DE19802568C2 - Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung - Google Patents
Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer RückkopplungInfo
- Publication number
- DE19802568C2 DE19802568C2 DE19802568A DE19802568A DE19802568C2 DE 19802568 C2 DE19802568 C2 DE 19802568C2 DE 19802568 A DE19802568 A DE 19802568A DE 19802568 A DE19802568 A DE 19802568A DE 19802568 C2 DE19802568 C2 DE 19802568C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- filter
- hearing aid
- signal
- aid according
- determination
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
- 238000005259 measurement Methods 0.000 claims description 32
- 230000004044 response Effects 0.000 claims description 29
- 238000000034 method Methods 0.000 claims description 19
- 230000006870 function Effects 0.000 claims description 14
- 238000012546 transfer Methods 0.000 claims description 9
- 238000012545 processing Methods 0.000 claims description 8
- 238000006243 chemical reaction Methods 0.000 claims description 7
- 230000008569 process Effects 0.000 claims description 7
- 238000005070 sampling Methods 0.000 claims description 7
- 230000005540 biological transmission Effects 0.000 claims description 6
- 230000008859 change Effects 0.000 claims description 6
- 230000003044 adaptive effect Effects 0.000 claims description 5
- 230000001960 triggered effect Effects 0.000 claims description 4
- 230000005236 sound signal Effects 0.000 claims description 3
- 238000013461 design Methods 0.000 claims description 2
- 238000001228 spectrum Methods 0.000 claims description 2
- 230000002123 temporal effect Effects 0.000 claims description 2
- 230000006872 improvement Effects 0.000 claims 3
- 230000000903 blocking effect Effects 0.000 claims 1
- 238000005457 optimization Methods 0.000 claims 1
- 238000010586 diagram Methods 0.000 description 4
- 230000006978 adaptation Effects 0.000 description 3
- 230000001629 suppression Effects 0.000 description 3
- 238000012360 testing method Methods 0.000 description 3
- 230000008901 benefit Effects 0.000 description 2
- 238000012937 correction Methods 0.000 description 2
- 230000002596 correlated effect Effects 0.000 description 2
- 230000002787 reinforcement Effects 0.000 description 2
- 238000012935 Averaging Methods 0.000 description 1
- 230000003321 amplification Effects 0.000 description 1
- 238000013459 approach Methods 0.000 description 1
- 210000000988 bone and bone Anatomy 0.000 description 1
- 238000005094 computer simulation Methods 0.000 description 1
- 238000010276 construction Methods 0.000 description 1
- 238000001914 filtration Methods 0.000 description 1
- 238000012544 monitoring process Methods 0.000 description 1
- 238000003199 nucleic acid amplification method Methods 0.000 description 1
- 230000000717 retained effect Effects 0.000 description 1
- 230000002441 reversible effect Effects 0.000 description 1
- 238000004088 simulation Methods 0.000 description 1
- 210000003625 skull Anatomy 0.000 description 1
- 230000003068 static effect Effects 0.000 description 1
- 230000009466 transformation Effects 0.000 description 1
- 210000003454 tympanic membrane Anatomy 0.000 description 1
Classifications
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
- H04R3/00—Circuits for transducers, loudspeakers or microphones
- H04R3/02—Circuits for transducers, loudspeakers or microphones for preventing acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
- H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
- H04R25/45—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback
- H04R25/453—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback electronically
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
- H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
- H04R25/30—Monitoring or testing of hearing aids, e.g. functioning, settings, battery power
- H04R25/305—Self-monitoring or self-testing
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
- H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
- H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
- H04R25/505—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using digital signal processing
Description
Die Erfindung bezieht sich auf eine Hörhilfe (Hörgerät), bei der (dem) eine akustische
und/oder mechanische Rückkopplung des Signals durch einen internen Signalpfad kom
pensiert wird, und zwar insbesondere eine Hörhilfe gemäß dem Oberbegriff des An
spruchs 1.
Der Stand der Technik zu einem derartigen Hörgerät ist in EP-A-0 415 677 für konven
tionelle Hörgeräte, die hinter dem Ohr oder im Ohr getragen werden, und deren Aus
gangssignal den Träger auf akustischen Wege erreicht, detailliert beschrieben. Auf den
Inhalt dieser Druckschrift wird verwiesen.
Die meisten der in EP-A-0 415 677 beschriebenen Eigenschaften kann der Fachmann
auf den Fall eines ganz oder teilweise implantierten Hörgerätes übertragen, es gibt aber
auch charakteristische Unterschiede, auf die in dieser Beschreibung gesondert hingewie
sen wird. Insbesondere erhält der Benutzer bei implantierten Hörgeräten das Ausgangs
signal nicht akustisch durch die Luft, sondern es wird in der Regel durch einen elektro
mechanischen Wandler an die Gehörknöchelchen angekoppelt. Wenn in der Folge von
dem Ausgangswandler des Hörgerätes gesprochen wird, so ist immer vorausgesetzt, daß
es sich je nach Anwendungsfall sowohl um einen elektroakustischen wie auch um einen
elektromechanischen Wandler handeln kann.
Im einfachsten Fall besteht eine Hörhilfe entsprechend Fig. 2 aus einem Mikrofon 1,
das ein akustisches Eingangssignal ea(t) aufnimmt und in ein elektrisches Signal e(t)
wandelt, einem Filter 4, welches das Signal e(t) so verarbeitet, wie es für den speziellen
Hörschaden des Trägers erforderlich ist, und ein Ausgangssignal a(t) liefert, einem Ver
stärker 6, der daraus das verstärkte Ausgangssignal av(t) erzeugt, und einem Ausgangs
wandler 7. Durch den Buchstaben (t) soll angedeutet werden, daß es sich um analoge
Signale im kontinuierlichen Zeitbereich handelt.
Dieses Prinzip bleibt auch erhalten, wenn der Signalweg im Hörgerät einer digitalen Si
gnalverarbeitung unterworfen wird, wie in Fig. 3 gezeigt. Dann erweitert sich das
Blockschaltbild um einen Analog/Digital-Wandler 2, der das elektrische Ausgangs
signal e(t) des Mikroföns 1 in eine Folge diskreter digitaler Samples e(m) wandelt. Es
folgt ein Digitalfilter 4, dessen Wirkungsweise hier außer Betracht bleiben kann, in wel
chem die Samples e(m) so verarbeitet werden, wie es für den speziellen Hörschaden des
Trägers erforderlich ist. Der Buchstabe (m) soll andeuten, daß es sich um digitale Si
gnale in einem diskretisierten Zeitbereich handelt. Es folgt eine Rückwandlung der ge
filterten Digitalsignale a(m) in analoge Form mit Hilfe eines Digital/Analog-Wandlers 5
und anschließend wie zuvor eine Verstärkung 6 und eine Wandlung 7 in akustische bzw.
mechanische Signale. Es spielt dabei übrigens keine wesentliche Rolle, ob der D/A-
Wandler 5 und der Verstärker 6 tatsächlich getrennte Einheiten sind, oder ob sie un
trennbar in einer einzigen Einheit miteinander verbunden sind.
