisch ausgeglichenen Listen von Worten, wobei jede Liste 50 Worte umfasst, auf die der Patient antworten muss, indem er jedes Wort unmittelbar nach seiner Darbietung durch den Tonbandgerätlaufsprecher wiederholt.
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Einstellung des Hörgerätes auf die Empfindlichkeitskurve (b), was eine ganz erhebliche Verbesserung bedeutet, und die Ergebnisse wurden auf 92% verbessert mittels der Empfindlichkeitskurve (c), also der von der Bedienungsperson revidierten Kurve (b). Aus Fig. 2b ergibt sich, dass das ursprüngliche Ergebnis 20% für die Kurve (a) betrug, auf 54% mittels Kurve (b) verbessert wurde und 88% erreichte für die Kurve (c). Man erkennt, dass bei andern Patienten die Empfindlichkeit erheblich unterschiedlich sein kann von der nach Fig. 2a oder 2b und es kann sogar vorkommen, dass jedes Ohr eines Patienten in seiner Einmaligkeit erheblich abweicht.
Es ist festzuhalten, dass die endgültige Empfindlichkeitsstellung (Kurve c) für optimale Diskriminierung durchgeführt wurde von einer Bedienungsperson unter Benutzung einer Spektrumverformungstechnik, die als Teil der Erfindung entwickelt worden ist und im Prinzip die Glättung der Empfindlichkeitsspitzen der Kurve (b) zum Gegenstand hat, wie oben bereits erwähnt wurde. Im Fall der Fig. 2a erhöhte sich die Fähigkeit des Patienten, gesprochene Worte des Sprachdiskriminiertests voneinander zu unterscheiden, auf 92% (Kurve c), was eine erhebliche Verbesserung bedeutet gegenüber 76% für Kurve (b) und eine noch bedeutendere Verbesserung gegenüber den Ergebnissen für die konstanten dB/Oktavenänderung Kurven (d) und (e).
Verschiedene spezifische Beispiele und Ergebnisse in Verbindung mit den Testmethoden werden unten beschrieben. Der Patient X wurde mit drei Hörgeräten getestet. In jedem Fall wurde das linke Ohr
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mit einem Hintergrundsignal von zwei weiblichen Sprechern. Dies ist ein relativ schwieriger Diskriminiertest, verglichen mit der blossen Benutzung einer Wortliste. Das resultierende Sprachdiskriminierergebnis (SDS) war 22%. Test Nr. 2 umfasste ein tragbares Hörgerät mit einstellbaren Filtern unter Benutzung der Schaltkreise nach Fig. 6 und derselbe Test wie Ni. l wurde durchgeführt. Das Sprachdiskriminierergebnis betrug 61% nach Einstellung des tragbaren Hörgerätes gemäss Arbeitsgängen 5 und 6
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des oben beschriebenen Test.
Test Nr. 3 wurde einige Tage später durchgeführt und erfolgte unter
Verwendung des CID-Auditory-Test-W-22, Liste 4D. Das Sprachdiskriminierergebnis mit eigenen Hörhilfen des Patienten betrug 68%. Test Nr. 4 verwendete CID-Auditory-Test-W-22, Liste 2F und die Verwendung eines Grundhörgerätes mit einem Schaltkreis nach Fig. 5 und 6. Das tragbare Hörgerät und das
Grundhörgerät entsprechen einander elektrisch und verwenden prinzipiell die gleichen Komponenten, doch ist das Grundhörgerät physisch grösser und hat leichter einstellbare Knöpfe für die Filterjustage. Das
Sprachdiskriminierergebnis in diesem Fall betrug 88%. Fig. 3 illustriert die Frequenzempfindlichkeit des
Grundhörgerätes, nachdem es von Patient X im Test eingestellt worden ist.
