DE102007033484A1

DE102007033484A1 - Hörgerät

Info

Publication number: DE102007033484A1
Application number: DE102007033484A
Authority: DE
Inventors: Dietmar Ruwisch
Original assignee: Individual
Current assignee: K/s Himpp Dk
Priority date: 2007-07-18
Filing date: 2007-07-18
Publication date: 2009-01-22
Also published as: US8406441B2; EP2172063B1; EP2172063A1; DK2172063T3; CN101755468A; US20100183177A1; CN101755468B; WO2009010572A1

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Hörgerät zur Anordnung an und/oder in einem Ohr, das mit einem Steuergerät 5 verbindbar ist, mit einem Mikrofon 1 zum Umwandeln von akustischen Signalen in elektrische Signale, einem Hörmodul 3 zum Bereitstellen der elektrischen Signale, einem Lautsprecher 4 zum Umwandeln der von dem Hörmodul 3 ausgegebenen elektrischen Signale in akustische Signale und einem Initialisierungsmodul 2 zum Ausgeben von elektrischen Signalen an den Lautsprecher 4, der diese in akustische Signale umwandelt. Ein Benutzer kann über das Steuergerät 5 mit dem Hörgerät interagieren, um Parameter des Hörmoduls 3 individuell einzustellen.

Description

Die Erfindung betrifft ein Hörgerät, insbesondere eine medizinische Hörhilfe, zum Kompensieren einer Schwerhörigkeit.
Der medizinische Bedarf an Hörhilfen ist groß und nimmt ständig zu, und die zur Verfügung stehenden Geräte decken ein weites Spektrum ab von einfachen, hinter dem Ohr zu tragenden breitbandigen Verstärkern bis hin zu hoch entwickelten und stark miniaturisierten Geräten, die in den Gehörgang des Benutzers passen.
Ein wesentliches Qualitätsmerkmal von Hörgeräten jedes Miniaturisierungsgrades ist die Anpassbarkeit des Verstärkungsgrades und des Frequenzgangs der internen Verstärker an den individuellen Hörschaden des Benutzers. In der Praxis gleicht kein Gehörschaden dem anderen (von völliger Taubheit einmal abgesehen, die jedoch nicht mit den hier beschriebenen Hörgeräten korrigiert werden kann), so dass zur Korrektur eines Gehörschadens eine entsprechende Anpassbarkeit des Hörgeräts erforderlich ist. Unterbleibt diese Anpassung und wird der Schall lediglich über dem gesamten verarbeitbaren Frequenzbereich gleichmäßig verstärkt, führt dies dazu, dass Töne in Frequenzbereichen, in denen der Benutzer noch gut hört, viel zu stark verstärkt werden, und das Gehör im schlimmsten Fall sogar weiter geschädigt wird. In den betroffenen Frequenzbereichen hingegen, in denen eine höhere Verstärkung erforderlich wäre, ist die breitbandige Verstärkung mit Rücksicht auf die urgeschädigten Spektralbereiche in der Regel zu gering.
Die Einstellung der Verstärkung eines Hörgeräts nach dem Stand der Technik nimmt ein Hörgeräteakustiker auf der Basis eines Audiogramms vor, das er selbst oder ein HNO-Arzt zuvor vom Patienten ermittelt hat. Unter anderem werden dazu mit Hilfe eines kalibrierten Kopfhörers verschiedene Töne mit ansteigender Lautstärke dem Patienten vorgespielt, wobei er angeben soll, ab welcher Lautstärke ein Ton wahrnehmbar ist. Auf diese Weise wird der individuelle Frequenzgang, insbesondere die untere Hörschwelle des Gehörs des Patienten bei unterschiedlichen Frequenzen ermittelt. Je mehr verschiedene Frequenzen verwendet werden, umso höher ist die spektrale Auflösung des Audiogramms; und je öfter die Messung mit ein und demselben Ton wiederholt wird, desto größer ist die statistische Sicherheit für diesen Messwert. Das so ermittelte Audiogramm gibt Auskunft über die Bereiche des Hörspektrums, in denen für den Patienten eine Verstärkung erforderlich ist; und der Hörgeräteakustiker stellt daraufhin die Verstärkung des Hörgeräts für verschiedene spektrale Bereiche entsprechend ein. Zur Kontrolle sollte anschließend nochmals ein Audiogramm mit Hörgerät aufgenommen werden, um dessen Nutzen zu dokumentieren und dessen Einstellung zu überprüfen. Im Idealfall entspricht dieses neue Audiogramm demjenigen eines durchschnittlichen Normalgehörs. Dieses Ideal wird jedoch selten erreicht, da die Einstellungen des Akustikers im Regelfall nicht präzise genug sind, und die meisten Hörgeräte keine ausreichend hoch auflösende Einstellung des Frequenzgangs der Verstärkung erlauben. Die meisten der eingesetzten Geräte besitzen nur drei getrennt einstellbare Bereiche für hohe, mittlere und tiefe Frequenzen, wodurch der Hörgeräteakustiker bei seiner Arbeit zu erheblichen Kompromissen gezwungen ist.
