DE2309028A1 - Verfahren zur messung menschlicher gehoerschaeden - Google Patents
Verfahren zur messung menschlicher gehoerschaedenInfo
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Description
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Messung menschlicher Gehörschäden. Die Erfindung bezieht sich insbesondere
auf das Gebiet der Schallverstärkung und deren Anwendung, um die Gehörschäden zu bessern, die von Beschädigungen
der sensorisch-neuronischen Strukturen des menschlichen Ohres herrühren. Die Erfindung bezieht sich insbesondere
auf ein Verfahren für die Erfassung der Schäden in der Fähigkeit,einer Person gesprochene Sprache aufzunehmen
und zu verstehen, und auf ein Verfahren, um solche Gehörschaden
zu korrigieren.
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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 Gesamtbevöl- · kerung 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 Schallinformationen 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 gerir<j. 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
lOOO Hz zu hören, wird oft mehr gestört als das Hörvermögen für
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Geräusche unterhalb 1000 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 der 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 Strukturen". 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-
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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 funktionellen
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 herabgesetzter
Intensität oder überhaupt nicht wahrgenommen werden. Beschädigungen in mehreren Frequenzbereichen erhöhen die Schwierigkeit
und sind wahrscheinlich verantwortlich in hohem Maße 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-
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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) Schwellenaudiogramm 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
ist 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.
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B. Die Kontur der Schwellenkurve eines individuellen Patienten muß getrennt betrachtet/werden 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 v/ird 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 Frequenzgangkurven 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 Schwellenauaiogrammkurven.
Eine weitere Bemerkung scheint angezeigt als Einführung für die vorliegende Erfindung. Im allgemeinen beobachtet
man, daß das Ohr mit sensorisch-neuronischer Hörschädigung außerordeitLich
empfindlich ist gegen Überlastung, d.h., daß das Ohr
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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 IO oder 15 dB betragen,
im allgemeinen über einen begrenzten Frequenzspektrumbereich. Demgemäß muß für ein beschädigtes Ohr, damit es mit einem gewissen
Grad von Angemessenheit arbeiten kann, der Gesamtintensitätsbereich
der äußeren akustischen Welt in bestimmter VJeise 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 würden. 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.
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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
gem^ß 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-
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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 TeststLmulanzien;
(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-
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rung kann mittels elektronischer Techniken verwirklicht werden und die Einrichtung soll die Verstärkungsmerkmale verwirklichen,
welche durch die elektronischen Meßtechniken vorher bestimmt wor-*
den 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 Sprachdiskrimin'ierergebnisse 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
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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.
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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 v/erden
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 v/erden 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 v/erden 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
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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 durchzuSihren. 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 F1
bis F . Jedes der Filternetzwerke F, bis F weist ein diskretes η in
Durchlaßband auf und die gesamte Kombination 13 überdeckt vorzugsweise
einen Frequenzbereich von etv/a 125 Hz bis mindestens 6 300 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
J In
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.
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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 8O57A hergestellter
Prazisionsrauschgenerator 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 und 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
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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 v/urden. 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 v/orden 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 v/urden 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.
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Es ist festzuhalten, daß die endgültige Empfindlichkeitseinstellung
(Kurve c) für optimale Diskriminierung durchgeführt wurde 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 eire 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 bcaschrieben. 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 v/eiblichen 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 4ΰ. 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 Grundhörgerat entsprechen
einander elektrisch und verwenden prinzipiell die gleichen
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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 Frequenzempfihdlichkeit 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 Empficllichkeit des Grundhörgeräts einstellte
und danach die Empfindlichkeit getrimmt wurde durch einen Gehörspezialisten in der oben erläuterten Weise, wonach
das Sprachdiskiininierergebnis auf 96% verbessert wurde. Fig. 4a ist eine Oszillographaischirm-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 Te1StS
die Filterbänder jeweils eine Oktave breit waren. Die ungleichen Bandbreiten wurden ausgewählt auf der Basis ihrer reletiven Anteile
bei der gesamten Sprachverständlichkeit. Solche Bandbreiten
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werden häufig als "Bänder gleicher Verständlichkeit" bezeichnet. Mit diesem Grundhörgerät, eingestellt von dem Patienten (siehe
Fig. 4b) für optimale Sprachveräföndlichkeit, 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 Sprachdiskriminierung von 84% 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 demgemääeweils 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 Wandlerempfanger 30 zugeführt wird. Eine automatische
Sättigungselim'iniersfcueruna 3-f bewirkt eine Signal-
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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 v/erden,
um engbandige Resonanzprobleme, welche bei manchen Patienten beobachtet v/erden, 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 Viasserdichte Einbettung der elektronischen Schaltkreise können ohne weiteres erreicht werden. Attraktive und kompakte
Verpackung kann vorgesehen werden.
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 werden,
das, wie oben erv/ähnt, vorzugsweise ein größeres Prüfgerät ist mit größeren und leichter einstellbaren Knöpfen für die Variation
der Empfindlichkeitscharakteristiken beim Test. Das tragbare Gerät kann so klein sein als praktisch möglich. Ein Prototyp Hörgerät
mit Drehknopfeinstellung für die Filterschaltkreise ist aufgebaut worden und in einem Gehäuse zusammengefaßt worden,
dessen Außenabmessungen 12,5 χ 7,5 χ 0,3 cm betrugen, doch können
offensichtlich auch kleinere Abmessungen hergestellt v/erden. Ein
als Beispiel verwendetes Grundhörgerät ist aufgebaut worden mit Außenabmessungen von 37,5 χ 25 χ 11,25 cm. Das Basishörgerät
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nach Fig. 6 umfaßt eine integrierte .Mikrophon/rauscharme Feldeffekttransistorverstärkerstufe
50, der ein rauscharmer Verstärkerabschnitt 52 folgt, v/elcher 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
an 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 entv/eder abgetastet
werden an der Signalleitung 64 zur Filterbank 54 oder am Wandler· ansteuerungspunkt 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 ü ausgelegt
für den Betrieb mit Hörgerätebatterien, welche eine abgeglichene Plus- und Minusspannung bezüglich der gemeinsamen Leitung 6 4
liefern.
Ein keramisches Miniaturmikrophon mit eingebautem
rauscharmen Feldeffekttransistorverstärker kann verwendet werden
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als Eingangsv/andlerstufe 50. Einheiten ähnlich dem Typ BL-1671
von der Firma Knowles können verwendet v/erden. 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 Entkopplungskondensator, 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 angenhmen 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.
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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-Ver-· stärkungssteurungs-Rückkopplungsschleife 62, wie oben erwähnt.
Eine Filterbank ist beispielsweise in Fig. 9 dargestellt und umfaßt sechs parallele Filternetzwerke 1-6 anein-
and^rliegender Frequenzbänder, von denen jedes unabhängige Verstärkungssteuerung
aufweist. Es muß jedoch festgehalten v/erden, daß unterschiedliche Anzahlen und Typen von Filternetzwerken je
nach Wunsch verwendet v/erden. 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-
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reichen für selektive Schalleliminierzwecke. Die Operationsverstärker
arbeiten zwischen einer ausgeglichenen positiven und negativen Batteriestromversorgung mit einan Ruheausgangspegel
von Null Volt. Dies erlaubt maximalen Spannungsswing der Ausgangswellenform
vor dem Erreichen der Sättigung v/ie 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 tdes 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. 10 dargestellt, wird das Audiosignal in einem Spannungsverdopplerschaltkreis 96 erfaßt, gelangt durch
ein Tiefpaßfilter 9^ und steuert dann eine NPN-Transistoremitterbasistreiberstufe
98 an. Die letztgenannte Stufe 98 umfaßt eine Komponente wie Motorola 2N5089-Transistor in einer Schaltung
mit niedrigem Strom. Der Ausgang dieser Stufe liefert B+ für den Feldeffekttransistorverstärker in der Ilikrophonstufe.
