DE2417146A1 - Geraet fuer kompensatorische verstaerkung fuer gehoergeschaedigte personen und verfahren zu dessen anpassung an patienten - Google Patents

Description

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TELEFON (0811) 87 28 48

PATENTANWÄLTE

Beschreibung zum Patentgesuch

der Firma Shalako International, Inc.,

1341 North Scottsdale Road, Scottsdale, Arizona, USA

betreffend:

"Gerät für kompensatorxsehe Verstärkung für gehörgeschädigte Personen und Verfahren zu dessen Anpassung an Patienten"

nachiräg'ich
geändert

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Gerät für kompensatorisehe Verstärkung für gehörgeschädigte Personen und Verfahren zu dessen Anpassung an Patienten.

Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Gebiet, das umrissen wird durch die US-PS 3,784,745, US-PS 3,784,750 und die US-Patentanmeldung 229,398 vom 25.2.1972. Der Stand der Technik der Technik gemäß obigen Druckschriften geht auf die Anmelderin zurück.

Die Erfindung bezieht sich demgemäß auf das Gebiet der Tonverstärkung und deren Anwendung für die Verbesserung von Gehörschäden, die aus einer Beschädigung der sensorisch-

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neuralen Struktur des menschlichen Ohres herrühren. Die Erfindung bezieht sich insbesondere auf die Korrektur von Gehörschäden einer Person bezüglich deren Fähigkeit, gesprochene Sprache zu erfassen und zu verstehen.

Sensorisch-neuraler Gehörverlust wird generell als häufigster Typ von Gehörschädigung in zivilisierten Kulturen angesehen. Dieser Verlust bildet ein ganz erhebliches Hindernis für adequate Kommunikation bei 5 - Io% der Gesamtbevölkerung der Vereinigten Staaten und für mehr als 5o% der Bevölkerung im Alter von über 60 Jahren. Darüber hinaus ist zu erwarten, daß diese Anteile sich noch vergrößern infolge zunehmendemUmgebungslärmpegel und zunehmender Lebenserwartung in den gegenwärtigen Gesellschaften.

Sensorisch-neurales Hörunvermögen kann herrühren von einem oder mehren einer Anzahl von Gründen einschließlich, jedoch nicht nur, genetischen und kongenetischen Faktoren, Viruserkrankungen, spezifischen Giften, Kreislaufstörungen, spezifischen physischen Traumata und exzessiver Lärmbelastung. Unabhängig von der Primärursache jedoch unterliegen sensorische Zellen innerhalb des Gehörorgans oder innerhalb der zugeordneten Neuraleinheiten einer gewissen Beschädigung und sind teilweise oder total nicht mehr in der Lage, die jeweilige Rolle in dem Prozeß der Toninformation zu erfüllen. Diese Form der Schädigung kann nicht durch gegenwärtig bekannte medizinische oder chirgurische Techniken behoben werden, und die Wahrscheinlichkeit, daß brauchbare Techniken innerhalb der überschaubaren Zukunft gefunden werden können, scheint ziemlich fernliegend. Demgemäß ist in praktisch allen Fällen sensorisch-neuralen Gehörverlustesdie Veriärkung des zu erfassenden Geräuschs die einzige Möglichkeit für das Wiederherstellen einer adequaten Gehörfähigkeit.

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Gehörverlust, der von sensorisch-neuralen Schäden herrührt, ist gewöhnlich unregelmäßig hinsichtlich Frequenz und kann selektiv größer für bestimmte Anteile des hörbaren Frequenzspektrums sein. Die Fähigkeit, Töne im Bereich oberhalb looo Hz zu hören, ist oft mehr beeinträchtigt als das Hören von Tönen unterhalb looo Hz, obwohl dies keineswegs eine allfmeingültige Beobachtung ist. Die schließliche Konsequenz der unregelmäßigen Hörfähigkeit für verschiedene Anteile des hörbaren Frequenzspektrums ist eine Schädigung der Perzeption komplexer Geräusche, d.h. Geräusche, die aus einer Anzahl unterschiedlicher Frequenzen bestehen.

Ein bestimmter Störungsbetrag bei komplexen Geräuschen kann tolieriert werden, doch erlauben die gegenwärtigen Informationen keine präzise Spezifizierung des maximalen Betrages jedes Störungstyps, der vorliegen darf, ohne wirklich die akkurate Geräuscherkennung zu beeinträchtigen. Viele starke Geräusche beispielsweise verlangen keine große Analysierleistung im Hörsystem, so daß selbst ein ziemlich stark geschädigtes System angemessen arbeiten kann bei der Interpretation solcher Geräusche.

In der audiologischen Fachsprache wird mit dem Ausdruck "Diskriminierung" die Kapazität des Ohres verstanden, einlaufende akustische Muster zu analysieren und angemessen zu interpretieren. Die analytische Leistung kann bei jeder der verschiedenen Stufen des Hörprozesses versagen, gewöhnlich im Gehörorgan oder Neurons erster Ordnung infolge Schädigung dieser Strukturen. Da von dem Ohr viele Grade der Diskriminierung verlangt werden können zwischen extrem grob und extrem fein, kann seine Analysierleistung gemessen werden durch die Verwendung von Tests, welche Gehördisrkriminierung von zunehmender Schwierigkeit bis zum Versagen verlangen.

Unter den schwierigsten Diskriminierungen, die dem menschlichen Ohr abverlangt werden, sind diejenigen, die erforderlich sind für die akkurate Interpretation von Sprache, insbesondere von Sprache bei Vorhandensein von Hintergrundgeräusch. Wegen der fundamentalen Bedeutung der gesprochenen Kommunikation ist es offensichtlich, daß eine chronische Unfähigkeit zu verstehen, was die Leute sagen, grundsätzlich das soziale, ökonomische und kulturelle Wohlbefinden eines Individuums beeinflussen kann.. Tests für Sprachdiskriminierung werden gewöhnlich deshalb dafür verwendet, um eine realistische Abschätzung der tagtäglichen Funktionsfähigkeit des Gehörs einer Person zu erlangen.

Jede der Toneinheiten eines gesprochenen Wortes ist ein komplexes Geräusch, zusammengesetzt aus zahlreichen Frequenzen, die in einem mehr oder weniger definierbaren Bereich zusammenhängen. Wenn die Fähigkeit des Ohres, selektiv in einem bestimmten Frequenzbereich geschädigt ist, können die Sprachgeräusche oder deren Komponenten^ die in den geschädigten Bereich fallen, nur mit verringerter Intensität oder überhaupt nicht wahrgenommen werden. Eine Schädigung in mehreren Frequenzbereichen vergrößert diese Schwierigkeit und ist wahrscheinlich in hohem Maße verantwortlich für die Hauptklage des Patienten mit sensorischneuralem Gehörverlust, daß er zwar des Sprechers Stimme hören kann, jedoch nicht verstanden hat, was dieser sagte. Der Mechanismus für das Verhindern dieses Verständnisses kann das nichtlineare Ansprechverhalten sein, welches zu Intermodulationsprodukten und Harmonischen führt, welche Interferenz mit den gewünschten spektralen Komponenten der Sprache hervorrufen können.