Neben dem Ausgleich der Hörkurve des Patienten muss bei der Einstellung des Hörgeräts noch die „Schmerzgrenze" des Patienten berücksichtigt werden. Selbst eine perfekt an den Gehörschaden des Patienten angepasste, aber lineare Verstärkung würde dazu führen, dass der Patient zwar leisen Gesprächen folgen kann, laute Schallereignisse allerdings so stark verstärkt werden, dass schmerzhafte oder gar schädliche Lautstärken resultieren. Dies ist insbesondere dann relevant, wenn durch die vorliegende Erkrankung des Gehörs die als schmerzhaft empfundene Lautstärke herabgesetzt ist. Der Stand der Technik löst dieses Problem gewöhnlich dadurch, dass die maximale Ausgabelautstärke eines Hörgeräts konstruktiv beschränkt ist. Durch die geringe Baugröße und die nur begrenzt zur Verfügung stehende elektrische Energie ist die maximale Lautstärke naturgemäß begrenzt. Außerdem besitzen selbst die einfachsten Geräte gewöhnlich einen Lautstärkeregler, mit denen der Benutzer die Lautstärke seines Hörgeräts anpassen kann, z. B. an unterschiedliche Umgebungssituationen. Hochwertige Hörgeräte nehmen eine solche situationsabhängige Einstellung selbsttätig vor und verstellen dabei nicht nur die Lautstärke sondern optimieren auch noch Ihren Frequenzgang auf die jeweilige Situation (z. B. Gespräch, Musik, Straßenlärm). Eine solche situationsabhängige Anpassung, ob automatisch oder manuell, geht jedoch über den medizinischen Aspekt der Wiederherstellung eines Normalgehörs hinaus.
Mit dem Audiogramm und der Lautstärke-Schmerzgrenze liegen die entscheidenden Daten zur analytischen Charakterisierung eines Gehörschadens vor. Die von HNO-Arzt oder Hörgeräteakustiker oft im Verlauf eines Hörtests zusätzlich aufgenommenen Daten zur Silbenverständlichkeit (z. B. Freiburger Wörtertest) entsprechen zwar dem Stand der Technik, können aber im Hinblick auf die Möglichkeiten und Grenzen eines Hörgeräts durchaus als überflüssig angesehen werden.
Ein weiteres, vom Gehörschaden des Patienten unabhängiges technisches Problem entsteht dadurch, dass – insbesondere bei hoch integrierten Geräten – nur eine geringe räumliche Distanz zwischen Schallaufnahme (Mikrofon) und Schallerzeugung (Miniaturlautsprecher, im Hörgerät häufig als „Transducer" bezeichnet, im Folgenden stets einfach „Lautsprecher" genannt) vorhanden ist. Dadurch besteht die Gefahr, dass für einzelne Frequenzen die Kreisverstärkung zwischen Lautsprecher und Mikrofon größer als eins ist und es dadurch zu Rückkopplungspfeifen kommt. Dieses Problem wird oft dadurch gelöst, dass kritische Frequenzen mit zusätzlichen schmalbandigen Filtern („Notch-Filter") bedämpft werden. Damit lässt sich die Rückkopplung bzw. Schwingneigung des Systems zwar unterdrücken, aber diese zusätzlichen Filter beeinflussen den Frequenzgang auf unerwünschte Weise, insbesondere konterkarieren sie ggf. die eigentlich benötigte hohe Verstärkung in den Bereichen des Spektrums, in denen der Patient schlecht hört.
Bei Hörgeräten der höchsten Preisklassen sind im Stand der Technik weitere, über die beschriebenen Verfahren hinausgehende Methoden der digitalen Signalverarbeitung bekannt. So versucht man beispielsweise, im Schallsignal zwischen Sprach- und Geräuschkomponenten zu unterscheiden, um letztere zu entfernen oder zumindest zu reduzieren. Bei solchen Verfahren zur Geräuschunterdrückung, die auch aus anderen Anwendungsgebieten bekannt sind, gilt es aber verschiedene Seiteneffekte zu beachten: So geht bei manchen Verfahren mit der Dämpfung der Geräusche auch eine Verfremdung des Nutzanteils, beispielsweise des Sprachanteils, einher, und der Klang der gedämpften Geräusche wird merklich verändert. Außerdem verursachen einige Verfahren eine Signalverzögerung, die in einem Hörgerät nur in sehr engen Grenzen akzeptiert werden kann, da ansonsten das Gesehene und das Gehörte nicht mehr zeitsynchron sind, was zu Wahrnehmungsstörungen beim Hörgeräteträger führen kann.
Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein verbessertes Hörgerät bereitzustellen, das die oben genannten Nachteile überwindet. Insbesondere soll ein Hörgerät bereitgestellt werden, das in Interaktion mit dem Benutzer eingestellt werden kann. Weiter soll ein entsprechendes Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts in Interaktion mit dem Benutzer bereitgestellt werden.
Die Aufgabe wird durch die Merkmale der Patentansprüche gelöst.
Die Erfindung geht von dem Grundgedanken aus, in Interaktion mit dem Benutzer während einer Initialisierungsphase selbsttätig ein Audiogramm, also die spektrale Charakteristik des Hörvermögens des Benutzers zu ermitteln und mit den gewonnenen Daten die interne Signalverarbeitung, vorzugsweise eine digitale Signalverarbeitung, wie beispielsweise Multiband-Equalizer sowie Limiter/Kompressor, so anzupassen, dass eine ideale Kompensation des individuellen Hörschadens resultiert. Die ermittelten Daten werden gespeichert, vorzugsweise in einem nicht flüchtigen Speichermedium. Vorzugsweise kann der Benutzer die Ermittlung eines Audiogramms jederzeit erneut durchführen bzw. bestehende Daten optimieren.
Erfindungsgemäß wird der Hörtest, also das Ermitteln des Audiogramms eines Patienten, in das Hörgerät selbst verlegt. Dadurch wird es möglich, dass das Hörgerät den Frequenzgang seiner Verstärkung in einem geschlossenen System selbsttätig einstellt, ohne dass ein Audiogramm von einem Hörgeräteakustiker interpretiert wird. Dadurch kann der individuelle Gehörschaden eines Patienten exakt kompensiert werden, denn die Parameter der internen Signalverarbeitung werden vom Hörgerät selbst in einem Initialisierungsmodus bestimmt, der vom Betriebsmodus zu unterscheiden ist, in welchem die Parameter angewandt werden. Im Initialisierungsmodus gibt das Hörgerät Testsignale aus; vom eigenen Mikrofon aufgenommene Signale werden vorzugsweise zumindest teilweise nicht der Schallausgabe des Hörgeräts zugeführt. Es werden keine kalibrierten Messgeräte wie bei einem klassischen Hörtest benötigt, eine vorherige Kalibrierung des Hörgeräts selbst ist ebenfalls unnötig, und der Einfluss der physischen Präsenz des Hörgeräts im Hörkanal auf das Hörvermögen wird intrinsisch berücksichtigt.
Die Funktionsweise des Hörgeräts und die Initialisierungsmethode sowie die verschiedenen Parameter der Signalverarbeitung und die Methoden ihrer Bestimmung werden im Folgenden anhand bevorzugter Ausführungsformen mit Bezug auf die Figuren beschrieben; es zeigen:
1 eine schematische Darstellung der Komponenten eines erfindungsgemäßen Hörgeräts;
2 eine schematische Darstellung eines Hörmoduls eines Hörgeräts gemäß 1;
3 eine schematische Darstellung eines Initialisierungsmoduls eines Hörgeräts gemäß 1;
4 eine schematische Darstellung einer Hörkurvenkorrektur in einem Hörmodul gemäß 2;
5 eine schematische Darstellung einer Geräuschunterdrückung in einem Hörmodul gemäß 2;
6 eine schematische Darstellung einer Lautstärkenbegrenzung in einem Hörmodul gemäß 2;
7 ein Flussdiagramm zur Ermittlung eines Audiogramms gemäß der Erfindung;
8 ein Flussdiagramm zur Ermittlung einer maximal akzeptablen Lautstärke gemäß der Erfindung; und
9 eine schematische Darstellung der Bestimmung des Anti-Feedback-Filters gemäß der Erfindung.
1 zeigt in einer schematischen Darstellung ein erfindungsgemäßes Hörgerät, das sich an oder im menschlichen Ohr befindet, mit seinen wesentlichen Komponenten Mikrofon 1, Initialisierungsmodul 2, Hörmodul 3 und Lautsprecher 4, wobei das Initialisierungsmodul 2 mit einem Steuergerät 5 in Verbindung steht, über welches der Benutzer während der Initialisierung mit dem Gerät interagiert. In einer bevorzugten Ausführungsform weist das Hörgerät weiter einen Analog-Digital-Wandler 6 und einen Digital-Analog-Wandler 7, wie in 1 gezeigt, auf. Als Feedbackpfad ist die akustische Rückkopplungsstrecke eingezeichnet, über welche Schall vom Lautsprecher 4 zurück in das Mikrofon 1 gelangt und zu Rückkopplungspfeifen führen kann.