Leider läßt sich in der Praxis meist nicht vermeiden, daß das Ausgangssignal aa(t) auf
das Mikrofon zurückwirkt und daß sich deshalb zum akustischen Eingangssignal ein
Rückkopplungssignal r(t) addiert, das sich aus dem Signal aa(t) über das Zeitverhalten
h(t) einer Rückkopplungsstrecke 8 ergibt. Man kommt damit zu dem Blockschaltbild
der Fig. 4.
Bei einem konventionellen Hörgerät führt der Rückkopplungsweg durch die Luft zum
Mikrofon, während bei einem implantierten Hörgerät verschiedene Ausbreitungswege
existieren, z. B. über die Knochen und andere Teile des Schädels, oder auf dem Wege
über das Trommelfell und die Luft.
Bei derartigen geschlossenen Signalschleifen gilt grundsätzlich, daß sie unstabil werden,
sobald die Schleifenverstärkung den Betrag von 1 überschreitet. Aber schon bevor die
ser Grenzwert erreicht wird, treten bei den Frequenzen, an denen die Schleifenverstär
kung sich dem Wert 1 nähert, Resonanzerscheinungen auf, die für den Benutzer des Ge
rätes unangenehm sind. Deshalb sollte die Schleifenverstärkung immer wesentlich klei
ner als 1 bleiben. Das steht aber im Gegensatz zu der Tatsache, daß je nach Schwere der
Hörschädigung des Trägers unter Umständen sehr hohe Verstärkungen erforderlich sind.
Was in den Schaltbildern der Fig. 2 und 3 nicht gezeichnet wurde, was aber generell
Stand der Technik ist, ist das Vorhandensein einer digitalen Systemsteuerung, die in der
Regel über eine Fernbedienung ansprechbar ist und gestattet, die Eigenschaften des Ge
rätes, z. B. die Eigenschaften des Filters 4 oder die Verstärkung 6 zu steuern, und welche
außerdem im Betrieb des Gerätes Steuer- und Überwachungsfunktionen in und zwi
schen den einzelnen Baugruppen wahrnimmt.
Es ist Stand der Technik, die Rückkopplung gemäß Fig. 1 durch ein internes Rückfüh
rungsfilter 9 im Gerät mindestens teilweise zu kompensieren. Dieses Filter führt vom
Eingang des D/A-Wandlers 5 zurück zu einem Summationspunkt 3 am Ausgang des
A/D-Wandlers 2. Damit die ungewünschte Rückkopplung optimal kompensiert wird,
muß das Filter 9 möglichst genau das gleiche Signalverhalten besitzen wie der Signal
weg 5, 6, 7, 8, 1, 2, aber mit umgekehrtem Vorzeichen. Dann entstehen nämlich aus
dem digitalen Signal a(m) auf dem Wege 5, 6, 7, 8, 1, 2 und auf dem Wege über 9 zwei
entgegengesetzt gleiche Digitalsignale, die sich im Summationspunkt 3 aufheben. Es
bleibt dann nur noch ein Digitalsignal übrig, das im Idealfall genau die Digitaldarstel
lung e(m) des akustischen Eingangssignals ea(t) ist.
Das zu lösende Problem ist also, die Übertragungseigenschaften des Filters 9 so zu be
stimmen, daß es die gleiche Impulsantwort besitzt wie der Signalweg 5, 6, 7, 8, 1, 2,
aber mit umgekehrtem Vorzeichen.
Dieses Problem wurde beispielsweise gemäß EP-A-0 415 677 so gelöst, daß am Aus
gang des digitalen Filters 4 ein digitales Pseudo-Noise-Signal zusätzlich eingespeist
wird. Dieses Rauschsignal geht sowohl durch den Signalweg 5, 6, 7, 8, 1, 2 als auch
durch das Filter 9. Bei optimaler Kompensation müßte es sich am Summationspunkt 3
exakt kompensieren. Dazu wird das ursprüngliche digitale Rauschsignal dem einen Ein
gang eines digitalen Korrelators zugeführt; dem anderen Eingang wird das Ausgangs
signal des Summierungsgliedes 3 zugeführt. Die einzelnen Verzögerungsstufen des Kor
relators liefern Digitalwerte, die zur adaptiven Optimierung der Koeffizienten des Fil
ters 9 verwendet werden.
Dieses Verfahren bewirkt eine ständige Anpassung des Filters an die bei konventionel
len Hörgeräten stark zeitlich veränderlichen Gegebenheiten des Rückkopplungsweges 8.
Beispielsweise kann ein Verschieben des Gerätes hinterm Ohr oder die Annährung an
einen den Schall reflektierenden Gegenstand eine erhebliche Veränderung des Rück
kopplungsweges bewirken. Der Nachteil dieses Verfahrens ist ein verhältnismäßig ho
her Aufwand bei der digitalen Verarbeitung. So kommen hier beispielsweise auf eine
Koeffizienten-Multiplikation im FIR-Digitalfilter mindestens zwei weitere Multiplika
tionen mit variablen Faktoren zur Adaptation des Filters.
In DE-Z.: Bisgaard, N., Dyrlund, O., DFS - Ein neues digitales System zur
Rückkopplungsunterdrückung in Hörgeräten, in: Audiologische Technik, H. 5, 1991, S. 166-
177, ist ferner ein Hörgerät mit einem digitalen System zur Rückkopplungsunterdrückung
beschrieben, bei dem unter Verwendung eines fast unhörbaren, dem Signal des Hörgeräts
überlagerten Testsignals der Frequenzgang der Rückkopplungsstrecke laufend gemessen wird.
Mittels eines Prozessors wird ein Korrektursignal erzeugt, das die gleiche Stärke wie das
Rückkopplungssignal, aber umgekehrte Phase hat. Dieses Korrektursignal wird mit dem
Eingangssignal überlagert, um den Rückkopplungsteil des Übertragungssignals auszulöschen.
Bei dem bekannten Hörgerät ist das digitale System zwischen einen analogen Vorverstärker
und einen analogen Endverstärker geschaltet und mit einem an den Ausgang des Verstärkers
angeschlossenen Analog-Digital-Umsetzer, einem Rechnerschaltkreis zur Durchführung des
Rauschunterdrückungs-Algorithmus, einem Testsignalsender, einer Verknüpfungssteuerung,
einer Stromversorgung und einem dem Endverstärker vorgeschalteten Digital-Analog-
Umsetzer versehen. Zur Funktionsprüfung eines solchen Hörgeräts wird die komplexe
Schleifenverstärkung in einem schalltoten Raum mit einem Zweikanal-Signal-Analysator
gemessen. Dabei wird mittels des eingebauten Messsenders weißes Rauschen am Eingang des
Systems eingespeist, und es wird die komplexe Übertragungsfunktion zwischen diesem Punkt
und dem Ausgang des Hörgeräte-Vorverstärkers gemessen. Einzelheiten zum Aufbau und zur
Funktion des digitalen Systems sind nicht angegeben.
