DE2309026A1 - Einrichtung fuer die messung menschlicher gehoerschaeden und/oder fuer die kompensatorische verstaerkung von schall - Google Patents

Description

DIPPING. H- MABSCS . K. SPABXNG

«esη» «ras*·

1/593

Beschreibung zum Patentgesuch

Shalako International Inc.

1341 North Scottsdale Road, Scottsdale, Arizona, U.S.A.

betreffend:

"Einrichtung für die Messung menschlicher Gehörschäden und/oder für die kompensatorische Verstärkung von Schall"

Die Erfindung besieht sich auf eine Einrichtung für die Messung menschlicher Gehörschäden und/oder für die kompensatorische Verstärkung von Schall.

Die Erfindung bezieht sich mithin auf das Gebiet der Schallverstärkung und deren Anwendung bei der Korrektur von Gehör schaden, die herrühren von einer Beschädigung der sensorischneuronischen Strukturen des menschlichen Ohrs. Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf eine Einrichtung für die Erfassung und Spezifixierung von Schädigungen in der Fähigkeit, eines Patienten gesprochene Sprache aufzunehmen und zu verstehen, und auf eine Einrichtung für die Korrektur solcher Schäden.

309836/0921

2303026

Sensorich-neuronische Schädigungen werden im allgemeinen als meist vorkommender Typ von Gehörschädigungen angesehen, die man in den Vereinigten Staaten und in anderen zivilisierten Kulturen vorfindet. Diese Schädigung bildet eine sehr störende Barriere für angemessene Kommunikation bei 5 - 10% der Gesamtbevölkerung der Vereinigten Staaten und bei mehr als 50% der Bevölkerung in Altersgruppen über 60 Jahren. Darüber hinaus erwartet man, daß diese Anteile noch zunehmen infolge zunehmender Lärmpegel und zunehmender Lebenserwartung in unserer Gesellschaft.

Sensorich-neuronische Störungen können herrühren von einem oder mehreren einer Anzahl von Gründen einschließlich genetischen und angeborenen Faktoren, Virenerkrankungen, spezifischen Vergiftungserscheinungen, Kreislaufstörungen, spezifischen physischen Traumata und exzessiver Belastung mit Lärm, ' doch sind diese Ursachen nicht die allein vorkommenden. Unabhängig von diesen primären Gründen unterliegen jedoch die sensorischen Zellen innerhalb der Gehörorgane oder innerhalb der zugeordneten neuronischen Einheiten einer gewissen Schädigung und werden teilweise oder vollständig unfähig, ihre jeweilige Rolle in der Verarbeitung von Schal!informationen zu erfüllen. Diese Form der Schädigung kann nicht mittels derzeit bekannter medizinischer oder chirurgischer Techniken behoben werden und die Wahrscheinlichkeit, daß innerhalb der überschaubaren Zukunft wirksame Techniken entdeckt werden, ist ziemlich gering. Deshalb ist in beinahe allen Fällen sensorisch-neuronischer Gehörschädigungen die Verstärkung des aufgefangenen Schalls die einzige brauchbare Möglichkeit, um eine angemessene Hörfähigkeit wiederherzustellen.

Hörschäden, die von sensorisch-neuronischen Beschädigungen herrühren, sind gewöhnlich unregelmäßig bezüglich der Frequenz und selektiv größer für bestimmte Ausschnitte des hörbaren Frequenzspektrums. Die Fähigkeit, Schall in dem Bereich oberhalb 1000 Hz zu hören, wird oft mehr gestört als das Hörvermögen für

309836/0921 - 3 -

Geräusche unterhalb lOOO Hz, obwohl dies keineswegs eine generelle Beobachtung ist. Die Endkonsequenz unregelmäßiger Hörfähigkeit für. verschiedene Anteile des Schallspektrums ist die Störung in der Perzeption von komplexen Geräuschen, d.h. Schall, der aus einer Anzahl unterschiedlicher Frequenzen zusammengesetzt ist.

Eine bestimmte Quantität der Störung in komplexen Geräuschen kann tolerierbar sein, doch gestattet die laufende Information nicht die präzise Spezifizierung des maximalen Betrages für jeden Typ von Störung, der existieren kann, ohne erheblich mit det akkuraten Schallerkennung zu interferieren. Viele starke Geräusche beispielsweise erfordern keine große analytische Leistung im Gehörsystem, so daß selbst ein ziemlich stark beschädigtes System in der Interpretation solcher Geräusche funktionieren kann.