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
v/erden 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 r-"ikrophonverstärker-B+-Spannungseingang überlagert ist, und lie-
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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, werden als Endverstärker 58 verwendet zur Ansteuerung des miniaturisierten
magnetischen Wandlers 60. Dieser Endverstärkerschaltkreis ist in Fig. 11 dargestellt. Gleiche Schaltkreiskomponenten
v/erden verwendet einschließlich des doppelten in integrierter Bauweise gefertigten OperationsverstärkerschaltkieLses 102 (entsp
>. icht Vers '.ärker 82 in Fig. 8) und. einem NPN/PNP-KomplementärtrBibertrans
.storschaltkreis 103 (entsprechend Treiberstufe 84). Dj2 Verstärkungen der Operationsverstärker werden mittels Rückkopplungswicsrstandsnetzwerken
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.
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Schließlich verwendet das System nach Fig. 6 vorzugsv/eise
einen miniaturisierten magnetischen Wandler. Verschiedene miniaturisierte magnetische Wandler können mit dem Treiberschaltkreis
des Hörgerätes zusairanengeschaltet v/erden, 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
v/erden können, sind ebenfalls ansteuerbar durch dieselbe Treiberstufe.
(Patentansprüche)
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Claims (12)
- - 26 -Patentansprüchel./ Verfahren zur Messung menschlicher Gehörschäden, gekennzeichnet durch die Verwendung selektiver gefilterter Audiospektralverstärkung in einer Mehrzahl von nebeneinanderliegenden Durchlaßbändern eines Audiogerähss, durch Einsetzen eines Audioempfängers des Geräts in den äußeren Gehörgang eines Patienten, durch Einspeisen von kontinuierlicher Sprache als Audiosignale in den Audioempfänger, und durch Einstellung der Verstärkung in den Durchlaßbändern während der Einspeisung der Audiosignale zwecks Verbesserung der Klarheit und Verständlichkeit des Inhalts dieser Audiosignale.
- 2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Patient selbst die Verstärkung innerhalb jedes Durchlaßbandes einjustiert.
- 3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Spektrum in gleiche nebeneinanderliegende relative Bandbreiten aufgeteilt wird.
- 4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Audiospektrum in nebeneinanderliegende Durchlaßbänder aufgeteilt wird, von denen mindestens einige ungleiche Bandbreite relativ zu den anderen haben.
- 5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Patient die Verstärkung innerhalb der Durchlaßbänder einjustiert und die Verstärkung innerhalb jedes Durchlaßbandes weiter nachjustiert wird, um die Sprachdiskriminierung durch den Patienten zu optimieren.- 27 -309836/0476
- 6. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß dem Audiogerät normierte Testsignale zugeführt werdenund die Sprachdiskriminierfähigkeit des Patienten gemessen wird.
- 7. Verfahren nach Anspruch 6, dadurch gekennzeichnet, daß die normierten Testsignale Aufzeichnungen standardisierter Testsätze umfassen.
- 8. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Audiosignale Sprachaufzeichnungen mit Hintergrundgeräuschen umfassen.
- 9. Verfahren nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß die normierten Testsignale die normierten Sätze und Hintergrundkonversation umfassen.
- 10. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Patient die Verstärkung innerhalb der Durchlaßbänder einjustiert und daß die Verstärkung innerhalb der Durchlaßbänder weiter nachjustiert wird zum Glätten großer Schwankungen der Ansprechcharakteristik des Patienten.
- 11. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die selektive Audiofilterspektrumverstärkung die Verwendung einer Mehrzahl von parallel geschalteten einstellbaren
Bandpaßfiltern umfaßt. - 12. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die selektive Audiofilterspektrumverstärkung die Verwendung einer Mehrzahl von in Serie geschalteten einstellbaren
Bandrejektionsfiltern umfaßt.309836/0476
Applications Claiming Priority (2)
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US22939872 | 1972-02-25 |
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DE2309028B2 DE2309028B2 (de) | 1976-08-19 |
DE2309028C3 DE2309028C3 (de) | 1977-03-31 |
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Legal Events
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C3 | Grant after two publication steps (3rd publication) | ||
E77 | Valid patent as to the heymanns-index 1977 | ||
EGA | New person/name/address of the applicant | ||
8339 | Ceased/non-payment of the annual fee |