Auf der Grundlage der vorstehenden Informationen würde es durchaus nützlich scheinen, mit der sensorsisch-

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neuralen Gehörschädigung durch selektiv-spektrale Verstärkung fertigzuwerden, d.h. eine Verstärkung nur in jenen Frequenzbereichen oder -bändern vorzusehen, in denen das Hörvermögen geschädigt ist,und nur in einem Verstärkungsgrad entsprechend dieser Schädigung. Demgemäß beruht der schließliche Wert der selektiv-spektralen Verstäkrung auf der Anwendung entsprechender Methoden für die Messung des Grades der Gehörschädigung in Funktion von verschiedenen Frequenzbändern und ferner auf dem Aufbau eines tragbaren Gerätes, das vollständig in der Lage ist, die Verstärkung zu erzeugen, um die gemessenen Schäden zu kompensieren. Wegen des NichtVorhandenseins entsprechender Mittel bezüglich beider Bedingungen hat das Prinäp der Selektivverstärkung keine Anerkennung gefunden, weil die Hörgeräteindustrie das rein Ton-(einzelne Frequenz)Schwellenaudiogramm als Meßkriterium gewählt hat und Hörgeräte produziert werden mit unangemessenen Möglichkeiten für entsprechende akustische Ausgangsleistung in jedem Abschnitt des hörbaren Frequenzbandes.

Die Schwellenaudiogrammkurve repräsentiert eine Patienten gemessene absolute Hörschwelle für eine Folge von Tönen reiner Frequenz, gewöhnlich im Bereich von 25o Hz bis 8000 Hz, die in Oktavenintervallen unter der Voraussetzung abgetastet werden, daß die Zwischenoktaven-Tonschwellen der generellen Audiogrammkontur folgen. Es läßt sich jedoch nachweisen, daß durchaus merkbare Abweichungen von diesem Gesamtmuster bei zwischenliegenden Frequenzen vorliegen können, d.h. Frequenzen zwischen reinen Tönen, die eine Oktave voneinander entfernt liegen.

Die Gründe, aus denen man solche Schwellenmessungen eingeführt hat, lassen sich nicht mehr aufklären, doch ist es außerordentlich interessant, festzuhalten, daß eine analoge

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Prozedur für die Messung von Sefhfähigkeitsschwellen für monochromatische Sicht (eine einzige Farbe) niemals angewandt wurde, um die Sehfähigkeit des Auges zu messen oder um ein Brillenglas zu verschreiben. Eine sorgfältige Prüfung der Typen von Messungen, die ursprünglich hilfsreich sind für die Auslegung bestimmter Hörhilfeneigenschaften, läßt nämlich den Schluß zu, daß die Reinton-Schwellenkurve praktisch unbrauchbar ist, und zwar aus verschiedenen Gründen:

a) Unter den Bedingungen des täglichen Lebens reagieren Individuen nur auf oberhalb der Schwelle liegende Geräusche, weil diese Geräusche primärer Sigifikanz sind. Aus praktischen Gründen werden Schwellengeräusche nicht wahrgenommen.

b) Die Kontur der Schwellenkurve eines Individuums ist merkbar unterschiedlich von der Kontur seiner Kurven gleicher Laudstärke oberhalb der Schwellen oder seiner Kurven angenehmen Zuhörpegels.

c) Die Wahrnehmung von komplexen Geräuscheinheiten oder ihrer Kombination in gesprochene Worte ist für ein Individuum im wesentlichen ohne Beziehung zu seiner Hörfähigkeit für einzelne reine Töne.

Die Steuerung der akustischen Ausgangsleistung in gegenwärtig erhältichen Hörhilfen wird gewöhnlich erreicht durch Manipulation des Frequenzganges, die sich auf die akustische Ausgangsleistung eines Schallübertragungssystems bei jeder der Frequenzen bezieht, innerhalb ihres Durchlaßbandes, wenn der Einlaßpegel konstant für alle Frequenzen gehalten wird. Eine grafische Aufzeichnung einer Systemfrequenzgangkurve wird als Ansprechcharacteristik, Ansprech-

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kurve oder Ansprechkontur bezeichnet. Hersteller behaupten gewöhnlich, daß sie in der Lage sind, Hörhilfen zu fertigen, die jeden gewünschten Frequenzgang leisten können, doch dies scheint in der Praxis nicht der Fall zu sein, weil es durchaus gravierende Beschränkungen bezüglich der Bandbreiten und Ansprechkurven bei den gegenwärtig erhältichen Hörhilfen gibt. In der Praxis verwenden die Hersteller Kombinationen von Komponenten, die eine begrenzte Auswahl von Ansprechmustern ergeben, und wählen einfach eine selche aus, die dem Kriterium am nächsten kommt, welches seinerseits, wie oben erwähnt, gewöhnlich ein Schwellenaudbgramm ist.

Ein zusätzlicher Kommentar scheint erforderlich als Einführung für die neuen Konzepte, auf die sich die vorliegende Erfindung bezieht. Es wird im allgemeinen festgestellt mit sensorisch-neuralem G*hörverlust extrem empfindlich gegen überlastung ist, was bedeutet, daß es zwar relativ unempfindlich sein kann gegenüber Geräuschen niedriger oder mittlerer Intensität, jedoch hypersensibel gegen Geräusche höherer Intensität (d.h. nichtlineare Ansprechcharakteristik) . Diese Bedingung beschränkt den verwendbaren Arbeitsbereich des Ohres, der als dynamischer Bereich bezeichnet werden soll; d.h. die Dezibel-Differenz zwischen der niedrigsten Intensität, bei der ein Geräusch zuverlässig wahrgenommen wird (absolute Schwelle) und dem oberen Grenzwert angenehmer Lautstärke für denselben Klang (ünbehaglichkeitsschwelle.

Während der dynamische Bereich des normalen Ohres in der Größenordnung von loo dB liegt, beträgt der dynamische Bereicheines sensorisch-neural geschädigten Ohres bis herunter zu Io oder 15 dB,im allgemeinen über einen begrenzten Frequenzspektrumbereich. Demgemäß muß für ein

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geschädigtes Ohr, das mit hinreichender Adequanz arbeiten soll, der volle Intensitätsbereich der äußeren akustischen Welt in irgendeiner WEise herabgesetztwerden, um durch ein abnorm kleines "Klangfenster" zu passen und diese Herabsetzung muß minimale Intermodulationsprodukte, Harmonische usw. hervorrufen, die in einer Verzerrung oder Störung resultieren würden. Ohne eine solche Herabsetzung wird das Ohr ohne weiteres überlastet, was zu phs/chologischen oder physischen Defekten und zu einer Verzerrung des einlaufenden akustischen Musters führen würde.

Die Konsequenzen der überlastung sind seit einigen Jahren durchaus beachtet worden und Ausgangsleistung-Kompressionsgeräte sind in heutigen Hörhilfen durchaus in Gebrauch. Ohne Ausnahme jedoch arbeiten diese Geräte auf einem breiten Frequenzband, so daß, wenn irgendeine Frequenzkomponente eines Signals einen vorgegebenen kritischen Pegel erreicht, das gesamte Durchlaßband des Hörgerätes komprimiert wird. Infolgedessen werden die Komponenten, die nicht bei kritischer Intensität liegen, ohne Notwendigkeit gedämpft.

