EP1628504A2 - Stromsparbetrieb bei Hörhilfegeräten - Google Patents

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EP1628504A2
EP1628504A2 EP05106949A EP05106949A EP1628504A2 EP 1628504 A2 EP1628504 A2 EP 1628504A2 EP 05106949 A EP05106949 A EP 05106949A EP 05106949 A EP05106949 A EP 05106949A EP 1628504 A2 EP1628504 A2 EP 1628504A2
Authority
EP
European Patent Office
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hearing aid
voltage source
low
signal
frequency
Prior art date
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Application number
EP05106949A
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English (en)
French (fr)
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EP1628504B1 (de
EP1628504A3 (de
Inventor
Thomas Kasztelan
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Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audiologische Technik GmbH
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Publication date
Family has litigation
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Application filed by Siemens Audiologische Technik GmbH filed Critical Siemens Audiologische Technik GmbH
Publication of EP1628504A2 publication Critical patent/EP1628504A2/de
Publication of EP1628504A3 publication Critical patent/EP1628504A3/de
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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Electric hearing aids
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/33—Aspects relating to adaptation of the battery voltage, e.g. its regulation, increase or decrease
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2460/00—Details of hearing devices, i.e. of ear- or headphones covered by H04R1/10 or H04R5/033 but not provided for in any of their subgroups, or of hearing aids covered by H04R25/00 but not provided for in any of its subgroups
    • H04R2460/03—Aspects of the reduction of energy consumption in hearing devices

Definitions

  • the invention relates to a method for operating a hearing aid and a hearing aid with an input transducer, a signal processing unit, an output transducer, a voltage source and means for checking the state of charge of the voltage source.
  • Hearing aids are usually operated with a voltage source in the form of a battery or a rechargeable battery. These are usually emptied after only a few days of operation and must be replaced or recharged. It is therefore desirable for the hearing aid wearer to be informed in good time of a voltage source that is about to run out. For example, e.g. From US 6,320,969 a hearing aid is known which monitors the state of charge of the voltage source and warns the user by emitting an acoustic signal in front of a declining voltage source.
  • a hearing aid which comprises means for checking the state of the voltage source. If the energy stored therein comes to an end, then the clock frequency is reduced by these means and the signal processing is converted into a restricted operating mode. For a limited time still a limited operation of the hearing aid with the voltage source used is possible.
  • Object of the present invention is to provide a simple feasible, alternative solution to the above problem.
  • the object is achieved in a hearing aid with an input transducer, a signal processing unit, an output transducer, a voltage source and means for checking the state of charge of the voltage source in that the hearing aid comprises means for lowering the low-frequency signal components in the acoustic output signal in response to the residual charge of the voltage source ,
  • an input signal is recorded by means of an input transducer and converted into an electrical input signal.
  • an input transducer usually serves as an input transducer at least one microphone which receives an acoustic input signal.
  • Modern hearing aids often comprise a microphone system with a plurality of microphones in order to achieve a direction dependent on the direction of arrival of acoustic signals reception, a directional characteristic.
  • the input transducers may also include a telecoil or antenna for receiving electromagnetic input signals.
  • a hearing aid may be connected to a so-called "MLX module" in the form of an audio shoe for wireless reception of a signal transmitted from an external device.
  • the input signals converted by the input transducer into electrical input signals are for further processing and amplification fed to a signal processing unit.
  • the further processing and amplification takes place to compensate for the individual hearing loss of a hearing aid wearer, as a rule, as a function of the signal frequency.
  • the signal processing unit outputs an electrical output signal, which is fed via an output transducer to the hearing of the hearing aid wearer, so that the latter perceives the output signal as an acoustic signal.
  • output transducers usually listeners are used, which generate an acoustic output signal.
  • output transducers for generating mechanical vibrations are also known, which directly excite certain parts of the ear, such as the ossicles, to vibrate.
  • output transducers are known which directly stimulate neurons of the ear.
  • the invention has the advantage that the lowering of the low-frequency signal components with respect to the higher-frequency signal components in the acoustic output signal is a technically easy to implement procedure.
  • a change in the clock frequency of a digital hearing aid which entails a number of other measures (adaptation of the transfer function, adaptation of filter parameters, etc.)
  • no further adjustments to the signal processing are required when lowering the low frequencies.
  • the vast majority of the input signals remain understandable. The latter is often no longer the case, in particular with a broadband gain reduction.
  • the bass reduction does not lead to a deterioration of the harmonic distortion.
  • the hearing aid wearer hears the majority of acoustic input signals with the amplification needed for him.
  • the measure according to the invention only leads to a sound shift.
  • the invention has little effect on the transmission of acoustic signals which are of importance to the hearing aid wearer. These are, for example, hearing aid-internally or externally generated warning signals.
  • the hearing aid wearer can thus continue to hear the internally generated warning signal for warning of a voltage source that is about to run out in the amplification required for it.
  • the warnings are preferably carried out at regular intervals by means of voice output and comprise a time estimate with respect to the duration for which the restricted operation according to the invention can still be maintained.
