EP1750481A2 - Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät - Google Patents

Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät Download PDF

Info

Publication number
EP1750481A2
EP1750481A2 EP06113289A EP06113289A EP1750481A2 EP 1750481 A2 EP1750481 A2 EP 1750481A2 EP 06113289 A EP06113289 A EP 06113289A EP 06113289 A EP06113289 A EP 06113289A EP 1750481 A2 EP1750481 A2 EP 1750481A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
gain
frequency
hearing aid
target
max
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Withdrawn
Application number
EP06113289A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Josef Chalupper
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
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Audioligische Technik GmbH filed Critical Siemens Audioligische Technik GmbH
Publication of EP1750481A2 publication Critical patent/EP1750481A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • 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
    • H04R25/70—Adaptation of deaf aid to hearing loss, e.g. initial electronic fitting
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/43—Signal processing in hearing aids to enhance the speech intelligibility
    • 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 setting or operating a hearing aid and a hearing aid with at least one input transducer for receiving an input signal and conversion into an audio signal, a signal processing unit for processing and amplification of the audio signal and an output transducer.
  • the transfer function of a modern hearing aid can be adjusted in the adaptation of the hearing aid to the individual hearing loss of a user.
  • the transmission behavior of a hearing aid device can also change during normal operation of the hearing aid.
  • the user can change the transmission characteristics of the hearing aid by manual operation of controls that are attached to the hearing aid or a remote control. For example, it is possible to switch between different hearing programs or to vary the volume setting.
  • modern hearing aids are often equipped with different automatic systems, depending on the current environmental situation or specific System states automatically influence the transfer function.
  • a method for operating a hearing aid in which a transfer characteristic of a maximum gain over the frequency is set. If, as a result of an automatic or manual change of parameters which relate to the signal processing in the hearing aid, the amplification be increased at least in a certain frequency range beyond the characteristic of the maximum amplification, the resulting gain in this frequency range is automatically adjusted to the preset maximum amplification for limited to the relevant frequency range.
  • Hearing aid carriers often have the problem that the speech intelligibility despite the use of a hearing aid does not match the speech intelligibility of a normal hearing.
  • Different speech intelligibility models are known from the prior art which show which frequency ranges are particularly important for speech intelligibility. This knowledge can also be advantageously used for setting up speech reproducing or transmitting devices such as hearing aids.
  • Hearing Aids continue to pose the problem of acoustic feedback (feedback). These are particularly common when it comes to hearing aids with high gain.
  • the feedbacks are expressed in strong feedback oscillations of a certain frequency. This "whistling" is usually for both Hearing aid carrier as well as for people in its immediate vicinity very uncomfortable.
  • the typical feedback for pipes is usually at relatively high frequencies. Feedback can occur when sound picked up from the hearing aid microphone, amplified by a signal amplifier and output through the handset, returns to the microphone and is amplified again.
  • the so-called loop gain of the system ie the product of the hearing aid gain and the attenuation of the feedback path, must be greater than one.
  • the phase shift of this loop gain must correspond to any integer multiple of 360 °.
  • the critical gain is the gain that must not be exceeded so that feedback does not occur in a hearing aid worn by an individual.
  • the adjustable amplification can no longer completely compensate for the hearing loss of the hearing aid wearer. That is, instead of the target gain needed to compensate for the hearing damage, a lower resulting gain is set, which is limited to the critical gain.
  • the resulting gain is even set lower than the critical gain by a certain amount to give a "safety margin" from the critical gain to grant. In this case, the problem arises that, under the reduction in gain, as a rule, speech intelligibility is passed in a speech signal transmitted by the hearing aid.
  • An object of the invention is to automatically adjust parameter settings in a hearing aid device so that improved speech intelligibility results in a speech signal transmitted by the hearing aid.
  • an input signal is generally received 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.
  • an input transducer can also be designed as a telecoil or as an antenna for receiving electromagnetic input signals.
  • the input signals converted by the input transducer into electrical input signals are fed to a signal processing unit for further processing and amplification.