Test Nr. 5 umfasste eine audiologische Prüfung des Patienten Y in einer Sprach- und Höruniversitäts- klinik. Das phonetisch ausgeglichene Sprachdiskriminierergebnis betrug 70%. Der gleiche Patient wurde gemäss den vorliegenden Verfahren geprüft, nachdem er die Empfindlichkeit des Grundhörgerätes eingestellt hatte. Der Patient wurde getestet mit dem CID-Auditory-Test-W-22, Liste 4D und erzielte auf dem gleichen Ohr ein Sprachdiskriminierergebnis von 92%.
Ein ähnlicher Test von Patient Y wurde durchgeführt, mit dem CID-Auditory-Test-W-22, Liste 2F, wobei der Patient die Empfindlichkeit des
Grundhörgerätes einstellte und danach die Empfindlichkeit getrimmt wurde durch einen Gehörspezialisten in der oben erläuterten Weise, wonach das Sprachdiskriminierergebnis auf 96% verbessert wurde. Fig. 4a ist eine Oszillographenschirmaufzeichnung ähnlich der Kurve nach Fig. 3 zur Erläuterung der Empfindlich- keit des Grundhörgerätes, nachdem es eingestellt und getrimmt wurde durch die Bedienungsperson.
Der Test Nr. 6 bezog sich auf Patient Z, dessen ohne Hörhilfe erzielte phonetisch ausgeglichene
Sprachdiskriminierung 66% betrug. Es wurde getestet gemäss den vorliegenden Verfahren, nachdem er die Empfindlichkeit des Grundhörgerätes justiert hatte. Das Grundhörgerät unterschied sich in diesem Fall von dem in Test Nr. 5 benutzten in den folgenden Punkten : Sechs aneinanderliegende Filternetzwerke unterteilten das gesamte Sprachspektrum in ungleiche Bandbreiten, während bei den vorhergehenden Test die Filterbänder jeweils eine Oktave breit waren. Die ungleichen Bandbreiten wurden ausgewählt auf der Basis ihrer relativen Anteile bei der gesamten Sprachverständlichkeit. Solche Bandbreiten werden häufig als "Bänder gleicher Verständlichkeit" bezeichnet. Mit diesem Grundhörgerät, eingestellt von dem Patienten (s.
Fig. 4b) für optimale Sprachverständlichkeit, erreichte er eine Sprachdiskriminierung von 96% bei CID-Auditory-Test-W-22, Liste 3D. Ein Kontrolltest unter identischen akustischen und verfahrensmässigen Bedingungen mit einem konventionellen Hörgerät ergab eine Sprachdiskriminierung von 84% bei
CID-Auditory-Test-W-22, Liste 3F.
In Fig. 5 ist nun als Beispiel das Blockdiagramm eines tragbaren Hörgerätes dargestellt. Die Zeichnungen illustrieren den in der Praxis miniaturisierten Schaltkreis für eine Hörhilfe, die einstellbar ist, um die Empfindlichkeitskurve zu reproduzieren, welche mit der Testapparatur nach Fig. 1 erzielt wurde. Ein Mikrophon und Feldeffekttransistorverstärker --21-- liefern die aufgenommenen Eingangssignale an einen breitbandigen Audioverstärker --22-- in integrierter Schaltungstechnik, dem eine Lautstärke- (Amplituden-) Steuerung --23-- zugeordnet ist.
Ein Treiberverstärker-24-bildet eine Quelle niedriger Impedanz für ein Filternetzwerk --25-- mit mehreren Amplitudensteuerungen --26-- und mehreren aktiven als integrierte Schaltkreise aufgebauten Bandpassfiltern --27--, deren Ausgänge einem Summiernetzwerk --28-- oder All-Pass zugeführt wird. Wie der Fachmann erkennt, haben die Bandpassfilter --27-- jeweils eine Bandbreite mit Amplitudensteuerung --26--, geeignet für weitgehende Annäherung an die gewünschte Empfindlichkeitskurve (d. h. Kurve (c) in Fig. 2a und 2b), und dass sie demgemäss ausgewählt sind, um beste Spracherkennung zu bewirken. Diese Filter --27-- können demgemäss jeweils einen Teil des Gesamtdurchlassbandes von Filternetzwerk --25-- liefern.