Ziel der vorliegenden Erfindung ist es, einen besonders einfachen Weg zur Ermittlung
der Filterkoeffizienten eines als Kompensationsfilter 9 verwendeten FIR-Digitalfilters
zu finden, wobei der Schwerpunkt der Anwendung auf ganz oder teilweise implantierten
Hörgeräten liegt. Das schließt die Anwendung der vorliegenden Erfindung auf konven
tionelle Hörgeräte aber nicht aus.
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß durch eine Hörhilfe mit den Merkmalen des An
spruchs 1 gelöst. Vorteilhafte weitere Ausgestaltungen der Erfindung ergeben sich aus
den Unteransprüchen.
Aus der Signaltheorie ist es bekannt, daß sowohl das Frequenzverhalten wie auch das
Zeitverhalten eines Signalpfades vollständig durch seine Impulsantwort beschrieben
werden können. Bei analogen Systemen ist die Impulsantwort eines Systems das Zeit
verhalten des Systemausgangs als Reaktion auf einen "unendlich kurzen" Impuls am
Systemeingang. Impulsantwort und Frequenzgang sind durch die Fouriertransformation
eindeutig miteinander verknüpft.
In Wirklichkeit gibt es keine unendlich kurzen Impulse. Bei Impulsen endlicher Länge
begrenzt die Impulslänge die höchste Frequenz, bis zu der die Impulsantwort den Fre
quenzgang des Systems richtig beschreibt. In dem hier beschriebenen Falle haben wir es
aber bei dem rückkoppelnden Signalpfad 5, 6, 7, 8, 1, 2 mit einem zeitdiskreten System
zu tun, d. h., Eingangs- und Ausgangssignale sind nur zu diskreten Zeitpunkten bekannt,
die sich durch ganzzahlige Vielfache eines Abtast-Zeitintervalls unterscheiden. Bei der
artigen Signalen tritt an die Stelle des "unendlich kurzen" Impulses ein Signal, das nur
während einer Abtastperiode von null verschieden ist. Das ist der kürzeste, in einem
getasteten System mögliche Impuls. Die oberste Frequenzgrenze eines getasteten Sy
stems ist ohnehin durch das Nyquistsche Abtasttheorem mit der Dauer der Abtastperi
ode T verknüpft, und zwar ist fgrenz = 1/(2T) oder fgrenz = fs/2, wobei fs die Samplefre
quenz ist. In der Praxis wird die Samplefrequenz immer deutlich höher gewählt, als das
doppelte der höchsten relevanten Signalfrequenz.
Betrachtet man den Signalpfad 5, 6, 7, 8, 1, 2, und speist man in seinen Eingang zum
Zeitpunkt t0 ein Signal ein, das nur während einer Abtastperiode die Amplitude 1 hat, so
beobachtet man am Ausgang des Signalpfads eine Folge von Samples als Reaktion auf
dieses Signal. Diese Samples können nur für Zeitpunkte t < t0 von null verschieden sein,
weil sonst die Reaktion vor der Ursache einträte. Man erhält also am Ausgang, d. h. am
A/D-Wandler, eine Folge von Samples, die zu den Zeitpunkten t0, t0 + T, t0 + 2T . . . die
Größen h0, h1, h2 . . . haben. Im Allgemeinen ist die Folge der Ausgangssamples un
endlich lang.
Es wird vorausgesetzt, daß der Signalpfad 5, 6, 7, 8, 1, 2 im wesentlichen lineares Si
gnalverhalten besitzt, was gegebenenfalls durch konstruktive oder schaltungstechnische
Maßnahmen sicherzustellen ist. Dann ist das Ausgangssignal rn dieses Pfades bei einem
beliebigen Eingangssignal, das durch die Folge a0, a1, a2, . . . gegeben sei, die lineare
Summation der Reaktionen auf alle einzelnen Samples an der Vergangenheit. Es gilt
r(t0 + nT) = a(t0 + nT)h0 + a(t0 + (n - 1)T)h1 + a(t0 + (n - 2)T)h2 . . ..
oder
Das Signal rn ergibt sich demnach durch die Faltung des Signals a mit der Impulsant
wort h. Um dieses Signal durch ein paralleles Kompensationsfilter (9) exakt zu kompen
sieren, müßte für dieses Filter gelten
Dann summieren sich das rückgekoppelte Signal und das Kompensationssignal im
Summierglied 3 zu null.
Das geforderte Übertragungsverhalten läßt sich mit einem FIR-Digitalfilter mit guter
Näherung erreichen. Die Theorie von FIR-Filtern, oft auch Transversalfilter genannt, ist
in einfacher Form in Roland Best, Handbuch der analogen und digitalen Filterungs
technik, SS. 97-113, dargestellt.
Ein FIR-Filter hat die Übertragungsfunktion
wobei die yn die Ausgangssamples, die xn die Eingangssamples und die ck die Filter
koeffizienten sind. Das Ausgangssignal y ergibt sich also durch die Faltung des Ein
gangssignals x mit der Folge der Koeffizienten c. Wählen wir als Filterkoeffizienten ck
die Werte -hk, dann unterscheidet sich die Übertragungsfunktion des Filters von der ge
forderten nur durch die endliche Länge der Summe. Da aber Reaktionen hk des realen
Signalpfades 5, 6, 7, 8, 1, 2 nach endlicher Zeit auf beliebig kleine Werte abklingen,
kann man die Folge der hk bei einer endlichen Anzahl N abrechen, ohne daß sich die
endliche Summe nennenswert von der theoretisch unendlich langen unterscheidet.
Das Filter 9 hat dann das Ausgangssignal
und nach dem Summierer 3 ergibt sich dann als Signal:
Das Restsignal besteht nur noch aus Gliedern mit k < N, von denen vorausgesetzt wurde,
daß sie vernachlässigbar sind.
Zur Ermittlung der Impulsantwort wurde entsprechend den vorstehenden Überlegungen
ein (digitales) Signal, das nur während einer Sampleperiode von null verschieden ist, am
Anfang des Signalpfades 5, 6, 7, 8, 1, 2 in den D/A-Wandler eingespeist. Stattdessen
könnte man auch einen kurzzeitigen analogen Impuls in den Verstärker 6 einspeisen.
Dieser Impuls darf dann maximal die Dauer einer Samplingperiode haben. Das dazuge
hörige Schaltbild entspricht dann der Fig. 5.