Zur Einstellung des Hörmoduls 3 des Hörgeräts an den individuellen Gehörschaden eines Benutzers – also die Abweichung von der Normalhörkurve – durch eine entsprechend verstärkte Lautsprecherausgabe des vom Mikrofon 1 aufgenommenen Schalls, wird eine Initialisierung durchgeführt. Dazu ist erfindungsgemäß eine Interaktion zwischen Benutzer und Hörgerät vorgesehen, die durch Bedienelemente am Hörgerät selbst oder durch eine drahtlose oder kabelgebundene Verbindung zu einem Bedienhilfsmittel, z. B. einem PC erfolgt; dieses Bedienhilfsmittel wird im Folgenden allgemein als Steuergerät 5 bezeichnet.
Das Steuergerät weist mindestens eine Betätigungsvorrichtung auf, die einen Schalter und/oder einen Taster aufweist.
Der Signalfluss im Hörgerät ist wie folgt: Das Mikrofonsignal s_M(t) wird vorzugsweise von einem Analog-Digital-Wandler 6 diskretisiert und digitalisiert und dem Hörmodul 3 sowie dem Initialisierungsmodul 2 zugeführt, wo die Signalverarbeitung, vorzugsweise eine digitale Signalverarbeitung, erfolgt. Anschließend erzeugt, im Falle einer digitalen Signalverarbeitung, ein Digital-Analog-Wandler 7 ein Ausgangssignal s_L(t), mit welchem ein Lautsprecher 4 das Ohr des Benutzers beschallt.
2 zeigt das Hörmodul 3 mit einer Summiereinheit 31, welche einen vom Anti-Feedback-Filter 32 berechneten negativen Pseudofeedback zum Mikrofonsignal addiert, einer Hörkurvenkorrektur 33 durch frequenzabhängige Signalverstärkung, einer optionalen Geräuschunterdrückung 34 sowie einer Lautstärkenbegrenzung 35 des auszugebenden Lautsprechersignals. Die Berechnung des negativen Pseudofeedbacks erfolgt durch diskrete Faltung der Impulsantwort des Feedbackpfads mit dem auszugebenden Lautsprechersignal s_L(t).
Im Folgenden werden die Komponenten und die Funktion des in 2 gezeigten Hörmoduls 3 mit Bezug auf die 4 bis 6 näher erläutert.
Das Hörmodul 3 erhält das digitale Mikrofonsignal s_M(t) und addiert dazu das negative Pseudofeedback s_F(t), welches mit Hilfe der Impulsantwort des Feedbackpfads h(t) als diskrete Faltung mit dem Lautsprechersignal s_L(t) zu s_F(t) = h(t)*s_L(t) berechnet wird, um die Rückkopplung des Lautsprechersignals in das Mikrofon 1 aus dem Mikrofonsignal zu entfernen und auf diese Weise ein Feedback-Pfeifen zu verhindern. Anschließend wird die eigentliche Hörkurvenkorrektur 33, wie detaillierter in 4 gezeigt, vorgenommen, indem ein System verschiedener Filter mit Mittenfrequenzen f_i = f₁ ... f_n und Verstärkungen V(f_i) auf das Signal angewandt werden, wobei die Güte der Filter so gewählt ist, dass die Superposition aller Filter einen möglichst konstanten Frequenzgang ergibt, wenn alle Verstärkungen V(f_i) denselben Wert haben, d. h. V(f₁) = V(f₂) = V(f₃) = ... = V(f_n). Die V(f_i)-Werte sind möglichst genau auf den individuellen Gehörschaden anzupassen, so dass bei Benutzung des Hörgeräts die Hörkurve des Anwenders derjenigen eines durchschnittlichen Normalhörers so nahe wie möglich kommt.
Die Hörkurvenkorrektur im Hörmodul 3 erfolgt durch eine Reihe unabhängiger Filter, vorzugsweise IIR-Filter. Die individuelle Einstellung der V(f_i)-Werte zur Korrektur des Gehörschadens erfolgt mit Hilfe des Initialisierungsmoduls 2.
Nach der Hörkurvenkorrektur 33 folgt eine wie in 5 dargestellte optionale Geräuschunterdrückung 34, wie sie z. B. aus DE 199 48 308 A1 bekannt ist. Das Signal wird einer Fouriertransformation unterzogen, um z. B. durch Minimadetektion im Spektrum eine Schätzung des Geräusch-Spektrums zu erhalten. Diese Geräusch-Schätzung wird dazu benutzt, ein geräusch- und signalabhängiges Filter bzw. die Filterkoeffizienten eines Filters zu bestimmen, das auf das Signalspektrum angewandt wird. Letzteres wird sodann durch inverse Fouriertransformation in ein geräuschreduziertes Zeitsignal zurückverwandelt, das am Ausgang der Geräuschunterdrückung 34 bereitgestellt wird.