In der audiologischen Terminologie bezeichnet der Ausdruck Diskriminierung die Fähigkeit des Ohrs,einlaufende akustische Muster zu analysieren und richtig zu interpretieren. Die analytische Leistung kann in jeder der verschiedenen Stufen des Hörprozesses versagen: Gewöhnlich im Hörorgan oder den Neuronen erster Ordnung infolge Beschädigung dieser Simkturen'. Da das Ohr viele Grade der Diskriminierung durchzuführen gezwungen sein kann von extrem grob bis extrem frein, kann seine analytische Leistung gemessen werden durch die Verwendung von Tests, welche Geräuschdiskriminierung zunehmender Schwierigkeit verlangen,bis Versagen eintritt.

Unter den schwierigsten Diskriminierungen, die vom menschlichen Ohr verlangt werden, sind jene, die erforderlich sind, um Sprache akkurat zu interpretieren, insbesondere Sprache bei Vorhandensein von Hintergrundgeräuschen. Wegen der fundamentalen Bedeutung der gesprochenen Kommunikation ist es offensicht-

309836/0921

lieh, daß die chronische Unfähigkeit, Gesprochenes zu verstehen, grundsätzlich das soziale, ökonomische und kulturelle Wohlbefinden eines Patienten beeinflussen kann. Tests für Sprachdiskriminierung werden gewöhnlich deshalb dafür verwendet, um eine realistische Abschätzung abzuleiten bezüglich der funktioneilen Hörfähigkeit einer Person im Alltag.

Jede der Schalleinheiten eines gesprochenen Wortes ist ein komplexes Geräusch, zusammengesetzt aus verschiedenen Frequenzen in einem mehr oder weniger definierbaren Bereich. Wenn das Hörvermögen eines Ohres selektiv beschädigt worden ist in einem bestimmten Frequenzbereich, können Sprachgeräusche oder deren Komponenten, die in diesen Bereich fallen, nur mit herabgesdzter Intensität oder überhaupt nicht wahrgenommen v/erden. Beschädigungen in mehreren Frequenzbereichen erhöhen die Schwierigkeit und sind wahrscheinlich verantwortlich in hohem Plaße für die grundsätzliche Klage eines Patienten mit sensorisch-neuronischer Gehörschädigung, daß er eines Sprechers Stimme zwar hören kann aber nicht verstehen kann, was dieser zum Ausdruck bringen will. Der Mechanismus für die Störung des Verständnisses kann in den nicht-linearen Empfindlichkeiten liegen, die zu Intermodulationsprodukten und Harmonischen führen, welche Interferenzen verursachen mit den gewünschten spektralen Komponenten der Sprache.

Auf der Basis der vorstehenden Informationen würde es ganz vernünftig scheinen mit den sensorisch-neuronischen Gehörschädigungen dadurch fertig zu werden, daß eine selektiv spektrale Verstärkung erfolgt, d.h., daß eine Verstärkung vorgesehen wird nur in jenen Frequenzbereichen oder -bändern, in denen das Hörvermögen geschädigt ist, und nur entsprechend der Schwere dieser Schädigung. Deshalb beruht der tatsächliche Wert der spektral selektiven Verstärkung auf der Anwendung geeigneter Methoden für die Messung des Grades der Gehörschädigung in Funktion der ver-

309836/0921

schiedenen Frequenzbänder und auch in der Konstruktion eines tragbaren Gerätes, das tatsächlich in der Lage ist, eine Verstärkung hervorzurufen, die die gemessenen Beschädigungen kompensieren. Wegen der erheblichen Schwierigkeiten bezüglich beider Aspekte hat man das Prinzip der selektiven Verstärkung vernachlässigt und die Hörhilfenhersteller haben das Reinton (eine einzige Frequenz) Schwellenaudiogranun als Meßkriterium akzeptiert; man hat mithin Hörhilfen oder Hörgeräte erzeugt mit unangemessenen Eigenschaften für richtige akustische Ausgangssignale in jedem Bereich des Schallspektrums.

Die Schwellenaudiogrammkurve repräsentiert eines Patienten gemessene absolute Hörschwelle für eine Serie von reinen Frequenztönen, gewöhnlich im Bereich von 250 Hz bis 8000 Hz und abgetastet in Oktavenintervallen unter der Annahme, daß die Schwellen zwischen den Oktaventönen der allgemeinen Audiogrammkontur folgen würden. Man kann jedoch nachweisen, daß sehr stark markierte Abweichungen von dem Gesamtmuster in zwischenliegenden Frequenzen existieren können, d.h. Frequenzen zwischen reinen Tönen, die voneinander um eine Oktave entfernt sind.