Entsprechend diesen theoretischen Grundlagen wird gemäß der vorliegenden Erfindung
die Bestimmung der Filterkoeffizienten des FIR-Filters 9 durch eine Bestimmungs- und
Stellschaltung 14 vorgenommen. Diese Schaltung enthält eine Einrichtung zur Erzeu
gung sehr kurzer Impulse 10 oder 11 und eine digitale Systemsteuerung 15. Man speist
am Eingang des D/A-Wandlers 5 einen kurzen einzelnen Impuls ein, der von dem digi
talen Impulsgenerator 11 erzeugt wird. Alternativ dazu speist man am Eingang des Ver
stärkers 6 einen kurzen analogen Impuls ein. Der A/D-Wandler 2 registriert an seinem
Eingang die Impulsantwort des Signalweges 5, 6, 7, 8, 1 bzw. 6, 7, 8, 1, vorausgesetzt,
daß zu diesem Zeitpunkt nicht außerdem ein äußeres akustisches Eingangssignal über
das Mikrofon einwirkt und daß der Signalweg über das Filter 4 während der Messung
durch einen Schalter 13 abgeschaltet ist. Der A/D-Wandler entnimmt dieser Impulsant
wort zeitliche Samples im Abstand T. Aufgrund des oben Gesagten sind diese Samples
(bis auf einen gemeinsamen konstanten Faktor, der das umgekehrte Vorzeichen und bei
analogen Impulsen den Integralinhalt des Impulses berücksichtigt) genau die Koeffizi
enten, mit denen im FIR-Filter das Signal gefaltet werden muß, damit es das Zeit- bzw.
Frequenzverhalten des Signalweges 6, 7, 8, 1 darstellt. Die digitale Systemsteuerung 15
übernimmt die digitalen Werte der Samples vom A/D-Wandler und stellt das FIR-Filter
auf die daraus ermittelten Koeffizienten ein.
Alle bisher besprochenen Strategien zur Anwendung des Meßverfahrens dienen einer
von Zeit zu Zeit vorzunehmenden Kalibrierung des die ungewollte Rückkopplung kom
pensierenden FIR-Filters unter der Annahme, daß das Übertragungsverhalten der Rück
kopplung über längere Zeit konstant bleibt. Dabei wurde jeweils nur der Signalweg 5, 6,
7, 8, 1, 2 erfaßt, und die sich ergebende Impulsantwort stellt bis auf das umgekehrte
Vorzeichen direkt die gewünschte Impulsantwort des Filters 9 dar. Es ist aber auch eine
andere Arbeitsweise möglich, bei der beide rückkoppelnden Wege, sowohl die äußere
Rückkopplung als auch die interne kompensierende Rückkopplung, gleichzeitig erfaßt
werden. Dieser Fall ist in Fig. 6 gezeichnet. Hier wird ein digitaler Impuls über ein
Summierglied 12 so in den Signalweg eingespeist, daß sowohl der D/A-Wandler 5 als
5 auch das FIR-Filter 9 davon angesteuert werden. Jetzt wird am Ausgang des Summier
gliedes 3 die Impulsantwort der Parallelschaltung aus beiden Signalwegen 5, 6, 7, 8, 1, 2
und 9 beobachtet.
Bei idealer Kompensation der äußeren Rückkopplung durch das Filter 9 sollte am Aus
gang von 3 keine Impulsantwort festgestellt werden. Die Kompensation kann aber aus
zwei Gründen von der idealen Kompensation abweichen. Erstens treten bei der Ermitt
lung der Impulsantworten hk zwangsläufig endliche Fehler auf, und zweitens kann der
Signalpfad 5, 6, 7, 8, 1, 2 sich im Laufe der Zeit verändern, so daß eine anfänglich voll
ständige Kompensation nach einiger Zeit nicht mehr vollständig ist. Bei nichtidealer
Kompensation treten auch bei Abwesenheit äußerer Signal am Ausgang des Summierers
3 von null verschiedene Samples auf, die mit h0", h1", h2" . . . bezeichnet werden sollen.
Um auch diese auch noch zu kompensieren, müßte gemäß den obigen Überlegungen
parallel zu den Signalwegen 5, 6, 7, 8, 1, 2 und 9 noch ein weiterer Signalweg existie
ren, dessen Ausgangsamples der Gleichung
genügen müßten. Geht man wieder davon aus, daß in dieser Summe die Glieder mit
k < N vernachlässigt werden können, dann könnte dieser weitere Signalpfad ebenfalls ein
FIR-Filter mit den Koeffizienten ck = -hk" sein. Zwei parallele FIR-Filter, deren Aus
gang summiert wird, lassen sich aber durch ein einziges Filter ersetzen gemäß der Glei
chung
Man sieht daraus, daß die ursprünglichen Filterkoeffizienten hk' des FIR-Filters um die
Impulsantworten hk" mit umgekehrtem Vorzeichen korrigiert werden müssen, um wie
der ideale Kompensation zu erreichen.
Bei der Arbeitsweise entsprechend Fig. 6 ist eine Unterbrechung des Signalweges
durch den Schalter 13 nicht immer erforderlich, weil davon auszugehen ist, daß schon
am Beginn der Messung mindestens eine teilweise Kompensation durch das Filter 9 mit
Hilfe der vorher beschriebenen Meßmethoden erreicht wurde. Das bedeutet, daß die
Schleifenverstärkung schon bei allen Frequenzen dem Betrag nach deutlich kleiner als 1
ist und daß deshalb keine wesentliche Verfälschung der Meßergebnisse durch mehrfa
ches Passieren der Signalschleife entsteht. Diese Tatsache macht die korrigierende Mes
sung nach Fig. 6 für eine nachträgliche Adaptation eines voreingestellten Filters ge
eignet.
Die hier angegebene Methode, die Filterkoeffizienten des kompensierenden FIR-Filters
zu ermitteln beziehungsweise adaptiv zu verbessern, hat den Vorteil, daß die einzige
Maßnahme, die dafür zusätzlich im Hörgerät getroffen werden muß, die Einspeisung ei
nes eines digitalen Impulses am Eingang des Signalweges 5, 6, 7, 8, 1, 2 ist. Alles ande
re wird von der ohnehin vorhandenen signalverarbeitenden Struktur und der ebenfalls
ohnehin vorhandenen digitalen Systemsteuerung 15 ohne zusätzlichen Hardwareauf
wand übernommen.
Es wurde eine Computersimulation des erfindungsgemäßen Verfahrens vorgenommen.
Diese Simulation gestattet es, den Einfluß folgender Größen zu ermitteln:
- - Übertragungsfunktion H(f) bzw. Impulsantwort h(t) der Rückkopp lung 8
- - Samplerate bei der digitalen Signalverarbeitung
- - Zahl der im Filter verwendeten Koeffizienten
- - Fehler bei der Messung der Samples
Verwendet man beispielsweise eine Samplerate von 40 KHz, und rechnet man mit 10%
zufälligem Fehler bei Ermittlung der Samples, dann reicht eine Folge von 48 Filter
koeffizienten aus, um den maximalen Betrag des rückgekoppelten Signals vom Eingang
des D/A-Wandlers bis zum Ausgang der Summation 3 durch die Kompensation um et
wa 20 dB abzusenken. Bei einer Samplerate von 60 KHz sind dafür 55 Filterkoeffizien
ten erforderlich. Dabei enthält die Übertragungsfunktion h(t) der Rückkopplung 8 keine
Pole hoher Güte (< 10). Die gesamte Folge der verwendeten Filterkoeffizienten ent
spricht bei den angegebenen Daten einer Impulsantwort von 1-1,2 msec Dauer. Je höher
die Polgüten in der Übertragungsfunktion der Rückkopplung, desto länger die erforder
liche Folge von Koeffizienten.