  • 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.
  • Farther output transducers are known which directly stimulate nerve cells of the ear.
  • the method according to the invention can be carried out both in the adaptation of a hearing aid to the individual hearing loss of a hearing aid wearer, in which the settings are performed on a programming device, but it can also be performed during ongoing operation of the hearing aid.
  • the gain that would be required to compensate for the individual hearing loss of a hearing aid wearer can not be adjusted for the entire frequency spectrum that can be transmitted by the hearing aid. This is the case in particular for avoiding feedback.
  • the gain of the hearing aid is therefore limited individually for each hearing aid wearer to a maximum gain.
  • the exact course of the respective maximum amplification can be determined, for example, by means of an open-loop gain measurement. From such a measurement, a transmission characteristic determined for the hearing aid and the individual user results in a maximum amplification of an input signal over the frequency.
  • a target gain is determined, which would be required to compensate for the individual hearing loss of the hearing aid wearer.
  • the resulting gain ie the gain actually set in the hearing aid, must not exceed the critical gain.
  • the actual gain setting is therefore limited to the critical gain in the frequency ranges where the target gain is above the critical gain.
  • one will even provide a "safety margin" of the resulting gain from the critical gain to feedbacks To be able to largely exclude even in everyday use of the hearing aid.
  • the invention can be applied to all known types of hearing aid devices, for example hearing aid devices that can be worn behind the ear, hearing aid devices that can be worn in the ear, implantable hearing aid devices or pocket hearing aid devices.
  • the hearing aid according to the invention may also be part of a plurality of devices for supplying a hearing aid comprising comprehensive hearing aid system, e.g. 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 portable on the head device and a wearable processor unit.
  • FIG. 1 illustrates the essential method steps when carrying out a method according to the invention.
  • a target gain and a maximum gain above the frequency are set.
  • the target gain is the gain that you actually want to achieve with the hearing aid, for example, to compensate for the hearing loss of the hearing aid wearer.
  • the maximum gain is the maximum gain that can be achieved with the hearing aid in question, taking into account the technical and anatomical conditions as a function of the frequency of an input signal. The order of the two process steps mentioned above is irrelevant.
  • a subsequent method step it is checked whether the target gain at a certain frequency or for a certain frequency range exceeds the maximum gain. If this is the case, then for these frequencies the resulting gain, that is to say to be set in the hearing aid, is limited to the maximum gain. In this case, if appropriate, a "safety margin" of the resulting gain from the maximum gain by which the resulting gain actually set in the hearing aid device remains below the maximum gain can be taken into account.
  • Figure 2 shows a schematic representation and with different scales designed as a personal computer (PC) 1 fitting device with a computer mouse 2 and a connectable via a not-shown interface via a cable 3 programmable hearing aid 4.
  • a via a mouse button 5 operable pointer 6 is on Screen 7 of the PC indicated.
  • the data processing system 8 of the PC are provided in a conventional manner and also not shown data storage and computing devices.
  • the described method can proceed on the adapter 1 for adapting the hearing aid 4 to an individual hearing loss.
  • the target gain, the maximum gain and the resulting gain can be represented, for example, as transfer characteristics on the graphical user interface.
  • the limitation of the resulting gain on the maximum gain can be done manually, for example, by clicking and dragging the characteristic of the resulting gain with the mouse 2.
  • the limitation of the resulting gain to the maximum gain can also be automatic.
  • the described method is in fact carried out even if the target gain and the resulting gain are not displayed simultaneously as two different transfer characteristics at the user interface. For example, only one hearing aid transmission characteristic curve could always be displayed, which is then set during the programming of the hearing aid device.
  • This transfer characteristic is given once, for example using a first-fit algorithm, and then changed in the course of the adaptation.
  • the transfer characteristic defined at the beginning of the adaptation would then correspond to the target gain and the transfer characteristic of the resulting gain obtained at the end of the adaptation, which is finally set on the hearing aid.
  • a target gain and a resulting gain on the user interface would be visible, but not simultaneously but temporally successive.