Der Grund für die Verwendung der Schwellenmessungen läßt sich nicht mehr aufklären, doch ist es sehr interessant festzustellen, daß die analoge Prozedur für die Messung der Sehfähigkeitsschwellen niemals für monochromatisches Licht (eine einzige Farbe) durchgeführt worden ist, um die Gesichtsschädigung des Auges zu messen oder um Brillengläser vorzuschreiben. Tatsächlich legt eine sorgfältige Analyse der Messungen, die ursprünglich hilfreich sind bei der Auslegung bestimmter Hörhilfeneigenschaften nahe, daß die Reintonschwellenkurve praktisch unbrauchbar 1st und zwar aus verschiedenen Gründen:

A. Im Alltag -reagieren Individuen nur auf oberhalb der Schwelle liegende Geräusche, da diese die Geräusche primärer Signifikanz sind. Für praktische Zwecke werden Schwellengeräusche nicht wahrgenommen.

309836/0921 - 6 -

B. Die Kontur der Schwellenkurve eines individuellen Patienten muß getrennt betrachtete/erden von der Kontur seiner oberhalb der Schwelle liegenden Kurven gleicher Lautstärke oder Kurven für den Pegel angenehmen Lauschens.

C. Die Erkennung komplexer phonischer Einheiten oder deren Kombination in gesprochene Worte ist bei einem Patienten im wesentlichen ohne Beziehung zu seiner Hörfähigkeit für einzelne reine Töne.

Die Steuerung des akustischen Ausgangs bei gegenwärtig erhältlichen Hörhilfen oder Hörgeräten wird gewöhnlich erreicht durch Manipulieren des Frequenzganges, der sich bezieht auf den akustischen Ausgang eines Schallübertragungssystems bei jeder der Frequenzen innerhalb des Durchlaßbandes, wenn der Eingangspegel konstant gehalten wird für alle Frequenzen. Eine graphische Darstellung eines Systemfrequenzganges wird als Ansprechcharakteristik-Kurve oder -Kontur bezeichnet. Die Hersteller behaupten gewöhnlich, daß sie in der Lage seien, Hörhilfen zu bauen, die jeden gewünschten oder erforderlichen Frequenzgang aufweisen, doch scheint dies in der Praxis nicht verwirklichbar zu sein, weil definitive Beschänkungen bezüglich der Bandbreiten und der Frequenz gangkurven in den gegenwärtig erhältlichen Hörgeräten zu verzeichnen sind. In der Praxis verwenden die Hersteller Kombinationen von Komponenten, die eine begrenzte Auswahl von Frequenzgangmustern zur Folge haben, und suchen einfach eine aus, die den Kriterien am nächsten kommt und diese Kriterien sind, wie oben erwähnt wurde, gewöhnlich die Schwellenaudiogrammkurven.

Eine weitere Bemerkung scheint angezeigt als Einführung für die vorliegende Erfindung. Im allgemeinen beobachtet man, daß das Ohr mit sensorisch-neuronischer Hörschädigung außerordentlich empfindlich ist gegen Überlastung, d.h., daß das Ohr

3098 36/09 21 - 7 -

zwar relativ unempfindlich ist gegenüber Schall von niedriger oder mittlerer Intensität, jedoch überempfindlich ist gegen Geräusche höherer Intensität (d.h. man beobachtet eine nicht-lineare Empfindlichkeitscharakteristik). Diese Bedingung beschränkt den brauchbaren Arbeitsbereich des Ohrs, der als Dynamikbereich bezeichnet wird, d.h., die Dezibeldifferenz zwischen der niedrigsten Intensität,bei der ein Geräusch zuverlässig erfaßt wird (absolute Schwelle), und dem oberen Limit angenehmer Lautstärke für dieses Geräusch (Unerträglichkeitsschwelle).

Während der dynamische Bereich des normalen Ohres in der Größenordnung von 100 dB liegt, kann der Bereich bei einem sensorisch-neuronisch gestörten Ohr nur 10 oder 15 dB betragen, im allgemeinen über einen begrenzten Freguenzspektrumbereich. Demgemäß muß für ein beschädigtes Ohr, damit es mit einem gewissen Grad von Angemessenheit arbeiten kann, der Gesamtintensitätsbereich der äußeren akustischen Welt in bestimmter Weise begrenzt werden, um durch ein abnorm kleines Schallfenster zu passen,und eine solche Beschränkung darf nur minimale Intermodulationsprodukte , Harmonische usw. erzeugen, die zu Verzerrungen führen wurden. Ohne eine solche Beschränkung ist das Ohr ohne weiteres überlastet, was zu einer psychischen oder physischen Unbehaglichkeit führt und zu einer Verzerrung der einlaufenden akustischen Muster.

Die Konsequenzen der überlastung sind viele Jahre beobachtet worden und Ausgangskompressionsanordnungen sind in den gegenwärtigen Hörhilfen in weitem Gebrauch. Ohne Ausnahme arbeiten diese Anordnungen jedoch auf einem breiten Frequenzband, so daß, wenn irgendeine der Frequenzkomponenten eines Signals den vorgegebenen kritischen Pegel erreicht, das gesamte Durchlaßband des Hörgerätes komprimiert wird. Konsequenterweise werden diejenigen Komponenten, die nicht bei kritischer Intensität liegen, ohne Notwendigkeit gedämpft.