Die Untersuchungen der relevanten Faktoren haben zur Entwicklung verschiedener Neuerungen geführt bezüglich verbesserter Verfahren und Vorrichtungen für die Messung und Beschreibung von Gehörschäden zum Zweck der Verschreibung kompensatoriseher Verstärkung und die Erfindung befaßt sich gleichermaßen mit verbesserten Verfahren und Geräten für die Bereitstellung einer solchen kompensatorischen Verstärkung in praktischer und tragbarer Form.

Es wurde oben bereits angedeutet, daß die Bemühungen, den Gehörverlust einer Person zu kompensieren, durch Ein-

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justierung eines Frequenzganges eines akustischen Verstärkersystems derart, daß dessen Ansprechkurve ein Spiegelbild der absoluten Gehörschwelle der betreffenden Person ist, weitgehend unnütz waren, einfach weil Menschen in realen Zuhörsituationen des Lebens nicht auf die Schwellenstimuli achten. Nur oberhalb der Schwelle liegende Stimuli sind von Bedeutung für die Person, und es ist bekannt, daß der Frequenzgang des Ohres bei oberhalb der Schwelle liegenden Stimuli merkbar abweichend ist von dem Frequenzgang bei den Schwellen, Im Idealfall ist dann ein akustisches Vestärkungssystem, das den Gehörverlust kompensieren soll, zweckmäßigerweise mit einem Frequenzgang ausgestattet, der sich so ändert, daß er angemessen ist für niedrigintensive Stimuli, wenn niedrige Intensivtäten vorliegen, und für hohe Intensitatsstimuli, wenn hohe Intensitäten auch vorhanden sind. In der praktischen Anwendung ist die vorliegende Erfindung primär, wenn auch nicht ausschließlich, für Personen bestimmt, die einen relativ geringen Verlust an Hörvermögen in unteren und mittleren Frequenzbereichen haben und relativ großen Gehörverlust in höheren Frequenzbereichen. Dieser Sachverhalt ist der am meisten vorliegende von allen Gehörschädigungen und wegen des relativ großen Verlustes an Empfindlichkeit für hohe Frequenzen liegt notwendigerweise ein verringerter Dynamikbereich für hohe Frequenzen vor. Dies bedeutet, daß es einen kleineren Bereich von Intensitäten gibt zwischen der absoluten Schwelle und der ünbehaglichkeitsschwelle, welcher verwendet werden kann, um Verstärkung durchzuführen.

In der speziellen Beschreibung unter Bezugnahme auf die beigefügten Zeichnungen wird eine Ausfuhrungsform der Erfindung beschrieben mit einem elektronischen Korrektursystem, das die folgenden Eigenschaften aufweist:

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(a) Aufteilung des hörbaren Frequenzspektrums in zwei oder mehr benachbarte Frequenzbänder durch Verwendung eines Filternetzwerkes. Die Breite und Positionierung dieser Bänder sind einstellbar. Sie können so eingestellt werden, daß sie ziemlich genau an die beim Patienten erforderliche Ansprechkurve anpaßbar sind. Diese erforderliche Kurve kann bestimmt werden durch das Verfahren, das in der oben erwähnten Patentanmeldung Nr. 229 3o9 beschrieben ist ("Verfahren für die elektronische Wiederherstellung der Sprachdiskriminierung für gehörgeschädigte Personen").

(b) Spezifische und individuelle Intensitätssteuerung in Verbindung mit jedem der Frequenzbänder gemäß (a).

(c) Spezifische und individuell einstellbare Ausgangsleistungskompression in Verbindung mit jedem der Bänder gemäß (a).

(d) Elektro-mechanische Wandlung der elektronisch verarbeiteten Signale in akustische Signale derart, daß die Wandlung innerhalb des äußeres Gehörgangs der Prüfungsperson erfolgt, und

(e) Vorverstärkung und Mischen von Eingangssignalen für Breitbandintensitätssteuerung.

Ferner wird ein Verfahren beschrieben für die Anpassung einer prothetischen Hörhilfe unter Verwendung elektronischer Techniken.

Bestimmte Ausführungsbeispiele des Gegenstandes der Erfindung werden nachstehend unter Bezugnahme auf die beige-

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fügten Zeichnungen näher erläutert.

Fig. 1 ist ein Blockdiagramm eines Gerätes

gemäß der Erfindung für kompensatorische Verstärkung,

Fig. 2 ist ein Schaltkreisbeispiel für die Vorrichtung nach Fig. 1,

Fig. 3 ist ein Schaltkreis für ein HochpaB-filternetzwerk,

Fig. 4 ist ein Schaltkreis eines Bandpaß- /\ filternetzwerks,

Fig. 5 ist ein Schaltkreis für einen alternativen Addierverstärker,

Fig. 6 ist ein Diagramm einer Hochpaßansprechkurve,

Fig. 7 ist ein Diagramm einer Bandpaßansprechkurve ,

Fig. 8 ist ein Systemüockdiagramm einer Vorrichtung für die Durchführung des Prüfverfahrens gemäß der Erfindung, und

Fig. 9 ist ein Systemblockdigramm einer Vorrichtung für die Durchführung der Prüfverfahren mit Einzelheiten einer Modellhörhilfe gemäß Fig. 8.

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Gemäß Fig. 1 liegt ein Grundhörgerät vor, das verwendet werden kann, um die für einen Patienten efaderliche Ansprechkurve zu duplizieren. Die resultierende Hörhilfe ist tragbar und kann so klein wie nur überhaupt praktisch möglich sein und ohne weiteres in miniaturisierter tragbarer Form hergestellt werden. Die Grundkomponenten einer solchen Hörhilfe umfassen einen Wandler, etwa ein keramisches Mikrophon 11 in Miniaturform mit einem eingebauten rauscharmen Feldeffektortransistorverstärker. Eine Einheit ähnlich der Knowles BL-1617 kann ohne weiteres verwendet werden als geeignete Wandlerstufe. Eine solche Einheit hat einen Frequenzgang von weniger als loo Hz bis oberhalb 8ooo Hz_t gemessen mit StandardhörhilfenHMirophonmeßtechniken. Das Mikrophon 11 ist eine solche Einheit und empfängt Leistung für den eingebauten Feldeffekttransistorverstärker von einer 1,3V Gleichspannungsquelle. Der Ausgang des Mikrophons 11 ist verbunden mit einem Eingang einer breitbandigen automatischen Verstärkungssteuerung (AGC) 12.