  • the distinction between target gain, maximum gain, and resultant gain is more appropriate.
  • the method according to the invention can also be carried out during the ongoing operation of a hearing aid.
  • modern hearing aids offer a number of ways by which the transfer characteristic of the hearing aid is changeable during operation.
  • a hearing aid includes, for example, a volume control with which the volume and thus the gain can be manually raised or lowered.
  • several different methods are known in hearing aids that automatically change the transfer function of the hearing aid. For example, methods for automatically adapting the signal processing in a hearing aid to different environmental situations are mentioned. This may also result, during operation, in the desire to set a target gain that is at least one frequency for the individual hearing aid wearer and the hearing aid in question exceeds the maximum gain set.
  • the invention contemplates compensating for the deterioration in speech intelligibility resulting from the difference between the target gain and the resulting gain.
  • This is achieved in the hearing aid according to the invention in that, for compensation, the gain in another frequency range in which the maximum gain is above the target gain is automatically set to a resultant gain between the target gain and the maximum gain.
  • the gain reduction in a first frequency range required for technical reasons, in particular to avoid feedback is at least partially compensated by an automatic gain boost in a second frequency range.
  • the increase of the resulting gain beyond the target gain is preferably done using a speech intelligibility model.
  • a speech intelligibility model It has been shown that certain frequency ranges have a much greater influence on speech intelligibility than other frequency ranges.
  • the frequency range in the range of one kHz is particularly important for the understanding of speech.
  • feedback usually only occurs at higher frequencies.
  • the setting of the gain below the actually desired target gain in terms of speech intelligibility can be mitigated by raising the frequencies in the range by a kHz.
  • a speech intelligibility model In this case, it is even possible to optimize the speech intelligibility by determining, for example by means of the speech intelligibility model, an optimum with regard to the frequency range and the exact amount of the increase.
  • the increase can only take place within a certain framework, which is limited for example by the maximum amplification, the individual discomfort threshold of the hearing aid wearer or the perceived loudness of a signal transmitted with the hearing aid.
  • the gain adaptation advantageously takes place not only on the basis of a speech intelligibility model, but possibly also on the basis of a loudness model.
  • it can be advantageously determined as a further framework condition in the automatic gain adjustment that overall the loudness impression does not change or changes only slightly.
  • FIGS. 3 to 5 the procedure according to the invention is illustrated graphically on the basis of transfer characteristics.
  • FIG. 3 shows the characteristic curve of a target gain V z over the frequency for an individual person.
  • This target gain results, for example, from an audiogram of the hearing aid wearer. In addition to the audiogram but can also enter a number of other parameters in the determination of the target gain, for example, individual user input to a programmer during the adaptation of the hearing aid in question.
  • the target gain can also change during the ongoing operation of the hearing aid, either by manually made settings of the user (eg manual change in volume setting) or automatically, eg by running in the hearing aid algorithms, such as situation detection, automatic gain control (AGC) , for feedback suppression etc.
  • AGC automatic gain control
  • the characteristic V z in the embodiment shows the required under the current circumstances to compensate for the individual hearing loss target gain of an input signal through the hearing aid. Due to technical and anatomical conditions, however, it is often not possible to actually set this target gain in the hearing aid in question.
  • the maximum gain V MAX additionally drawn in FIG. 4 relative to FIG. 3 can be set for the hearing aid device to be set and the relevant user.
  • the characteristic curve V MAX can for example result from an open-loop gain measurement and take into account the feedback tendency of the hearing aid device for the individual user.
  • the characteristic curve V Z exceeds the characteristic curve V MAX to the right of the common intersection S.
  • V E a gain characteristic V E has been set, which corresponds to the left of the intersection S substantially the target gain V z and right of the intersection S with a certain safety margin below the maximum gain V MAX .
  • the difference between V E and V Z generally leads to a deterioration in speech intelligibility in a hearing aid wearer supplied with the relevant hearing aid device.
  • the inventive automatic increase of the resulting gain V RES over the target gain V Z is clear.