Das Durchlassband jedes Filters kann so breit oder eng sein, wie es erforderlich ist, um optimale Sprachdiskriminierung zu erzielen, und braucht nicht in Beziehung zu stehen mit irgendeiner Oktavenbeziehung oder bruchteilmässigen Kombination derselben. Ein Integrierschaltkreisverstärker --29-- mit einem Durchlassband entsprechend dem des Filternetzwerkes --25-- liefert die endgültige Signalverstärkung, bevor das Signal einem Wandlerempfänger-30-- zugeführt wird. Eine automatische Sättigungseliminiersteuerung --31-- bewirkt eine Signalkompression, wenn das Signal einen vorgegebenen Pegel übersteigt.
Die insoweit beschriebene Hörgerätkonfiguration bietet die folgenden Vorteile : Unabhängige Steuerung der Durchlassbandamplitude für jeden der mehreren Abschnitte des Spektrums ; getrennte Empfindlichkeitssteuerung für jedes Ohr (binaural) ; leichte Neueinstellung, wenn die Anforderungen des Patienten mit der Zeit sich ändern ; dies kann bewirkt werden durch Ersatz von Filterelementen mit unterschiedlichen Durchlass-
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bändern und eingestellt für verschiedene Amplituden. In bestimmten Fällen kann nach dem Summiernetzwerk ein engbandiges Rejektionsfilter hinzugefügt werden, um engbandige Resonanzprobleme, welche bei manchen Patienten beobachtet werden, zu lösen.
Das Konzept ist ohne weiters anpassbar an MSI- (Integration in mittlerem Massstab)-Integriersehaltkreisteehnik. Dies erlaubt eine erhebliche Grössenverringerung bei Hörgerätmodellen. Wiederaufladbare oder langlebige Batterien können verwendet werden, je nach Wunsch. Leichte Reparatur, Stabilität und wasserdichte Einbettung der elektronischen Schaltkreise können ohne weiters erreicht werden. Attraktive und kompakte Verpackung kann vorgesehen werden.
Fig. 6 ist ein ins einzelne gehendes Blockdiagramm eines Hörgerätes, das generell in Fig. 5 dargestellt wurde, und das in miniaturisierter tragbarer Form herstellbar ist. Ferner kann die Schaltung nach Fig. 6 auch in dem Grundhörgerät verwendet werden, dass wie oben erwähnt, vorzugsweise ein grösseres Prüfgerät ist mit grösseren und leichter einstellbaren Knöpfen für die Variation der Empfindlichkeitscharakteristiken beim Test. Das tragbare Gerät kann so klein sein als praktisch möglich. Ein Prototyp Hörgerät mit Drehknopfeinstellung für die Filterschaltkreise ist aufgebaut worden und in einem Gehäuse zusammengefasst worden, dessen Aussenabmessungen 12, 5 x 7, 5 x 0, 3 cm betrugen, doch können offensichtlich auch kleinere Abmessungen hergestellt werden.
Ein als Beispiel verwendetes Grundhörgerät ist aufgebaut worden, mit Aussenabmessungen von 37, 5 x 25 x 11, 25 cm. Das Basishörgerät nach Fig. 6 umfasst eine integrierte Mikrophon-/rauscharme Feldeffekttransistorverstärkerstufe --50--, der ein rauscharmer Verstärkerabschnitt --52-- folgt, welcher eine Bank von parallelen und unabhängig einstellbaren Bandpassfiltern beaufschlagt, die generell mit gekennzeichnet wurden, Die Filter liegen frequenzmässig nebeneinander und ihre Verstärkung ist einstellbar erst nach anfänglicher Frequenzausfluchtung. Fig. 7 ist eine Oszillographenaufzeichnung der Ansprechkurve eines typischen einzelnen Filters bei Mittenfrequenz fO von einem kHz. Ein Summierschaltkreis --56-- addiert alle Filterausgänge auf eine gemeinsame Leitung in linearer Summation.