Der letzte Schritt der Signalverarbeitung im Hörmodul 3 vor der Ausgabe des Signals zum Digital-Analog-Wandler 7 und zum Lautsprecher 4 besteht darin, die maximale Ausgabelautstärke auf einen Maximalwert M zu beschränken, um die individuelle Schmerzgrenze des Benutzers nicht zu überschreiten. Dazu wird vorzugsweise eine Kennlinie, wie in 6 gezeigt, verwendet, die für unterkritische Signallautstärken linear verläuft, und sich bei Erreichen der Schmerzgrenze der Schwelle M nähert ohne diese selbst für noch größere Eingangspegel zu überschreiten. Die Schwelle M wird vorzugsweise im Initialisierungsmodul in Interaktion mit dem Benutzer ermittelt.
Gemäß der Erfindung wird mit Hilfe des Initialisierungsmoduls 2, die individuelle Einstellung der Parameter des Hörmoduls 3 zur idealen Kompensation des persönlichen Hördefizits des Benutzers vorgenommen. Dazu wird das Steuergerät 5 eingesetzt, mit welchem der Benutzer mit dem Initialisierungsmodul 2 interagiert. Wie in 3 schematisch dargestellt, wird im Initialisierungsmodul 2 die Hörkurve des Patienten durch Ausgabe von Tönen bzw. akustischen Signalen ansteigender Lautstärke gemessen. Insbesondere werden vom Initialisierungsmodul elektrische Signale ausgegeben, die in Töne bzw. akustische Signale umgewandelt werden. Daraufhin wird die Hörkurve relativ zur Hörkurve eines durchschnittlichen Normalhörers ermittelt und die entsprechenden Filter zur Kompensation des individuellen Hördefekts bestimmt. Außerdem wird die Schmerzgrenze des Benutzers durch Ausgabe von Rauschen ansteigender Lautstärke gemessen. Also wird die maximal erträgliche Ausgabelautstärke ermittelt, die ebenfalls individuell für jeden Benutzer ist. Vorzugsweise wird gleichzeitig – indem die vom Lautsprecher 4 ausgegebenen Testsignale vom Mikrofon 1 wieder aufgenommen werden – die Impulsantwort des Feedbackpfades bestimmt, welche zur Elimination von Rückkopplungen im Anti-Feedback-Filter 32 des Hörmoduls 3 benutzt wird.
Im Initialisierungsmodus gibt das Initialisierungsmodul 2 eine Folge von elektrischen Signalen an den Lautsprecher 4 aus, die in akustische Signale umgewandelt werden, wobei die akustischen Signale zur Messung der Hörkurve des Benutzers dienen. Die akustischen Signale haben eine bestimmte Frequenz bzw. ein bestimmtes Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz, um eine untere Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz zu bestimmen. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Übertragung vom Mikrofon 1 zum Lautsprecher 4 unterbrochen, während das Initialisierungsmodul 2 zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
Vorzugsweise weist das erfindungsgemäße Hörgerät weiter einen Vergleicher zum Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und einer Einstelleinrichtung zum Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz auf, um so ein Hördefekt des Benutzers zu kompensieren.
Zur Bestimmung einer Schmerzgrenze des Benutzers, d. h. einer maximal akzeptablen Lautstärke, die an den Lautsprecher 4 ausgegeben wird, gibt das Initialisierungsmodul 2 elektrische Signale aus, vorzugsweise nach einem vorgegebenen Programm, was mit Bezug auf 8 später näher erläutert wird. Das Hörmodul 3 begrenzt entsprechend der maximal akzeptablen Lautstärke die Lautsprecherausgabe.
7 zeigt ein Flussdiagramm einer erfindungsgemäßen Audiogramm-Messung und Bestimmung der Verstärkungen V(f_i) zur Hörkurvenkorrektur. Zur Ermittlung der Hörkurve des Benutzers und der Verstärkungsparameter V(f_i) zur Hörkurvenkorrektur werden in einem ersten Schritt S1 verschiedene Testtöne abgespielt, deren Frequenzen den Mittenfrequenzen f_i der Filter entsprechen, die zur Hörkurvenkorrektur bereitstehen. Für eine ausgewählte Frequenz f_i wird die Lautstärke zunächst auf A = A_N eingestellt, was vorzugsweise der von einem durchschnittlichen Normalhörer gerade noch hörbaren Lautstärke, also einer unteren Hörschwelle, entspricht. Im Schritt S2 wird mit vorzugebender Steigerungsrate nun die Lautstärke A sukzessive erhöht, bis der Benutzer im Schritt S3-ja per Knopfdruck am Steuergerät 5 signalisiert, dass er den Ton wahrgenommen hat. Die entsprechende individuelle untere Hörschwelle A(f_i) wird im Schritt S4 gespeichert. Anschließend wird die Prozedur im Schritt S5-nein mit einer anderen Frequenz f_i wiederholt, bis die Hörkurvenmessung durch eine entsprechende Benutzerinteraktion am Steuergerät 5 und/oder eine Abbruchbedingung im Schritt S5-ja beendet wird. Die individuelle Hörschwelle wird für alle Frequenzen f₁, f₂, f₃, ..., f_n mindestens einmal, vorzugsweise jedoch mehrfach bestimmt, um für die Messwerte eine gewisse statistische Sicherheit zu erreichen. Eine mögliche Abbruchbedingung kann daher beispielsweise eine ausreichende erfasste Datenmenge sein, d. h. alle unteren Hörschwellen des Benutzers bei der jeweiligen Frequenz sind mindestens einmal erfasst. Über die verschiedenen Werte von A(f_i), das heißt Verstärkungswerte bei gleicher Frequenz, wird im Schritt S6 anschließend ein Mittelwert gebildet, vorzugsweise der Median, da bei diesem Mittel „Ausreißer" – also völlig fehlerhafte Messwerte – nicht in den Mittelwert eingehen. Daraus werden im Schritt S7 die Verstärkungen V(f_i) berechnet.
