EP1307072B1 - Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes sowie Hörgerät - Google Patents

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EP1307072B1
EP1307072B1 EP02022530A EP02022530A EP1307072B1 EP 1307072 B1 EP1307072 B1 EP 1307072B1 EP 02022530 A EP02022530 A EP 02022530A EP 02022530 A EP02022530 A EP 02022530A EP 1307072 B1 EP1307072 B1 EP 1307072B1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
signal
hearing aid
operating mode
operating condition
switching event
Prior art date
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Expired - Lifetime
Application number
EP02022530A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP1307072A2 (de
EP1307072A3 (de
Inventor
Eghart Fischer
Volkmar Hamacher
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audioligische Technik GmbH
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Publication date
Application filed by Siemens Audioligische Technik GmbH filed Critical Siemens Audioligische Technik GmbH
Publication of EP1307072A2 publication Critical patent/EP1307072A2/de
Publication of EP1307072A3 publication Critical patent/EP1307072A3/de
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Publication of EP1307072B1 publication Critical patent/EP1307072B1/de
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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/43—Electronic input selection or mixing based on input signal analysis, e.g. mixing or selection between microphone and telecoil or between microphones with different directivity characteristics
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
    • H04R25/502—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using analog signal processing
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/35—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using translation techniques
    • H04R25/356—Amplitude, e.g. amplitude shift or compression

Definitions

  • the invention relates to a method for operating a hearing aid with an input transducer for receiving an input signal and conversion into an electrical signal, a signal processing unit for processing and amplification of the electrical signal and an output transducer, wherein a switching operation for transferring the hearing aid from a first operating state to a second Operating state is triggered and wherein there is a sliding transition from the first operating state to the second operating state Furthermore, the invention relates to a hearing aid for performing the method.
  • a plurality of hearing programs can be set in a known hearing device. You can switch between the individual programs either manually or automatically.
  • a hearing aid is for example in the US 4,425,481 disclosed.
  • hearing aids are known from the prior art in which algorithms for signal processing in the hearing device can be switched on and off for further adaptation to different auditory situations. These algorithms relate to e.g. the compression, the reduction of interfering signals or the speech signal increase.
  • a circuit for operating a hearing aid equipped with at least one variable operating parameter and a hearing aid as such are known, wherein the operating parameter settings of a starting situation and a target situation are defined in a memory arrangement and by means of a control unit over a certain time interval, a transition of the operating parameter of the setting in the Starting situation in the setting of the target situation is feasible.
  • a method for fine adjustment of hearing aids in which an evaluation of the degree of optimization of the hearing aid set parameters, for example by means of psychoacoustic parameters, and in a subsequent optimization step, an adjustment of parameters requiring improvement takes place first in an assessment step.
  • the degree of optimization to be evaluated or parameters which are relevant for this within the evaluation step and / or the degree of the adjustment of the parameter requiring improvement is determined by fuzzy logic-based algorithms or rule sets.
  • An implantable hearing aid with tinnitus masker or noise is known, in which a digital signal processor is provided, which is designed both for the preparation of the audio signal as well as for the generation of tinnitus masking or Noiserfunktion necessary signals and for the combination of the latter signals with the audio signal.
  • the object of the present invention is to avoid disturbing acoustic effects in a hearing device caused by switching on, off or switching operations.
  • the hearing aid that is used to carry out the method according to the invention is, for example, a hearing aid worn behind the ear, a hearing aid that can be worn in the ear, an implantable hearing aid or a pocket hearing device.
  • the hearing device used may also be part of a plurality of devices for the care of a hearing impaired comprehensive hearing aid system, eg part of a hearing aid system with two worn on the head hearing aids for binaural care or part of a hearing aid system, consisting of a head-worn device and a wearable processor unit.
  • the hearing aid comprises an input transducer for receiving an input signal.
  • the input transducer is a microphone that picks up an acoustic signal and converts it into an electrical signal.
  • the hearing device further comprises a signal processing unit for processing and frequency-dependent amplification of the electrical signal.
  • a signal processing unit for processing and frequency-dependent amplification of the electrical signal.
  • DSP digital signal processor
  • the mode of operation of the signal processing unit can be adapted to the individual hearing loss of a hearing aid wearer and to the current hearing situation in which the hearing aid is currently being operated.
  • the thus changed electrical signal is finally fed to an output transducer.
  • This is usually designed as a handset, which converts the electrical output signal into an acoustic signal.
  • an implantable output transducer which is directly connected to an auditory ossicle and excites it to vibrate.
  • the signal processing in the hearing aid can be controlled by parameters.
  • a whole set of parameters used to adjust the signal processing to a particular listening situation is called a hearing program.
  • a hearing program When changing the hearing program therefore usually a variety of parameters is changed.
  • certain algorithms can influence the signal processing in the hearing aid. For example, an automatic gain control (AGC - Automatic Gain Control) can be effected by an algorithm. Another algorithm can be used to detect and reduce noise. Also, a special increase of speech signals by a convenient algorithm is possible.
  • AGC - Automatic Gain Control automatic gain control
  • Another algorithm can be used to detect and reduce noise.
  • a special increase of speech signals by a convenient algorithm is possible.
  • hearing aids provide additional functions that can be activated, deactivated or adjusted.
  • a function that can be exercised with the hearing device may relate, for example, to the microphone system.
  • an omnidirectional or a directional reception can be set and, in the case of a directional reception, the degree of directivity of the microphone system can be determined.
  • Further functions relate, for example, to a switchable signal for tinnitus therapy or the receipt of an input signal by means of a telecoil.
  • Modern hearing aids thus offer a variety of settings, by means of which they can be adapted to different listening situations or individual wishes and needs of a hearing aid wearer. If the hearing situation changes during the operation of the hearing device or if the hearing aid wearer wishes a change in a function of the hearing aid, then a switching process is necessary.
  • a switching operation is understood to be the switching on or off of an algorithm, the activation or deactivation of a function or the abrupt change of at least one parameter of the signal processing.
  • An example, continuous change in the gain by means of a volume control is thus no switching operation in the context of the invention.
  • hearing aids are transferred by the switching abruptly from a first operating state to a second operating state.
  • an algorithm is switched on or off in the second operating state, or the algorithm is modified in its mode of operation.
  • by switching over a function of the hearing aid can be activated, deactivated or changed.
  • the sudden change in the operating state is accompanied by disturbing acoustic effects and the associated irritation in the perception of sound signals.
  • the trigger for the change of the operating state is still an activation or deactivation of an algorithm or a function or a change of an algorithm or a function.
  • the changes made do not instantaneously affect in their entirety the signal output via the output transducer.
  • the resulting with conventional hearing aids click or pop noises, unnatural level jumps and unnatural sound changes are thus prevented.
  • the change of the operating state is effected by a sliding transition from the first operating state to the second operating state.
  • the method according to the invention can be applied to switching on or off an algorithm as well as to changing an activated algorithm.
  • the algorithm performs a first function in the first operating state and a second function in the second operating state.
  • this may mean changing the compression characteristic.
  • algorithms which relate to the frequency response, the reduction of interference signals or the raising of speech signals can be switched on, switched off or changed in their function.
  • the invention can also be applied to functions of the hearing aid that hide no algorithm.
  • the generation of a signal for tinnitus therapy may be provided. Is this feature enabled,
  • a signal is emitted for masking the tinnitus in the auditory canal.
  • the invention provides that in a switching operation of the hearing aid from a first operating state to a second operating state temporarily both operating states are present in parallel in the hearing aid. If, for example, an algorithm is switched on when the operating state is changed, this means that during the switching process the signal processing takes place both with the algorithm switched on and in parallel also with the algorithm switched off. The results of the parallel signal processing are finally weighted and merged.
  • this does not involve parallel signal processing over the entire signal path of the hearing device, but only in the part of the signal path of the hearing aid in which the two operating states differ. A preceding and subsequent signal processing can therefore be carried out equally for both operating states.