Der Breitband-AGC-Ausgang ist verbunden mit einem Eingang eines Vorverstärkers 13. Der Vorverstärker 13 kann, wie dies bekannt ist, einen intern kompensierten Schaltkreis umfassen, etwa einen integrierten Operationsverstärker ähnlich der Type Fairchild 776. Der Vorverstärker 13 kann der Breitband-AGC 12 vorausgehen, ohne daß die Wirkung dieser Einheiten geändert wird. Der Vorverstärker 13 kann auch ein integraler Teil der Bandband-AGC 12 sein. Der Ausgang des Vorverstärkers 13 ist verbunden mit einem Eingang einer flachen Verstärkungssteuerung 14 und einem Eingang eines Filters-AGC 15.

Der Ausgang der Filter-AGC 15 ist verbunden mit einem Eingang eines Filternetzwerks 16, bei dem es sich vorzugsweise um ein aktives Filternetzwerk handelt. Das Filter-

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netzwerk 16 umfaßt eine FiIteranordnung, wie etwa ein Hochpaßfilter (in Fig. 3) oder ein Bandpaßfilter (in Fig. 4) und umfaßt vorzugsweise eine Mehrzahl von Filtern oder Filtertypen, um durch Flexibilität eine individualisierte Hörkompensation vorzusehen. Die Breitband-AGC 12 bewirkt eine Kompression über das gesamte Tonfrequenzspektrum (um zu verhindern, daß laute Eingangssignale Unbehaglichkeit und/oder Verstärkersättigung bewirkt), und die FiLter-AGC 15 sorgt für zusätzliche Kompressionssteuerung über einen vorgegebenen Anteil des Tonspektrums in Abhängigkeit von dem gewählten Filternetzwerk 16. Demgemäß bewirkt das ' duale AGC-System 12, 15 zwei Funktionen: 1.) Es verhindert Unbehaglichkeit und/oder Verstärkersättigung und 2.) es bewirkt eine Verringerung des hochfrequenten Eindrucks für lautere Geräusche. Die oben erwähnten Druckschriften beschrieben die Wichtigkeit der Anpassung der Filte kurve an eines Patienten Konversationspegellautstärkekurve und nicht an seine Schwellenpegelkurve. Demgemäß gestattet die Filter-AGC 15 die Anpassung an beide Kurven gleichzeitig. Die' Filter-AGC 15 und das Filter 16 können gegeneinander vertauscht werden, ohne ihre Wirkungsweise zu ändern.

Der Ausgang der flachen Verstärkungssteuerung 14 ist verbunden mit dem ersten Eingang eines Addierverstärkers Der Ausgang des Filters 16 ist mit einem zweiten Eingang des AddierVerstärkers 17 verbunden. Die Signale an den ersten und zweiten Eingängen des Addierverstärkers 17 werden von diesem linear addiert. Der Ausgang des Addierverstärkers ist verbunden mit einem Eingang einer Lautstärkesteuerung 18, welche die Ausgangssignale von dem Addierverstärker 17 dämpft, bevor die Signale einen·.Miniaturmagnetwandler 19 zugeführt werden. Der Ausgang des Addierverstärkers 17 ist ferner verbunden mit einem Eingang eines Detektors 16 für automatische Verstärkungsregelung, der seinerseits verbun-

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den ist mit seinem Ausgang an seinen zweiten Eingang der breitbandigen automatischen Verstärkungssteuerung 12 und einem zweiten Eingang der Filterautomatik-Verstäfcrungssteuerung 15.

Im Beiiieb ist eine Gleichspannungsquelle, etwa eine wiederaufladbare oder eine langlebige Batterie,vorgesehen als Leistungsquelle, die es erlaubt, die akustischen Eingangssignale von dem Mikrophon 11 bis zum Bandbreit-AGC 12 zu übertragen.

Der Vorverstärker 13 und die zugeordnete Breitbandautomatikverstärkungssteuerung 12 verstärken und komprimieren die Signale vom Mikrophon 11 und beaufschlagen die Filter-AGC 15 und die flache Verstärkungssteuerung 14. Die Filter-AGC 15 komprimiert die gefilterten Frequenzen um einen Betrag, der bestimmt wird durch den Verstäkrungsregelungsdetektor 6o. Das Filternetzwerk 16 hat ein aktives Bandpaß- oder Hochpaßfilter in Abhängigkeit von dem Gehörproblem des Patienten, dessen Erfassung noch erläutert werden wird. Die beiden Signale von der flachen Verstärkungssteuerung 14 und dem Filternetzwerk 16 werden jeweils dem Addierverstärker 17 zugeführt, um dort addiert zu werden ,und über die Lautstärkesteuerung 18 geführt, um den Wandler 19 zu beaufschlagen. Der Detektor 6o tastet den Ausgang des Addierverstärkers 17 ab und liefert Steuersignale an die Breitband-AGC 12 und die Filter-AGC 15, um so die Gesamtkompression und die Filterkompresäon zu regeln.

Die insoweit erläuterte tragbare Hörhilfe gestattet eine erhebliche Größenverringerung. Einfache Wartung, Robustheit und wasserdichte Einschalung der elektronischen Schaltkreise können ohne weiteres vorgesehenvjerden.

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Attraktive und kompakte Packungen für HinterohrhörHlfen können vorgesehen werden, da der gesamte beschriebene Schaltkreis ohne weiteres anpaßbar ist an die bekannten Techniken für die Fertigung integrierter Schaltkreise.

Die elektronischen Schaltkreise sollen nachstehend in? einzelnen diskutiert werden. Der Schaltkreis gemäß Fig. 2 zeigt das keramische Miniaturmikrophon mit eingebautem rauscharmen Feldeffekttransistorverstärker für die Verwendung als Eingangswandler. Die Eingangssignale,empfangen am Mikrophon 11, werden über das Breitband-AGC-Netzwerk geführt an einen Eingang eines Operationsverstärkers, der als Vorverstärker 13 dient. Der Ausgang des Vorverstärkers 13 gelangt durch das Filter-AGC-Netzwerk 15 an den Eingang einer Filtertreiberstufe 16A. Der Ausgang des Vorverstärkers 13 ist ferner verbunden mit der flachen Verstärkungssteuerung 14. Das Filternetzwerk 16 erhält seinen Eingang von der Filtertreiberstufe 16A und ist seinerseitsverbunden mit einem Eingang eines Operationsverstärkers, der als Addierverstärker 17 eingesetzt ist. Ein zweiter Eingang des Addierverstärkers 17 ist verbunden mit der flachen Verstärkungssteuerung 14. Der Ausgang des Addierverstärkers 17 ist verbunden mit der Lautstärkesteuerung 18, die ihrerseits mit dem Wandler 19 verbunden ist. Der Ausgang des Addierverstärkers 17 ist ferner verbunden mit dem Eingang eines automatischen Verstärkungsregelpotentiometers 6oA, das verbunden ist mit dem Eingang eines Spitzendetektorschaltkreises 6oB, welche gemeinsam als Detektor 6o für die automatische Verstärkungsregelung dienen.