  • a reduction of low-frequency signal components in the acoustic output signal reduces the power consumption of the hearing aid by up to 80%. From the time of accessing the measure according to the invention, so that up to five times longer remaining time is possible than would be the case without energy-saving measures.
  • mechanical means for lowering the low-frequency signal components may be provided in the acoustic output signal.
  • electronic means are used for lowering low-frequency signal components in the acoustic output signal.
  • filter means which can preferably be adapted to different boundary conditions by means of corresponding filter parameters.
  • the measures according to the invention are advantageously always taken when the residual charge of the voltage source used falls below a certain threshold value.
  • This threshold is preferably, e.g. during programming of the hearing aid, adjustable.
  • a development of the invention provides several different threshold values with respect to the residual charge of the voltage source used and a lowering of the low-frequency signal components in several stages. For example, a drop in the output voltage of the voltage source below a certain threshold by 20 mV each leads to a lowering of the low-frequency signal components of 2 dB each.
  • a further embodiment of the invention provides, with further decreasing output voltage of the voltage source, a shift of the cutoff frequency, below which a signal reduction takes place. For example, If the output voltage of the voltage source falls below a first threshold, signal components are lowered below the cutoff frequency of 400 Hz. If the output voltage falls below a second threshold value, the cutoff frequency below which a cut occurs shifts to higher frequencies, e.g. 600 Hz. Of course, more than two thresholds or cutoff frequencies can be set.
  • the lowering of the low-frequency signal components or the shift of the cutoff frequency, below which a reduction takes place not in stages, but continuously with decreasing output voltage of the voltage source.
  • the associated gradual lowering of the low-frequency signal components is thus barely noticed by the user at first.
  • Fig. 1 shows in block diagram a hearing aid with a microphone 1 for receiving an acoustic input signal and output of an electrical signal.
  • the electrical signal is fed to a signal processing unit 2.
  • the processed and amplified output signal of the signal processing unit 2 is converted back into an acoustic signal by means of a receiver 3 and supplied to the hearing of a hearing aid wearer.
  • the voltage supply of said components of the hearing aid device via a voltage source 4, which is usually designed as a battery or accumulator.
  • a voltage source 4 which is usually designed as a battery or accumulator.
  • the hearing aid further includes a voltage monitor 5. If the output voltage of the voltage source 4 falls below a certain threshold, then a warning signal is fed by the voltage monitor 5 in the signal processing unit 2 and according to reinforced individual requirements of each user and output via the handset 3.
  • the hearing aid according to the embodiment comprises as a special feature filter means 6 for lowering low-frequency signal components in the output signal.
  • the filter means 6 need not necessarily be between the signal processing unit 2 and the handset 3 may be arranged in the signal path of the hearing aid from the microphone 1 to the handset 3. Rather, appropriately designed filter means in any arrangement in the signal path lead to a lowering of the low-frequency signal components of the acoustic output signal.
  • the filter means 6 could thus for example be inserted directly after the microphone 1 in the signal path.
  • the filter means 6 are designed as high pass, so that higher-frequency signal components can pass unhindered and low-frequency signal components are suppressed.
  • the filter means 6 do not influence the transmission behavior of the hearing aid device permanently, but only when the output voltage of the voltage source 4 falls below a certain, preferably adjustable threshold value.
  • this threshold coincides with the above-mentioned threshold at which the audible warning signal is generated for the user.
  • several threshold values can be set in the voltage monitor 5, and the lowering of low-frequency signal components in the output signal takes place in several stages.
  • An embodiment in this regard is illustrated in FIG. It can be seen from the diagram that a lowering of the low-frequency signal components takes place by 2 dB as soon as the output voltage of the voltage source falls below the first threshold value S1 of 1.1 V.
  • the further threshold values S2, S3 and S4 the low-frequency signal components in the output signal are lowered by a further 2 dB in each case.
  • the signal reduction takes place by a corresponding control of the filter means 6 by the voltage monitor 5.
  • the lowering of low-frequency signal components of the output signal falls below the output voltage of a first threshold value S1 by a constant amount, for example -6 dB.
  • the limit frequency f g is gradually increased in this exemplary embodiment, below which a signal reduction takes place. This procedure is illustrated in the diagram according to FIG. 3.
  • S1 When falling below the threshold value S1, initially only frequencies below 200 Hz are lowered. If the output voltage falls below the threshold value S2, signal components below 400 Hz are lowered in the output signal. Even with the threshold values S3 and S4, the limit frequency f g is increased by 200 Hz in each case.
  • the two measures mentioned - gradual reduction or incremental increase in the cutoff frequency - can of course also be combined.
  • the reduction or the shift of the limit frequency in dependence on the output voltage of the voltage source can also take place on the basis of a continuous characteristic, as illustrated in FIGS. 4 and 5.
  • FIG. 4 when the threshold value S1 is undershot, the attenuation of the low-frequency signal components increases linearly with a further decreasing output voltage until a threshold value S2 is reached at which the maximum attenuation (-8 dB in the exemplary embodiment) is set.
  • 5 illustrates a linear relationship between the output voltage and the cut-off frequency, below which a signal reduction takes place.
  • the maximum cutoff frequency is 1 kHz in the exemplary embodiment.
  • FIG. 1 Another embodiment of the invention is illustrated in FIG.
  • the electrical input signal generated by the microphone 10 is first fed to a filter bank 11.
  • the hearing aid comprises the eight signal processing units 12A to 12H.
  • the signals of the individual channels are combined in a summer 13 and finally converted via an earphone 14 into an electrical signal and fed to the eardrum of a user.
  • the voltage supply of said components of the hearing aid device by means of a voltage source 15.
  • the output voltage of the voltage source 15 is monitored by a voltage monitor 16. This provides when falling below a threshold directly an output signal to the handset 14 for the information of a user about a soon to be necessary replacement or soon necessary reloading the power source.
  • the hearing aid according to the embodiment of FIG. 6, three switches 17A, 17B and 17C, by means of which the power supply of the signal processing units 12A, 12B and 12C can be interrupted.
  • the signal processing unit 12A is associated with the frequency band 0 to 200 Hz
  • the voltage supply is interrupted when the output voltage of the voltage source 15 of a first threshold value S1 is exceeded by opening the switch 17A by the voltage monitor 16. If the output voltage drops below a threshold value S2, the second switch 17B is also opened, thereby suppressing also the frequency band from 200 Hz to 400 Hz.
  • the third frequency band 400 Hz to 800 Hz
  • the invention provides a measure that can be implemented in different ways to effectively reduce power consumption. Although the sound image of the relevant hearing aid device is changed by the measure, the majority of the acoustic information remains understandable for the hearing aid wearer concerned. In particular, be Alarm signals continue to transmit with the necessary reinforcement for the hearing aid wearer.

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Abstract

Hörhilfegeräteträger können in Situationen geraten, in denen ein notwendiger Austausch bzw. ein notwendiges Nachladen einer entladenen Spannungsquelle (4, 15) nicht sofort möglich ist. Durch das Absenken tieffrequenter Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal kann in einer derartigen Situation für eine gewisse Zeit eine Art Notbetrieb aufrechterhalten werden. Der überwiegende Teil wichtiger akustischer Informationen bleiben dadurch für den Hörgeräteträger weiterhin verständlich.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie ein Hörhilfegerät mit einem Eingangswandler, einer Signalverarbeitungseinheit, einem Ausgangswandler, einer Spannungsquelle sowie mit Mitteln zur Überprüfung des Ladezustandes der Spannungsquelle.
  • Hörhilfegeräte werden in der Regel mit einer Spannungsquelle in Form einer Batterie oder eines Akkus betrieben. Diese sind zumeist schon nach wenigen Betriebstagen entleert und müssen ausgetauscht oder nachgeladen werden. Für den Hörgeräteträger ist es daher wünschenswert, dass er rechtzeitig über eine zur Neige gehende Spannungsquelle informiert wird. So ist z.B. aus der US 6,320,969 ein Hörgerät bekannt, welches den Ladezustand der Spannungsquelle überwacht und den Benutzer durch Abgabe eines akustischen Signals vor einer zur Neige gehenden Spannungsquelle warnt.
  • Trotz der Vorwarnung geraten Hörgeräteträger immer wieder in Situationen, in denen - trotz Vorwarnung - ein Austausch einer leeren Batterie bzw. das Nachladen eines Akkumulators nicht mehr rechtzeitig möglich ist. Es ist daher wünschenswert, bei einer zur Neige gehenden Spannungsquelle eine Art "Notbetrieb" mit eingeschränkter Funktionalität des Hörhilfegerätes über einen längeren Zeitraum zu ermöglichen.
  • Aus der DE 199 41 859 C2 ist ein Hörhilfegerät bekannt, das Mittel zur Überprüfung des Zustands der Spannungsquelle umfasst. Nähert sich die darin gespeicherte Energie ihrem Ende, so wird durch diese Mittel die Taktfrequenz reduziert und die Signalverarbeitung in einen eingeschränkten Betriebsmodus überführt. Damit ist für begrenzte Zeit noch ein eingeschränkter Betrieb des Hörhilfegerätes mit der eingesetzten Spannungsquelle möglich.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, eine in einfacher Weise durchführbare, alternative Lösung für das genannte Problem zu schaffen.
  • Die Aufgabe wird bei einem Hörhilfegerät mit einem Eingangswandler, einer Signalverarbeitungseinheit, einem Ausgangswandler, einer Spannungsquelle sowie mit Mitteln zur Überprüfung des Ladezustandes der Spannungsquelle dadurch gelöst, dass das Hörhilfegerät Mittel zum Absenken der tieffrequenten Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal in Abhängigkeit der Restladung der Spannungsquelle umfasst.
  • Ferner wird die Aufgabe gelöst durch ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes mit einem Eingangswandler, einer Signalverarbeitungseinheit, einem Ausgangswandler, einer Spannungsquelle sowie mit Mitteln zur Überprüfung des Ladezustandes der Spannungsquelle mit folgenden Schritten:
    • Detektieren des Ladezustandes der Spannungsquelle,
    • Absenken der tieffrequenten Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal in Abhängigkeit des Ladezustandes.
  • Bei einem Hörhilfegerät wird mittels eines Eingangswandlers ein Eingangssignal aufgenommen und in ein elektrisches Eingangssignal überführt. Üblicherweise dient als Eingangswandler wenigstens ein Mikrofon, welches ein akustisches Eingangssignal aufnimmt. Moderne Hörhilfegeräte umfassen häufig ein Mikrofonsystem mit mehreren Mikrofonen, um einen von der Einfallsrichtung akustischer Signale abhängigen Empfang, eine Richtcharakteristik, zu erreichen. Die Eingangswandler können jedoch auch eine Telefonspule oder eine Antenne umfassen zur Aufnahme elektromagnetischer Eingangssignale. Beispielsweise kann ein Hörhilfegerät mit einem so genannten "MLX-Modul" in Form eines Audio-Schuhs verbunden sein zum drahtlosen Empfang eines von einem externen Gerät gesendeten Signals. Die durch den Eingangswandler in elektrische Eingangssignale gewandelten Eingangssignale werden zur Weiterverarbeitung und Verstärkung einer Signalverarbeitungseinheit zugeführt. Die Weiterverarbeitung und Verstärkung erfolgt zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes eines Hörhilfegeräteträgers in der Regel in Abhängigkeit der Signalfrequenz. Die Signalverarbeitungseinheit gibt ein elektrisches Ausgangssignal ab, welches über einen Ausgangswandler dem Gehör des Hörhilfegeräteträgers zugeführt wird, so dass dieser das Ausgangssignal als akustisches Signal wahrnimmt. Als Ausgangswandler werden üblicherweise Hörer verwendet, die ein akustisches Ausgangssignal erzeugen. Es sind jedoch auch Ausgangswandler zur Erzeugung mechanischer Schwingungen bekannt, die direkt bestimmte Teile des Gehörs, wie beispielsweise die Gehörknöchelchen zu Schwingungen anregen. Weiterhin sind Ausgangswandler bekannt, die direkt Nervenzellen des Gehörs stimulieren.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass das Absenken der tieffrequenten Signalanteile gegenüber den höherfrequenten Signalanteilen in dem akustischen Ausgangsignal eine technisch einfach zu realisierende Vorgehensweise ist. Im Unterschied zu einer Veränderung der Taktfrequenz eines digitalen Hörgerätes, das eine Reihe weiterer Maßnahmen nach sich zieht (Anpassung der Übertragungsfunktion, Anpassung von Filterparametern usw.) sind beim Absenken der tiefen Frequenzen keine weiteren Anpassungen der Signalverarbeitung erforderlich. Dennoch bleibt der überwiegende Teil der Eingangssignale verständlich. Letzteres ist insbesondere bei einer breitbandigen Verstärkungsabsenkung häufig nicht mehr der Fall. Weiterhin führt die Tiefton-Absenkung nicht zu einer Verschlechterung des Klirrfaktors. Der Hörgeräteträger hört den überwiegenden Teil akustischer Eingangssignale mit der für ihn benötigten Verstärkung.
  • Die Maßnahme gemäß der Erfindung führt nur zu einer Klangverschiebung. Insbesondere ergeben sich durch die Erfindung kaum Auswirkungen auf die Übertragung akustischer Signale, die für den Hörgeräteträger von Bedeutung sind. Es sind dies beispielsweise hörgeräteintern oder extern erzeugte Warnsignale.
  • Insbesondere kann der Hörgeräteträger somit das intern erzeugte Warnsignal zur Warnung vor einer zur Neige gehenden Spannungsquelle weiterhin in der für ihn benötigten Verstärkung hören. Vorzugsweise erfolgen dabei die Warnhinweise in periodischen Abständen mittels Sprachausgabe und umfassen eine Zeitabschätzung bzgl. der Dauer, für die der eingeschränkte Betrieb gemäß der Erfindung noch aufrechterhalten werden kann.
  • Eine Absenkung tieffrequenter Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal reduziert den Stromverbrauch des Hörhilfegerätes um bis zu 80%. Ab dem Zeitpunkt, von dem an die erfindungsgemäße Maßnahme greift, ist damit eine bis zu fünfmal längere Restlaufzeit möglich als dies ohne Stromsparmaßnahmen der Fall wäre.
  • Bei der Erfindung können mechanische Mittel zum Absenken der tieffrequenten Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal vorgesehen sein. So kann zum Beispiel zum Absenken der Tiefen mittels eines kleinen Antriebs automatisch ein Schallkanal verkürzt oder verengt werden. Vorzugsweise werden bei einem Hörhilfegerät gemäß der Erfindung jedoch elektronische Mittel zum Absenken tieffrequenter Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal verwendet. Sind dies insbesondere Filtermittel, die vorzugsweise durch entsprechende Filterparameter auch an unterschiedliche Randbedingungen angepasst werden können.
  • Die erfindungsgemäßen Maßnahmen werden vorteilhaft immer dann ergriffen, wenn die Restladung der verwendeten Spannungsquelle unter einen bestimmten Schwellenwert fällt. Dieser Schwellenwert ist vorzugsweise, z.B. während der Programmierung des Hörhilfegerätes, einstellbar.
  • Eine Weiterbildung der Erfindung sieht mehrere unterschiedliche Schwellenwerte bzgl. der Restladung der verwendeten Spannungsquelle und ein Absenken der tieffrequenten Signalanteile in mehreren Stufen vor. So führt beispielsweise ein Absinken der Ausgangsspannung der Spannungsquelle unterhalb eines bestimmten Schwellenwertes um jeweils 20 mV zu einer Absenkung der tieffrequenten Signalanteile von jeweils 2 dB.
  • Eine weitere Ausführungsform der Erfindung sieht mit weiter abnehmender Ausgangsspannung der Spannungsquelle eine Verschiebung der Grenzfrequenz vor, unterhalb derer eine Signalabsenkung erfolgt. Z.B. werden dann, wenn die Ausgangsspannung der Spannungsquelle einen ersten Schwellenwert unterschreitet, Signalanteile unterhalb der Grenzfrequenz von 400 Hz abgesenkt. Unterschreitet die Ausgangsspannung einen zweiten Schwellenwert, so verschiebt sich die Grenzfrequenz, unterhalb derer eine Absenkung erfolgt, hin zu höheren Frequenzen, z.B. 600 Hz. Selbstverständlich können auch mehr als zwei Schwellenwerte bzw. Grenzfrequenzen festgelegt werden.
  • Bei einer bevorzugten Weiterbildung der Erfindung erfolgt die Absenkung der niederfrequenten Signalanteile bzw. die Verschiebung der Grenzfrequenz, unterhalb derer eine Absenkung erfolgt, nicht in Stufen, sondern kontinuierlich mit abnehmender Ausgangsspannung der Spannungsquelle. Das damit verbundene, allmähliche Absenken der tieffrequenten Signalanteile wird dadurch von dem Benutzer zunächst kaum wahrgenommen.
  • Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
    • Fig. 1
    ein Hörhilfegerät gemäß der Erfindung mit einem Ausgangsfilter mit einstellbarer Grenzfrequenz zum Absenken tieffrequenter Signalanteile,
    Fig. 2
    ein Diagramm zur Veranschaulichung der Absenkung in mehreren Schritten,
    Fig. 3
    ein Diagramm zur Veranschaulichung der Anhebung der Grenzfrequenz in mehreren Schritten.
    Fig. 4
    ein Diagramm zur Veranschaulichung einer kontinuierlichen Absenkung,
    Fig. 5
    ein Diagramm zur Veranschaulichung einer kontinuierlichen Anhebung der Grenzfrequenz,
    Fig. 6
    ein Hörhilfegerät gemäß der Erfindung mit einer parallelen Signalverarbeitung in mehreren Frequenzbändern.
  • Fig. 1 zeigt im Blockschaltbild ein Hörhilfegerät mit einem Mikrofon 1 zur Aufnahme eines akustischen Eingangssignals und Abgabe eines elektrischen Signals. Zur Weiterverarbeitung und frequenzabhängigen Verstärkung ist das elektrische Signal einer Signalverarbeitungseinheit 2 zugeführt. Während des normalen Betriebes des Hörhilfegerätes wird das verarbeitete und verstärkte Ausgangssignal der Signalverarbeitungseinheit 2 mittels eines Hörers 3 in ein akustisches Signal zurückgewandelt und dem Gehör eines Hörgeräteträgers zugeführt.
  • Die Spannungsversorgung der genannten Komponenten des Hörhilfegerätes erfolgt über eine Spannungsquelle 4, die in der Regel als Batterie oder Akkumulator ausgeführt ist. Um den Benutzer frühzeitig vor einer entleerten Batterie bzw. einem entleerten Akkumulator zu warnen, umfasst das Hörhilfegerät ferner einen Spannungswächter 5. Unterschreitet die Ausgangsspannung der Spannungsquelle 4 einen bestimmten Schwellenwert, so wird durch den Spannungswächter 5 ein Warnsignal in die Signalverarbeitungseinheit 2 eingespeist und gemäß den individuellen Anforderungen des jeweiligen Benutzers verstärkt und über den Hörer 3 ausgegeben.
  • Das Hörhilfegerät gemäß dem Ausführungsbeispiel umfasst als Besonderheit Filtermittel 6 zum Absenken tieffrequenter Signalanteile in dem Ausgangssignal. Dabei müssen die Filtermittel 6 nicht notwendigerweise zwischen der Signalverarbeitungseinheit 2 und dem Hörer 3 in dem Signalpfad des Hörhilfegerätes von dem Mikrofon 1 zu dem Hörer 3 angeordnet sein. Vielmehr führen entsprechend ausgeführte Filtermittel in beliebiger Anordnung in dem Signalpfad zu einem Absenken der tieffrequenten Signalanteile des akustischen Ausgangssignals. Die Filtermittel 6 könnten somit z.B. auch direkt im Anschluss an das Mikrofon 1 in den Signalpfad eingefügt sein. Die Filtermittel 6 sind als Hochpass ausgeführt, so dass höherfrequente Signalanteile ungehindert passieren können und tieffrequente Signalanteile unterdrückt werden. Die Filtermittel 6 beeinflussen das Übertragungsverhalten des Hörhilfegerätes jedoch nicht permanent, sonder lediglich dann, wenn die Ausgangsspannung der Spannungsquelle 4 einen bestimmten, vorzugsweise einstellbaren Schwellenwert unterschreitet. Vorzugsweise stimmt dieser Schwellenwert mit dem o.g. Schwellenwert überein, bei dem das akustische Warnsignal für den Benutzer generiert wird.
  • Bei einer Ausführungsform der Erfindung sind bei dem Spannungswächter 5 mehrere Schwellenwerte einstellbar und die Absenkung tieffrequenter Signalanteile in dem Ausgangssignal erfolgt in mehreren Stufen. Ein diesbezügliches Ausführungsbeispiel ist in Fig. 2 veranschaulicht. Aus dem Diagramm wird ersichtlich, dass eine Absenkung der tieffrequenten Signalanteile um 2 dB erfolgt, sobald die Ausgangsspannung der Spannungsquelle den ersten Schwellenwert S1 von 1,1 V unterschreitet. Beim Unterschreiten der weiteren Schwellenwerte S2, S3 und S4 werden die tieffrequenten Signalanteile in dem Ausgangssignal jeweils um weitere 2 dB abgesenkt. Im Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 1 erfolgt die Signalabsenkung durch eine entsprechende Steuerung der Filtermittel 6 durch den Spannungswächter 5.
  • Bei einer alternativen Ausführungsform der Erfindung erfolgt die Absenkung tieffrequenter Signalanteile des Ausgangssignals beim Unterschreiten der Ausgangsspannung von einem ersten Schwellenwert S1 um einen konstanten Betrag, z.B. -6 dB.
  • Zur Reduzierung des Stromverbrauchs bei weiter fortschreitendem Spannungsabfall wird bei diesem Ausführungsbeispiel jedoch die Grenzfrequenz fg stufenweise angehoben, unterhalb derer eine Signalabsenkung erfolgt. Diese Vorgehensweise ist in dem Diagramm gemäß Fig. 3 veranschaulicht. Beim Unterschreiten des Schwellenwertes S1 werden zunächst lediglich Frequenzen unterhalb 200 Hz abgesenkt. Unterschreitet die Ausgangsspannung den Schwellenwert S2, so werden in dem Ausgangssignal Signalanteile unterhalb 400 Hz abgesenkt. Auch bei den Schwellenwerten S3 und S4 erfolgt jeweils eine Erhöhung der Grenzfrequenz fg um 200 Hz.
  • Die beiden genannten Maßnahmen - stufenweise Absenkung bzw. stufenweise Erhöhung der Grenzfrequenz - können selbstverständlich auch kombiniert werden. Weiterhin kann die Absenkung bzw. die Verschiebung der Grenzfrequenz in Abhängigkeit der Ausgangsspannung der Spannungsquelle auch anhand einer stetigen Kennlinie erfolgen, wie dies in den Fig. 4 und 5 veranschaulicht ist. So erfolgt gemäß Fig. 4 beim Unterschreiten des Schwellenwertes S1 eine mit weiter abnehmender Ausgangsspannung linear zunehmende Dämpfung der tieffrequenten Signalanteile bis zum Erreichen eines Schwellenwertes S2, bei dem die maximale Dämpfung (im Ausführungsbeispiel -8 dB) eingestellt ist. Analog veranschaulicht Fig. 5 einen linearen Zusammenhang zwischen der Ausgangsspannung und der Grenzfrequenz, unterhalb derer eine Signalabsenkung erfolgt. Die maximale Grenzfrequenz liegt im Ausführungsbeispiel bei 1 kHz.
  • Ein weiteres Ausführungsbeispiel der Erfindung ist in Fig. 6 veranschaulicht. Anders als bei dem Ausführungsbeispiel gemäß Fig. 1 ist hier das von dem Mikrofon 10 erzeugte elektrische Eingangssignal zunächst einer Filterbank 11 zugeführt. In dieser erfolgt eine Aufspaltung des elektrischen Eingangssignals in acht Frequenzbänder. Die weitere Signalverarbeitung im Hörhilfegerät erfolgt dann parallel in diesen acht Frequenzbändern. Hierzu umfasst das Hörhilfegerät die acht Signalverarbeitungseinheiten 12A bis 12H. Nach der Verarbeitung und frequenzabhängigen Verstärkung werden die Signale der einzelnen Kanäle in einem Summierer 13 zusammengeführt und schließlich über einen Hörer 14 in ein elektrisches Signal gewandelt und dem Trommelfell eines Benutzers zugeführt. Die Spannungsversorgung der genannten Komponenten des Hörhilfegerätes erfolgt mittels einer Spannungsquelle 15. Auch in diesem Ausführungsbeispiel wird die Ausgangsspannung der Spannungsquelle 15 von einem Spannungswächter 16 überwacht. Dieser liefert beim Unterschreiten eines Schwellenwertes direkt ein Ausgangssignal an den Hörer 14 zur Information eines Benutzers über einen bald notwendigen Austausch oder ein bald notwendiges Nachladen der Spannungsquelle.
  • Als Besonderheit weist das Hörhilfegerät gemäß dem Ausführungsbeispiel nach Fig. 6 drei Schalter 17A, 17B und 17C auf, mittels derer die Spannungsversorgung der Signalverarbeitungseinheiten 12A, 12B und 12C unterbrochen werden kann. Durch eine Unterbrechung der Spannungsversorgung wird das davon betroffene Frequenzband unterdrückt. Z.B. ist der Signalverarbeitungseinheit 12A das Frequenzband 0 bis 200 Hz zugeordnet, deren Spannungsversorgung beim Unterschreiten der Ausgangsspannung der Spannungsquelle 15 eines ersten Schwellenwertes S1 durch Öffnen des Schalters 17A durch den Spannungswächter 16 unterbrochen wird. Sinkt die Ausgangsspannung unter einen Schwellenwert S2, so wird auch der zweite Schalter 17B geöffnet und dadurch auch das Frequenzband von 200 Hz bis 400 Hz unterdrückt. Ebenso verhält es sich mit dem dritten Frequenzband (400 Hz bis 800 Hz) beim Öffnen des dritten Schalters 17C nach dem Unterschreiten eines dritten Schwellenwertes.
  • Die Erfindung bietet eine auf unterschiedliche Weise einfach realisierbare Maßnahme zur effektiven Reduzierung des Stromverbrauchs. Durch die Maßnahme wird zwar das Klangbild des betreffenden Hörhilfegerätes verändert, jedoch bleibt der überwiegende Teil akustischer Informationen für den betroffenen Hörgeräteträger weiterhin verständlich. Insbesondere werden Alarmsignale weiterhin mit der für den Hörgeräteträger notwendigen Verstärkung übertragen.

Claims (9)

  1. Hörhilfegerät mit einem Eingangswandler (1, 10), einer Signalverarbeitungseinheit (2, 12A bis 12H), einem Ausgangswandler (3, 14) einer Spannungsquelle (4, 15) sowie mit Mitteln (5, 16) zur Überprüfung des Ladezustandes der Spannungsquelle (4, 15), gekennzeichnet durch Mittel (5, 16) zum Absenken tieffrequenter Signalanteile des akustischen Ausgangssignals in Abhängigkeit der Restladung der Spannungsquelle (4, 15).
  2. Hörhilfegerät nach Anspruch 1 mit elektronischen Mitteln zum Absenken der tieffrequenten Signalanteile.
  3. Hörhilfegerät nach Anspruch 2 mit Filtermitteln zum Absenken der tieffrequenten Signalanteile.
  4. Hörhilfegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei ein Schwellenwert (S1) bzgl. der Ausgangsspannung der Spannungsquelle (4, 15) vorhanden ist und wobei die Absenkung bei einer Ausgangsspannung unterhalb des Schwellenwertes (S1) erfolgt.
  5. Hörhilfegerät nach Anspruch 4, wobei der Schwellenwert (S1) einstellbar ist.
  6. Hörhilfegerät nach Anspruch 4 oder 5, wobei mehrere Schwellenwerte (S1, S2, S3, S4) vorhanden sind und die Absenkung in Stufen erfolgt.
  7. Hörhilfegerät nach Anspruch 4 oder 5, wobei mehrere Schwellenwerte (S1, S2, S3, S4) vorhanden sind und eine Grenzfrequenz der tieffrequenten Signalanteile zu höheren Frequenzen hin verschoben wird.
  8. Hörhilfegerät nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei ein von einem Benutzer wahrnehmbares Warnsignal zur Warnung vor einer entladenen Spannungsquelle (4, 15) abgebbar ist.
  9. Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes mit einem Eingangswandler (1, 10), einer Signalverarbeitungseinheit (2, 12A bis 12H), einem Ausgangswandler (3, 14), einer Spannungsquelle (4, 15) sowie mit Mitteln (5, 16) zur Überprüfung des Ladezustandes der Spannungsquelle (4, 15) mit folgenden Schritten:
    - Detektieren des Ladezustandes der Spannungsquelle (4, 15),
    - Absenken tieffrequenter Signalanteile in dem akustischen Ausgangssignal in Abhängigkeit des Ladezustandes der Spannungsquelle (4, 15).
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Cited By (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008015293A3 (en) * 2007-09-27 2008-09-12 Phonak Ag Method for operating a hearing device and corresponding hearing system and arrangement
EP2908556A1 (de) 2014-02-12 2015-08-19 Oticon A/s Hörgerät mit Warnung bei niedrigem Ladezustand
US10624559B2 (en) 2017-02-13 2020-04-21 Starkey Laboratories, Inc. Fall prediction system and method of using the same
US11277697B2 (en) 2018-12-15 2022-03-15 Starkey Laboratories, Inc. Hearing assistance system with enhanced fall detection features
US11638563B2 (en) 2018-12-27 2023-05-02 Starkey Laboratories, Inc. Predictive fall event management system and method of using same
US12095940B2 (en) 2019-07-19 2024-09-17 Starkey Laboratories, Inc. Hearing devices using proxy devices for emergency communication
US12254755B2 (en) 2017-02-13 2025-03-18 Starkey Laboratories, Inc. Fall prediction system including a beacon and method of using same
US12446824B2 (en) 2017-05-08 2025-10-21 Starkey Laboratories, Inc. Hearing assistance device incorporating virtual audio interface for therapy guidance

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP4530109B1 (ja) * 2009-05-25 2010-08-25 パナソニック株式会社 補聴器システム
US20130272556A1 (en) * 2010-11-08 2013-10-17 Advanced Bionics Ag Hearing instrument and method of operating the same
KR102059341B1 (ko) 2013-04-02 2019-12-27 삼성전자주식회사 난청인의 청각 모델을 이용한 파라미터 결정 장치 및 방법
KR101983659B1 (ko) 2013-04-16 2019-05-30 삼성전자주식회사 무선 양이 청각 기기의 저전력 운용 방법 및 장치
US9155900B2 (en) * 2013-06-20 2015-10-13 Cochlear Limited Medical device battery charging system and methods
US9913050B2 (en) 2015-12-18 2018-03-06 Cochlear Limited Power management features
US10834510B2 (en) 2018-10-10 2020-11-10 Sonova Ag Hearing devices with proactive power management
CN115715216A (zh) * 2020-06-16 2023-02-24 科利耳有限公司 听觉假体电池自主性配置

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6320969B1 (en) 1989-09-29 2001-11-20 Etymotic Research, Inc. Hearing aid with audible alarm
DE19941859C2 (de) 1999-09-02 2002-06-13 Siemens Audiologische Technik Digitales Hörhilfegerät

Family Cites Families (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5111506A (en) * 1989-03-02 1992-05-05 Ensonig Corporation Power efficient hearing aid
US6044162A (en) * 1996-12-20 2000-03-28 Sonic Innovations, Inc. Digital hearing aid using differential signal representations
EP0976302B1 (de) * 1997-04-16 2004-12-15 DSPFactory Ltd. Gerät und verfahren zur programmierung eines hörhilfegerätes
US6904156B1 (en) * 2001-08-03 2005-06-07 Zarlink Semiconductor (U.S.) Inc. System and method for reducing hearing aid squeal

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6320969B1 (en) 1989-09-29 2001-11-20 Etymotic Research, Inc. Hearing aid with audible alarm
DE19941859C2 (de) 1999-09-02 2002-06-13 Siemens Audiologische Technik Digitales Hörhilfegerät

Cited By (13)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2008015293A3 (en) * 2007-09-27 2008-09-12 Phonak Ag Method for operating a hearing device and corresponding hearing system and arrangement
EP2908556A1 (de) 2014-02-12 2015-08-19 Oticon A/s Hörgerät mit Warnung bei niedrigem Ladezustand
US9749753B2 (en) 2014-02-12 2017-08-29 Oticon A/S Hearing device with low-energy warning
EP3253076A1 (de) 2014-02-12 2017-12-06 Oticon A/s Hörgerät mit warnung bei niedrigem ladezustand
US12254755B2 (en) 2017-02-13 2025-03-18 Starkey Laboratories, Inc. Fall prediction system including a beacon and method of using same
US10624559B2 (en) 2017-02-13 2020-04-21 Starkey Laboratories, Inc. Fall prediction system and method of using the same
US12310716B2 (en) 2017-02-13 2025-05-27 Starkey Laboratories, Inc. Fall prediction system including an accessory and method of using same
US12446824B2 (en) 2017-05-08 2025-10-21 Starkey Laboratories, Inc. Hearing assistance device incorporating virtual audio interface for therapy guidance
US11277697B2 (en) 2018-12-15 2022-03-15 Starkey Laboratories, Inc. Hearing assistance system with enhanced fall detection features
US12149893B2 (en) 2018-12-15 2024-11-19 Starkey Laboratories, Inc. Hearing assistance system with enhanced fall detection features
US11638563B2 (en) 2018-12-27 2023-05-02 Starkey Laboratories, Inc. Predictive fall event management system and method of using same
US12484860B2 (en) 2018-12-27 2025-12-02 Starkey Laboratories, Inc. Predictive fall event management system and method of using same
US12095940B2 (en) 2019-07-19 2024-09-17 Starkey Laboratories, Inc. Hearing devices using proxy devices for emergency communication

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