Gegenüber dem in EP-A-0 415 677 angegebenen Adaptationsverfahren durch Korrelati
on mit eingespeistem Rauschen hat die erfindungsgemäße Ermittlung der Filterkoeffizi
enten den Vorteil der Einfachheit.
Demgegenüber könnte als Nachteil gewertet werden, daß der Meßvorgang der Filter
koeffizienten, der aus Gründen der Meßgenauigkeit bei einer einmaligen Messung mit
relativ großer Amplitude des eingespeisten Impulses vorgenommen werden sollte, für
den Benutzer des Gerätes ein hörbares Knacken von ca. 1 msec Dauer darstellt, und daß
außerdem in diesem Moment kein äußeres Signal einwirken darf.
Als weiteren Nachteil könnte man betrachten, daß eine einmalige, nicht adaptive Mes
sung der Filterkoeffizienten die Konstanz des Signalwegs 5, 6, 7, 8, 1, 2 voraussetzt.
Der letztgenannte Nachteil ist vor allem für konventionelle Hörgeräte von Belang. Wird
dieses Verfahren aber für ein ganz oder teilweise implantiertes Hörgerät angewandt,
dann kann man über längere Zeit mit konstanten Rückkopplungsverhältnissen rechnen.
In diesem Fall verändert sich der Signalweg 5, 6, 7, 8, 1, 2 vor allem dann, wenn der
Benutzer über sein Bediengerät die Verstärkung oder andere, den Signalweg 5, 6, 7, 8,
1, 2 beeinflussende Parameter verändert. Es ist in diesem Falle nicht nur zumutbar, son
dern unter Umständen auch erwünscht, daß das Hörgerät auf ein Kommando des Be
diengerätes mit einem hörbaren Signal "quittiert". Die Hörbarkeit des Meßvorgangs
stört hier also nicht.
Der Nachteil, daß zum Zeitpunkt der Messung kein externes akustisches Signal vorlie
gen sollte, um die Messung nicht zu verfälschen, ist keine "harte" Forderung. Bei einer
einmaligen Messung genügt es, daß kein starkes Signal von außen kommt.
Man kann aber diese Forderung weiter abschwächen, indem man nicht eine einzelne
Messung, sondern eine größere Zahl von Messungen vornimmt und die Ergebnisse
mittelt. Da äußere Signale nicht mit den eingespeisten Impulsen korreliert sind, fällt de
ren Einfluß bei Mittelung über eine hinreichend große Zahl von Messungen heraus.
Weil die Impulsantwort innerhalb von 2 msec soweit abgeklungen ist, daß eine neue
Messung vorgenommen werden kann, kann man z. B. hundert Messungen im Bruchteil
einer Sekunde vornehmen und auf diese Weise den verfälschenden Einfluß äußerer aku
stischer Signale weitgehend unterdrücken.
Es bleibt die Tatsache erhalten, daß eine solche wiederholte Messung mit einer Vielzahl
von kurzen Knack-Impulsen für den Benutzer hörbar bleibt. Ein größere Zahl von Mes
sungen im gleichen zeitlichen Abstand würde als Ton mit der Wiederholfrequenz der
Messungen wahrgenommen werden. Es ist u. U. für den Benutzer angenehmer, wenn die
Messungen in einem quasi-zufällig gesteuerten zeitlichen Abstand vorgenommen wer
den, weil dann wiederholte Messungen nicht als Ton, sondern als Geräusch wahrge
nommen werden.
Eine Kalibrierung des FIR-Filters nur in größeren zeitlichen Abständen vorzunehmen,
ist nur dann sinnvoll, wenn das Übertragungsverhalten des rückkoppelnden Signalweges
5, 6, 7, 8, 1, 2 über längere Zeit näherungsweise konstant bleibt. Sollte die Rückkopp
lung sich trotzdem in einem Maße ändern, der zu Instabilitäten des Hörgeräts führt, so
ist es ferner möglich, daß die Systemsteuerung 15 das Hörgerät in regelmäßigen zeitli
chen Abständen auf das Auftreten von einzelnen Sinussignalen hin überwacht, die eine
vorgegebene Stärke überschreiten und/oder einen vorgegebenen Pegelabstand vom üb
rigen Frequenzspektrum haben. Das Auftreten derartiger Sinussignale ist ein Indiz für
eine Instabilität durch Rückkopplung und kann durch eine digitale Fouriertransformati
on (DFT) der digitalen Signale festgestellt werden. Wird ein derartiges Signal entdeckt,
so kann man das Hörgerät autonom eine Neumessung der Filterkoeffizienten vornehmen
lassen.
Das Meßverfahren nach Fig. 6 ist besonders geeignet, urt eine kontinuierliche Anpas
sung der Kompensation an sich verändernde Rückkopplungswege vorzunehmen. Das ist
insbesondere bei konventionellen Hörgeräten von Interesse, bei denen mit einer häufige
ren Änderung des Signalwegs 5, 6, 7, 8, 1, 2 zu rechnen ist. Aber auch bei implantierten
Hörgeräten kann auf diese Weise eine ständige Nachführung an u. U. langsam veränder
liche Rückkopplungswege vorgenommen werden. Hier kann man die folgende Strategie
anwenden: Nach einer anfänglichen Kalibration des Rückführungsfilters in der bisher
besprochenen Weise, die auch bei jeder Änderung der Verstärkung ausgelöst wird, folgt
eine kontinuierliche Adaptation des Rückführungsfilters gemäß der oben im Zusam
menhang mit Fig. 6 beschriebenen Arbeitsweise, indem in gewissen zeitlichen Ab
ständen, z. B. 10 mal in der Sekunde, ein Meßvorgang ausgelöst wird, der aber mit einer
Impulsamplitude durchgeführt wird, welche so klein gewählt wird, daß sie vom Benut
zer nicht oder nicht in störender Weise wahrgenommen wird. Die Größe dieser Im
pulsamplitude kann in Abhängigkeit vom äußeren Schallsignal gesteuert werden. Das
Ergebnis jeder Einzelmessung ist in diesem Falle regelmäßig durch äußere Schallsignale
verfälscht. Verwendet man die Ergebnisse aber mit entsprechend geringer Gewichtung
zur Aktualisierung der Filterkoeffizienten, so fällt aus einer Vielzahl von Messungen der
mit den Messungen nicht korrelierte Einfluß des äußeren akustischen Signals heraus.