Die Operationsverstärker gemäß Fig. 2 können aus marktgängigen Bauteilen aufgebaut werden, etwa Fairchild 776 mit Spannungsbedarf 2,7 V oder aus solchen Einheiten, die mit einer einzigen 1,3 V-Speiseguelle auskommen oder

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mit irgendeiner Anzahl ähnlicher Einheiten-^

Die Schaltung nach Fig. 2 verwendet vorzugsweise einen magnetischen Wandler 19 in Miniaturausführung am Ausgang des Addierverstärkers 17. Verschiedene miniaturisierte magnetische Wandler können an einen Treiberschaltkreis einer Hörhilfe angeschlossen werden, abhängig von den Bedürfnissen des Patienten, d.h. für Personen, die höhere Lautstärke benötigen, können Wandler mit größerer Membran eingesetzt werden. Kleinere Wandler, die vollständig im Gehörgang untergebracht werden können, sind ebenfalls ansteuerbar von denselben Treiberstufen.

Gemäß Fig. 2 ist der negative Eingang des Addierverstärkers 17 verwendet, um beide Signale von der flachen Verstärkungssteuerung 14 und dem Filternetzwerk 17 auszusummieren. Dies erg.bt eine gleichpolare Summierung. Wenn ein Operationsverstärker mit Differentialeingängen verwendet wird, ist es auch möglich, die Eingänge vom Filternetzwerk 16 in den negativen (invertierenden) Eingang einzugeben und den Eingang von der flachem Verstärkungssteuerung 14 in den positiven (nicht invertierenden) Eingang, damit sich eine Summierung mit entgegengesetzter Polarität ergibt, wie dies in Fig. 5 illustriert wurde. Dies kann erforderlich sein abhängig von den Filtercharakteristiken .

Gemäß Fig. 5 hat der Addierverstärker 17 den Eingang von der flachen Verstärkungssteuerung an seinen positiven (nicht invertierenden) Eingang angeschlossen und den Eingang (die Eingänge) von dem Filter (den Fitem) an seinen negativen (invertierenden) Eingang. Dies ermöglicht eine weichere Frequenzsprechkurve, wenn die Verwendung in Verbindung mit verschiedenen Typen von Filtern erfolgt.

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Fig. 3 zeigt ein sechspoliges Hochpaßfilter mit drei Operationsverstärkern 25, 26 und 27 in einer Aktivfilterkonfiguration. Bei einem geeigneten Filter kann dessen Grenzfrequenz irgendwo zwischen 2oo Hz und loooo Hz gewählt werden. Die Einjustierung der entsprechenden Widerstände 28/ 29 und 3o bestimmt die Grenzfrequenz genau und die Einjustierung der entsprechenden Widerstände 31, 32, 33 bestimmt die Güte jedes zweipoligen Abschnitts. Der Ausgang des Hochpaßfilters wird linear aufaddiert mit dem Ausgang der flachen Verstärkersteuerung im Addierverstärker, der oben beschrieben wurde.

In Fig. 4 ist ein sechspoliges Bandpaßfilter dargestellt mit drei Operationsverstärkern 34, 35 und 36 in Aktivfilterkonfiguration. Wie in Fig. 3 kann jedes Filter so ausgelegt werden, daß seine Mittenfrequenz irgendwo zwischen 2oo Hz und loooo Hz liegt. Einstellung der entsprechenden Widerstände 37, 38 und 39 bestimmt die genaue Mittenfrequenz und Einstellung der entsprechenden Widerstände 4o, 41 und 42 bestimmt die Güte jedes zweipoligen Abschnitts. Der Ausgang des Bandpaßfilters wird linear aufaddiert mit dem Ausgang defflachen Verstärkersteuerung im Addierverstärker, wie oben beschreiben. Wie in Fig. 3 können die vewendeten Filter eine Verstärkung von 0 dB bis 4o dB oder mehr haben. Eine typische Verstärkung wäre 3o dB.

Die Fig. 6 und 7 illustrieren Hochpaß- bzw. Bandpaßansprechkurven. Ferner zeigen die Figuren 6 und 7, wie die flache Verstärkung einJustiertwerden kann im Verhältnis zu der Filterverstärkung. Wenn das Filter einmal abgestimmt worden ist, erlangt man eine definierte Frequenzansprechcharakteristik. Die flache Verstärkungssteuerung bildet eine bequeme Methode für das Anheben oder Absenken des flachen Verstärkungsbereichs der Kurven gemäß Fig. 6 und 7 im Verhältnis zu dem Filterverstärkungsbereich.

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Die Fig. 6 und 7 illustrieren beide zwei unterschiedliche Flachverstärkungssteuereinrichtungen. Die Flachverstärkungssteuereinrichtungen liegen bei etwa 3o bzw. 4o dB.

Das Filternetzwerk 16 gemäß Fig. 2 kann zweipolig, dreipolig, vierpolig, fünfpolig, sechspolig oder noch größer sein, Hochpaß- oder Bandpaßfilterkonfigurations oder Kombinationen derselben aufweisen, um die gewünschte Ansprechcharakteristik zu erlangen. Mehr Pole insind im allgemeinen erforderlich, um steilere Anstiege zu erreichen.

Gemäß dem Systemblockdiagramm nach Fig. 8 wird im Betrieb eine Reintonquelle 4o (etwa ein Wavetek 135) über einen Schalter 51 an einen Eingang eines Pulsers 41 gelegt, der seinerseits mit seinem Ausgang an den Eingang eines Amplitudenmodulators 42 gelegt wird. Der Pulser 41 gattert den Ton von der-'Quelle 4o mit etwa 2 Hz und einem Taktverhältnis von 5o%.

Der Amplitudenmodulator 42 verändert die Amplitude des reinen Tones vom Pulser 41 exponentiell mit der Zeit (oder mit einer Steuergleichspannung) und mit einer Rate von etwa 2 dB pro see. zunehmend, falls ein zugeordneter, in der Hand gehaltener Schalter 43 nicht gedrückt wird. Der Amplitudenmodulator 42 besitzt einen Dynamikbereich von 12o dB, damit eine überdeckung von nahezu dem gesamten Bereich des menschlichen Hörvermögens erreicht wird (typischerweise 134 bis 14o dB SPL O 1 KHz). Der Amplitudenmodulator 42 ist mit dem ersten Eingang eines Addierverstärkers 44 verbunden, dessen Ausgang mit einem Patientenempfänger 45 verbunden ist. Eine Gleichspannung entsprechend dem Logarithmus der Amplitude des reinen Tones wird zu dem Y-Eingang eines XY-Aufzeichnungsgeräts 46 im Betriebsmodus über einen Schalter 61

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geführt. Ein geeigneter XY-Rekorder 46 ist unter der Bezeichnung Esterline Angus XY 8511 marktgängig. Ein zweiter Ausgang von der Reintonquelle 4o entsprechend dem Logarithmus der Frequenz des reinen Tones wird an den X-Eingang des XY-AufZeichnungsgeräts 46 angelegt. Die Reintonquelle 4o ist so ausgelegt, daß sie automatisch exponentiell von loo Hz bis loooo Hz wobbelt mit einer Wobbeigeschwindigkeit von 1 Oktave pro min.