  • the increase is in particular also graphically highlighted by the arrows. It can be seen that in particular the frequency range above and below one kHz is raised compared to the originally intended target gain.
  • the increase is preferably carried out on the basis of a speech intelligibility model, by which a value for the gain in speech intelligibility is generated for different frequencies and different amounts of the respective increase, so that an optimum for speech intelligibility can be achieved with the aid of known optimization methods.
  • the increase in gain takes place additionally under Consideration of a loudness model, which provides a measure of the loudness impression of a signal amplified according to the characteristics shown. In this case too, the characteristic V E according to FIG.
  • the speech intelligibility is optimized taking into account the loudness such that an improvement in speech intelligibility is achieved without substantially increasing the loudness perceived by the user.
  • both the gain reduction and the gain increase are carried out automatically in order to get from the target gain V Z to the resulting gain V RES .
  • appropriate algorithms for adjusting the gain are implemented in the hearing aid.
  • FIG. 6 shows by way of example in block diagram form a hearing aid with a gain control according to the invention.
  • a microphone 11 which receives an acoustic signal and in an audio signal, that is, an electrical sound signal, converts.
  • the resulting audio signal is first supplied to a preamplifier and A / D converter unit 12, in which the initially analog audio signal is converted into a digital audio signal.
  • the digital audio signal is split by means of the filter bank 13 into a plurality of frequency bands (channels).
  • the audio signals of the individual channels are first fed to signal processing units 14A-14E in which the audio signals, for example for adaptation to the individual deafness of a hearing aid wearer, are filtered differently. Further, in the signal processing units 14A-14E, signal analysis is also performed to detect, for example, the signal level, to detect the current listening situation, or to detect the presence of noise. From this signal analysis, parameters are derived and fed to automatic gain control units 15A-15E. The latter also includes parameters stored in a memory 16 which indicate a normal gain as well as a maximum amplification of the audio signal over the frequency for the respective channel.
  • the normal gain sets a gain output value for each frequency of the transmittable frequency range in the gain calculation, and may be determined both by a default setting of gain by the hearing aid manufacturer and by a setting made by the acoustician when adjusting the hearing aid. Likewise, the maximum gain can be preset by the hearing aid manufacturer and adjusted individually by the acoustician. For both gains almost any waveforms of the gain over the frequency in the audible frequency range can be adjusted.
  • the automatic gain control units 15A-15E may continue to receive the current one Adjustment of a volume control 17 be supplied. From parameters supplied to automatic gain control units 15A-15E, they determine a particular target gain for each frequency.
  • the normal gain may be 50 dB (gain output value), because of a very high signal input level, a factor of 0.8 compression (1st gain change value) will increase the signal by 10 dB due to the volume control 17 (FIG. Gain alteration value) and finally lowered by 20 dB due to a detected spurious signal (3rd gain change value), so that taking into account all the gain change values, a total gain change value of -20 dB and thus a target gain of 30 dB result. If this target gain at the respective frequency is less than or equal to the maximum gain, then this gain is also the effective resulting gain. Otherwise, the target gain is limited to the maximum gain so that the latter forms the effective resulting gain.
  • the invention then takes effect, so that the undesired but necessary reduction in gain is at least partially compensated by an increase in gain in another frequency range.
  • a data exchange between the individual automatic gain control units 15A to 15E is provided, which cause the increase of the gain according to the invention in at least one frequency band.
  • the increase advantageously takes place on the basis of a speech intelligibility model and a loudness model.
  • amplifiers 18A to 18E in the channels of the hearing aid 10 are respectively controlled by the automatic gain control units 15A to 15E.
  • the audio signals of the individual channels are brought together again and, if appropriate, after signal processing in the signal postprocessing unit 19, in which, for example, filtering, final amplification and D / A conversion takes place, a receiver 20 is supplied. This converts the processed electrical audio signal back into an acoustic signal, which is delivered into the ear canal of the hearing aid wearer.