Claims (18)
1. Hörhilfe, bei der in einem Signalweg hintereinander ein Mikrofon (1), ein A/D-
Wandler (2) zum Umwandeln des Mikrofon-Ausgangssignals in eine Folge dis
kreter digitaler Samples, eine Signalverarbeitungsstufe (4), ein D/A-Wandler (5)
zum Rückwandeln der verarbeiteten Digitalsignale in analoge Form, ein Ver
stärker (6), und ein Ausgangswandler (7) liegen, und das ferner versehen ist mit
einem geräteinternen Rückführweg, in dem ein digitales Filter (9) mit endlicher Impulsantwort liegt, dessen Übertragungsfunktion durch Vor gabe entsprechender Filterkoeffizienten einstellbar ist, und
einer Bestimmungs- und Stellschaltung (14), welche die Übertragungs funktion eines rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) bestimmt, über den eine ungewollte akustische und/oder mechanische Rückkopplung zwischen dem Ausgangswandler (7) und dem Mikrofon (1) erfolgt, und welche in Abhängigkeit von der ermittelten Übertragungsfunktion des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) die Filterkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden Filters (9) so einstellt, daß dieses Filter die akustische und/oder mechanische Rückkopplung minde stens teilweise kompensiert,
dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und Stellschaltung (14) einen Impulsgenerator (10, 11) zum Einspeisen von kurzzeitigen Einzelimpulsen in den rückkoppelnden Signalweg (6, 7, 8, 1, 2) aufweist und anhand der durch die Einzelimpulse ausgelösten Impulsantwort des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) dessen Übertragungsfunktion mißt, wobei die Dauer der Einzelimpulse höchstens gleich 1/fs ist und fs die Abtastfrequenz des A/D-Wandlers (2) und des D/A-Wandlers (5) ist.
einem geräteinternen Rückführweg, in dem ein digitales Filter (9) mit endlicher Impulsantwort liegt, dessen Übertragungsfunktion durch Vor gabe entsprechender Filterkoeffizienten einstellbar ist, und
einer Bestimmungs- und Stellschaltung (14), welche die Übertragungs funktion eines rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) bestimmt, über den eine ungewollte akustische und/oder mechanische Rückkopplung zwischen dem Ausgangswandler (7) und dem Mikrofon (1) erfolgt, und welche in Abhängigkeit von der ermittelten Übertragungsfunktion des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) die Filterkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden Filters (9) so einstellt, daß dieses Filter die akustische und/oder mechanische Rückkopplung minde stens teilweise kompensiert,
dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und Stellschaltung (14) einen Impulsgenerator (10, 11) zum Einspeisen von kurzzeitigen Einzelimpulsen in den rückkoppelnden Signalweg (6, 7, 8, 1, 2) aufweist und anhand der durch die Einzelimpulse ausgelösten Impulsantwort des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) dessen Übertragungsfunktion mißt, wobei die Dauer der Einzelimpulse höchstens gleich 1/fs ist und fs die Abtastfrequenz des A/D-Wandlers (2) und des D/A-Wandlers (5) ist.
2. Hörhilfe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltungsausle
gung so getroffen ist, daß der Impulsgenerator (11) die Einzelimpulse über ein
Summierglied am Eingang des D/A-Wandlers (5) digital einspeist.
3. Hörhilfe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Schaltungsausle
gung so getroffen ist, daß der Impulsgenerator (10) die Einzelimpulse am Ein
gang des Verstärkers analog einspeist.
4. Hörhilfe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die Schaltungsauslegung so
getroffen ist, dass der Impulsgenerator (11) zur Ermittlung der Impulsantwort des
rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) und des dazu parallelen, das Filter (9)
aufweisenden geräteinternen Rückführweges und zur adaptiven Optimierung der
Filterkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden Filters (9) die
Einzelimpulse über ein Summierglied (12) sowohl in den Eingang des D/A-Wandlers
(5) als auch in den Eingang des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden Filters
(9) digital einspeist.
5. Hörhilfe nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß die Signalverarbeitungsstufe ein Digitalfilter (4) aufweist, das die von dem
A/D-Wandler (2) abgegebenen digitalen Samples in Abhängigkeit von dem spe
ziellen Hörschaden des Trägers der Hörhilfe verarbeitet und das eingangsseitig
mit dem Ausgang und ausgangsseitig mit dem Eingang des digitalen Filters (9)
in dem geräteinternen Rückführweg verbunden ist.
6. Hörhilfe nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
daß der D/A-Wandler (5) und der Verstärker (6) zu einer integralen Baueinheit
zusammengefaßt sind.
7. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die
Bestimmungs- und Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß sie eine Folge von n
Filterkoeffizienten für das in dem geräteinternen Rückführweg liegende Filter
(9) bereitstellt, die bis auf einen gemeinsamen konstanten Faktor gleich den er
sten n digitalen Samples der Reaktion des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8,
1, 2) auf den eingekoppelten kurzzeitigen Impuls bei abwesendem äußeren aku
stischen Signal und vorübergehend gesperrtem Signalweg über die Signal
verarbeitungsstufe (4) sind.
8. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die
Bestimmungs- und Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß sie eine Folge von n
Filterkoeffizienten für das in dem geräteinternen Rückführweg liegende Filter
(9) bereitstellt, die bis auf einen gemeinsamen konstanten Faktor gleich dem aus
mehreren Messungen gemittelten Wert der ersten n digitalen Samples der Reak
tion des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) auf den eingekoppelten
kurzzeitigen Impuls bei abwesendem äußeren akustischen Signal und vorüber
gehend gesperrtem Signalweg über die Signalverarbeitungsstufe (4) sind.
9. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die
Bestimmungs- und Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß sie eine Folge von n
Filterkoeffizienten für das in dem geräteinternen Rückführweg liegende Filter
(9) bereitstellt, die bis auf einen gemeinsamen konstanten Faktor gleich dem aus
mehreren Messungen gemittelten Wert der ersten n digitalen Samples der Reak
tion des rückkoppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) auf den eingekoppelten
kurzzeitigen Impuls bei vorhandenem äußeren akustischen Signal sind.
10. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 8 oder 9, dadurch gekennzeichnet, daß die
Bestimmungs- und Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß die mehreren Mes
sungen in quasizufälligen zeitlichen Abständen vorgenommen werden.
11. Hörhilfe nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß die Folge der n Filterkoeffizienten für
das in dem geräteinternen Rückführweg liegende Filter (9) durch Addition der
mit einem gemeinsamen konstanten Faktor multiplizierten ersten n digitalen
Samples der Reaktion der Parallelschaltung aus den beiden rückkoppelnden
Signalwegen (5, 6, 7, 8, 1, 2, 3) und (9, 3) auf den in beide Signalwege einge
speisten kurzeitigen Impuls adaptiv verbessert wird.
12. Hörhilfe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß vor der adaptiven Verbesserung der Fil
terkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden Filters (9) die
Filterkoeffizienten entsprechend den Ansprüchen 7, 8, oder 9 ermittelt werden,
indem die Signalwege (9, 3) und (4) vorübergehend gesperrt werden, und die
Folge der n Filterkoeffizienten des Filters (9) bis auf einen gemeinsamen kon
stanten Faktor gleich den ersten n digitalen Samples der Reaktion des rück
koppelnden Signalweges (6, 7, 8, 1, 2) auf den eingekoppelten kurzeitigen Im
puls gewählt wird.
13. Hörhilfe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß die Messungen zur adaptiven Verbesse
rung der Filterkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden
Filters (9) und die Aktualisierung der Filterkoeffizienten in regelmäßigen zeitli
chen Abständen vorgenommen werden.