Im Eichmodus wid der Ausgang von der Reintonquelle 4o über den Schalter 51 an einen Eingang eines Dämpfungsgliedes 47 gelegt, das ein Mittel bildet für die Dämpfung des Tones, der an einen Eingang einer Modellhörhilfe (MHA) 49 über einen Schalter 52 geführt wird; der Schalter weist einen "Geräuschfeld-" und einen"Testton"-Modus auf. Der Ausgang des MHA 49 im Eich- und Testton-Modus ist verbunden über einen Schalter 62 (mit einem"Geräuschfeld-" und einem "Testton"-Modus) an einen Eingang des Logarithmuskonverters 5o. Der Logarithmuskonverter 5o liefert eine Gleichspannung über den Schalter 61 an den Y-Eingang des XY-Rekorders 46 entsprechend dem Logarithmus der Amplitude des reinen Tons am Ausgang der MHA 49. Wenn die Reintonquelle 4o wobbelt, wird das Ansprechen der MHA 49 auf dem XY-Rekorder 46 aufgezeichnet.

Fig. 9 zeigt Einzelheiten der Modellhörhilfe 49. Ein Keramikmikrophon 48 mit eingebautem Feldeffekttransistor ist verbunden mit einem Eingang eines Mikrophonverstärkers 53 in dem MHA 49, wenn der Schalter 52 in der "Gerauschfeld-" Stellung stellt. Der Vorverstärker 53 liefert eine Verstärkung, bevor die Signale eine Filternetzwerk erreichen. Die Signale vom Ausgang des Vorverstärkers 53 nehmen zwei Wege, einen durch das Filternetzwerk mit Filtern 54, 55 und 56 und einen durch einen Flachverstärkerdämpfer 59.

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Die Ausgänge der Filter 54, 55 und 56 (hier sind drei Filter gewählt, um die Darstellung zu vereinfachen) sind verbunden mit Eingängen einer Filterauswahl- und/oder Dämpfereinheit 57. Die Einheit 57 kann abhängig von der MHA 49 ein einzelnes Filter auswählen oder abhängig von einer anderen MHA-Einheit jedes von einer Mehrzahl von Filtern separat bedampfen.

Der Ausgang (oder die Ausgänge) der Einheit 57 ist (sind) verbunden mit einem ersten Eingang eines Addierverstärkers 58 und ein Ausgang des Flachverstärkungsdämpfers 59 ist verbunden mit einem zweiten Eingang des Addierverstärkers 58. Die Signale von den beiden oben erwähnten Wegen kommen am Addierverstärker 58 an und werden an dessen Ausgang über den Schalter 62 in dessen "Geräuschfeld"-Stellung geführt sowie über einen Addierverstärker 44 zu einem zugeordneten Empfangswandler, wie dem Empfänger 45 des Patienten, welche alle in Fig. 8 angedeutet sind.

Im Betrieb soll zunächst die Wirkungsweise erläutert werden, wenn gemäß Fig. 8 der Betriebsmodus vorgesehen wird, um eine Äbsoluthörschwellenkurve aufzuzeichnen. Der Teststimulus von der Reintonquelle 4o ist ein reiner Ton allmählich zunehmender Frequenz von etwa 2oo Hz bis looooHz, der mit zwei Impulsen pro Sekunde durch den Pulser 41 pulsierend gemacht ist. Die Testperson steuert die Intensität des Tones mittels des in der Hand gehaltenen Schalters 43 oder dergleichen. Die Person veranlaßt, daß die Tonixtensität abnimmt auf einen gerade noch hörbaren Pegel,unmittelbar unterhalb dem die Testperson dafür sorgt, daß der Ton wieder zu einem gerade hörbaren Pegel in der Lautstärke vergrößert wird, und diese Prozedur wird kontinuierlich wiederholt, wenn die Tonfrequenz graduell ansteigt. Die Ergebnisse werden sofort aufgezeichnet in Tinte auf einem halb-

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logrithmisch geteilten Aufzeichnungspapier und liefern Daten bezüglich der Absolutschwelle für Reinton als Funk- . tion der Frequenz; die Aufzeichnung erfolgt mittels des XY-Rekorders 46.

Um eine Information bezüglich des Unbehaglichkeitspegels für reine Töne zu erlangen, wird der gleiche Teststimulus verwendet wie bei der Erlang der Information bezüglich der absoluten Gehörschwelle für reine Töne. Die Person verwendet den in der Hand gehaltenen Schalter 43 in der Betriebsstellung gemäß Fig. 8, um die Intensität des Toneszu steuern. Die Testperson veranlaßt, daß die Tonintensität zunimmt bis zu einem Pegel deutlichen Unbehagens, wonach unmittelbar die Testperson die Tonintensität wieder herabsetzt auf einen Pe#gel, der tolerierbar ist, und diese Prozedur wirdkontinuierlich wiederholt mit graduell zunehmender Tonfrequenz. Die Resultate werden in Tinte auf halblogarithmischem Papier mittels des XY-Rekorders 56 aufgezeichnet und liefern Daten bezüglich der Intensität in Funktion von der Frequenz unter Berücksichtigung der Unbehaglichkeitsgehörschwelle.

Aus den beobachteten Resultaten der Absolutschwellen- und Ünbehaglichkeitskurven, welche in der beschriebenen Weise erlangt wurden,kann ein Gehörprüfer ein allgemeines FiL-ternetzwerk eines bestimmten Typs auswählen (z.B. Bandpaßoder Hochpaß) und mit einem Frequenzbereich derart, daß er dem.Breitenbereich der Gehörschädigung entspricht. Ein solches Filter (z.B. 54, 55 oder 56 nach Fig. 9) oder eine Filterkombination wird zunächst ausgewählt, um generell eine kompensatorische Verstärkung in Stufen in dem allgemeinen Frequenzband vorzusehen, welches Verstärkung erfordert. Um genauer die einzelnen BeELche und Typen auswählen zu kön-

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nen, können die erwähnten beiden Kurven verwendet werden, um des Patienten erforderliche Ansprechkurve in einer Weise zu bestimmen, die in eingangs erwähnten Druckschriften erläutert wurde.

Mit der Anordnung gemäß Fig. 9 im "Geräuschfeld"-Modus wird der Empfänger an das Ohr der Testperson mittels einer angepaßten Ohrmuschel oder dergleichen angekoppelt. Der Stimulus, der dem Mikrophon 48 zugeführt wird, ist aufgezeichnete kontinuierliche unterhaltung, vorzugsweise ein kurzer Absatz, der immer wiederholt wird. Die Testperson wird aufgefordert, eine Zwangsauswahlentscheidung zu machen, wenn der Prüfer die Modellhörhilfeparameter in Paaren präsentiert. Die individuellen Filter (z.B. 54, 55 und 56) können von irgendeiner praktischen Anzahl sein, um den gewählten breiten Frequenzbereich in engere Bänder aufzuteilen. Beispielsweise lauscht die Testperson einer kurven Periode kontinuierlicher unterhaltung, während die Modellhörhilfe auf ein Hochpaßfilter 54, 55 oder 56 gesetzt ist und dann zu einer ähnlich kurven Periode kontinuierlichen Gesprächs, wenn die Modellhörhilfe auf ein Hochpaßfilter 54, 55 oder 56 gesetzt ist. Die Testperson wird dann aufgefordert zu wählen, welche Bedingung die "beste" war.