  • the invention offers the advantage that in the case of the relevant hearing aid device 10, the gain, taking account of anatomical and technical conditions, is regulated in such a way that optimal speech intelligibility and an optimal loudness impression are achieved.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Circuit For Audible Band Transducer (AREA)

Abstract

Bei einem Hörhilfegerät (4, 10) soll eine Verbesserung der Sprachverständlichkeit eines durch das Hörhilfegerät (4, 10) übertragenen Sprachsignals erfolgen. Hierzu ist vorgesehen, zumindest bei einer ersten und einer zweiten Frequenz eines Eingangssignals eine maximale Verstärkung (VMAX) des Eingangssignals festzulegen sowie eine Zielverstärkung (VZ) zu bestimmen. Im Hörhilfegerät (4, 10) wird eine resultierende Verstärkung (VRES) eingestellt, die die maximale Verstärkung (VMAX) nicht übersteigt. Eine Absenkung der resultierenden Verstärkung gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der ersten Frequenz wird gemäß der Erfindung durch eine automatische Anhebung der eingestellten resultierenden Verstärkung (VRES) gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz ausgeglichen, wobei der Ausgleich vorzugsweise derart erfolgt, dass eine Verbesserung der Sprachverständlichkeit eines mit dem Hörhilfegerät (4, 10) übertragenen Sprachsignals eintritt.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Einstellen oder zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie ein Hörhilfegerät mit wenigstens einem Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein Audiosignal, einer Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung und Verstärkung des Audiosignals und einem Ausgangswandler.
  • Bei modernen Hörhilfegeräten bestehen vielfältige Möglichkeiten, um die Übertragungsfunktion, das heißt die Verstärkung eines Eingangssignals über der Frequenz, einzustellen. Insbesondere kann die Übertragungsfunktion eines modernen Hörhilfegerätes bei der Anpassung des Hörhilfegerätes an den individuellen Hörverlust eines Benutzers eingestellt werden.
  • Aus der DE 44 18 203 C2 ist ein Verfahren zum Anpassen der durch hörgerätespezifische Parameter festgelegten Übertragungscharakteristik eines Hörhilfegerätes mittels eines Personalcomputers bekannt, wobei ein Speicher für Basiswerte einer Hörhilfegeräteeinstellung in Verbindung mit einem Algorithmus und einem Datenspeicher eine Übertragungscharakteristik des Hörhilfegerätes liefert und am Display des Personalcomputers als graphische Kurve zur Anzeige bringt.
  • Darüber hinaus ist auch bekannt, dass sich das Übertragungsverhalten eines Hörhilfegerätes auch während des normalen Betriebs des Hörhilfegerätes ändern kann. Einerseits kann der Benutzer durch manuelle Betätigung von Bedienelementen, die an dem Hörhilfegerät oder einer Fernbedienung angebracht sind, die Übertragungseigenschaften des Hörhilfegerätes ändern. So kann z.B. zwischen unterschiedlichen Hörprogrammen umgeschaltet oder die Lautstärkeneinstellung variiert werden. Darüber hinaus sind moderne Hörhilfegeräte häufig auch mit unterschiedlichen Automatiken ausgestattet, die in Abhängigkeit von der aktuellen Umgebungssituation oder von bestimmten Systemzuständen automatisch Einfluss auf die Übertragungsfunktion nehmen.
  • Aus der DE 101 31 964 A1 ist ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes bekannt, bei dem eine Übertragungskennlinie einer maximalen Verstärkung über der Frequenz festgelegt wird. Soll nun infolge einer automatischen oder manuellen Änderung von Parametern, die die Signalverarbeitung im Hörhilfegerät betreffen, die Verstärkung zumindest in einem bestimmten Frequenzbereich über die Kennlinie der maximalen Verstärkung hinaus angehoben werden, so wird die resultierende Verstärkung in diesem Frequenzbereich automatisch auf die voreingestellte maximale Verstärkung für den betreffenden Frequenzbereich begrenzt.