30983G/092 1

Die Berücksichtigung der relevanten Faktoren hat zur Entwicklung verschiedener neuer Konzepte geführt, die sich mit verbesserten Verfahren und Vorrichtungen für die Messung und Beschreibung von Hörfehlern befassen zum Zweck der Vorgabe einer kompensatorisch wirkenden Verstärkung, und diese Verbesserungen haben dazu geführt, daß die kompensatorische Verstärkung in praktikabler und sogar tragbarer Form ausgeführt werden kann.

Die Lösung, die gemäß der Erfindung vorgeschlagen wird, ist in den beigefügten Patentansprüchen zum Ausdruck gebracht; sie beruht vorallem auf der Verwendung elektronischer Schaltkreise, wie sie nachfolgend näher erläutert werden, und die Ausbildung gemgß der Erfindung für die infragestehende Einrichtung bringt die folgenden Vorteile mit sich:

(a) Unterteilung des hörbaren Frequenzspektrums in eine Serie von nebeneinanderliegenden Frequenzbändern durch die Verwendung von Filternetzwerken, wobei die Breite jedes Bandes in der Serie eine solche Größe hat, wie dies für zwekcmäßig im Einzelfall gehalten wird;

(b) spezifische und individuelle Intensitäts- oder Lautstärkesteuerung, die jedem der Filternetzwerke aus (a) zugeordnet wird;

(c) spezifisch und individuell einstellbare Ausgangskompression, die jedem der Filternetzwerke gemäß (a) zugeordnet ist;

(d) Aktivierung der Filternetzwerke individuell oder im Konzert (alle durchlässig);

(e) Einführung und Übertragung von aufgezeichnetem Material, beispielsweise von Tonbändern, oder elek-

309836/0921

tronisch erzeugten Signalen durch das System von Filternetzwerken;

(f) elektro-mechanische Transduktion von elektronisch verarbeiteten Signalen, wobei die Transduktion stattfindet in dem äußeren Gehörgang der Prüfperson;

(g) Vorverstärkung und Mischung der Eingangssignale unter breitbandiger Lautstärkesteuerung;

(h) Kontrolle der Spannung und/oder Aufzeichnung der Schwingfrequenzspektren über dem Ausgangswandler.

In Anwendung der vorstehend genannten Konzepte ergeben sich folgende Vorteile:

(a) Vereinfachung der Verwendung von engen Bandsignalen als Teststimulanzien,insoweit als sie den am meisten befriedigenden Kompromiß zwischen präziser physikalischer Beschreibbarkeit des reinen Tones und der komplexen Schallzusammensetzung von Sprachgeräuschen bilden;

(b) Erleichterung der Verwendung kontinuierlicher Konversationssprache als TestStimulanzien;

(c) Erleichterung der Messung des bequemen Lauschpegels oder anderer oberhalb der Schwelle liegender Empfindlichkeiten für verwschiedene Frequenzbandbreiten als Index für die Gehörschädigung.

Ferner wird anhand eines Ausführungsbeispiels beschrieben, wie eine Hörhilfe gemäß den Konzepten der vorliegenden Erfindung miniaturisiert hergestellt werden kann. Solche Miniaturisie-

- 10 309836/0921

rung kann mittels elektronischer Techniken verwirklicht werden und die Einrichtung soll die Verstärkungsmerkmale verwirklichen, welche durch die elektronischen Meßtechniken vorher bestimmt worden sind.

Die Erfindung und mit ihr in Verbindung stehenden Merkmale und Vorteile werden besser verständlich anhand der folgenden Erläuterungen unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen. Es zeigen:

Fig. 1 ein Blockdiagramm einer Testanordnung für die Prüfung der Sprachdiskriminierungsfähigkeit einer Person gemäß der vorliegenden Erfindung,

Fig. 2a und 2b sind Kurven, die die Sprachdiskriminierergebnisse illustrieren, zugeordnet verschiedenen Spektren und Prüfbedingungen, welche später erläutert werden,

Fig. 3 und 4 sind Kurven, welche die Ansprechcharacteristiken eines Grundhörgerätes illustrieren, nachdem solche Ansprechcharakteristiken eingestellt worden sind, um die beste Sprachdiskriminierungsfähigkeit für den Patienten unter Beobachtung zu erzielen,

Fig. 5 ist ein Blockdiagramm eines tragbaren Hörgerätes gemäß der vorliegenden Erfindung,

Fig. 6 ist ein mehr in die Einzelheiten gehendes Blockdiagramm eines Hörgerätes nach Fig. 5,

Fig. 7 ist eine Kurve zur Erläuterung des typischen Ansprechens eines einzelnen Filters des Hörgeräts nach Fig. 6, und

309836/0921 - 11 -

Fig. 8 bis 11 sind bestimmte Schaltkreisdiagramme des Hörgeräts nach Fig. 6.