Das aufsummiert Signal wird dann einem linearen Verstärker und Treiberschaltkreis --58-- zugeführt, der seinerseits einen Miniaturwandler --60-- vom magnetischen Typ in dem Hörgerät beaufschlagt.
Um Übersteuerung des Wandlers in den nichtlinearen Bereich zu verhindern, ist ein automatischer Übersteuerungsliminierschaltkreis --62-- (ASE) vorgesehen, der eine verstärkungsgesteuerte Rückkoppelungsschleife zu den Eingangsschaltkreisen bildet. Das ASE-Rückkoppelungssignal kann entweder abgetastet werden an der Signalleitung --64-- zur Filterbank --54-- oder am Wandleransteuerungspunkt --66-- im Ausgang des Hörgerätes. Eine Lautstärkesteuerung --68-- vor der Filterbank --54-- erlaubt die Einstellung der Gesamthörgerätverstärkung auf irgendeinen gewünschten angenehmen Wert.
Tiefpassfilterschaltkreise --70 und 72-- werden verwendet für B+ und B- Rauschfilterung und Entkoppelung an verschiedenen Punkten des beschriebenen Systems. Das Hörgerät ist ausgelegt für den Betrieb mit Hörgerätebatterien, welche eine abgeglichene Plus- und Minusspannung bezüglich der gemeinsamen Leitung --64-- liefern.
Ein keramisches Miniaturmikrophon mit eingebautem rauscharmen Feldeffekttransistorverstärker kann verwendet werden als Eingangswandlerstufe --50--. Einheiten ähnlich dem Typ BL-1671 von der Firma Knowles können verwendet werden. Diese Einheit hat eine Empfindlichkeit von weniger als 100 Hz bis über 8000 Hz, gemessen mit normalen Hörgerätmikrophonmesstechniken. Mit diesem System, wie in Fig. 6 gezeigt, wird eine 1, 3-Volt-Gleichspannungsversorgung verwendet, um den eingebauten Feldeffekttransistorverstärker des Eingangswandlers zu versorgen. Die Steuerung dieser Spannung auf niedrigere Pegel ist eine Möglichkeit der Verstärkungssteuerung am Eingangsende des Hörgerätes über solche Mittel wie die ASE-Steuerschleife --62--.
Eine Gleichspannung auf den Ausgangsleitungen in Kombination mit dem Tonfrequenzsignal erfordert einen Entkoppelungskondensator, bevor der rauscharme Vorverstärker in dem Eingangsteil des Hörgerätes angesteuert werden kann.
Um den Rauschbetrag am Eingangsende minimal zu halten, ist ein Verstärkerpaar in Doppel-Darlington-Schaltung (wie Motorola-2N 5089-NPN-Tiefpegel, rauscharm) vorgesehen, welche Verstärker bei niedrigen Strompegeln und mit einem grossen Eingangsstrombegrenzungswiderstand arbeiten ; dieser Verstärker ist dem Mikrophonschaltkreis nachgeschaltet, wie in Fig. 8 genauer angedeutet, wo der rauscharme zweistufige Vorverstärker --80-- dargestellt ist. Der doppelte rauscharme Verstärker ist verbunden mit dem Lautstärkesteuerungspotentiometer --68--, welches der Einstellung einer angenehmen Verstärkung des gesamten Hörgerätes dient.
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Eine weitere eingangsseitige Verstärkung ist vorgesehen durch zwei Operationsverstärker --82--, welche dem rauscharmen Vorverstärker --80-- und der Lautstärkesteuerung --68-- folgen. Diese Verstärker können mit sehr niedrigen Strömen arbeitende integrierte Operationsverstärker umfassen, etwa den Typ Solitron UC 4252 Doppeleinheit. Rückkopplungswiderstände um jeden Operationsverstärker gestatten die Einstellung der Verstärkung auf irgendeinen gewünschten Wert innerhalb des Betriebsbereiches. Eine Komplementärpaartreiberstufe --84-- mit Komponenten wie Motorola-2N 5089- und 2N 5087-Transistoren liefert ein Gegentakttreibersignal auf die Signalleitung --64--, von der aus die Filterbankschaltkreise --54-- angesteuert werden.