  • Hörhilfegeräteträger haben häufig das Problem, dass die Sprachverständlichkeit trotz der Benutzung eines Hörhilfegerätes nicht der Sprachverständlichkeit eines Normalhörenden entspricht. Aus dem Stand der Technik sind unterschiedliche Sprachverständlichkeitsmodelle bekannt, die aufzeigen, welche Frequenzbereiche für die Sprachverständlichkeit besonders wichtig sind. Dieses Wissen kann vorteilhaft auch zur Einstellung von Sprache reproduzierenden oder übertragenden Geräten wie Hörhilfegeräten angewandt werden.
  • Aus der US 5,729,658 ist ein Verfahren bekannt, mit dem die Sprachverständlichkeit bei einem Gerät quantifiziert werden kann, das akustische Sprachsignale überträgt, verstärkt oder reproduziert. Damit wird es möglich, unterschiedliche Geräte oder unterschiedliche Einstellungen eines Gerätes hinsichtlich ihrer Sprachwiedergabe zu vergleichen.
  • Bei Hörhilfegeräten stellt sich weiterhin häufig das Problem akustischer Rückkopplungen (Feedback). Diese treten besonders häufig dann auf, wenn es sich um Hörhilfegeräte mit hoher Verstärkung handelt. Die Rückkopplungen äußern sich in starken rückkopplungsbedingten Oszillationen einer bestimmten Frequenz. Dieses "Pfeifen" ist in der Regel sowohl für den Hörhilfegeräteträger als auch für Personen in seiner näheren Umgebung sehr unangenehm. Das für Feedback typische Pfeifen liegt in der Regel bei verhältnismäßig hohen Frequenzen. Feedback kann auftreten, wenn Schall, der über das Mikrofon des Hörhilfegerätes aufgenommen, durch einen Signalverstärker verstärkt und über den Hörer ausgegeben wird, wieder zum Mikrofon gelangt und erneut verstärkt wird. Damit es zum typischen Pfeifen, meist bei einer dominanten Frequenz, kommt, müssen jedoch zwei weitere Bedingungen erfüllt sein. Die so genannte Schleifenverstärkung des Systems, d.h. das Produkt aus der Hörhilfegeräteverstärkung und der Abschwächung des Rückkopplungspfades, muss größer als 1 sein. Darüber hinaus muss die Phasenverschiebung dieser Schleifenverstärkung einem beliebigen ganzzahligen Vielfachen von 360° entsprechen.
  • Der einfachste Ansatz zur Reduzierung rückkopplungsbedingter Oszillationen ist die dauerhafte Reduktion der Hörhilfegeräteverstärkung, so dass die Schleifenverstärkung auch in ungünstigen Situationen unter dem kritischen Grenzwert bleibt. Der entscheidende Nachteil ist jedoch, dass durch diese Begrenzung die bei stärkerer Schwerhörigkeit erforderliche Hörhilfegeräteverstärkung nicht mehr erreicht werden kann.
  • Durch eine so genannte Open-Loop-Gain-Messung kann der Verlauf der kritischen Verstärkung bestimmt werden. Dabei ist die kritische Verstärkung die Verstärkung, die nicht überschritten werden darf, damit bei einem von einer individuellen Person getragenen Hörhilfegerät Feedback nicht auftritt. Dies führt jedoch dazu, dass insbesondere bei den höheren von dem Hörhilfegerät übertragenen Frequenzen die einstellbare Verstärkung den Hörverlust des Hörhilfegeräteträgers nicht mehr vollständig ausgleichen kann. Das bedeutet, anstatt der zum Ausgleich des Hörschadens erforderlichen Zielverstärkung wird eine geringere resultierende Verstärkung eingestellt, die auf die kritische Verstärkung begrenzt ist. In der Regel wird die resultierende Verstärkung sogar um einen bestimmten Betrag niedriger als die kritische Verstärkung eingestellt, um einen "Sicherheitsabstand" von der kritischen Verstärkung zu gewähren. Dabei tritt das Problem auf, dass unter der Verstärkungsreduktion in der Regel die Sprachverständlichkeit bei einem von dem Hörhilfegerät übertragenen Sprachsignal leitet.