Gemäß der vorliegenden 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 umgebenden Dämpfung verschlossen, um-so jede Hörperzeption durch dieses Ohr zu blockieren.

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 Frequenzansprechcharakteristik an der Steileres 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. 6OdB 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.

309836/0921

6. Wenn der Patient der Meinung ist, daß er keine weitere Verbesserung in Klarheit und Verständlichkeit der aufgezeichneten Sprache erreichen kann, unterrichtet er die Bedienungsperson und die Aufz-eichnung 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 Diskriminierergebnisse oder Ergebnissen, die unter identischen Zuhörbedingungen mit anderen 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, liefern 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

- 13 309836/0921

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 Maße, wie es erforderlich ist, um das Verfahren gemäß der Erfindung durchzvfiihren. Sprache von einem Playback-Tonbandgerät 10 wird einem Tonfrequenzmischnetzwerk 11 zugeführt. Ein grau oder weißes Rauschen-Generator 12 kann ebenfalls mit dem Mischnetzwerk 11 verbunden sein, um Sprache und Rauschen zu kombinieren. Das Sprach- und/oder Tonrauschen wird demgemäß einem Filternetzwerk 13 zugeführt mit einer Mehrzahl von Filternetzwerken F..

bis F . Jedes der Filternetzwerke F₁ bis F weist ein diskretes η in

Durchlaßband auf und die gesamte Kombination 13 überdeckt vorzugsweise einen Frequenzbereich von etwa 125 Hz bis mindestens 6300 Hz. Die Filter F. bis F unterteilen das hörbare Frequenzspektrum in nebeneinanderliegende Durchlaßbänder. Die Durchlaßbänder von jedem der Filter F, bis F 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.

- 14 -

309836/0921

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 um das Modell Craig Nr. 2704 Kassettenrekorder und Playback-Einheit handeln, der Mischer 11 kann ein Shure MG7 Mikrophonmischer sein, das Filternetzwerk 13 kann das unter der Bezeichnung 8O56A von Hewlett Packard hergestellte Filtergerät sein, beim Audioverstärker 14 kann es sich um einen Mclntosh MC25O5 handeln, der Empfänger 15 ist ein Tibbetts Modell 102-lOG Hörgerätempfänger, und das Effektivwertvoltmeter 17 ist das Modell 320 der Firma Ballentine.

Die Ansprechkurven für zwei Patienten sind in Fig. 2a uiid 2b dargestellt zusammen mit den Diskriminiertestergebnissen. Fig. 2a bezieht auf ein Ohr eines Patienten und Fig. 2b bezieht sich auf ein Ohr eines anderen Patienten; die Ordinaten sind logarithmisch geteilt und zeigen die Spannung über dem Empfänger 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 pro Oktave und 4 dB pro Oktave. Diese letzteren

309836/0921

- 15 -

beiden Kurven sind einfach eine Aufzeichnung der Frequenz über dem Schalldruckpegel, jedoch mit einem konstanten dB pro 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 Hörgeräts 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 Tonbandgerätlautsprecher wiederholt. Wenn man sich Fig. 2a unter diesen Gesichtspunkten betrachtet, erkennt man, daß die Sprachdiskriminierergebnisse nur 4% betrugen für die Ansprechkurve (a), d.h. bei dem angenehmen Hörpegel der von dem Patienten eingestellt worden ist. Andererseits erzielte man ein Sprachdiskriminierergebnis von 76% mit der Einstellung des Hörgeräts 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 Kurve (c). Man erkennt, daß bei anderen 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.

- 16 -

309836/0921

Es ist festzuhalten, daß die endgültige Empfindlichkeitseinstellung (Kurve c) für optimale Diskriminierung durchgeführt V7urde von einer Bedienungsperson unter Benutzung einer Spektrumverformungstechnik, die als Teil der vorliegenden Erfindung entwickelt worden ist und im Prinzip die Glättung der Empfindlichkeitsspitzen der Kurve (b) zum Gegenstand hat, wie oben bereits erwähnt wurde. Im Falle der Fig. 2a erhöhte sich die Fähigkeit des Patienten, gesprochene Worte des Sprachdiskriminiertests voneinander zu unterscheiden, auf 92% (Kurve c), was einer erhebliche Verbesserung bedeutet gegenüber 76% für Kurve (b) und eine noch bedeutendere Verbesserung gegenüber den Ergebnissen für die konstanten dB pro Oktavenänderung Kurven (d) und (e).