Die Anzahl der Testtöne bzw. akustischen Signale der Folge von elektrischen Signalen zur Messung der Hörkurve des Benutzers beträgt vorzugsweise zwischen 4 und 128, oder zwischen 8 und 64, oder zwischen 16 und 48 und besonders bevorzugt 32 verschiedene Töne, d. h. dass bei der besonders bevorzugten Anzahl von Tönen 32 verschiedene Frequenzen f₁ bis f₃₂ gemessen werden. Die Amplitude eines bei der Messung der Hörkurve des Benutzers lauter werdenden Tons ist von einer minimalen Lautstärke bis zu einer maximalen Lautstärke vorzugsweise in 10 bis 200, oder in 50 bis 150, und besonders bevorzugt in 100 Amplitudenwerte gestuft, d. h. dass sich die Amplitude eines lauter werdenden Tons bei der besonders bevorzugten Stufenzahl 100 mal von der minimalen zur maximalen Lautstärke verändert.
In einer bevorzugten Ausführungsform werden die Frequenzen der aufeinander folgenden Testtöne bzw. akustischen Signale bei der Messung in einer zufälligen Reihenfolge bzw. definierten pseudo-zufälligen Reihenfolge verändert.
Neben der Korrektur der persönlichen Hörkurve ist ein weiteres Element der digitalen Signalverarbeitung des Hörgeräts die Begrenzung der maximalen Ausgabelautstärke, die ebenfalls individuell an das Gehör des Benutzers angepasst wird. 8 zeigt ein Flussdiagramm einer erfindungsgemäßen Bestimmung der maximalen Lautstärke M. Dazu wird im Schritt S10 Rauschen Rr(t), vorzugsweise weißes Rauschen, mit einer Initiallautstärke R = R_N erzeugt, was einer Lautstärke entspricht, die etwa in der Mitte zwischen der Hörschwelle und der Schmerzgrenze eines durchschnittlichen Normalhörers liegt. Bevor das Rauschsignal das Ohr des Benutzers erreicht, wird es im Schritt S11 durch die zuvor ermittelte Hörkurvenkorrektur mit Hilfe der entsprechend eingestellten Filter V(f_i) frequenzabhängig verstärkt. Dieser Schritt ist bevorzugt, damit die Messung der Schmerzgrenze bereits auf das persönliche Hörvermögen des Benutzers abgestimmt ist. Die Lautstärke R des Rauschsignals wird im Schritt S12 nun sukzessive erhöht, bis der Benutzer im Schritt S13-ja über einen Tastendruck am Steuergerät signalisiert, dass eine Lautstärke erreicht ist, die als schmerzhaft empfunden wird. Ist das der Fall, wird der aktuelle Wert von R als Maximallautstärke M im Schritt S14 abgespeichert. Auch diese Messung wird vorzugsweise mehrfach wiederholt (Schritt S15-ja), um über die verschiedenen Messungen im Schritt S16 einen Mittelwert bilden zu können, damit eine gewisse statistische Sicherheit entsteht. Vorzugsweise wird der Median zur Mittelwertbildung ermittelt.
Das vorzugsweise zur Ermittlung der maximalen Lautstärke verwendete weiße Rauschen wird vorzugsweise in einem Frequenzband von 0–8 kHz vom Initialisierungsmodul 2 über den Lautsprecher 4 ausgegeben. Die verwendete Abtastrate zur Erfassung des Rückkopplungssignals über das Mikrofon 1 beträgt nach dem Abtasttheorem von Nyquist-Shannon folglich größer 16 kHz.
Die Abtastrate bei der Verwendung des Hörgeräts nach der Initialisierung beträgt vorzugsweise 16 kHz, d. h. ein Hördefizit eines Benutzer wird in einem Frequenzband von vorzugsweise 0 kHz bis annähernd 8 kHz korrigiert.
Da weißes Rauschen zu den für das menschliche Gehör unangenehmsten Geräuschen gehört, kann davon ausgegangen werden, dass alle anderen Schallereignisse, die mit der ermittelten Maximallautstärke M ausgegeben werden, weniger kritisch sind. Es entsteht ein weiterer Vorteil durch die Verwendung von (weißem) Rauschen: das Signal ist sehr gut geeignet zur Bestimmung der Impulsantwort des Feedbackpfads h(t), die im Antifeedback-Filter 32 verwendet wird. Dazu wird das Mikrofonsignal s_M(t) ausgewertet, vorzugsweise während das ausgegebene Lautsprechersignal s_L(t) wie beschrieben aus Rauschsignalen unterschiedlicher Lautstärke zur Ermittlung der Maximallautstärke M besteht. Wie aus der simultanen Analyse von Mikrofon- und Lautsprechersignal auf die Impulsantwort h(t) des akustischen Pfades zwischen Lautsprecher 4 und Mikrofon 1 – also des Feedback-Pfads – geschlossen werden kann, ist z. B. im Detail in DE 101 40 523 oder DE 100 43 064 beschrieben.
9 zeigt die Bestimmung des Anti-Feedback-Filters 32 bzw. der Filterkoeffizienten. Von beiden Signalen s_M(t) und s_L(t) werden auf Frames vorzugebender Länge mit Hilfe von Fouriertransformationen Spektren S_M(f) und S_L(f) gebildet; von S_L(f) wird außerdem das komplex Konjugierte, S*_L(f) bestimmt. Das Produkt S_M(f)S*_L(f) sowie das Betragsquadrat S_L(f)S*_L(f) werden jeweils zeitlich gemittelt und durcheinander dividiert. So erhält man die Übertragungsfunktion H(f) des Feedbackpfads, aus welcher durch inverse Fouriertransformation die Impulsantwort h(t) entsteht.
Nachdem alle gewünschten Individualparameter auf die beschriebene Weise ermittelt wurden, wird vom Initialisierungsmodul 2 zum Hörmodul 3 gewechselt, und der Kreis schließt sich: die zuletzt bestimmte Impulsantwort h(t) wird in der digitalen Signalverarbeitung des Hörmoduls 3 als erstes benötigt. Das Steuergerät 5 wird vom erfindungsgemäßen Hörmodul 3 nach der Initialisierung nicht benötigt, dennoch kann es für hier nicht näher beschriebene triviale Interaktionen benutzt werden, z. B. für die benutzergesteuerte Lautstärkenänderung oder eine situationsabhängige Equalizer-Wahl.
Diese Erfindung wurde anhand von Beispielen beschrieben. Dabei ist zu betonen, dass einzelne Merkmale, Beispiele und Ausführungsformen beliebig miteinander kombiniert werden können und dadurch weitere bevorzugte Merkmale, Beispiele und Ausführungsformen gebildet werden können.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

- DE 19948308 A1 [0031]
- DE 10140523 [0043]
- DE 10043064 [0043]

Claims

Hörgerät zur Anordnung an und/oder in einem Ohr, das mit einem Steuergerät (5) verbindbar ist, mit: einem Mikrofon (1) zum Umwandeln von akustischen Signalen in elektrische Signale, einem Hörmodul (3) zum Bereitstellen der elektrischen Signale, einem Lautsprecher (4) zum Umwandeln der von dem Hörmodul (3) ausgegebenen elektrischen Signale in akustische Signale und einem Initialisierungsmodul (2), zum Ausgeben von elektrischen Signalen an den Lautsprecher (4), der diese in akustische Signale umwandelt, wobei ein Benutzer über das Steuergerät (5) mit dem Hörgerät interagieren kann, um Parameter des Hörmoduls (3) individuell einzustellen.
Hörgerät nach Anspruch 1, wobei das Initialisierungsmodul (2) eine Folge von elektrischen Signalen an den Lautsprecher (4) ausgibt, die in akustische Signale umgewandelt werden, die zur Messung der Hörkurve eines Benutzers dienen.
Hörgerät nach Anspruch 2, wobei die Übertragung vom Mikrofon (1) zum Lautsprecher (4) unterbrochen ist, während das Initialisierungsmodul (2) zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
Hörgerät nach Anspruch 2 oder 3, wobei das Hörmodul (3) entsprechend der Abweichung der gemessenen Hörkurve von einer Normalhörkurve die Lautsprecherausgabe kompensiert.
Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Initialisierungsmodul (2) elektrische Signale an den Lautsprecher (4) ausgibt, die in akustische Signale umgewandelt werden, die zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers für eine maximal akzeptable Lautstärke dienen.
Hörgerät nach Anspruch 5, wobei das Hörmodul (3) entsprechend der maximal akzeptablen Lautstärke die Lautsprecherausgabe begrenzt.
Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Hörmodul (3) verschiedene Filter mit unterschiedlichen Mittenfrequenzen und jeweilig einstellbarer Verstärkung aufweist.
Hörgerät nach einem der Ansprüche 2 bis 7, wobei die Folge von elektrischen Signalen akustische Signale einer bestimmten Frequenz bzw. einem Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz entsprechen zur interaktiven Bestimmung einer unteren Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz.
Hörgerät nach Anspruch 8, mit einem Vergleicher zum Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und einer Einstelleinrichtung zum Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz.
Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei in einem Initialisierungsmodus elektrische Signale vom Initialisierungsmodul (2) an den Lautsprecher (4) nach einem vorgegebenen Programm ausgegeben werden.
Hörgerät nach Anspruch 10, wobei das Steuergerät (5) einen Taster aufweist, den ein Benutzer betätigt, sobald die untere Hörschwelle bei einer Mittenfrequenz erreicht ist.
Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einem A/D Wandler (6) zum Digitalisieren elektrischer Signale vom Mikrofon (1) und einem D/A Wandler (7) zum Umwandeln digitaler Signale in analoge Signale für den Lautsprecher (4).
Hörgerät nach einem der Ansprüche 5 bis 12, wobei die elektrischen Signale zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers weißes Rauschen aufweisen, wobei vorzugsweise das Rauschsignal frequenzabhängig verstärkt wird entsprechend der Abweichung der ermittelten Hörkurve von einer Normalhörkurve.
Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einer Geräuschunterdrückung zur Minimierung von Störgeräuschen.
Verfahren zum Anpassen einer frequenzabhängigen Verstärkung eines Hörgeräts in einem Initialisierungsmodus mit einem Mikrofon (1), einem Lautsprecher (4), einem Hörmodul (3) und einem Initialisierungsmodul (2) in Interaktion mit einem Benutzer mittels eines mit dem Hörgerät verbindbaren Steuergeräts (5) mit den folgenden Schritten: (a) Ausgeben eines elektrischen Signals vom Initialisierungsmodul mit einer Frequenz f und einer Startamplitude A = A_N (S1); (b) Erhöhen der Amplitude A bis der Benutzer mittels des Steuergeräts bestätigt, dass er das Testsignal hört (S2, S3); (c) Speichern der Amplitude A als untere Hörschwelle des Benutzers bei der zugehörigen Frequenz f (S4); (d) Verändern der Frequenz f (S1); (e) Ausführen der Schritte (a) bis (d) zur Bestimmung einer Hörkurve des Benutzers mittels der ermittelten unteren Hörschwellen (S5).
Verfahren nach Anspruch 15, mit dem Ausgeben einer Folge von elektrischen Signalen vom Initialisierungsmodul (2) an den Lautsprecher (4), die in akustische Signale umgewandelt werden, die zur Messung der Hörkurve eines Benutzers dienen.
Verfahren nach Anspruch 16, mit dem Unterbrechen der Übertragung vom Mikrofon (1) zum Lautsprecher (4), während das Initialisierungsmodul (2) zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
Verfahren nach Anspruch 16 oder 17, mit dem Kompensieren der Lautsprecherausgabe entsprechend der Abweichung der Hörkurve von einer Normalhörkurve durch das Hörmodul (3).
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 18, mit dem Ausgeben von elektrischen Signalen vom Initialisierungsmodul (2) an den Lautsprecher (4), der sie in akustische Signale umwandelt, zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers für eine maximal akzeptable Lautstärke.
Verfahren nach Anspruch 19, mit dem entsprechenden Begrenzen der maximal akzeptablen Lautstärke der Lautsprecherausgabe durch das Hörmodul (3).
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 20, wobei das Hörmodul (3) verschiedene Filter mit unterschiedlichen Mittenfrequenzen und jeweilig einstellbarer Verstärkung aufweist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 16 bis 21, mit dem Bestimmen einer unteren Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz, wobei die Folge von elektrischen Signalen akustische Signale einer bestimmten Frequenz bzw. einem Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz entsprechen.
Verfahren nach Anspruch 22, mit dem Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz.
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 23, mit dem Ausgeben elektrischer Signale vom Initialisierungsmodul (2) in einem Initialisierungsmodus an den Lautsprecher (4) nach einem vorgegebenen Programm.
Verfahren nach Anspruch 24, mit dem Betätigen eines Tasters des Steuergeräts (5) durch den Benutzer, sobald die untere Hörschwelle bei einer Mittenfrequenz erreicht ist.
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 25, mit dem A/D Wandeln elektrischer Signale vom Mikrofon (1) und dem D/A Wandeln von digitalen Signalen für den Lautsprecher (4).
Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 26, mit dem Bereitstellen von weißem Rauschen zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers, vorzugsweise mit dem frequenzabhängigen Verstärken des Rauschsignals entsprechend der Abweichung der ermittelten Hörkurve von einer Normalhörkurve.
Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit dem Minimieren von Störgeräuschen durch eine Geräuschunterdrückung.
Verwendung eines Hörgeräts nach einem der Ansprüche 1 bis 14 mit einem Verfahren nach einem der Ansprüche 15 bis 28.