14. Hörhilfe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) so ausgelegt ist, daß die Messungen zur adaptiven Verbesse
rung der Filterkoeffizienten des in dem geräteinternen Rückführweg liegenden
Filters (9) und die Aktualisierung der Filterkoeffizienten in quasizufälligen
zeitlichen Abständen vorgenommen werden.
15. Hörhilfe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) derart ausgelegt ist, daß der eingespeiste kurzeitige Impuls
eine solche digitale Amplitude hat, daß der Meßvorgang vom Benutzer des Hör
gerätes nicht wahrgenommen wird oder ihn nicht stört.
16. Hörhilfe nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Bestimmungs- und
Stellschaltung (14) derart ausgelegt ist, daß die digitale Amplitude des einge
speisten kurzeitigen Impulses in Abhängigkeit vom Pegel des momentanen äu
ßeren Schallignals so gewählt wird, daß der Meßvorgang vom Benutzer des
Hörgerätes nicht wahrgenommen wird oder ihn nicht stört.
17. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 7, 8, 9, oder 12, dadurch gekennzeichnet,
daß die Bestimmungs- und Stellschaltung (14) derart ausgelegt ist, daß jedes
Einschalten des Gerätes und/oder jede Veränderung der Verstärkung durch den
Benutzer eine Neumessung der Filterkoeffizienten auslöst.
18. Hörhilfe nach einem der Ansprüche 7, 8, 9, oder 12, dadurch gekennzeichnet,
daß die Bestimmungs- und Stellschaltung (14) derart ausgelegt ist, daß sie das
Signal auf dem Hauptsignalpfad auf das Auftreten einzelner Sinuslinien über
wacht, deren Pegel einen vorgegebenen Wert und/oder einen vorgegebenen Pe
gelabstand von dem übrigen Frequenzspektrum des Signals überschreitet, und
daß das Auftreten eines derartigen Sinussignals eine Neumessung der Filter
koeffizienten auslöst.
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19802568A DE19802568C2 (de) | 1998-01-23 | 1998-01-23 | Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung |
EP98101644A EP0933970A3 (de) | 1998-01-23 | 1998-01-30 | Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung |
US09/090,228 US6128392A (en) | 1998-01-23 | 1998-06-04 | Hearing aid with compensation of acoustic and/or mechanical feedback |
CA002240051A CA2240051C (en) | 1998-01-23 | 1998-06-08 | Hearing aid with compensation of acoustic and/or mechanical feedback |
AU71871/98A AU740216B2 (en) | 1998-01-23 | 1998-06-15 | Hearing aid with compensation of acoustic and/or mechanical feedback |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE19802568A DE19802568C2 (de) | 1998-01-23 | 1998-01-23 | Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE19802568A1 DE19802568A1 (de) | 1999-08-12 |
DE19802568C2 true DE19802568C2 (de) | 2003-05-28 |
Family
ID=7855495
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE19802568A Expired - Fee Related DE19802568C2 (de) | 1998-01-23 | 1998-01-23 | Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung |
Country Status (5)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US6128392A (de) |
EP (1) | EP0933970A3 (de) |
AU (1) | AU740216B2 (de) |
CA (1) | CA2240051C (de) |
DE (1) | DE19802568C2 (de) |
Families Citing this family (29)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
DE19941859C2 (de) * | 1999-09-02 | 2002-06-13 | Siemens Audiologische Technik | Digitales Hörhilfegerät |
DE10039401C2 (de) | 2000-08-11 | 2002-06-13 | Implex Ag Hearing Technology I | Mindestens teilweise implantierbares Hörsystem |
EP2066139A3 (de) | 2000-09-25 | 2010-06-23 | Widex A/S | Hörgerät |
EP1191813A1 (de) | 2000-09-25 | 2002-03-27 | TOPHOLM & WESTERMANN APS | Hörgerät mit adaptivem Filter zur Unterdrückung akustischer Rückkopplung |
EP1196006A3 (de) | 2000-10-03 | 2008-08-27 | FreeSystems Pte Ltd | Auf-Anfrage-Audiounterhaltungsanordnung,die die drahtlose Fernladung von Hinhalt erlaubt |
DE10057584A1 (de) * | 2000-11-21 | 2002-06-06 | Implex Ag Hearing Technology I | Gerät zür präoperativen Demonstration implantierbarer Hörsysteme |
US7149319B2 (en) * | 2001-01-23 | 2006-12-12 | Phonak Ag | Telecommunication system, speech recognizer, and terminal, and method for adjusting capacity for vocal commanding |
US6914994B1 (en) * | 2001-09-07 | 2005-07-05 | Insound Medical, Inc. | Canal hearing device with transparent mode |
US7158649B2 (en) * | 2002-03-01 | 2007-01-02 | Engenity Llc | Hearing aid storage case with hearing aid activity detection |
JP3973929B2 (ja) * | 2002-03-05 | 2007-09-12 | 松下電器産業株式会社 | ハウリング検出装置 |
US7010135B2 (en) * | 2002-10-02 | 2006-03-07 | Phonak Ag | Method to determine a feedback threshold in a hearing device |
US7536022B2 (en) * | 2002-10-02 | 2009-05-19 | Phonak Ag | Method to determine a feedback threshold in a hearing device |
US7556597B2 (en) * | 2003-11-07 | 2009-07-07 | Otologics, Llc | Active vibration attenuation for implantable microphone |
WO2005081584A2 (en) * | 2004-02-20 | 2005-09-01 | Gn Resound A/S | Hearing aid with feedback cancellation |
US7840020B1 (en) | 2004-04-01 | 2010-11-23 | Otologics, Llc | Low acceleration sensitivity microphone |
US7214179B2 (en) * | 2004-04-01 | 2007-05-08 | Otologics, Llc | Low acceleration sensitivity microphone |
US7463745B2 (en) * | 2004-04-09 | 2008-12-09 | Otologic, Llc | Phase based feedback oscillation prevention in hearing aids |
US8096937B2 (en) | 2005-01-11 | 2012-01-17 | Otologics, Llc | Adaptive cancellation system for implantable hearing instruments |
EP2624597B1 (de) | 2005-01-11 | 2014-09-10 | Cochlear Limited | Implantierbares Hörsystem |
DE102005008318B4 (de) * | 2005-02-23 | 2013-07-04 | Siemens Audiologische Technik Gmbh | Hörhilfegerät mit benutzergesteuerter Einmessautomatik |
EP1624719A3 (de) | 2005-09-13 | 2006-04-12 | Phonak Ag | Verfahren zur Bestimmung einer Rückkopplungsschwelle in einem Hörgerät |
US7522738B2 (en) * | 2005-11-30 | 2009-04-21 | Otologics, Llc | Dual feedback control system for implantable hearing instrument |
WO2008116264A1 (en) * | 2007-03-26 | 2008-10-02 | Cochlear Limited | Noise reduction in auditory prostheses |