Verschiedene spezifische Beispiele und Ergebnisse in Verbindung mit den Testmethoden werden unten beschrieben. Der Patient X wurde mit 3 Hörgeräten getestet. In jedem Falle wurde das linke Ohr geprüft und das rec-hte Ohr verschlossen. Test Nr. 1 erfolgte während der Patient seine eigene im Handel erworbene Hörhilfe benutzte. Der Test umfaßte die Verwendung von Comm-Tech-Auditory-Test-N - 1-Sätzen 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 Nr. 1 wurde durchgeführt. Das Sprachdiskriminierergebnis betrug 61% nach Einstellung des tragbaren Hörgeräts gemäß Arbeitsgängen 5 und 6 des oben beschriebenen Tests. Test Nr. 3 wurde einige Tage später durchgeführt und erfolgte unter Verwendung des CID-Auditory-Test-W-22, Liste 4D. Das Sprachdiskriminierergebnis mit der eigenen Hörhilfe des Patienten betrug 68%. Test Nr. 4 verwendete CID-Auditory-Test-W-22, Liste 2F und die Verwendung eines Grundhörgeräts mit einem Schaltkreis nach Fig. 5 und 6. Das tragbare Hörgerät und das Grundhörgerät entsprechen einander elektrisch und verwenden prinzipiell die gleichen

30983G/0921

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 Grundhörgeräts,nachdem es von Patient X im Test eingestellt worden ist.

Test Nr. 5 umfaßte eine audblogische Prüfung des Patienten Y in einer Sprach- und Höruniversitätsklinik. Das phonetisch ausgeglichene Sprachdiskriminierergebnis betrug 70%. Der gleiche Patient wurde gemäß den vorliegenden Verfahren geprüft , nachdem er die Empfindlichkeit des Grundhörgeräts 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 Empfisiichkeit des Grundhörgeräts einstellte und danach die Empfindlichkeit getrimmt wurde durch einen Gehörspezialisten in der oben erläuterten Weise, wonach das Sprachdiskrlninierergebnis auf 96% verbessert wurde. Fig. 4a ist eine Oszillographsischirm-Aufzeichnung ähnlich der Kurve nach Fig. 3 zur Erläuterung der Empfindlichkeit des Grundhörgeräts ,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. Er wurde getestet gemäß den vorliegenden Verfahren, nachdem er die Empfindlichkeit des Grundhörgeräts justiert hatte. Das Grundhörgerät unterschied sich in diesem Falle von dem im Test Nr. 5 benutzten in den folgenden Punkten: Sechs aneinanderliegende Filternetzwerke unterteilten das gesamte Sprachspektrum in ungleiche Bandbreiten, während bei den vorhergehenden Tests die Filterbänder jeweils eine Oktave breit waren. Die ungleichen Bandbreiten wurden ausgewählt auf der Basis ihrer relativen Anteile bei der gesamten Sprachverständlichkeit. Solche Bandbreiten

309836/0921

- 18 -

— IR —

werden häufig als "Bänder gleicher Verständlichkeit" bezeichnet. Mit diesem Grundhörgerät, eingestellt von dem Patienten (siehe Fig. 4b) für optimale Sprachverä&ndlichkeit, erreichte er eine Sprachdiskriminierung von 96% bei CID-Auditory-Test W-22, Liste 3-D. Ein Kontrolltest unter identischen akustischen und verfahrensmäßigen Bedingungen mit einem konventionellen Hörgerät ergab eine Sprachdiskrimihierung von 34% bei CID-Auditory-Test W-22, Liste 3-F.

In Fig. 5 ist nun als Beispiel das Blockdiagramm eines tragbaren Hörgeräts dargestellt. Die Figur illustriert 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 demgemäl^eweils 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 bruchteilsmäßigen Kombination derselben. Ein Integrierschaltkreisverstärker 29 mit einem Durchlaßband entsprechend dem des Filternetzwerk 25 liefert die endgültige Signalverstärkung, bevor das Signal einem Wandlerempfänger 30 zugeführt wird. Eine automatische Sättigungseliminiersteuerung 31 bewirkt eine Signal-

309836/0921

- 19 -

kompression, 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 (binoral); leichte Neueinstellung, wenn die Anforderungen des Patienten mit der Zeit sich ändern; dies kann bewirkt werden durch Ersatz von Filterelementen mit unterschiedlichen Durchlaßbändern 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 weiteres anpaßbar an MSI (Integration in mittlerem Maßstab)- Integrierschaltkreistechniken. 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 weiteres erreicht v/erden. Attraktive und kompakte Verpackung kann vorgesehen v/erden.