Bei Anwendung ähnlicher Zwangsauswahl gepaarter Vergleiche wird die Bestbedingung festgelegt für jeden Parameter. Die Modellhörhilfe 49 wird dann so eingestellt, und der Eichmodus nach Fig.* 8 wird verwendet, um mittels des Rekorders 46 die endgültige Verschreibung zu notieren oder Kurven, gemäß denen der Prüfer das Filter auswählt, die Filterverstärkung und die FlachVerstärkungskombination, mit der die qualitativ besten Ergebnisse erreicht werden. Diese Kombination wird dann als System gemäß Fig. 1 in

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einem einzigen Filternetzwerk ausgeführt.

Die Testperson wird dann mit einem entsprechenden Hörgerät verbunden, etwa der Modellhörhilfe 49, bei welchem die Parameter wie oben beschrieben justiert worden sind. Ein aufgezeichneter formalisierter Worttest, etwa C.I.D. Auditory Test W-22, wird dann mit Gesprächslautstärke abgelesen, d.h. 65 dB S.P.L., und das Ergebnis das Testperson bei einem solchen Test wird notiert. Wenn das Ergebnis mit dem Worttest unbefriedigend ist, d.h. weniger als 8o%, wird die oben erläuterte Prüfung mit Zwangsauswahlpaarungsvergleich ohne weiteres wiederholt werden können.

Weitere Verfeinerungen können vorgesehen werden durch Analyse der Information, die mittels eines beigefügten Fragebogens erlangt wird und Daten liefert bezüglich der qualitativen Abschätzung der Testperson für eine Hörhilfe in den Hörbedingungen des realen Lebens.

Durch dieses Verfahren erlangt man eine Absolutschwellen- und Unbehaglichkeitsinformation über einen vorgegebenen Tonbereich. Die Testperson wird dann an eine Modellhörhilfe angekoppelt mit einem Filternetzwerk, das so gewählt ist, daß es im Breitenbereich der Hörschädigung liegt, wie man sie durch die obige Information ermittelt hat. Nach einer Sswangauswahlgepaarten Vergleichstechnik zwischen individuellen Filtern in dem ausgewählten Filternetzwerk werden die entsprechenden Parameter bestimmt, um mit einem einzigen Filternetzwerk kompensatorische Verstärkung in einem prothetischen Gerät in praktisch tragbarer Form zu ermöglichen.

Elektronische Schaltkreise sind vorgesehen, welche Eingangssignale empfangen und sie über einen Vorverstärker leiten und dann über zwei Pfade, einen durch ein Filter-

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netzwerk, das sogewählt ist, um den Hördefekt auszugleichen, und einen durch eine flache Verstärkungssteuerung. Dann werden beide Signale an einem Addierverstärker aufsummiert, der ferner einen Äusgangswandler beaufschlagt, um eine kompensatorisehe Verstärkung in einem prothetischen Gerät in praktisch tragbarer Form zu erreichen.

Es ist insbesondere festzuhalten, daß mit dem Filternetzwerk eine automatische Verstärkungsregelung verbunden ist, und daß eine getrennte automatische Verstärkungsregelung mit dem Breitbandverstärker verbunden ist.

Es wurde oben erwähnt, daß Anstrengungen,um den Hörverlust eines Patienten durch Einstellen des Frequenzganges eines akustischen übertragunssystems zu kompensieren derart, daß das Ansprechverhalten das Spiegelbild der Absoluthörschwelle der Person ist, im wesentlichen unsinnig sind, einfach weil Menschen nicht auf Schwellenstimuli in den den Lebenssituationen ansprechen. Nur oberhalb der Schwelle liegende Stimuli sind für die Testperson von Bedeutung, und es ist bekannt, daß der Frequenzgang des Ohres für oberhalb der Schwelle liegende Stimuli merkbar abweicht von dem Ansprechverhalten bei Schwellenstimuli. Im Idealfall sollte dann ein akustisches übertragungssystem, das vorgesehen ist für die Kompensation von Gehördefekten,einen Frequenzgang aufweisen, der sich so ändert, daß 4er zutreffend ist für niedrigintensive Stimuli, wenn solche vorliegen, und auch für hochintensive Stimuli, wenn diese vorhanden sind.

(P atentansprüche)

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Claims (30)

1. Patentansprüche

   / l/ Vorrichtung zum kompensatorischen Verstärken für gehörgeschädigte Personen, gekennzeichnet durch:

   Eingangsschaltkreise für über ein ausgewähltes erstes und zweites Durchlaßband zu verstärkende empfangene Signale,

   einen Schaltkreis für die Verstärkungssteuerung im flachen Bereich, der gekoppelt ist mit den Eingangsschaltkreisen, zur Steuerung der Amplitude der Signale von dem Eingangsschaltkreis innerhalb des ersten Durchlaßbandes,

   ein einziges Filternetzwerk, das mit dem Eingangsschaltkreis gekoppelt ist,zur Steuerung der Amplitude der Signale von dem Eingangsschaltkreis innerhalb des zweiten Durchlaßbandes,

   einen Addierschaltkreis, der gekoppelt ist mit den Ausgängen des Verstärkungssteuerungsschaltkreises im Flachbereich und dem Filternetzwerk zur Kombination der Signale von den Ausgängen der genanten Schaltkreise,

   duale automatische Verstärkungssteuer- bzw. Regelschaltkresise, gekoppelt mit dem Ausgang des Addierschaltkreises zur Steuerung der Gesamtsignalskompression und der Kompression der Signale innerhalb des zweiten Durchlaßbandes,

   und Ausgangsschaltkreise, gekoppelt mit dem Addierschaltkreis zum Empfang der kombinierten Signale.

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2. 2. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die dualen automatischen VerstärkungsSteuer- und Regelschaltkreise eine breitbandige Verstärkungssteuerung umfassen, die angekoppelt ist an den Eingangsschaltkreis zur Steuerung der Gesamtsignalkompression.
3. 3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß die duale automatische Verstärkungssteuer- und Regelschaltkreisanordnung einen engbandigen Regelschaltkreis umfaßt, der an das Filternetzwerk angekoppelt ist, zur Steuerung der Kompression der Signale innerhalb des zweiten Durchlaßbandes.
4. 4. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Grenzfrequenz des Filternetzwerks einstellbar ist.
5. 5. Vorrichtung nach Anspruch 4, gekennzeichnet durch einen Schaltkreis für die Verstärkungssteuerung, der mit dem einstellbaren Filternetzwerk gekoppelt ist.
6. 6. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß getrennte einstellbare automatische VerstärkungsSteuereinrichtungen mit dem Filternetzwerk gekoppelt sind.
7. 7. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Eingangsschaltkreis ein Mikrophon umfaßt in Verbindung mit einem Verstärker, der elektrisch gekoppelt ist mit dem Eingang des Verstärkersteuerkreises für den Flachbereich und dem Eingang des einzigen Filternetzwerks.
8. 8. Vorrichtung nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, daß das Filternetzwerk einsteilbar ist und ein Schaltkreis vorgesehen ist für die Verstärkungssteuerung,der angekoppelt