US8472654B2 (en) | 2007-10-30 | 2013-06-25 | Cochlear Limited | Observer-based cancellation system for implantable hearing instruments |
US9071910B2 (en) | 2008-07-24 | 2015-06-30 | Cochlear Limited | Implantable microphone device |
US8243939B2 (en) * | 2008-12-30 | 2012-08-14 | Gn Resound A/S | Hearing instrument with improved initialisation of parameters of digital feedback suppression circuitry |
US9247357B2 (en) | 2009-03-13 | 2016-01-26 | Cochlear Limited | DACS actuator |
EP2284833A1 (de) * | 2009-08-03 | 2011-02-16 | Bernafon AG | Verfahren zur Überwachung des Einflusses von Umgebungsgeräuschen auf ein adaptives Filter zur akustischen Rückkoplungsunterdrückung |
US10284968B2 (en) | 2015-05-21 | 2019-05-07 | Cochlear Limited | Advanced management of an implantable sound management system |
Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
EP0415677A2 (de) * | 1989-08-30 | 1991-03-06 | Gn Danavox A/S | Hörgerät mit Kompensation der akustischen Rückkopplung |
US5475759A (en) * | 1988-03-23 | 1995-12-12 | Central Institute For The Deaf | Electronic filters, hearing aids and methods |
Family Cites Families (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5111419A (en) * | 1988-03-23 | 1992-05-05 | Central Institute For The Deaf | Electronic filters, signal conversion apparatus, hearing aids and methods |
US5259033A (en) * | 1989-08-30 | 1993-11-02 | Gn Danavox As | Hearing aid having compensation for acoustic feedback |
US5218621A (en) * | 1991-04-04 | 1993-06-08 | Motorola, Inc. | Adaptive digital equalization filter |
DE4235845A1 (de) * | 1992-10-23 | 1994-04-28 | Anselm Dipl Ing Goertz | Verbesserung der Rückkopplungsstabilität bei Beschallungsanlagen durch ein subtrahierendes Digitalfilter im Signalweg |
US5621802A (en) * | 1993-04-27 | 1997-04-15 | Regents Of The University Of Minnesota | Apparatus for eliminating acoustic oscillation in a hearing aid by using phase equalization |
-
1998
- 1998-01-23 DE DE19802568A patent/DE19802568C2/de not_active Expired - Fee Related
- 1998-01-30 EP EP98101644A patent/EP0933970A3/de not_active Ceased
- 1998-06-04 US US09/090,228 patent/US6128392A/en not_active Expired - Lifetime
- 1998-06-08 CA CA002240051A patent/CA2240051C/en not_active Expired - Fee Related
- 1998-06-15 AU AU71871/98A patent/AU740216B2/en not_active Ceased
Patent Citations (2)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5475759A (en) * | 1988-03-23 | 1995-12-12 | Central Institute For The Deaf | Electronic filters, hearing aids and methods |
EP0415677A2 (de) * | 1989-08-30 | 1991-03-06 | Gn Danavox A/S | Hörgerät mit Kompensation der akustischen Rückkopplung |
Non-Patent Citations (1)
Title |
---|
DE-Z.: BISGAARD, N., DRYLUND, O., DFS - ein neues digitales System zur Rückkopplungsunterdrückung in Hörgeräten, in: Audiologische Technik, H. 5, 1991, S. 166-177 * |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
EP0933970A2 (de) | 1999-08-04 |
EP0933970A3 (de) | 2006-05-10 |
DE19802568A1 (de) | 1999-08-12 |
US6128392A (en) | 2000-10-03 |
CA2240051C (en) | 2001-08-21 |
CA2240051A1 (en) | 1999-07-23 |
AU740216B2 (en) | 2001-11-01 |
AU7187198A (en) | 1999-08-26 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE19802568C2 (de) | Hörhilfe mit Kompensation von akustischer und/oder mechanischer Rückkopplung | |
DE3144052C2 (de) | ||
DE69933627T2 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Anpassung des Phasen- und Amplitudenfrequenzgangs eines Mikrofons | |
EP1366564B1 (de) | Vorrichtung zum geräuschabhängigen einstellen der lautstärken | |
EP2180726B2 (de) | Richtungshören bei binauraler Hörgeräteversorgung | |
DE69933141T2 (de) | Tonprozessor zur adaptiven dynamikbereichsverbesserung | |
DE69908662T2 (de) | Hörgerät mit adaptiver anpassung von mikrofonen | |
DE69814142T2 (de) | Vorrichtung und verfahren zur rückkopplungsunterdrückung | |
EP1853089B1 (de) | Verfahren zum Unterdrücken von Rückkopplungen und zur Spektralerweiterung bei Hörvorrichtungen | |
DE102006047965A1 (de) | Hörhilfsgerät mit einer Okklusionsreduktionseinrichtung und Verfahren zur Okklusionsreduktion | |
EP1771034A2 (de) | Mikrofonkalibrierung bei einem RGSC-Beamformer | |
EP1912471B1 (de) | Verarbeitung eines Eingangssignals in einer Hörhilfe | |
DE69634841T2 (de) | Verfahren und Vorrichtung zur Echokompensation | |
DE60004863T2 (de) | EINE METHODE ZUR REGELUNG DER RICHTWIRKUNG DER SCHALLEMPFANGSCHARAkTERISTIK EINES HÖRGERÄTES UND EIN HÖRGERÄT ZUR AUSFÜHRUNG DER METHODE | |
DE102008054789A1 (de) | Verfahren und Vorrichtung zum Verstärken eines zur Fahrzeugumfelddetektion geeigneten Signals | |
EP1465453B1 (de) | Automatischer Mikrofonabgleich bei einem Richtmikrofonsystem mit wenigstens drei Mikrofonen | |
EP1736748A1 (de) | Verfahren zur Verarbeitung des Ausgangssignals eines Messumformers sowie eine Kraftmessvorrichtung zur Durchführung des Verfahrens. | |
DE102009012166B4 (de) | Hörvorrichtung und Verfahren zum Reduzieren eines Störgeräuschs für eine Hörvorrichtung | |
EP2981099A2 (de) | Verfahren und vorrichtung zur rückkopplungsunterdrückung | |
DE102018117557B4 (de) | Adaptives nachfiltern | |
EP1458216B1 (de) | Vorrichtung und Verfahren zur Adaption von Hörgerätemikrofonen | |
DE102008046040A1 (de) | Verfahren zum Betrieb einer Hörvorrichtung mit Richtwirkung und zugehörige Hörvorrichtung | |
EP2802158B1 (de) | Verfahren zur Nutzsignalanpassung in binauralen Hörhilfesystemen | |
EP1945000B1 (de) | Verfahren zur Reduktion von Störleistungen und entsprechendes Akustiksystem | |
EP2999236A2 (de) | Verfahren und vorrichtung zur rückkopplungsunterdrückung |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
8127 | New person/name/address of the applicant |
Owner name: IMPLEX AG HEARING TECHNOLOGY, 85737 ISMANING, DE |
|
8304 | Grant after examination procedure | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |