DE2309028C3 - Verfahren zur Messung von Gehörschäden - Google Patents

Description

35

Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Messung von Gehörschäden an einem Patienten unter Verwendung eines Verstärkers mit einer Mehrzahl einander frequenzmäßig benachbarter Bandfilter.

Aus der US-PS 35 31595 ist ein Verfahren zum Trainieren der Hörfähigkeit gehörgeschädigter Patienten bekannt, bei dem man ebenfalls einen Verstärker mit einer Mehrzahl solcher Bandfilter verwendet. Dabei wird für jedes von neun benachbarten Frequenzbändern die Hörschwelle (»Ansprechschwelle«) des Patienten getestet und die Filter werden dementsprechend eingestellt.

Es hat sich jedoch gezeigt, daß das Verschreiben einer Hörhilfe mit einer Anzahl von benachbarten Durchlaßbandfiltern entsprechend dem Ergebnis eines solchen Gehörtests mit einer oder mehreren Frequenzen innerhalb des jeweiligen Durchlaßbandes für jedes Filter keine befriedigenden Ergebnisse erbrachte. Es bestand daher die Aufgabe, ein Verfahren für die Messung von Gehörschäden an einem Patienten unter Verwendung eines Verstärkers mit einer Mehrzahl einander frequenzmäßig benachbarter Bandfilter zu schaffen, bei dem durch die Meßergebnisse eine optimale Anpassung einer entsprechend ausgestatteten Hörhilfe bezüglich der Sprachdiskriminierung des betreffenden Patienten ermöglicht wird. Zur Lösung dieser Aufgabe wird gemäß der Erfindung vorgeschlagen, daß ein Wandler in den äußeren Gehörgang des Patienten eingesetzt wird, daß dem Wandler mittels des Verstärkers verstärkte Sprachsignale in Form eines ununterbrochenen Gesprächs zugeführt werden und daß die Verstärkung im Durchlaßband der Bandfilter so lange variiert wird. bis.dem Patienten die Klarheit und. Verständlichkeit des Gesprächs optimal erscheint, wonach die Verstärkung im Durchäaßband der einzelnen Bandfilter festgehalten wird, um danach den Frequenzgang einer Hörhilfe für den betreffenden Patienten einzustellen.

Bei dem erfindungsgemäßen Verfahren werden demgemäß kontinuierliche Gesprächssignale verwendet und nicht eine Abfolge von geprüften Frequenzen. Darüber hinaus ist bei dem Verfahren keine Serie von Gehörtestschwellen vorgesehen. Es hat sich überraschenderweise erwiesen, daß dieses Verfahren zu einem besseren Ergebnis führt als die bekannte Methode bei der Verschreibung, innerhalb jedes Durchlaßbandes eine Prüfung mit einer oder mehreren Frequenzen durchzuführen.

Die Verwendung von Sprachsignalen ist dabei von großer Bedeutung, weil gerade das Unvermögen. Sprache zu verstehen (zu »diskriminieren«), obwohl Geräusche und Töne gehört werden, den Patienten am schwersten beeinträchtigt.

Das Verfahren liefert noch bessere Ergebnisse, wenn den Sprachsignalen Hintergrundgeräusch, etwa fortlaufende Konversation, überlagert wird. Die Einstellung der einzelnen Filter kann vom Patienten selbst vorgenommen werden. Zeigen sich große Schwankungen der Ansprechschwellen von Frequenzband zu Frequenzband, ist es zweckmäßig, die Frequenzgangcharakteristik beim Nachjustieren der Filter zu glätten.

Es versteht sich, daß das beschriebene erfindungsgemäße Meßverfahren nur dann sinnvoll ist, wenn man auch eine Hörhilfe bauen kann, die die bei der Messung als optimal festgestellten Werte für die Verstärkung reproduziert. Bei der nachfolgenden Beschreibung von Ausführungsbeispielen wird daher auch auf ein derartiges Hörgerät eingegangen.

Im folgenden wird auf die Zeichnungen Bezug genommen.

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm einer Testanordnung für die Prüfung der Sprachdiskriminierfähigkeit eines Patienter mit dem Verfahren gemäß der vorliegenden Erfindung,

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

F i g. 3 und 4 sind Kurven, welche die AnsprechcharaktPHb'.iken eines Grundhörgerätes illustrieren, nachdem solchen Ansprechcharakteristiken eingestellt worden sind, um die beste Sprachdiskriminierung für den Patienten zu erzielen,

F i g. 5 isi ein Blockdiagramm eines tragbaren Hörgerätes; dieselbe Schaltung ist auch für die Testanordnung bestimmt und geeignet,

Fig.6 ist ein mehr in Einzelheiten gehendes Blockdiagramm eines Hörgerätes nach F i g. 5.

F i g. 7 ist eine Kurve zur Erläuterung des typischen Ansprechens eines einzelnen Filters des Hörgerätes nach F i g. 6, und

Fig.8 bis 11 sind Schallkreisdiagramme des Hörgerätes nach F i g. 6.

Das Verfahren gemäß der Erfindung umfaßt im einzelnen die folgenden Schritte:

1. Der Hörgerätempianiger 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 Stelle des Kopfes des Patienten zu erzeugen. Die verwendeten Prüfsignale, um eine solche Abgleichung durchzuführen, sind enge Rauschbänder.

4. Auf Band aufgezeichnete kontinuierliche Sprache wird über den Lautsprecher übertragen mit einem Pegel entsprechend etwa dem normaler Unterhaitung,d.h.60dB.

5. Der Patient wird instruiert, sorgfältig der auf dem Band aufgezeichneten Sprache zuzuhören und die verschiedenen Filter und die Hauptlautstarkesteuerung so einzustellen, daß er maximale Klarheit und Verständlichkeit des Textes erzielt.

6. Wenn der Patient der Meinung ist, daß er keine weitere Verbesserung in Klarheit und Verständlichkeit der aufgezeichneten Sprache erreichen kann, unterrichtet er die Bedienungsperson und die Aufzeichnung wird abgeschaltet.

7. Auf Tonband aufgezeichnete genormte Prüftexte für die Sprachdiskriminierfähigkeit werden dann mit dem gleichen Pegel wie die fortlaufende Sprache übertragen. Die Sprachdiskriminierergebnisse werden für jeden durchgeführten Test aufgezeichnet.

8. Das Ergebnis kann kontrolliert werden durch Vergleich mit ohne Hörgerät erzielten Diskriminierergebnisse oder Ergebnissen, die unter idcntisehen Zubehörbedingungen mit anderen Hörgeräten erzielt wurden. Darüber hinaus kann der Spannungspege! über dem Hörgeräteempfänger 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 des Patienun wieder herzustellen, und diese Ansprechkurve kann dann benutzt werden, um die erforderlichen Korrekturen zu beschreiben. Falls erforderlich, kann die Ansprechkurvc, welche von dem Patienten ursprünglich eingestellt wurde, überprüft werden durch den Patienten 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 Zustagen können beispielsweise darauf basieren, ob die Versuchsperson Konsonanten oder Vokale überhört usw. Darüber hinaus kann die Bedienungsperson die Ansprechkurve abgleichen, um große Schwankungen 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, soll eine für die Durchführung des Verfahrens bestimmte Prüfeinrichtung an Hand Fig. 1 diskutiert werden. Sprache von einem Playback-Tonbandgerät 10 wird einem Tonfrequen/-mischnetzwerk 11 zugeführt. Ein Rausch-Generator 12 kann ebenfalls mit dem Mischnetzwerk U verbunden sein, um Sprache und Rauschen zu kombinieren. Das Sprach- und/oder Tonrauschen wird demgemäß einem Filternetzwerk 13 zugeführt mit einer Mehrzahl von Filternetzwerken Fi bis F]₁. Jedes der Filternetzwerke F· bis F_n weist ein diskretes Durchlaßband auf, und die gesamte Kombination 13 überdeckt vorzugsweise einen Frequenzbereich von etwa 125Hz bis mindestens 6300 Hz. Die Filter F\ bis F_n unterteilen das hörbare Frequenzspektrum in nebeneinanderliegende Durchlaßbänder. Die Durchlaßbänder von jedem der Filter Fi bis F_n können so breit oder so eng sein, wie es erwünscht ist, um angemessene Audiorausch- und/oder Spracherkennungscharakteristiken zu erzielen, und brauchen nicht in aktavenweiser Beziehung zueinander zu stehen, wie dies bei Filternetzwerken häufig der Fall ist. Das Filternetzwerk 13 kann auch verwirklicht werden durch eine Kombination einstellbarer Bandfilter, die in Serie angeordnet sind, anstatt mittels paralleler Filter.

Darüber hinaus ist die Signalamplitudenändcrung einstellbar. Der Ausgang des Filiernetzwerks 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.

Die Ansprechkurven für zwei Patienten sind in Fig. 2a und 2b dargestellt zusammen mit den Diskriminiertestergebnissen. F i g 2a bezieht sich auf ein Ohr eines Patienten und F i g. 2b bezieht sich auf ein Ohr eines anderen Patienten; die Ordinaten sind logarithmisch geteilt und zeigen die Spannung über dem Empfänger 15 in Millivolt. Die Abszisse ist entsprechend der Frequenzen 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 durchlaufener 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 beiden Kurven sind einfach eine Aufzeichnung der Frequenz über dem Schalldruckpegel, jedoch mit einem konstanten dB pro Oktavenänderung, verglichen mit der zufälligen Empfindlichkeit, aufgezeichnet entsprechend der eigenen Empfindlichkeitseinstellung des Patienten, modifiziert in einigen Fällen durch die Bedienungsperson, wie oben bezüglich Kurve fc) angedeutet.

Die Prozentangaben an der oberen rechten Kante der Kurven nach F i g. 2a unci 2b deuten die Sprachdiskriminierergebnisse an, die von den beiden Patienten erzielt wurden. Dies bezieht sich auf eine Messung, bei der der Patient mit einem Hörgerät versehen wird, dessen Empfindlichkeitskurve eingestellt worden ist entsprechend den jeweiligen Kurven nach F i g. 2a und 2b, wobei der Patient Sprache zuhört, die dem Eingang des Hörgeräts zugeführt wird. Der Prüftext 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 F i g. 2a unter diesen Gesichtspunkten betrachtet, erkennt man, daß

die Sprachdiskriminierergebnisse nur 4% betrugen für die Ansprechkurve (u). d. h. bei dem angenehmen Hörpegel, der von dem Patienien eingestellt worden ist. Andererseits erzielte man ein Sprachdiskriminierergebnis von 76% mit der Einstellung des Hörgeräts auf die Empfindlichkeitskiirve (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 Γ-'ig. 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 erheblich abweicht.

Es ist festzuhalten, daß die endgültige Empfindlichkeitscinstcllung (Kurve c) für optimale Diskriminierung durchgeführt wurde von einer Bedienungsperson unter Benutzung einer Spektrumverformungstechnik, die im Weiterbildung der 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 eine erhebliche Verbesserung bedeutet gegenüber 76% für Kurve (b) und eine noch bedeutendere Verbesserung gegenüber den Ergebnissen für die konstanten dB Oktavenänderung Kurven (d) und (c).

Verschiedene Beispiele und Ergebnisse in Verbindung mii dem Verfahren werden unten beschrieben. Der Patient X wurde mit drei Hörgeräten getestet. In jedem Falle wurden das linke Ohr geprüft und das rechte 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 Verfahrens. Test Nr. 3 wurde einige Tage später durchgeführt und erfolgte unter Verwendung des C1D-Auditory-Test-W-2Z Liste 4 D. Das Sprachdiskriminierergebnis mit der eigenen Hörhilfe des Patienten betrug 68%. Test Nr. 4 verwendete CID-Auditory-Test-W-22, Liste 2 F und die Verwendung eines Grundhörgeräts mit einem Schaltkreis nach F i g. 5 und 6. Das tragbare Hörgerät und das Grundhörgerät entsprechen einander elektrisch und verwenden prinzipiell die gleichen Komponenten, doch ist das Grundhörgerät physisch größer und hat leichter einstellbare Knöpfe für die Filterjustage. Das Sprachdiskriminierergebnis in diesem Fall betrug 88%. F i g. 3 illustriert die Frequenzempfindlichkeit des Grundhörgeräts, nachdem es von Patient X irr. Test eingestellt worden ist

Test Nr. 5 umfaßte eine audiologische Prüfung des Patienten Y in einer Sprach- und Höruniversitätsklinik. Das phonetisch ausgeglichene Sprachdiskriminierersebnis betrug 70%. Der gleiche Patient wurde gemäß den vorliegenden Verfahren geprüft, nachdem er die Empfindlichkeit des Grundhörgeräts eingestellt halte. Der Patient wurde getestet mit dem CID-Auditory-Test-W-22, Liste 4 D 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 2 F, wobei der Patient die Empfindlichkeit des Grundhörgeräts einstellte und danach die Empfindlichkeit in der oben erläuterten

ίο Weise nachjusticrt wurde, wonach das Sprachdiskriminierergebnis auf 96% verbessert wurde. F i g. 4a ist eine Oszillographenschirm-Aufzeichnung ähnlich der Kurve nach F i g.'3 zur Erläuterung der Empfindlichkeit des Grundhörgeräts, nachdem es eingestellt und durch die Bedienungsperson nachjustiert wurde.

Der Test Nr. 6 bezog sich auf Patient Z, dessen ohne Hörhilfe erzielte phonetisch ausgeglichene Sprachdiskriminierung 66% betrug. Er wurde getestet, 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 aneinandcrliegendc Filternetzwerke unterteilten das gesamte Sprachspeklrum 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 werden häufig als »Bänder gleicher Verständlichkeit« bezeichnet. Mit diesem Grundhörgerät, eingestellt von dem Patienten (siehe Fig. 4b) für optimale Sprachverständlichkeit, 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 F i g. 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 demgemäß jeweils einen Teil des Gesamtdurchlaßbandes von Ftlternetzwerk 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 Kombinationen derselben. Ein als integrierter Schaltkreis ausgelegter Verstärker 29 mit einem Durchlaßband entsprechend dem des Filternetzwerks 25 liefert die endgültige Signalverstär-

kung. bevor das Signal einem Wundlerempfänger 30 zugeführt wird. Eine automatische Säitigungseliminierstcuerung 31 bewirkt eine Signalkomprcssion. wenn das Signal einen vorgegebenen Pegel übersteigt. Der insoweit beschriebene Hörgeräteaufbau bietet die folgenden Vorteile: Unabhängige Steuerung der Durchlaßbandamplitude für jeden der mehreren Abschnitte des Spektrums-, getrennte Neueinstcllung. wenn die Anforderungen des Patienten mit der Zeil sich ändern; dies kann bewirkt werden durch Ersatz von Fihcrelementen mit unterschiedlichen Durchlaßbündern und eingestellt für verschiedene Amplituden. In bestimmten Fällen kann nach dem Summiernetzwerk ein engbandiges Rejektionsfilter hinzugefügt werden, um engbandigc Resonanzproblcme. welche bei manchen Patienten beobachtet werden, zu lösen.

Fig.6 ist ein ins einzelne gehendes Blockdiagramm eines Hörgeräts, das generell in F i g. 5 dargestellt wurde, und das in miniaturisierter tragbarer Form hergestellt ist. Die Schaltung nach Fig. b kann aber auch in dem Grundhörgerät verwendet werden, das. wie oben erwähnt, vorzugsweise ein größeres Prüfgerät ist mit größeren und leichter einstellbaren Knöpfen für die Variation der Empfindlichkeitscharakteristiken beim Test. Das Hörgerät nach Fig. b umfaßt eine integrierte Mikrophon/rauscharme Feldeffckttransistorverstärkerstufe 50. der ein rauscharmer Versiärkerabschnitt 52 folgt, welche 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. F i g. 7 ist eine Os/illograplienaufzeichnung der Ansprechkurve eines typischen einzelnen Filters bei einer Mittenfrequen/ iO von einem KHz. Ein Summierschaltkreis 56 addiert alle Filtcrausgänge auf eine gemeinsame Leitung in linearer Summation. Das aufsummierte Signal wird dann einem linearen Verstärker und Treiberschallkreis 58 zugeführt, der seinerseits einen Miniaturwundler 60 vom magnetischen Typ in dem Hörgerät beaufschlagt.

Um Übersteuerung des Wandlers in den nichtlinearen Bereich zu verhindern, ist ein automatischer Übcrsteuerungseleminierschaltkreis 62 (ASE) vorgesehen, der eine verstärkungsgesteuerte Rückkopplungsschlcife 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 Gesamthorgerätverstärkung auf irgendeinen gewünschten angenehmen Wert.

Tiefpaßfilterschaltkreise 70 und 72 werden verwendet für B+ und B- Rauschfilterung und Entkopplung an verschiedenen Punkten des beschriebenen Systems. Das Hörgerät ist ausgelegt für den Betrieb mit Hörgerätbatterien, welche eine abgeglichene Plus- und Minusspannung bezüglich der gemeinsamen Leitung 64 liefern.

Ein keramisches Miniaturmikrophon mit eingebautem rauseharmen Feldeffekttransistorverstärker kann verwendet werden als Eingangswandlerstufe 50.

Um den Rauschbeitrag am Eingangsende minimal zu halten, ist ein Verstärkerpaar in Doppel-Darlington-Schaltung vorgesehen, welche Verstärker bei niedngen Strompegeln und mit einem großen Eingangs«rombegrenzungswiderstand arbeiten; dieser Verstärker ist dem Mikrophonschaltkreis nachgeschaltet, wie in F i g. 8 genauer angedeutet, wo der rauscharme zweistufige Vorverstärker 80 dargestellt ist. Der doppelte rauscharme Verstärker ist verbunden mit dem LautstärkeMcuerungspotcntiometer 68. welches der Einstellung einer angenehmen Verstärkung des gesamten Hörgeräts dient.

Eine weitere eingangsseitige Verstärkung ist vorgesehen durch zwei Operationsverstärker 82, welche dem rauseharmen Vorverstärker 80 und der Lautstärkesteuerung 68 folgen. Rückkopplungswiderständc um jeden Operationsverstärker gestatten die Einstellung der Verstärkung auf irgendeinen gewünschten Wert innerhalb des Betriebsbereiches. Eine Komplementärpaarireiberstufc 84 liefert ein Gcgcntakttreibcrsignal auf die Signalleitung 64, von der aus die Filierbankschaltkreise 54 angesteuert werden, "^ie gleiche Leitung ist eine alternative Quelle für die Ansteuerung der ASE-automatische-Vcrstärkungsstcuerungs- Rückkopplungsschleife 62, wie oben erwähnt.

Eine Filterbank ist beispielsweise in F i g. 9 dargestellt und umfaßt sechs parallele Filternetzwerke 1 bis 6 aneinanderliegcnder Frequenzbänder, von denen jedes unabhängige Verstärkungssteuerung aufweist. Es muß jedoch festgehalten werden, daß unterschiedliche Anzahlen und Typen von Filtcrnctzwerkcn je nach Wunsch verwendet werden. Aktive dreipolige Filter sind \orgcsehen mit Operationsverstärkern, leder 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 F i g. 9 dargestellt, umfaßt jedes Filterband drei Operationsverstärker 90 bis 92 in Aktivfilterschaluingskonfiguration. Der erste Filterabschnitt 90 ist ein Tiefpaßfilter, gefolgt von einem Hoehpaßfilter 91 und dann einem Bandpaßfilter 92. Die Auswahl der richtigen Widerstände und Kondensatoren bestimmt die Mittenfrequenz, den Bandpaß, die Brummübcrlagerung und die Verstärkung jedes dreipoligen Filtcrabschnitis. Ein Verstärkungspotentiometer 94 ist am Eingang jedes Fiherabschniits eingebaut, um unabhängige Verstärkungssteuerung für das jeweilige Frequenzband zu bewirken.

Die Auswahl der Bandgrenzen ist flexibel während der Ersteinstellung. Mögliche Einstellungen sind Oktavenbänder, Drittel-Oktavenbänder, ungleiche Bänder für optimale Sprachdiskriminierung und Bänder mit Frequenzlöchern in bestimmten Bereichen für selektive Schalleliminierzwecke. Die Operationsverstärker arbeiten zwischen einer ausgeglichenen positiven und negativen Batteriestromversorgung mit einem Ruheausgangspege! 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. 10 dargestellt wird das Audiosignal in einem Spannungsverdopplerschaltkreis % erfaßt, gelangt durch ein Tiefpaßfilter 97 und steuert dann eine NPN-Transistoremitterbasistreiberstufe 98 an. Der Ausgang dieser Stufe liefert B+ für den

709613/252

Feldeffckttrnnsistorverstärkcr in der Mikrophonstufc.

Ein hohes Signal am Umgang des ASE-Schaltkreises 62 führt zu einem Abfall der Spannung, welche dem Mikrophonverstärker zugeführt wird, und verringert damit die Verstärkung des Signals am Eingangsendc. Die Ansprechzeit des Schaltkreises 62 ist in er Größenordnung einiger Millisekunden und kiinn eingestellt werden auf andere Werte, falls dies erwünscht ist. Ein großer Filterkondensator 1 jiF an dem Kollektor des Treibertransistors in Stufe 98 hält das Rauschen minimal, welches dem Mikrophonverstärker-B + -Spannungseingang überlagert ist, und liefen außerdem eine Zeitkonstante, die erforderlich in der ASE-Schleifc ist. um Schleifen-Regeschwingungen zu verhindern.

Ein doppelter Operations verstärker und eine Treiberstufe im komplementärer paarweiser Transistorgegentaktschaltung, ähnlich den entsprechenden Schaltkreisen vor der Filterbank 54, werden als Endverstärker 58 verwendet zur Ansteuerung des miniaturisierten magnetischen Wandlers 60. Dieser Endverstärkerschallkreis ist in Fi g. 11 dargestellt. Gleiche Sehaltkreiskomponenlen werden verwendet einschließlich des doppelten in integrierter Bauweise gelertigten Operationsverstärkerschaltkreises 102 (entspricht Verstärker 82 in F i jj. 8) und einem NPN/PNP-Komplementärtreiberiransistorschaltkreises 103 (entsprechend Treiberstufe 84). Die Verstärkungen der Operationsverstärker werden mittels Rückkopplungswiderstandsnetzwerken eingestellt. Typische Verstärkungswerte von 1OdB pro Verstärker können in den Endverstärkerstufen Verwendung finden. Stromeinstcllwiderständc in den Operationsverstärkerschaltkreisen gestatten Ruhebetrieb mit nur Mikroamperes an Stromverbrauch. Die Treiberstu-Ic (Komplementärpaar) ist hinsichtlich der Vorspannungen so eingestellt, daß ein minimaler Strom erforderlich ist. um den Wandler anzusteuern. Eine abgeglichene positive und negative Stromversorgung relativ zui Signallcitung64 erlaubt niedriger Ruhestrom bei Fehlen eines Signals. Eine wahlweise Ausgangssignalvcrbindung zur Versiärkersteuerungsschleife 62 wie oben beschrieben, gestattet die Verstärkungssteue rung auf den Wandlereingang umzuschalten.

Hierzu 8 Blatt Zeichnungen

Claims (5)

Patentansprüche:

1. Verfahren zur Messung von Gehörschäden an einem Patienten unter Verwendung eines Verstärkers mit einer Mehrzahl einander frequenzmäßig benachbarter Bandfilter, dadurch gekennzeichnet, daß ein Wandler in den äußeren Gehörgang des Patienten eingesetzt wird, daß dem Wandler des Patienten mittels des Verstärkers Sprachsignale in Form eines ununterbrochenen Gesprächs zugeführt werden, und daß die Verstärkung im Durchlaßband der Bandfilter so eingestellt wird, bis dem Patienten die Klarheit und Verständlichkeit des Gesprächs optimal erscheint, und daß die Verstärkung im Durchlaßband der einzelnen Bandfilter registriert wird, um den Frequenzgang einer Hörhilfe an den Patienten anpassen zu können.

2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Bandfilter ungleicher relativer Bandbreite verwendet werden.

3. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Patient selbst die Verstärkung innerhalb jedes Durchlaßbandes einjustiert.

4. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß den Sprachsignaler Hintergrundgeräusch überlagert wird.

5. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verstärkung im Durchlaßband der Bandfilter zum Glätten großer Schwankungen der Ansprechcharakleristik des Patienten nachjustiert wird.