  • the sliding transition from the first operating state to the second operating state is now achieved according to an embodiment of the invention in that both operating states are linked to each other via a weighting function, wherein during the switching operation the weighting of a first signal resulting from the first operating state at 1 beginning gradually, steadily or at most in small jumps decreases and the weighting of a second signal resulting from the second operating state, starting at 0 gradually increases, steadily or at most in small jumps.
  • the sum of the weights is preferably at least approximately always equal to 1. If, for example, an algorithm for noise suppression is switched on, this means that signal processing in a signal path of the hearing aid initially continues without this algorithm. Parallel to this the signal processing takes place in a second signal path of the hearing aid with the algorithm for noise reduction.
  • the two signal paths are linked together via a weighting function.
  • the weighting of the algorithm for noise suppression is increased from 0 to 1 and the weighting of the corresponding parallel processing is lowered starting from 1 without the corresponding algorithm.
  • the sum of the weights is preferably always equal to 1.
  • An embodiment of the invention is characterized in that at least one parameter for controlling the signal processing in the hearing device has a specific value in the first operating state and, in a second operating state, has a value which has changed abruptly with respect to the first value.
  • the switching operation does not unfold its full effect immediately, but there is a smooth transition from the first operating state to the second operating state.
  • a parallel signal processing on the one hand with the parameter in its initial value and on the other with the parameter in its final value.
  • the outputs of the parallel signal processing blocks are then added with automatically changing weighting until, at the end of the transition, in fact only the signal branch with the parameter in its final value is active.
  • the invention is in this case limited by manual adjustment operations on the hearing aid, which take place continuously or continuously with a digital hearing device. Such settings relate to, for example, the volume control or settings related to the sound. These can be adjusted by means of controls, but this is not to be understood as a "switching" within the meaning of the invention.
  • the switching process is preferably controlled by a dedicated switching algorithm. This determines the weighting of the two signals and optionally the point in the signal path of the hearing aid, at which the two parallel paths are brought together, so that the parallel signal processing remains possible only to a part of the signal path.
  • the switching operation is performed manually, for example by actuating a control element, or automatically, e.g. is triggered by an automatic situation detection and switching of the hearing program.
  • An embodiment of the invention provides that the duration of the switching operation is adjustable. Depending on how annoying a user feels the switching operations, then the switching process "harder” or “softer” can be set. In general, the duration of the switching process will be selected in the range of a few seconds.
  • FIG. 1 shows a block diagram of a hearing aid 1 in which both an omnidirectional microphone 2 and a directional microphone formed from the microphones 3 and 4 are provided for receiving an acoustic input signal.
  • the two microphones 3 and 4 are electrically interconnected via a delay element 5 and a differential element 6.
  • the microphone signals are fed to a signal processing unit 7.
  • This preferably comprises a digital signal processor, in which the signal processing takes place in parallel in a plurality of frequency channels.
  • the signal processing unit 7 is adjustable to compensate for the individual hearing loss of a hearing aid wearer by a variety of parameters.
  • several different parameter sets for adapting the signal processing in the hearing device 1 to different listening situations, so-called listening programs, can be provided and activated therein.
  • the signal processing unit 7 allows the activation and adjustment of various algorithms for signal processing or such functions of the hearing aid 1.
  • algorithms may relate, for example, to the frequency response, the reduction of interference signals, the enhancement of speech signals, the directional microphone characteristic, the compression, etc.
  • adjustable functions are, for example, the choice of the signal input via a telephone coil 8, via the microphone 2 or via the microphone system 3, 4.
  • Another example of an adjustable function is the generation of a signal for tinnitus therapy.
  • the activation or adjustment of the algorithms or functions can be carried out manually or automatically in the hearing device 1.
  • the hearing aid 1 can automatically detect certain hearing situations, e.g. the hearing situation "environment with noise", and then activate a corresponding hearing program. Simultaneously with the relevant hearing program, an algorithm for noise suppression is then activated.
  • this is illustrated by the circuit unit 9 for reducing interference signals within the signal processing unit 7.
  • An input signal s (t) enters the circuit unit 9 and an output signal y (t) is supplied at the output.
  • Both s (t) and y (t) may be vectors, ie a plurality of signals.
  • a signal is picked up at at least one point in the signal path of the hearing aid 1, supplied to the circuit unit for reducing interference signals 9 and returned to the signal path after a signal processing. For example, can be done in the circuit unit 9 filtering.
  • an input signal has passed through the signal processing unit 7 of the hearing aid 1, it is finally converted into an acoustic signal via a receiver 10 and fed to the auditory canal of the hearing device wearer.
  • the circuit unit 9 is schematically illustrated in block diagram in FIG.
  • the circuit unit 9 is supplied to a signal input an input signal s (t).
  • An analysis unit 11A analyzes the input signal s (t) and detects whether an interference signal is contained therein.
  • a binary signal a (t) is supplied as the output of the analysis unit 11A.
  • the value 0 means that no interference signal has been detected, and with a detected interference signal, the value 1 is generated.
  • the signal a (t) does not directly switch on or off an algorithm for noise suppression in the arithmetic unit 12, but is initially applied to an input of a low-pass filter 11B. If the value of the signal a (t) jumps from 0 to 1, the value of the signal k (t) at the output of the low pass 11B continuously increases from 0 to 1 as a function of the time constant of the low pass 11B.
  • the analysis unit 11A thus forms together with the Low pass 11B provides a classifier 11 that does not "hard” between 0 or 1 - that is, "no noise present" or “noise present” - but provides a "smooth" sliding transition.
  • the signal k (t) is located directly at an input 13A and the value 1-k (t) formed in a computing unit 14 at an input of a multiplier 13B.
  • the multiplier 13B is supplied directly with the input signal s (t) while first passing through the arithmetic unit 12 before being supplied to the multiplier 13A.
  • the two parallel signal paths are combined by a summer 15 again.
  • the effect of the signal s (t), which was originally switched directly through to the output y (t), is reduced.
  • the value of the signal k (t) has increased to 1, which the arithmetic unit 12 unfolds its full effect at the signal output y (t) and the direct signal path is bypassed while bypassing the arithmetic unit 12.
  • the signal a (t) switches from 1 to 0 and the reverse process is set in motion.
  • the invention offers the advantage that interference noise or unnatural sound changes caused by switching on, off or switching operations in the hearing device according to the invention can be avoided. This effect is particularly advantageous in switching operations in the hearing aid, which are triggered automatically. In many cases, under certain external conditions, many switching operations take place within a short time, for example within a few seconds. In the exemplary embodiment, this may be the case if only a weak interference signal is present. Then the output signal of the analysis unit 11A, a (t), very often changes between 1 and 0, ie: "interference signal present" or "no interference signal present".
  • FIG. 2 shows only one possible embodiment of a weighting function with automatically changing weighting.
  • alternative solutions are also conceivable here.
  • it is only a schematic block diagram.
  • a / D converters are still required in order to convert the weighting functions k (t) and 1-k (t) into digital functions.
  • FIG. 3 also shows a further exemplary embodiment of the invention.
  • Signal processing is also implemented in a signal path of a hearing device by a circuit unit 9 ', specifically by means of a computer unit 20 processing of the input signal s (t) adapted to a specific environmental situation.
  • the signal processing in the arithmetic unit 20 is determined by a parameter set, in the exemplary embodiment the "hearing program 1".
  • the output of the arithmetic unit 20 is identical to the output signal of the circuit unit 9 ', namely y (t).
  • the circuit unit 9 ' has a switching unit 22.
  • This first causes the signal path of the hearing aid at least for a part of the signal path, namely between the signal input s (t) and the signal output y (t), in which differ the parameters of the signal processing of both hearing programs, parallel signal processing for the duration of the switching operation he follows.
  • processing of the input signal s (t) is thus also carried out in a computer unit 23.
  • the outputs of the arithmetic units 20 and 23 are weighted and fed to a summer 24. The weighting also takes place in this exemplary embodiment by a signal a '(t) which jumps from the value 1 to the value 0.
  • an output signal k' (t) of the low-pass filter 25 is generated which steadily drops from 1 to 0 within a specific period of time.
  • the signal k '(t) and the signal 1-k' (t) formed in the arithmetic unit 26 are supplied to a multiplier 27A and 27B, respectively.
  • the switching between two hearing programs can also be triggered automatically.
  • the invention can be extended analogously to more than two programs, between which switching is based on the example of a switching between two listening programs.
  • a classifier can not clearly recognize the current hearing situation, it changes very frequently and at short intervals between different listening situations. This results in connection with the invention has the advantage that then several hearing programs are operated automatically over a longer period of time in parallel in the hearing aid. If the situation recognition takes place, for example, by means of a circuit arrangement comparable to the classifier 11 according to FIG. 1, then the weighting of the respective hearing situation is on average approximately proportional to the time duration for which the respective hearing situation is determined.
  • the exemplary embodiment shown on the basis of the switching process between two hearing programs can be transferred to any other switching processes in the hearing aid in which hitherto jumps of parameters that influence the signal processing take place.
  • the invention can also be applied to various functions of a hearing aid that can be activated, deactivated or changed in terms of their setting.
  • a microphone arrangement with the microphones 30, 31 and 32 makes it possible to set different microphone receiving characteristics. If a switch S is in a first switching position, then only the omnidirectional microphone 30 is connected to a signal processing unit 33. Through the electrical connection of the two omnidirectional microphones 31 and 32 with a delay element 34 and a differential element 35, a directional microphone 31, 32 is realized. If the switch S is in the second switching position shown in FIG. 4, then the directional microphone 31, 32 is connected to the signal processing unit 33.
  • Such a switchable microphone system is known in the art.
  • a circuit arrangement as illustrated in the block diagram according to FIG. 5, is provided for the signal input.
  • the output of the omnidirectional microphone 30 is a signal processing unit 33A and the output of the microphone system 31, 32 fed to a signal processing unit 33B.
  • Trigger for the switching operation is the switching element 36.
  • the switching operation can be triggered either manually, for example by pressing a control element, or automatically, eg in conjunction with the change of the hearing program.
  • the triggering subsequent automatic switching operation is controlled by a switching unit 37. This determines which parts of the signal processing are to be executed in parallel during the switching process and, if appropriate, at which point y "(t) in the signal path of the hearing aid a common further processing can take place.
  • the two differently weighted signal paths in the summer 38 can be brought together and end-reinforced together.
  • the alternating weighting of the parallel microphone signal paths also takes place in the hearing device according to FIG. 4 by a binary signal a "(t), which changes from 1 to 0 when switching from an omnidirectional reception through the microphone 30 to a directional reception by the microphone system 31, 32
  • a signal k" (t) is output which, for example, steadily drops from 1 to 0 and as one of the input signals of a multiplier 40A is used, in a computer unit 41 formed signal 1-k '' (t) is supplied to an input of a multiplier 40B.
  • the multiplier 40A there is a signal originating from the microphone 30, at the second input of the multiplier 40B there is a signal coming from the interconnected microphones 31 and 32.
  • the circuit according to the block diagram allows a soft and smooth switching between an omnidirectional and a directional microphone reception. Also in this hearing aid, it is possible that by a very frequent switching at short time intervals by the switching element 36, e.g. caused by a not clearly determinable listening situation, both microphone characteristics over a longer period of time parallel in the hearing aid are available.
  • the soft, smooth transition between omnidirectional and directional microphone reception is additionally graphically illustrated by the directional diagrams A to H in FIG. Shown is the transition starting from the first operating state, in which only an omnidirectional reception takes place (directional characteristic A). Diagrams B through G then show the transition for which both operating states are present in parallel in the hearing aid, i.e., both the omnidirectional microphone and the directional microphone receive and process an input signal. Due to the time-varying weighting of the processed and summed microphone signals, the directional characteristics B to G arise. Finally, after the switching process has ended, only the second operating state is present in the hearing aid and the directional characteristic has the kidney shape illustrated in FIG. 6H.

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Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einer Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung und Verstärkung des elektrischen Signals und einem Ausgangswandler, wobei ein Umschaltvorgang zum Überführen des Hörgerätes von einem ersten Betriebszustand in einen zweiten Betriebszustand ausgelöst wird und wobei ein gleitender Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand erfolgt Ferner betrifft die Erfindung ein Hörgerät zur Durchführung des Verfahrens.
  • Zum optimierten Betrieb in unterschiedlichen Hörsituationen sind bei einem bekannten Hörgerät mehrere Hörprogramme einstellbar. Zwischen den einzelnen Hörprogrammen kann manuell oder automatisch umgeschaltet werden. Ein derartiges Hörgerät ist beispielsweise in der US 4,425,481 offenbart.
  • Aus dem Stand der Technik sind ferner Hörgeräte bekannt, bei denen zur weiteren Anpassung an unterschiedliche Hörsituationen Algorithmen zur Signalverarbeitung im Hörgerät ein- und ausgeschaltet werden können. Diese Algorithmen betreffen z.B. die Kompression, die Reduktion von Störsignalen oder die Sprachsignalanhebung.
  • Sowohl die Umschaltung zwischen verschiedenen Hörprogrammen als auch die Aktivierung von Algorithmen im Hörgerät können manuell oder automatisch erfolgen. Dabei entstehen in der Regel störende akustische Effekte und damit verbundene Irritationen bei der Perzeption von Schallsignalen in natürlichen Hörsituationen. Diese äußern sich zumeist in Form von störenden Knack-Geräuschen, unnatürlichen Pegelsprüngen oder unnatürlichen, plötzlichen Klangveränderungen.
  • Aus der DE 195 42 961 C1 ist eine Schaltung zum Betrieb eines mit mindestens einem variablen Betriebsparameter ausgestatteten Hörgeräts sowie ein Hörgerät als solches bekannt, wobei in einer Speicheranordnung die Betriebsparametereinstellungen einer Ausgangssituation sowie einer Zielsituation festgelegt sind und mittels einer Steuereinheit über ein bestimmtes Zeitintervall ein Übergang des Betriebsparameters von der Einstellung in der Ausgangssituation in die Einstellung der Zielsituation durchführbar ist.
  • Aus der DE 195 34 981 A1 ist ein Verfahren zur Feinanpassung von Hörgeräten bekannt, bei dem zuerst in einem Bewertungsschritt eine Bewertung des Optimierungsgrads am Hörgerät eingestellter Parameter, beispielsweise mittels psychoakustischer Größen, und in einem nachfolgenden Optimierungsschritt eine Justierung verbesserungsbedürftiger Parameter erfolgt. Dabei wird der zu bewertende Optimierungsgrad oder hierfür maßgebliche Größen im Rahmen des Bewertungsschritts und/oder der für den Optimierungsschritt maßgebliche Grad der Justierung des verbesserungsbedürftigen Parameters durch auf Fuzzy-Logik basierende Algorithmen bzw. Regelsätze ermittelt.
  • Aus der DE 198 59 171 C2 ist ein implantierbares Hörgerät mit Tinnitusmaskierer oder Noiser bekannt, bei dem ein digitaler Signalprozessor vorgesehen ist, der sowohl für die Aufbereitung des Audiosignals als auch für die Erzeugung der zur Tinnitusmaskierung oder Noiserfunktion notwendigen Signale und für die Zusammenfassung der letztgenannten Signale mit dem Audiosignals ausgelegt ist.
  • Aus der US 6,101,258 ist ein Hörgerät mit einem omnidirektionalen und einem direktionalen Mikrofon bekannt. Dabei kann manuell oder automatisch zwischen einer gerichteten und einer ungerichteten Mikrofoncharakteristik umgeschaltet werden. Auch ein weiches Überblenden (Fading) zwischen den unterschiedlichen Mikrofoncharakteristiken ist möglich.
  • Aus der WO 01/01731 A1 sowie aus der WO 01/72085 A2 sind Hörgeräte mit mehreren omnidirektionalen Mikrofonen bekannt, die zum Erzeugen einer Richtwirkung elektrisch miteinander verschaltbar sind. Durch unterschiedliche Verschaltung der Mikrofone können unterschiedliche Richtcharakteristiken erzeugt werden. Zwischen den unterschiedlichen Richtcharakteristiken kann weich übergeblendet werden.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, durch Ein-, Aus- oder Umschaltvorgänge hervorgerufene, störende akustische Effekte bei einem Hörgerät zu vermeiden.
  • Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Verfahren mit dem Merkmalen gemäß Patentanspruch 1
  • Ferner wird die Aufgabe gelöst durch ein Hörgerät mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 17.
  • Bei dem Hörgerät, das zur Durchführung des Verfahrens gemäß der Erfindung verwendet wird, handelt es sich beispielsweise um ein hinter dem Ohr tragbares Hörgerät, ein in dem Ohr tragbares Hörgerät, ein implantierbares Hörgerät oder ein Taschenhörgerät. Weiterhin kann das verwendete Hörgerät auch Teil eines mehrere Geräte zur Versorgung eines Schwerhörigen umfassenden Hörgerätesystems sein, z.B. Teil eines Hörgerätesystems mit zwei am Kopf getragenen Hörgeräten zur binauralen Versorgung oder Teil eines Hörgerätesystems, bestehend aus einem am Kopf tragbaren Gerät und einer am Körper tragbaren Prozessoreinheit. Das Hörgerät umfasst einen Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals. Normalerweise dient als Eingangswandler ein Mikrofon, das ein akustisches Signal aufnimmt und in ein elektrisches Signal wandelt. Als Eingangswandler kommen jedoch auch Einheiten in Betracht, die eine Spule oder eine Antenne aufweisen und die ein elektromagnetisches Signal aufnehmen und in ein elektrisches Signal wandeln. Das Hörgerät umfasst ferner eine Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung und frequenzabhängigen Verstärkung des elektrischen Signals. Zur Signalverarbeitung im Hörgerät dient vorzugsweise ein digitaler Signalprozessor (DSP), dessen Arbeitsweise mittels auf das Hörgerät übertragbarer Programme oder Parameter beeinflussbar ist. Dadurch lässt sich die Arbeitsweise der Signalverarbeitungseinheit an den individuellen Hörverlust eines Hörgeräteträgers sowie an die aktuelle Hörsituation, in der das Hörgerät gerade betrieben wird, anpassen. Das so veränderte elektrische Signal ist schließlich einem Ausgangswandler zugeführt. Dieser ist in der Regel als Hörer ausgebildet, der das elektrische Ausgangssignal in ein akustisches Signal wandelt. Es sind jedoch auch hier andere Ausführungsformen möglich, z.B. ein implantierbarer Ausgangswandler, der direkt mit einem Gehörknöchelchen verbunden ist und dieses zu Schwingungen anregt.
  • Wie oben bereits ausgeführt worden ist, kann die Signalverarbeitung im Hörgerät durch Parameter gesteuert werden. Ein ganzer Satz von Parametern, der zur Einstellung der Signalverarbeitung an eine bestimmte Hörsituation dient, wird als Hörprogramm bezeichnet. Beim Wechsel des Hörprogramms wird daher gewöhnlich eine Vielzahl an Parametern geändert. Neben den Parametern zur Steuerung der Signalverarbeitung können aber auch bestimmte Algorithmen die Signalverarbeitung im Hörgerät beeinflussen. Beispielsweise kann durch einen Algorithmus eine automatische Verstärkungsregelung (AGC - Automatic Gain Control) bewirkt werden. Ein anderer Algorithmus kann zur Erkennung und Reduzierung von Störsignalen dienen. Auch eine besondere Anhebung von Sprachsignalen durch einen zweckmäßigen Algorithmus ist möglich.
  • Neben den Parametern zur Steuerung der Signalverarbeitung im Hörgerät und den Algorithmen, die selbst eine Signalverarbeitung bewirken und dadurch die Signalverarbeitung im Hörgerät beeinflussen, bieten Hörgeräte zusätzliche Funktionen, die aktiviert, deaktiviert oder eingestellt werden können. Eine solche mit dem Hörgerät ausübbare Funktion kann z.B. das Mikrofonsystem betreffen. So kann bei einem Hörgerät ein omnidirektionaler oder ein direktionaler Empfang eingestellt und bei einem direktionalen Empfang der Grad der Richtwirkung des Mikrofonsystems festgelegt werden. Weitere Funktionen betreffen beispielsweise ein zuschaltbares Signal zur Tinnitus-Therapie oder den Empfang eines Eingangssignals mittels Telefonspule.
  • Moderne Hörgeräte bieten somit eine Vielzahl an Einstellmöglichkeiten, mittels derer sie an unterschiedliche Hörsituationen oder individuelle Wünsche und Bedürfnisse eines Hörgeräteträgers angepasst werden können. Ändert sich während des Betriebs des Hörgerätes die Hörsituation oder wünscht der Hörgeräteträger eine Veränderung bei einer Funktion des Hörgerätes, so ist ein Umschaltvorgang erforderlich. Unter einem Umschaltvorgang wird dabei das Ein- oder Ausschalten eines Algorithmus, das Aktivieren oder Deaktivieren einer Funktion oder die sprunghafte Änderung wenigstens eines Parameters der Signalverarbeitung verstanden. Eine beispielsweise kontinuierliche Veränderung der Verstärkung mittels eines Lautstärkestellers ist somit kein Umschaltvorgang im Sinne der Erfindung.
  • Bislang werden Hörgeräte durch den Umschaltvorgang schlagartig von einem ersten Betriebszustand in einen zweiten Betriebszustand überführt. Gegenüber dem ersten Betriebszustand ist in dem zweiten Betriebszustand ein Algorithmus ein- oder ausgeschaltet oder der Algorithmus ist in seiner Funktionsweise verändert. Ebenso kann durch das Umschalten auch eine Funktion des Hörgerätes aktiviert, deaktiviert oder verändert werden. Mit der schlagartigen Änderung des Betriebszustandes gehen störende akustische Effekte und damit verbundene Irritationen bei der Perzeption von Schallsignalen einher. Durch den gleitenden Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand gemäß der Erfindung werden derartige Effekte vermieden. Auslöser für den Wechsel des Betriebszustandes ist nach wie vor ein Aktivieren oder Deaktivieren eines Algorithmus oder einer Funktion bzw. eine Änderung eines Algorithmus oder einer Funktion. Gemäß der Erfindung wirken sich dabei die erfolgten Änderungen jedoch nicht augenblicklich in vollem Umfang auf das über den Ausgangswandler abgegebene Signal aus. Die bei herkömmlichen Hörgeräten entstehenden Klick- oder Knack-Geräusche, unnatürliche Pegelsprünge sowie unnatürliche Klangveränderungen werden damit unterbunden. Der Wechsel des Betriebszustandes erfolgt durch einen gleitenden Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand.
  • Das Verfahren gemäß der Erfindung kann beim Ein- oder Ausschalten eines Algorithmus ebenso angewandt werden wie beim Verändern eines eingeschalteten Algorithmus. Im letzteren Fall wird durch den Algorithmus in dem ersten Betriebszustand eine erste Funktion und in dem zweiten Betriebszustand eine zweite Funktion ausgeführt. Dies kann beispielsweise bei einem Algorithmus zur automatischen Verstärkungsregelung ein Verändern der Kompressionskennlinie bedeuten. Ebenso können aber auch Algorithmen, die den Frequenzgang, die Reduzierung von Störsignalen oder die Anhebung von Sprachsignalen betreffen, eingeschaltet, ausgeschaltet oder in ihrer Funktion verändert werden.
  • Ebenso wie bei den Algorithmen, die eine Signalverarbeitung durchführen, kann die Erfindung auch bei Funktionen des Hörgerätes angewandt werden, hinter denen sich kein Algorithmus verbirgt. Beispielsweise kann die Erzeugung eines Signals zur Tinnitus-Therapie vorgesehen sein. Ist diese Funktion aktiviert, so wird zusätzlich zu dem durch das Hörgerät übertragenen Signal ein Signal zur Maskierung des Tinnitus in dem Gehörgang abgegeben.
  • Die Erfindung sieht vor, dass bei einem Umschaltvorgang des Hörgerätes von einem ersten Betriebszustand zu einem zweiten Betriebszustand vorübergehend beide Betriebszustände parallel im Hörgerät vorhanden sind. Wird beispielsweise beim Wechsel des Betriebszustandes ein Algorithmus eingeschaltet, so bedeutet dies, dass während des Umschaltvorgangs die Signalverarbeitung sowohl mit dem eingeschalteten Algorithmus und parallel dazu auch mit ausgeschaltetem Algorithmus erfolgt. Die Ergebnisse der parallelen Signalverarbeitung werden schließlich gewichtet und zusammengeführt. Vorteilhaft erfolgt dabei nicht über den kompletten Signalpfad des Hörgerätes eine parallele Signalverarbeitung, sondern lediglich in dem Teil des Signalpfades des Hörgerätes, in dem sich die beiden Betriebszustände unterscheiden. Eine vorhergehende und nachfolgende Signalverarbeitung kann daher für beide Betriebszustände gleichermaßen erfolgen. Der gleitende Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand wird nun gemäß einer Ausführungsform der Erfindung dadurch erreicht, dass beide Betriebszustände über eine Gewichtungsfunktion miteinander verknüpft sind, wobei während des Umschaltvorgangs die Gewichtung eines ersten Signals, das aus dem ersten Betriebszustand resultiert, bei 1 beginnend allmählich, stetig oder allenfalls in kleinen Sprüngen abnimmt und die Gewichtung eines zweiten Signals, das aus dem zweiten Betriebszustand resultiert, bei 0 beginnend allmählich, stetig oder allenfalls in kleinen Sprüngen zunimmt. Die Summe der Gewichte beträgt dabei vorzugsweise zumindest näherungsweise stets gleich 1. Wird beispielsweise ein Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung eingeschaltet, so bedeutet dies, dass in einem Signalpfad des Hörgerätes zunächst die Signalverarbeitung auch weiterhin ohne diesen Algorithmus erfolgt. Parallel dazu erfolgt die Signalverarbeitung in einem zweiten Signalpfad des Hörgerätes mit dem Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung. Unmittelbar im Anschluss an den Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung und an der entsprechenden Stelle im parallelen Signalpfad des Hörgerätes werden die beiden Signalpfade über eine Gewichtungsfunktion miteinander verknüpft. Dabei wird die Gewichtung des Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung bei 0 beginnend bis 1 gesteigert und die Gewichtung der entsprechenden parallelen Verarbeitung ohne den entsprechenden Algorithmus von 1 beginnend abgesenkt. Die Summe der Gewichte ist dabei vorzugsweise stets gleich 1. So wird das Hörgerät automatisch, "weich" und nahezu unmerklich von einem ersten Betriebszustand in den zweiten Betriebszustand überführt. Klick- oder Knack-Geräusche, unnatürliche Pegelsprünge sowie unnatürliche Klangveränderungen werden dadurch vermieden.
  • Eine Ausführungsform der Erfindung ist dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens ein Parameter zur Steuerung der Signalverarbeitung im Hörgerät in dem ersten Betriebszustand einen bestimmten Wert aufweist und in einem zweiten Betriebszustand einen gegenüber dem ersten Wert sprunghaft geänderten Wert aufweist. In der Regel wird jedoch bei einem Umschaltvorgang im Hörgerät, z.B. bei der Änderung des Hörprogramms, eine Vielzahl von Parametern gleichzeitig schlagartig geändert. Gemäß der Erfindung entfaltet auch hierbei der Umschaltvorgang nicht sofort seine volle Wirkung, sondern es erfolgt ein gleitender Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand. Hierzu erfolgt zumindest in dem Teilbereich der Signalverarbeitungseinheit des Hörgerätes, auf den der Parameter einwirkt, eine parallele Signalverarbeitung, zum einen mit dem Parameter in seinem Anfangswert und zum anderen mit dem Parameter in seinem Endwert. Die Ausgänge der parallelen Signalverarbeitungsblöcke werden dann mit automatisch wechselnder Gewichtung addiert, bis am Ende des Übergangs faktisch nur noch der Signalzweig mit dem Parameter in seinem Endwert aktiv ist. Die Erfindung grenzt sich hierbei von manuell durchgeführten Einstellvorgängen am Hörgerät, die kontinuierlich oder bei einem digitalen Hörgerät quasi kontinuierlich erfolgen. Derartige Einstellungen betreffen beispielsweise die Lautstärkeregelung oder Einstellungen bezüglich des Klangs. Diese können mittels Bedienelementen eingestellt werden, was jedoch nicht als "Umschaltvorgang" im Sinne der Erfindung zu verstehen ist.
    Der Umschaltvorgang wird vorzugsweise von einem eigens dafür bestimmten Umschaltalgorithmus gesteuert. Dieser bestimmt die Gewichtung der beiden Signale und gegebenenfalls die Stelle in dem Signalpfad des Hörgerätes, an der die beiden parallelen Pfade zusammengeführt sind, so dass die parallele Signalverarbeitung nach Möglichkeit nur auf einen Teil des Signalpfades beschränkt bleibt.
  • Bei der Erfindung ist es unerheblich, ob der Umschaltvorgang manuell, beispielsweise durch Betätigen eines Bedienelementes, oder automatisch, z.B. durch eine automatische Situationserkennung und Umschaltung des Hörprogramms, ausgelöst wird.
  • Eine Ausführungsform der Erfindung sieht vor, dass die Dauer des Umschaltvorgangs einstellbar ist. Abhängig davon, wie störend ein Benutzer die Umschaltvorgänge empfindet, kann dann der Umschaltvorgang "härter" oder "weicher" eingestellt werden. In der Regel wird die Dauer des Umschaltvorgangs im Bereich weniger Sekunden gewählt werden.
  • Weitere Einzelheiten der Erfindung werden nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen beschrieben.
  • Es zeigen:
    • Figur 1 ein Blockschaltbild eines Hörgerätes, bei dem ein Algorithmus zur Signalverarbeitung sowie verschiedene Funktionen einstellbar sind,
    • Figur 2 eine erste Schaltungseinheit zum gleitenden Ein- und Ausschalten eines Algorithmus,
    • Figur 3 eine Schaltungseinheit zum gleitenden Umschalten zwischen zwei Hörprogrammen,
    • Figur 4 einen zwischen omnidirektionalem und direktionalem Empfang umschaltbaren Signaleingang eines Hörgerätes nach dem Stand der Technik,
    • Figur 5 eine Schaltungsanordnung, die einen gleitenden Übergang zwischen omnidirektionalem und direktionalem Empfang bewirkt,
    • Figur 6 die Änderung der Richtcharakteristik beim weichen Überblenden zwischen omnidirektionalem und direktionalem Betrieb anhand von Richtdiagrammen und
  • Figur 1 zeigt im Blockschaltbild ein Hörgerät 1, bei dem zur Aufnahme eines akustischen Eingangssignals sowohl ein omnidirektionales Mikrofon 2 als auch ein aus den Mikrofonen 3 und 4 gebildetes direktionales Mikrofon vorgesehen sind. Zur Bildung eines Richtmikrofonsystems sind die beiden Mikrofone 3 und 4 über ein Verzögerungselement 5 sowie ein Differenzelement 6 elektrisch miteinander verschaltet. Zur Weiterverarbeitung sind die Mikrofonsignale einer Signalverarbeitungseinheit 7 zugeführt. Diese umfasst vorzugsweise einen digitalen Signalprozessor, bei dem die Signalverarbeitung parallel in mehreren Frequenzkanälen erfolgt. Die Signalverarbeitungseinheit 7 ist zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes eines Hörgeräteträgers durch eine Vielzahl von Parametern einstellbar. Weiterhin können darin mehrere unterschiedliche Parametersätze zur Anpassung der Signalverarbeitung im Hörgerät 1 an unterschiedliche Hörsituationen, sogenannte Hörprogramme, bereitgestellt und aktiviert werden. Darüber hinaus erlaubt die Signalverarbeitungseinheit 7 die Aktivierung und Einstellung verschiedener Algorithmen zur Signalverarbeitung oder von Funktionen des Hörgerätes 1. Solche Algorithmen können beispielsweise den Frequenzgang, die Reduzierung von Störsignalen, die Anhebung von Sprachsignalen, die Richtmikrofoncharakteristik, die Kompression usw. betreffen. Bei dem Hörgerät 1 einstellbare Funktionen sind z.B. die Wahl des Signaleingangs über eine Telefonspule 8, über das Mikrofon 2 oder über das Mikrofonsystem 3, 4. Ein weiteres Beispiel für eine einstellbare Funktion ist die Erzeugung eines Signals zur Tinnitus-Therapie.
  • Die Aktivierung oder Einstellung der Algorithmen oder Funktionen kann bei dem Hörgerät 1 manuell oder automatisch erfolgen. Beispielsweise kann das Hörgerät 1 automatisch bestimmte Hörsituationen erkennen, z.B. die Hörsituation "Umgebung mit Störgeräusch", und daraufhin ein entsprechendes Hörprogramm aktivieren. Gleichzeitig mit dem betreffenden Hörprogramm ist dann auch ein Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung aktiviert. Im Ausführungsbeispiel ist dies durch die Schaltungseinheit 9 zur Reduzierung von Störsignalen innerhalb der Signalverarbeitungseinheit 7 veranschaulicht. In die Schaltungseinheit 9 geht ein Eingangssignal s(t) ein und am Ausgang wird ein Ausgangssignal y(t) geliefert. Dabei kann es sich sowohl bei s(t) als auch bei y(t) um Vektoren, also eine Mehrzahl an Signalen, handeln. Insgesamt wird also an wenigstens einer Stelle im Signalpfad des Hörgerätes 1 ein Signal abgegriffen, der Schaltungseinheit zur Reduzierung von Störsignalen 9 zugeführt und nach einer Signalverarbeitung wieder in den Signalpfad abgegeben. Z.B. kann in der Schaltungseinheit 9 eine Filterung erfolgen.
  • Hat ein Eingangssignal die Signalverarbeitungseinheit 7 des Hörgerätes 1 durchlaufen, so wird es schließlich über einen Hörer 10 in ein akustisches Signal gewandelt und dem Gehörgang des Hörgeräteträgers zugeführt.
  • Anhand der Schaltungseinheit 9 zur Reduzierung von Störsignalen gemäß Figur 1 wird im Folgenden eine beispielhafte Ausführungsform der Erfindung näher beschrieben. Hierzu ist in Figur 2 die Schaltungseinheit 9 schematisch im Blockschaltbild veranschaulicht. Der Schaltungseinheit 9 ist an einem Signaleingang ein Eingangssignal s(t) zugeführt. Eine Analyseeinheit 11A analysiert das Eingangssignal s(t) und erkennt, ob darin ein Störsignal enthalten ist. Als Ausgangssignal der Analyseeinheit 11A wird ein binäres Signal a(t) geliefert. Dabei bedeutet der Wert 0, dass kein Störsignal erkannt wurde, und bei einem erkannten Störsignal wird der Wert 1 erzeugt. Das Signal a(t) schaltet nun nicht direkt einen Algorithmus zur Störgeräuschbefreiung in der Recheneinheit 12 ein oder aus, sondern liegt zunächst an einem Eingang eines Tiefpasses 11B an. Springt der Wert des Signals a(t) von 0 auf 1, so steigt der Wert des Signals k(t) am Ausgang des Tiefpasses 11B in Abhängigkeit der Zeitkonstante des Tiefpasses 11B stetig von 0 auf 1. Die Analyseeinheit 11A bildet somit zusammen mit dem Tiefpass 11B einen Klassifikator 11, der nicht "hart" zwischen 0 oder 1 - also: "kein Störsignal vorhanden" bzw. "Störsignal vorhanden" - umschaltet, sondern einen "weichen" gleitenden Übergang verschafft.
  • Das Signal k(t) liegt direkt an einem Eingang 13A und der in einer Recheneinheit 14 gebildete Wert 1-k(t) an einem Eingang eines Multiplikators 13B. Wie aus dem Blockschaltbild weiterhin ersichtlich ist, ist dem Multiplikator 13B das Eingangssignal s(t) direkt zugeführt, während es zunächst die Recheneinheit 12 durchläuft, bevor es dem Multiplikator 13A zugeführt ist. Schließlich werden die beiden parallelen Signalpfade durch einen Summierer 15 wieder zusammengeführt. Damit wirken sich bei einem Sprung von a(t) von 0 auf 1 die von der Recheneinheit 12 durchgeführten Rechenoperationen zunächst nicht mit voller Wirkung auf das Ausgangssignal y(t) aus, sondern erst in dem Maße, in dem das Signal k(t) ansteigt. In gleichem Maße reduziert sich die Wirkung des ursprünglich direkt auf den Ausgang y(t) durchgeschalteten Signals s(t). Nach einer bestimmten, vorzugsweise einstellbaren Zeitdauer ist dann der Wert des Signals k(t) auf 1 angewachsen, womit die Recheneinheit 12 ihre volle Wirkung am Signalausgang y(t) entfaltet und der direkte Signalpfad unter Umgehung der Recheneinheit 12 deaktiviert ist.
  • Werden nach einer Weile von der Analyseeinheit 11A keine Störsignale mehr in dem Eingangssignal s(t) detektiert, so schaltet das Signal a(t) von 1 nach 0 und der umgekehrte Prozess wird in Gang gesetzt.
  • Das "weiche" Ein- und Ausschalten eines Algorithmus wurde im Ausführungsbeispiel anhand einer Schaltungseinheit zur Reduzierung von Störsignalen beschrieben. Sinngemäß kann diese Vorgehensweise jedoch auf jeden beliebigen Algorithmus übertragen werden, der eine Signalverarbeitung im Hörgerät ausführt. Weiterhin kann neben dem Ein- und Ausschalten von Algorithmen auch zwischen unterschiedlichen Algorithmen umgeschaltet werden. Darüber hinaus ist es auch möglich, dass sich durch das Umschalten die Rechenvorschrift, die von einem Algorithmus ausgeführt wird, ändern soll. In diesem Fall werden dann gemäß der Erfindung während des Umschaltvorgangs sowohl der ursprüngliche Algorithmus als auch der geänderte Algorithmus ausgeführt. Im Unterschied zu dem gezeigten Ausführungsbeispiel gemäß Figur 2 befinden sich dann in beiden Signalpfaden zwischen dem Signaleingang s(t) und dem Summierer 15 Recheneinheiten zur parallelen Ausführung dieser Algorithmen, deren Ergebnisse dann gemäß der Erfindung mit wechselnder Gewichtung addiert werden.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass damit durch Ein-, Aus- oder Umschaltvorgänge hervorgerufene Störgeräusche oder unnatürliche Klangveränderungen bei dem Hörgerät gemäß der Erfindung vermieden werden. Diese Wirkung ist insbesondere bei Schaltvorgängen im Hörgerät vorteilhaft, die automatisch ausgelöst werden. Häufig finden nämlich unter bestimmten äußeren Gegebenheiten sehr viele Schaltvorgänge innerhalb kurzer Zeit, beispielsweise innerhalb weniger Sekunden, statt. Im Ausführungsbeispiel kann dies der Fall sein, wenn lediglich ein schwaches Störsignal vorliegt. Dann wechselt das Ausgangssignal der Analyseeinheit 11A, a(t), sehr häufig zwischen 1 und 0, also: "Störsignal vorhanden" bzw. "kein Störsignal vorhanden". In Verbindung mit dem Tiefpass 11B, den Multiplikatoren 13A und 13B sowie der Recheneinheit 14 führt dies dann zu einem Zustand, bei dem über einen längeren Zeitraum beide Betriebszustände parallel im Hörgerät wirksam sind, da das Ausgangssignal k(t) des Klassifikators 11 keinen der Endwerte 0 oder 1 erreicht. Im Ausführungsbeispiel wäre damit die Störgeräuschreduzierung nur teilweise wirksam. Dies ist für die beispielhaft vorgegebene Ausgangssituation eines schwachen Störsignals jedoch durchaus wünschenswert und sinnvoll.
  • Das Ausführungsbeispiel gemäß Figur 2 zeigt nur eine mögliche Ausführungsform einer Gewichtungsfunktion mit automatisch wechselnder Gewichtung. Hier sind jedoch auch Alternativlösungen denkbar. Weiterhin handelt es sich lediglich um ein schematisches Blockschaltbild. So sind bei der praktischen Realisierung noch weitere, hier nicht gezeigte, dem Fachmann jedoch geläufige Schaltungselemente notwendig, auf die zugunsten einer verbesserten Übersichtlichkeit bei der Darstellung verzichtet wurde. So sind beispielsweise bei einer Realisierung in digitaler Schaltungstechnik noch A/D-Wandler erforderlich, um die Gewichtungsfunktionen k(t) und 1-k(t) in digitale Funktionen zu überführen.
  • Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt Figur 3. Auch bei dieser Ausführungsform wird in einem Signalpfad eines Hörgerätes durch eine Schaltungseinheit 9' eine Signalverarbeitung realisiert, und zwar erfolgt mittels einer Recheneinheit 20 eine an eine bestimmte Umgebungssituation angepasste Verarbeitung des Eingangssignals s(t). Die Signalverarbeitung in der Recheneinheit 20 wird von einem Parametersatz, im Ausführungsbeispiel dem "Hörprogramm 1", bestimmt. Zunächst sei der Ausgang der Recheneinheit 20 identisch mit dem Ausgangssignal der Schaltungseinheit 9', nämlich y(t). Nun wird durch Betätigung eines Bedienelementes 21 auf das "Hörprogramm 2" umgeschaltet. Zur Durchführung des Umschaltvorgangs weist die Schaltungseinheit 9' eine Umschalteinheit 22 auf. Diese bewirkt zunächst, dass im Signalpfad des Hörgerätes zumindest für einen Teil des Signalpfades, nämlich zwischen dem Signaleingang s(t) und dem Signalausgang y(t), in denen sich Parameter der Signalverarbeitung beider Hörprogramme unterscheiden, für die Dauer des Umschaltvorgangs eine parallele Signalverarbeitung erfolgt. Unter Berücksichtigung des für das Hörprogramm 2 maßgeblichen Parametersatzes erfolgt somit auch in einer Recheneinheit 23 eine Verarbeitung des Eingangssignals s(t). Um einen gleitenden Übergang zwischen den beiden Hörprogrammen zu gewährleisten, werden die Ausgänge der Recheneinheiten 20 bzw. 23 gewichtet und einem Summierer 24 zugeführt. Die Gewichtung erfolgt auch in diesem Ausführungsbeispiel durch ein Signal a'(t), das von dem Wert 1 auf den Wert 0 springt. Über einen Tiefpass 25, dessen Zeitkonstante über das Signal b'(t) durch die Umschalteinheit 22 steuerbar ist, wird ein Ausgangssignal k'(t) des Tiefpasses 25 erzeugt, welches innerhalb einer bestimmten Zeitdauer stetig von 1 auf 0 fällt. Zur unterschiedlichen Gewichtung der Ausgänge der Recheneinheiten 20 und 23 ist das Signal k'(t) sowie das in der Recheneinheit 26 gebildete Signal 1-k'(t) einem Multiplizierer 27A bzw. 27B zugeführt. Durch diese beispielhafte Ausführungsform wird ein gleitender Übergang von einem Hörprogramm 1 zu einem Hörprogramm 2 realisiert, wobei die Dauer des Umschaltvorganges über eine Funktion b'(t) durch die Umschalteinheit 22 steuerbar ist.
  • Neben der manuellen Umschaltung durch das Bedienelement 21 kann der Umschaltvorgang zwischen zwei Hörprogrammen auch automatisch ausgelöst werden. Weiterhin kann die Erfindung anhand des Beispiels eines Umschaltvorganges zwischen zwei Hörprogrammen sinngemäß auch auf mehr als zwei Programme, zwischen denen umgeschaltet wird, erweitert werden.
  • Kann ein Klassifikator die augenblickliche Hörsituation nicht klar erkennen, so wechselt dieser sehr häufig und in kurzen Zeitabständen zwischen unterschiedlichen Hörsituationen. Dadurch ergibt sich im Zusammenhang mit der Erfindung der Vorteil, dass dann mehrere Hörprogramme automatisch über einen längeren Zeitraum parallel im Hörgerät betrieben werden. Erfolgt die Situationserkennung beispielsweise durch eine dem Klassifikator 11 gemäß Figur 1 vergleichbare Schaltungsanordnung, so ist die Gewichtung der jeweiligen Hörsituation im Mittel in etwa proportional zu der Zeitdauer für die die jeweilige Hörsituation festgestellt wird.
  • Sinngemäß lässt sich das anhand des Umschaltvorgangs zwischen zwei Hörprogrammen gezeigte Ausführungsbeispiel auf beliebige andere Schaltvorgänge im Hörgerät übertragen, bei denen bislang Sprünge von Parametern, die die Signalverarbeitung beeinflussen, stattfinden.
  • Ebenso wie bei der Anwendung von Algorithmen, die eine Signalverarbeitung im Hörgerät bewirken, lässt sich die Erfindung auch bei verschiedenen Funktionen eines Hörgerätes anwenden, die aktiviert, deaktiviert oder hinsichtlich ihrer Einstellung verändert werden können. Bei dem Hörgerät gemäß Figur 4 sind durch eine Mikrofonanordnung mit den Mikrofonen 30, 31 und 32 unterschiedliche Mikrofon-Empfangscharakteristiken einstellbar. Befindet sich ein Schalter S in einer ersten Schaltstellung, so ist lediglich das omnidirektionale Mikrofon 30 mit einer Signalverarbeitungseinheit 33 verbunden. Durch die elektrische Verschaltung der beiden omnidirektionalen Mikrofone 31 und 32 mit einem Verzögerungselement 34 und einem Differenzelement 35 wird ein Richtmikrofon 31, 32 realisiert. Befindet sich der Schalter S in der in Figur 4 dargestellten zweiten Schaltstellung, so ist das direktionale Mikrofon 31, 32 mit der Signalverarbeitungseinheit 33 verbunden. Ein derartiges umschaltbares Mikrofonsystem ist aus dem Stand der Technik bekannt. Beim Umschalten des Schalters S können einerseits durch das Umschalten verursachte Geräusche, aber auch unnatürliche Klangveränderungen bei der Signalübertragung durch das Hörgerät entstehen. Um diese zu vermeiden, wird für den Signaleingang eine Schaltungsanordnung, wie im Blockschaltbild gemäß Figur 5 veranschaulicht, vorgesehen. Auch hierbei besteht Wahlmöglichkeit zwischen einem omnidirektionalen Empfang durch das Mikrofon 30 sowie einem direktionalen Empfang durch die Mikrofone 31 und 32 in Verbindung mit dem Verzögerungselement 34 und dem Differenzelement 35. Zumindest während des Umschaltvorgangs ist der Ausgang des omnidirektionalen Mikrofons 30 einer Signalverarbeitungseinheit 33A und der Ausgang des Mikrofonsystems 31, 32 einer Signalverarbeitungseinheit 33B zugeführt. Auslöser für den Umschaltvorgang ist das Schaltelement 36. Der Umschaltvorgang kann sowohl manuell ausgelöst werden, beispielsweise durch Betätigung eines Bedienelementes, oder automatisch, z.B. in Verbindung mit dem Wechsel des Hörprogramms. Der einem Auslöser nachfolgende automatische Umschaltvorgang wird von einer Umschalteinheit 37 gesteuert. Diese bestimmt, welche Teile der Signalverarbeitung während des Umschaltvorgangs parallel auszuführen sind und gegebenenfalls, an welcher Stelle y''(t) im Signalpfad des Hörgerätes eine gemeinsame Weiterverarbeitung erfolgen kann. So können die beiden unterschiedlich gewichteten Signalpfade in dem Summierer 38 zusammengeführt und gemeinsam endverstärkt werden.
  • Die wechselnde Gewichtung der parallelen Mikrofonsignalpfade erfolgt auch bei dem Hörgerät gemäß Figur 4 durch ein binäres Signal a" (t), welches beim Umschalten von einem omnidirektionalen Empfang durch das Mikrofon 30 auf einen direktionalen Empfang durch das Mikrofonsystem 31, 32 von 1 auf 0 wechselt. Von einem Tiefpass 39, dessen Zeitkonstante von einem von der Umschalteinheit 37 ausgehenden Signal b" (t) steuerbar ist, wird ein Signal k"(t) abgegeben, welches zum Beispiel stetig von 1 auf 0 fällt und als eines der Eingangssignale eines Multiplizierers 40A dient. Das in einer Recheneinheit 41 gebildete Signal 1-k''(t) ist einem Eingang eines Multiplizierers 40B zugeführt. An dem zweiten Eingang des Multiplizierers 40A liegt ein von dem Mikrofon 30 herrührendes Signal an, an dem zweiten Eingang des Multiplizierers 40B liegt ein von dem miteinander verschalteten Mikrofonen 31 und 32 herrührendes Signal an.
  • Die Schaltung gemäß dem Blockschaltbild erlaubt ein weiches und gleitendes Umschalten zwischen einem omnidirektionalen und einem direktionalen Mikrofonempfang. Auch bei diesem Hörgerät ist es möglich, dass durch ein sehr häufiges Umschalten in kurzen Zeitabständen durch das Schaltelement 36, z.B. hervorgerufen durch eine nicht klar bestimmbare Hörsituation, beide Mikrofoncharakteristiken über einen längeren Zeitraum parallel im Hörgerät vorhanden sind.
  • Der weiche, gleitende Übergang zwischen omnidirektionalem und direktionalem Mikrofonempfang wird durch die Richtdiagramme A bis H gemäß Figur 6 zusätzlich grafisch veranschaulicht. Gezeigt ist der Übergang ausgehend von dem ersten Betriebszustand, in dem lediglich ein omnidirektionaler Empfang erfolgt (Richtcharakteristik A). Die Diagramme B bis G zeigen dann den Übergang, für den beide Betriebszustände parallel im Hörgerät vorhanden sind, d.h., sowohl von dem omnidirektionalen Mikrofon als auch von dem direktionalen Mikrofon wird jeweils ein Eingangssignal aufgenommen und weiterverarbeitet. Durch die sich über der Zeit verändernde Gewichtung der verarbeiteten und summierten Mikrofonsignale entstehen die Richtcharakteristiken B bis G. Schließlich ist nach Beendigung des Umschaltvorgangs nur noch der zweite Betriebszustand im Hörgerät vorhanden und die Richtcharakteristik weist die in Figur 6H veranschaulichte Nierenform auf.

Claims (19)

  1. Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes (1) mit einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einer Signalverarbeitungseinheit (7) zur Verarbeitung und Verstärkung des elektrischen Signals und einem Ausgangswandler, wobei ein Umschaltvorgang zum Überführen des Hörgerätes (1) von einem ersten Betriebszustand in einen zweiten Betriebszustand ausgelöst wird und wobei ein gleitender Übergang von dem ersten Betriebszustand zu dem zweiten Betriebszustand erfolgt, dadurch gekennzeichnet, dass während des Umschaltvorgangs ein Signalpfad innerhalb des Hörhilfegerätes zwischen einem Signaleingang, an dem ein Eingangssignal (s(t)) anliegt, und einem Signalausgang, an dem ein Ausgangssignal (y(t)) anliegt, aufgespaltet ist in einen ersten Signalpfad und einen parallelen zweiten Signalpfad, wobei das Eingangssignal (s(t)) beide Signalpfade durchläuft, wobei in dem ersten Signalpfad der erste Betriebszustand und in dem zweiten Signalpfad der zweite Betriebszustand im Hörgerät (1) vorliegt, wobei ein erstes Signal, das aus dem ersten Betriebszustand resultiert, und ein zweites Signal, das aus dem zweiten Betriebszustand resultiert, über eine Gewichtungsfunktion miteinander verknüpft sind und wobei während des Umschaltvorgangs die Gewichtung des ersten Signals verringert und die Gewichtung des zweiten Signals vergrößert wird.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Algorithmus zur Signalverarbeitung in dem ersten Betriebszustand eingeschaltet und in dem zweiten Betriebszustand ausgeschaltet ist.
  3. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Algorithmus zur Signalverarbeitung in dem ersten Betriebszustand ausgeschaltet und in dem zweiten Betriebszustand eingeschaltet ist.
  4. Verfahren nach Anspruch 1, wobei ein Algorithmus in dem zweiten Betriebszustand gegenüber einem ersten Betriebszustand verändert ist.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei der Algorithmus den Frequenzgang, die Reduzierung von Störsignalen, die Anhebung von Sprachsignalen, die Richtmikrofoncharakteristik oder die Kompression betrifft.
  6. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Funktion des Hörgerätes (1) in dem ersten Betriebszustand aktiviert und in dem zweiten Betriebszustand nicht aktiviert ist.
  7. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine Funktion des Hörgerätes (1) in dem ersten Betriebszustand nicht aktiviert und in dem zweiten Betriebszustand aktiviert ist.
  8. Verfahren nach Anspruch 1, wobei eine aktivierte Funktion des Hörgerätes (1) in dem zweiten Betriebszustand gegenüber dem ersten Betriebszustand verändert ist.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 6 bis 8, wobei die Funktion die Erzeugung eines Signals zur Tinnitus-Therapie betrifft.
  10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei bei dem Hörgerät Parameter zur Steuerung der Signalverarbeitung einstellbar sind und wobei wenigstens ein Parameter in dem zweiten Betriebszustand einen geänderten Wert gegenüber dem Wert des Parameters in dem ersten Betriebszustand aufweist.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei während des Umschaltvorgangs das Gewicht des ersten Parameters abnimmt und das Gewicht des zweiten Parameters zunimmt.
  12. Verfahren nach Anspruch 11, wobei die Summe der Gewichte eins beträgt.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei der Umschaltvorgang von einem Umschaltalgorithmus gesteuert wird.
  14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei der Umschaltvorgang manuell ausgelöst wird.
  15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, wobei der Umschaltvorgang automatisch ausgelöst wird.
  16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, wobei die Dauer des Umschaltvorgangs eingestellt wird.
  17. Hörgerät (1) zur Durchführung des Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 16, mit einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Signal, einer Signalverarbeitungseinheit (7) zur Verarbeitung und Verstärkung des elektrischen Signals und einem Ausgangswandler, wobei ein Umschaltvorgang von einem ersten Betriebszustand in einen zweiten Betriebszustand des Hörgerätes (1) auslösbar ist und wobei Mittel zum gleitenden Überführen des Hörgerätes (1) von dem ersten Betriebszustand in den zweiten Betriebszustand vorhanden sind, dadurch gekennzeichnet, dass ein Signalpfad innerhalb des Hörhilfegerätes (1) in einem Teilbereich zwischen einem Signaleingang, an dem ein Eingangssignal (s(t)) anliegt, und einem Signalausgang, an dem ein Ausgangssignal (y(t)) anliegt, aufgespaltet ist in einen ersten Signalpfad und einen parallelen zweiten Signalpfad, so dass das Eingangssignal (s(t)) beide parallele Signalpfade durchläuft, wobei in dem ersten Signalpfad der erste Betriebszustand und in dem zweiten Signalpfad der zweite Betriebszustand im Hörgerät (1) vorliegt, wobei das Hörgerät (1) Mittel zur gewichteten Verknüpfung eines ersten Signals, das aus dem ersten Betriebszustand resultiert, und eines zweiten Signals, das aus dem zweiten Betriebszustand resultiert, umfasst, und wobei während des Umschaltvorgangs die Gewichtung des ersten Signals abnimmt und die Gewichtung des zweiten Signals zunimmt.
  18. Hörgerät (1) nach Anspruch 17, wobei die Dauer des Umschaltvorgangs einstellbar ist.
  19. Hörgerät nach Anspruch 18, wobei während des Umschaltvorgangs das Gewicht des Signals aus dem ersten Betriebszustand mit eins beginnend abnimmt und das Gewicht des Signals aus dem zweiten Betriebszustand mit 0 beginnend zunimmt und wobei die Summe der Gewichte eins beträgt.
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