Fig. 6 ist ein ins einzelne gehendes Blockdiagramm eines Hörgeräts, 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 v/erden, das, 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 v/orden und in einem Gehäuse zusammengefaßt worden, dessen Außenabmessungen 12,5 χ 7,5 χ 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 χ 25 χ 11,25 cm. Das Basishörgerät

309836/0921

- 20 -

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 54 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 einer Mittenfrequenz fO von einem KHz. Ein Summierschaltkreis 56 addiert alle Filterausgänge auf eine gemeinsame Leitung in linearer Summation. Das aufsummierte 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 nicht-linearen Bereich zu verhindern, ist ein automatischer Übersteuerungseliminierschaltkreis 62 (ASE) vorgesehen, der eine verstärkungsgesteuerte Rückkopplungsschleife zu den Eingangsschaltkreisen bildet. Das ASE-Rückkopplungssignal kann entweder abgetastet werden an der Signalleitung 64 zur Filterbank 54 oder am Wandleransteuerungspunkt 66 im Ausgang des Hörgeräts. Eine Lautstärkesteuerung 68 vor der Filterbank 54 erlaubt die Einstellung der Gesamthörgerätverstärkung auf irgendeinen gewünschten angenehmen Wert.

Tiefpaßfilterschaltkreise 70 und 72 werden verwendet f ür B+ und B- Rauschfilterung und Entkopplung an verschiedenen Punkten des beschriebenen Systems. Das Hörgerät iät 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

309836/0921

- 21 -

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 Entkopplungskondensetor, bevor der rauscharme Vorverstärker in dem Eingangsteil des Hörgeräts angesteuert werden kann.

Um den Rauschbeitrag am Eingangsende minimal zu halten, ist ein Verstärkerpaar in Doppel-Darlington-Schaltung (wie Motorola 2N5O89 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 angen&men Verstärkung des gesamten Hörgeräts dient.

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 irgendein gewünschten Wert innerhalb des Betriebsbereiches.

- 22 -

309836/0921

Eine Komplementärpaartreiberstufe 84 mit Komponenten wie Motorola 2N5O89 und 2N5O87 Transistoren liefert ein Gegentakttreibersignal auf die Signalleitung 64, von der aus die Filterbankschaltkreis 54 angesteuert werden. Die gleiche Leitung ist eine alternative Quelle für die Ansteuerung der ASE-automatische-Verstärkungssteiirungs-Rückkopplungsschleife 62, wie oben erwähnt.

Eine Filterbank ist beispielsweise in Fig. 9 dargestellt und umfaßt sechs parallele Filternetzwerke 1-6 aneinanderliegender Frequenzbänder, von denen jedes unabhängige Verstärkungssteuerung aufweist. Es muß jedoch festgehalten werden, daß unterschiedliche Anzahlen und Typen von Filternetzwerken je nach Wunsch verwendet werden. Aktive dreipolige Filter sind vorgesehen mit Operationsverstärkern, wie Solitron UC 4253C Triple-Operationsverstärker in integrierter Schaltungskonfiguration. 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 drei Operationsverstärker 90-92 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 Filterabschnitts. Ein Verstärkungspotentiometer 94 ist am Eingang jedes Filterabschnitts 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 Be-

- 23 309836/0921

reichen für selektive Schalleliminierzwecke. Die Operationsverstärker arbeiten zwischen einer ausgeglichenen positiven und negativen Batteriestromversorgung mit einen Ruheausgangspegel von Null Volt. 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 Hörgeräts ((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 66 des Wandlers. Wie in Fig. IO dargestellt, wird das Audiosignal in einem Spannungsverdopplerschaltkreis 96 erfaßt, gelangt durch ein Tiefpaßfilter 97 und steuert dann eine NPN-Transistoremitterbasistreiberstufe 98 an. Die letztgenannte Stufe 98 umfaßt eine Komponente wie Motorola 2N5O89-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 führt zu einem Abfall der Spannung, welche dem Mikrophonverstärker zugeführt wird, und verringert damit die Verstärkung des Signals am Eingangsende. Die Ansprechzeit des Schaltkreises ist in der Größenordnung einiger Millisekunden und kann eingestellt werden auf andere Werte, falls dies erwünscht ist. Ein großer Filterkondensator l.uF an dem Kollektor des Treibertransistors in Stufe 98 hält das Rauschen minimal, welches dem Mikrophonverstärker-B+-Spannungseingang überlagert ist, und lie-

- 24 -

309836/0921

fert außerdem eine Zeitkonstante, die erforderlich in der ASE-Schleife ist, um Schleifen-Regeschwingungen zu verhindern. Die Dioden, die in dem Doppier 96 verwendet werden, können vom Typ 1N914 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 entsprechendem Leistungsverbrauch.