Die gleiche Leitung ist eine alternative Quelle für die Ansteuerung der ASE- automatische - Verstärkungssteuerungs-Rückkopplungsschleife --62--, wie oben erwähnt.
Eine Filterbank ist beispielsweise in Fig. 9 dargestellt und umfasst sechs parallele Filternetzwerke --1 bis 6-- aneinanderliegende Frequenzbänder, von denen jedes unabhängige Verstärkungssteuerung aufweist. Es muss jedoch festgestellt werden, dass unterschiedliche Anzahlen und Typen von Filternetz-
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Jeder Verstärker zieht nur Mikroampere an Strom, was von erstrangiger Bedeutung ist beim Minimalhalten der von der Batterie zu liefernden Ströme mit dem Ziel einer langen Lebensdauer.
Wie in Fig. 9 dargestellt, umfasst jedes Filterband die Operationsverstärker --90 bis 92-- in Aktivfilterschaltungskonfiguration. Der erste Filterabschnitt --90-- ist ein Tiefpassfilter, gefolgt von einem Hochpassfilter --91-- und dann einem Bandpassfilter --92--. Die Auswahl der richtigen Widerstände und Kondensatoren bestimmt die Mittenfrequenz, den Bandpass, die Brummüberlagerung und die Verstärkung jedes dreipoligen Filterabschnittes. Ein Verstärkerpotentiometer --94-- ist am Eingang jedes Filterabschnittes eingebaut, um unabhängige Verstärkungssteuerung für das jeweilige Frequenzband zu bewirken.
Die Auswahl der Bandgrenzen ist flexibel während der Ersteinstellung. Mögliche Einstellungen sind Oktavenbänder, Drittel-Oktavenbänder, ungleiche Bänder für optimale Sprachdiskriminierung und Bänder mit Frequenzlöchern in bestimmten Bereichen für selektive Schalleliminierzwecke. Die Operationsverstärker arbeiten zwischen einer ausgeglichenen positiven und negativen Batteriestromversorgung mit einem Ruheausgangspegel von 0 V. Dies erlaubt maximalen Spannungsswing der Ausgangswellenform vor dem Erreichen der Sättigung wie auch minimalen Ruhestrom bei Abwesenheit von Signalen. Die sechs Filterausgänge werden linear aufsummiert in dem resistiven Summiernetzwerk --56--, bevor die Hauptverstärkerschaltkreise --58-- des Hörgerätes angesteuert werden.
Um eine Verzerrung in dem Hörgerät während des Vorhandenseins von starken Audiosignalpegeln zu verhindern, ist der ASE-Schaltkreis --62--, wie oben erwähnt, vorgesehen. Dieser Schaltkreis tastet das Audiosignal entweder auf der Signalleitung --64-- der Filterbank --54-- ab oder am Ansteuerungspunkt - des Wandlers. Wie in Fig. 10 dargestellt, wird das Audiosignal in einem Spannungsverdoppler- schaltkreis --96-- erfasst, gelangt durch ein Tiefpassfilter --97-- und steuert dann eine NPN-Transistoremitterbasistreiberstufe --98-- an. Die letztgenannte Stufe --98-- umfasst eine Komponente wie Motorola 2N 5089-Transistor in einer Schaltung mit niedrigem Strom. Der Ausgang dieser Stufe liefert B+ für den Feldeffekttransistorverstärker in der Mikrophonstufe.