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   ist an das einstellbare Filternetzwerk.
9. 9. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Filternetzwerk als aktives Filter ausgebildet ist und aus integrierten Schaltkreisen aufgebaut ist.
10. 10. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß ein Vorverstärker an den Ausgang des Eingangsschaltkreises angekoppelt ist für die Verstärkung der Signale vom Ausgang des Eingangsschaltkreises.
11. 11. Vorrichtung nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch eine Lautstärkensteuerung, die zwischen den Ausgang des Addierschaltkreises und den Eingang des Ausgangsschaltkreises geschaltet ist zur Steuerung der Lautstärke der Signalkombination.
12. 12. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Ausgangsschaltkreis Empfangsmittel angekoppelt hat für die Wandlung der kombinierten Signale in akustische Signale.
13. 13. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Filternetzwerk ein Hochpaßfilter ist.
14. 14. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das Filternetzwerk ein Bandpaßfilter ist.
15. 15. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Addierschaltkreis einen Operationsverstärker umfaßt mit Positiv-Eingang und Negativ-Eingang, daß der Ausgang des Flachverstärkungssteuerschaltkreises mit dem Positiv-Eingang und der Ausgang des Filternetzwerks mit dem Negativ-Eingang verbunden ist.

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16. 16. Vorrichtung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Addierschaltkreis einen Operationsverstärker umfaßt mit einem Positiv-Eingang und einem Negativ-Eingang, und daß der Positiv-Eingang auf Masse gelegt ist und die Ausgänge der Flachverstärkungssteuerschaltkreise und des Filternetzwerks an den Negativ-Eingang gelegt sind.
17. 17. Vorrichtung nach Anspruch Io, gekennzeichnet durch Schaltkreise für automatische Verstärkungssteuerung oder -regelung zwischen dem Ausgang des Addierschaltkreises und dem Vorverstärker zur Steuerung von dessen Verstärkungsfaktor.
18. 18. Vorrichtung nach Anspruch Io, gekennzeichnet durch eine automatische Verstärkungssteuer- oder Regelungsschaltung, die mit dem Vorverstärker gekoppelt ist.
19. 19. Verfahren zum Anpassen einer Hörhilfe, vorzugsweise nach einem der Ansprüche 1 bis 18, zur Korrektur von Gehörschäden, gekennzeichnet durch die folgenden Schritte:

    a) Bestimmung der Absolutschwelleninformation über einen vorgegebenen Tonbereich für einen reinen Ton

    in Funktion von der Frequenz;

    b) Bestimmung der Information üer einen vorgegebenen Tonbereich bezüglich des Tonunbehaglichkeitspegels eines reinen Tons in Funktion von der Frequenz;

    c) Verbindung der Testperson mit einem Ausgang von einem Modellhörhilfegerät mit einem Filternetzwerk für einen generellen Bereich von Gehörschädigung der Testperson, wie dieser beestimmt worden ist durch die Ergebnisse der Schritte a) und b), wobei das

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    Netzwerk eine Mehrzahl individueller Filternetzwerke¹ umfaßt;

    d) Abfragen der Testperson bezüglich der besseren Verständlichkeit fortlaufender Sprache am Ausgang des Modellhörhilfegerätes, wenn dieses auf unte-rschiedliche individuelle Filternetzwerke umgeschaltet wird, und

    β) Bestimmung des besten individuellen Filternetzwerks für die Korrektur der Gehörschädigung in Abhängigkeit vom Ergebnis des Schrittes d).
20. 20. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt a) ferner die folgenden Schritte umfaßt:

    al) Erzeugung eines Signals graduell zunehmender Frequenz von 2oo Hz bis loooo HZ eines reinen Tones,

    a2) Pulsierenlassen des Signals mit einer behaglichen Zahl von Impulsen pro Sekunde zur Ausbildung eines Teststimulus, und

    a3) Steuerung der Intensität des Tones des Teststimulus zum Ableiten einer Absolutschwelleninformation.
21. 21. Verfahren nach Anspruch 2o, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt a3) ferner die folgenden Schritte umfaßt:

    a3l) Veaingern der Tonintensität bis zu nahezu nicht mehr hörb^arem Pegel,

    a32) Vergrößerung der Tonintensität bis zu einem nahezu gerade noch hörbaren Pegel und

    a33) kontinuierliches Wiederholen der Schritte a31)und a32) bei zunehmender Frequenz des Tones. 409842/0912

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22. 22. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt b) ferner die folgenden Schritte umfaßt:

    bl) ERzeugung eines Signals mit graduell zunehmender Frequenz von 2oo Hz bis loooo Hz eines reinen Tones,

    b2) Pulsierenlassen des Signals mit 2 bis Io Pulsen pro Sekunde zur Erzeugung eines Teststimulus, und

    b3) Steuerung der Intensität des Tones des Teststimulus bis zum Erreichen einer Geräuschunbehaglichkeitsinformation.
23. 23. Verfahren nach Anspruch 22, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt b3) ferner die folgenden Schritte umfaßt:

    b31) Vergrößerung der Tonintensität bis zu einem Pegel von deutlichem Unbehagen,

    b32) Verringerung der Tonintensität bis zu einem tolerierbaren Pegel, und

    b33) kontinuierliches Wiederholen der Schritte b31) und b32) bei zunehmender Tonfrequenz.
24. 24. Verfahren nach Anspruch 2o, dadurch gekennzeichnet, daß die Pulsationsfrequenz 2 pro Sekunde beträgt.
25. 25. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt a) die Aufzeichnung der Absolutschwellenin formation für den reinen Ton in Funktion der Frequenz beinhaltet.
26. 26. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, daß der Schritt b) die Aufzeichnung der ünbehaglichkeitsinformation für eine Reintonintensitat in Funktion von

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    der Frequenz beinhaltet.
27. 27. Verfahren nach Anspruch 19, gekennzeichnet durch den zusätzlichen Schritt:

    f) Eingabe eines aufgezeichneten forraalisierten Worttests mit Konversationslautstärkepegel.
28. 28. Verfahren nach einem der Ansprüche 19 bis 27, dadurch gekennzeichnet, daß bei der Festlegung des individuellen Filternetzwerkes die beste Kombination individueller Filternetzwerke bestimmt wird,um die Korrektur der Gehörschädigung der Testperson vorzunehmen.
29. 29. Verfahren nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, daß die Testperson zwischen Sprachsignalen am Ausgang des Modellhörhilfegerätes zu wählen hat, das alternativ auf Paare individueller Filternetzwerke geschaltet wird, bis das beste individuelle Filternetzwerk bestimmt worden ist.
30. 30. Verfahren für die Fertigung von Hörhilfen nacheinem der Ansprüche 1 bis 29, dadurch gekennzeichnet, daß zunächst die Testperson dem Verfahren gemäß Ansprüchen 19 bis unterworfen wird, um die erforderliche Gehörkorrektur zu ermitteln, und daß danach dementsprechend die Hörhilfe eingestellt wird in ihrem Ansprechverhalten, um die so festgelegte Korrektur vorzunehmen.

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