Ein doppelter Operationsverstärker und eine Treiberstufe in komplementärer paarweiser Transistorgegentaktschaltung, ähnlich den entsprechenden Schaltkreisen vor der Filterbank 54, v/erden als Endverstärker 58 verwendet zur Ansteuerung des miniaturisierten magnetischen Wandlers 60. Dieser Endverstärkerschaltkreis ist in Fig. 11 dargestellt. Gleiche Schaltkreiskomponenten werden verwendet einschließlich des doppelten in integrierter Bauweise gefertigten Operationsverstärkerschaltkjeises 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 pro 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.

- 25 -

309836/0921

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 Gehörgangs getragen werden können, sind ebenfalls ansteuerbar durch dieselbe Treiberstufe.

(Patentansprüche)

- 26 -

309836/0921

Claims (12)

1. Patentansprüche

   \.J Einrichtung für die Messung menschlicher Gehördefekte und/oder für kompensatorische Verstärkung für gehörgeschädigte Personen, gekennzeichnet durch

   (a) Eingangsschaltkreise für den Empfang komplexer Tonsignale, die selektiv zu verstärken sind über eine Mehrzahl von Durchlaßbändern,

   (b) selektive Audioverstärker mit einer Mehrzahl von unabhängig voneinander einstellbaren aktiven Filtern mit nebeneinanderliegenden Durchlaßbändern zur Ermöglichung unabhängiger Einstellung der Verstärkung innerhalb jedes der Mehrzahl von nebeneinanderliegenden Audiodurchlaßbändern, wobei der Verstärker mit den Eingangsschaltkreisen gekoppelt ist und von diesen Signale empfängt und seinerseits Ausgangssignale erzeugt ,

   (c) Summiernetzwerke für die Kombination der Ausgangssignale von den Verstärkern,

   (d) Ausgangsschaltkreise gekoppelt mit den Summiernetzwerken, von denen sie Signale empfangen, und

   (e) einen Rückkopplungsschaltkreis, der elektrisch zwischen das Summiernetzwerk und den Eingangsschaltkreis gelegt ist für die Ausgangssignalkompression bei überschreiten eines vorgegebenen Pegels durch das Ausgangssignal.
2. 2. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jedes der aktiven Filter variable Amplitudensteuerungskomponenten umfaßt, die mit den aktiven Filtern zusammengeschaltet sind.

   - 27 -

   309836/0921
3. 3. Einrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingangsschaltkreise ein Mikrophon mit einem Mikrophonverstärker umfassen, der gekoppelt ist mit den Verstärkern.
4. 4. Einrichtung nach Anspruch 1, 2 oder 3, dadurch gekennzeichnet, daß jedes der aktiven Filter einen Hochpaß-, Tiefpaß- und Bandpaßfilteroperationsverstärker aufv/eist, welche Operationsverstärkerfilter aus integrierten Schaltkreisen aufgebaut sind.
5. 5. Einrichtungnach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, daß sie als tragbare Prothese ausgebildet ist mit einem Wandler für die Ausgangssignale.
6. 6. Einrichtung nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Eingangsschaltkreise mit dem Mikrophon einen Vorverstärker umfassen, dem eine Amplitudeneinstellvorrichtung zugeordnet ist.
7. 7. Einrichtung nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die Ausgangsschaltkreise einen Ausgangsverstärker umfassen.
8. 8. Einrichtung nach Anspruch 6 oder 7, gekennzeichnet durch eine mit den Eingangsschaltkreisen, den Verstärkern und den Ausgangsschaltkreisen gekoppelte Stromversorgungsanordnung mit einer Doppelspannungsquelle und Filter.
9. 9. Einrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß die einstellbaren aktiven Filter eine Mehrzahl parallel geschalteter Bandpaßfilter umfassen.
10. 10. Einrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die einstellbaren aktiven Filter eine Mehrzahl reihengeschalteter einstellbarer Sperrbandfilter umfassen.

    309836/0921 -28-
11. 11. Einrichtung nach einem der vorangehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, daß eine Mehrzahl von Kompressionsanordnungen vorgesehen ist, die jeweils mit dem Ausgang eines
    zugeordneten Filters verbunden ist für die Ausgangssignalkompression bei Überschreiten eines vorgegebenen Pegels durch das Ausgangssignal von dem betreffenden Filter und durch Ausbildung der Summiernetzwerke für die Kombination der Ausgangssignale nach der Beeinflussung durch die Kompressionsanordnungen.
12. 12. Einrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß als komplexes Tonsignal kon-tinuierliche Sprachaufzeichnungen verwendet werden.

    3098 3 (J/0921

    Leerseite