Ein hohes Signal am Eingang des ASE-Schaltkreises --62-- führt zu einen Abfall der Spannung, welche dem Mikrophonverstärker zugeführt wird, und verringert damit die Verstärkung des Signals am Eingangsende. Die Ansprechzeit des Schaltkreises --62-- ist in der Grössenordnung einiger Millisekunden und kann eingestellt werden auf andere Werte, falls dies erwünscht ist. Ein grosser Filterkondensator 1 pF an dem Kollektor des Treibertransistors in Stufe --98-- hält das Rauschen minimal, welches dem Mikrophonverstärker-B+-Spannungseingang überlagert ist, und liefert ausserdem eine Zeitkonstante, die erforderlich in der ASE-Schleife ist, um Schleifen-Regelschwingungen zu verhindern.
Die Dioden, die in dem Doppler --96-- verwendet werden, können vom Typ 1 N 914 sein und billige Siliziumkomponenten sein, wie sie von verschiedenen Herstellern erhältlich sind. Die Verdopplungswirkung erlaubt eine Verwendung von kleineren Signalen für die Aktivierung der Schleife --62-- ohne zusätzliche Transistorverstärkungsstufen mit entsprechenden Leistungsverbrauch.
Ein doppelter Operationsverstärker und eine Treiberstufe in komplementärer paarweiser Transistor- gegentaktschaltung, ähnlich den entsprechenden Schaltkreisen vor der Filterbank --54--, werden als Endverstärker --58-- verwendet zur Ansteuerung des miniaturisierten magnetischen Wandlers --60--.
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Dieser Endverstärkerschaltkreis ist in Fig. 11 dargestellt. Gleiche Schaltkreiskomponenten werden verwendet einschliesslich des doppelten in integrierter Bauweise gefertigten Operationsverstärkerschaltkreises --102-- (entspricht Verstärker --82-- in Fig. 8) und einem NPN/PNP-Komplementärtreibertransistorschaltkreis --103-- (entsprechend Treiberstufe --84--). Die Verstärkungen der Operationsverstärker werden mittels Rückkopplungswiderstandsnetzwerken eingestellt.
Typische Verstärkungswerte von 10 dB/Verstärker können in den Endverstärkerstufen Verwendung finden. Stromeinstellwiderstände in den Operationsverstärkerschaltkreisen gestatten Ruhebetrieb mit nur Mikroamperes an Stromverbrauch. Die Treiberstufe (Komplementärpaar) ist hinsichtlich der Vorspannungen so eingestellt, dass ein minimaler Strom erforderlich ist, um den Wandler anzusteuern. Eine abgeglichene positive und negative Stromversorgung relativ zur Signalleitung --64-- erlaubt niedrigen Ruhestrom bei Abwesenheit eines Signals. Eine wahlweise Ausgangssignalverbindung zur Verstärkungssteuerschleife-62--, wie oben beschrieben, gestattet die Verstärkungssteuerung auf den Wandlereingang umzuschalten.
Schliesslich verwendet das System nach Fig. 6 vorzugsweise einen miniaturisierten magnetischen Wandler. Verschiedene miniaturisierte magnetische Wandler können mit dem Treiberschaltkreis des Hörgerätes zusammengeschaltet werden, abhängig von den Erfordernissen des Patienten. Für Personen, die höhere Lautstärke benötigen, können Wandler mit grösserer Membran eingesetzt werden. Kleinere Wandler, die vollständig innerhalb des Gehörganges getragen werden können, sind ebenfalls ansteuerbar durch dieselbe Treiberstufe.
PATENTANSPRÜCHE :
1. Schaltungsanordnung für die Messung von menschlichen Gehörfehlern und für Hörhilfen mit Eingangsschaltkreisen für den Empfang komplexer Tonsignale, die selektiv über eine Mehrzahl von Durchlassbändern zu verstärken sind, mit einer Mehrzahl von unabhängig voneinander einstellbaren Filtern mit nebeneinanderliegenden Durchlassbändern zur Ermöglichung unabhängiger Einstellung der Verstärkung innerhalb jeder der Mehrzahl von nebeneinanderliegenden Durchlassbändern, mit einem Summiernetzwerk für die Kombination der Ausgangssignale von den Filtern und mit einer automatischen Amplitudenregelung,
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