  • Eine Aufgabe der Erfindung ist es, Parameter-Einstellungen bei einem Hörhilfegerät automatisch so anzupassen, dass eine verbesserte Sprachverständlichkeit bei einem von dem Hörhilfegerät übertragenen Sprachsignal resultiert.
  • Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Verfahrensschritten gemäß Anspruch 1 gelöst.
  • Bei einem Hörhilfegerät wird allgemein 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. Ein Eingangswandler kann jedoch auch als Telefonspule oder als Antenne zur Aufnahme elektromagnetischer Eingangssignale ausgebildet sein. 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 von 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.
  • Das Verfahren gemäß der Erfindung kann sowohl bei der Anpassung eines Hörhilfegerätes an den individuellen Hörverlust eines Hörhilfegeräteträgers ausgeführt werden, bei dem die Einstellungen an einem Programmiergerät ausgeführt werden, es kann aber auch während des laufenden Betriebs des Hörhilfegerätes ausgeführt werden.
  • Häufig kann bei einem Hörhilfegerät nicht für das gesamte von dem Hörhilfegerät übertragbare Frequenzspektrum die Verstärkung eingestellt werden, die erforderlich wäre, um den individuellen Hörverlust eines Hörhilfegeräteträgers auszugleichen. Dies ist insbesondere zur Vermeidung von Rückkopplungen der Fall. Die Verstärkung des Hörhilfegerätes wird daher individuell für den jeweiligen Hörhilfegeräteträger auf eine maximale Verstärkung begrenzt. Der genaue Verlauf der jeweiligen maximalen Verstärkung kann beispielsweise mittels einer Open-Loop-Gain-Messung ermittelt werden. Aus einer derartigen Messung resultiert eine für das Hörhilfegerät und den individuellen Benutzer festgelegte Übertragungskennlinien einer maximalen Verstärkung eines Eingangssignals über der Frequenz.
  • Weiterhin wird eine Zielverstärkung festgelegt, die zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes des Hörhilfegeräteträgers erforderlich wäre. Für die Frequenzbereiche, in denen die Zielverstärkung oberhalb der kritischen Verstärkung liegt, darf die resultierende Verstärkung, also die tatsächlich im Hörhilfegerät eingestellte Verstärkung, die kritische Verstärkung nicht übersteigen. Die tatsächlich eingestellte Verstärkung wird daher in den Frequenzbereichen, in denen die Zielverstärkung oberhalb der kritischen Verstärkung liegt, auf die kritische Verstärkung begrenzt. In der Regel wird man sogar einen "Sicherheitsabstand" der resultierenden Verstärkung von der kritischen Verstärkung vorsehen, um Rückkopplungen auch im Alltagsbetrieb des Hörhilfegerätes weitgehend ausschließen zu können.
  • Durch das Herabsetzen der resultierenden Verstärkung gegenüber der Zielverstärkung wird zumeist die Sprachverständlichkeit für einen mit dem betreffenden Hörhilfegerät versorgten Hörhilfegeräteträger beeinträchtigt. Der Kern der Erfindung besteht nun darin, automatisch einen Ausgleich bei der Sprachverständlichkeit zu schaffen, wenn in einem bestimmten Frequenzbereich eine resultierende Verstärkung eingestellt werden muss, die unterhalb der eigentlich gewünschten Zielverstärkung liegt.
  • Die Erfindung kann bei allen bekannten Hörhilfegeräte-Typen angewendet werden, beispielsweise bei hinter dem Ohr tragbaren Hörhilfegeräten, in dem Ohr tragbaren Hörhilfegeräten, implantierbaren Hörhilfegeräten oder Taschenhörhilfegeräten. Weiterhin kann das Hörhilfegerät gemäß der Erfindung auch Teil eines mehrere Geräte zur Versorgung eines Schwerhörigen umfassenden Hörgerätesystems sein, z.B. Teil eines Hörgerätesystems mit zwei am Kopf getragenen Hörhilfegeräten zur binauralen Versorgung oder Teil eines Hörgerätesystem, bestehend aus einem am Kopf tragbaren Gerät und einer am Körper tragbaren Prozessoreinheit.
  • Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen erläutert. Es zeigen:
    • FIG 1
    ein Ablaufdiagramm für ein Verfahren gemäß der Erfindung,
    FIG 2
    ein mit einem Anpassgerät verbundenes Hörhilfegerät,
    FIG 3
    eine Kennlinie einer Zielverstärkung über der Frequenz,
    FIG 4
    die Kennlinie der Zielverstärkung sowie eine Kennlinie einer maximalen Verstärkung über der Frequenz,
    FIG 5
    eine gemäß der Erfindung eingestellte resultierende Verstärkung,
    FIG 6
    ein Hörhilfegerät gemäß der Erfindung im Blockschaltbild.
  • Figur 1 veranschaulicht die wesentlichen Verfahrensschritte bei der Durchführung eines Verfahrens gemäß der Erfindung. Zunächst werden für einen individuellen Hörhilfegeräteträger, der mit einem bestimmten Hörhilfegerät versorgt werden soll, eine Zielverstärkung sowie eine maximale Verstärkung über der Frequenz festgelegt. Dabei ist die Zielverstärkung die Verstärkung, die man eigentlich mit dem Hörhilfegerät erreichen möchte, zum Beispiel um den Hörverlust des Hörhilfegeräteträgers auszugleichen. Die maximale Verstärkung ist die Verstärkung, die man mit dem betreffenden Hörhilfegerät unter Berücksichtigung der technischen und anatomischen Gegebenheiten in Abhängigkeit von der Frequenz eines Eingangssignals maximal erreichen kann. Die Reihenfolge der beiden oben genannten Verfahrensschritte ist dabei unerheblich.
  • In einem nachfolgenden Verfahrensschritt wird überprüft, ob die Zielverstärkung bei einer bestimmten Frequenz oder für einen bestimmten Frequenzbereich die maximale Verstärkung übersteigt. Ist dies der Fall, so wird für diese Frequenzen die resultierende, das heißt im Hörhilfegerät einzustellende Verstärkung auf die maximale Verstärkung begrenzt. Dabei kann gegebenenfalls ein "Sicherheitsabstand" der resultierenden Verstärkung von der maximalen Verstärkung berücksichtigt werden, um den die im Hörhilfegerät tatsächlich eingestellte resultierende Verstärkung unterhalb der maximalen Verstärkung bleibt.
  • Zum Ausgleich dieser Verstärkungsbegrenzung wird dann gemäß der Erfindung automatisch die im Hörhilfegerät eingestellte Verstärkung bei einer anderen Frequenz oder in einem anderen Frequenzbereich, für die bzw. den die Zielverstärkung unterhalb der maximalen Verstärkung liegt, gegenüber der Zielverstärkung angehoben.
  • Figur 2 zeigt in schematischer Darstellung und mit unterschiedlichen Maßstäben ein als Personalcomputer (PC) 1 ausgebildetes Anpassgerät mit einer Computermaus 2 und ein beispielsweise über eine nicht gezeichnete Schnittstelle über ein Kabel 3 anschließbares programmierbares Hörhilfegerät 4. Ein über eine Maustaste 5 betätigbarer Zeiger 6 ist am Bildschirm 7 des PC angedeutet. In der Datenverarbeitungsanlage 8 des PC sind in an sich bekannter Weise und ebenfalls nicht gezeichnete Datenspeicher und Recheneinrichtungen vorgesehen.
  • Das beschriebene Verfahren kann auf dem Anpassgerät 1 zur Anpassung des Hörhilfegerätes 4 an einen individuellen Hörverlust ablaufen. Hierzu können die Zielverstärkung, die maximale Verstärkung und die resultierende Verstärkung beispielsweise als Übertragungskennlinien auf der graphischen Bedienoberfläche dargestellt werden. Die Begrenzung der resultierenden Verstärkung auf die maximale Verstärkung kann manuell erfolgen, beispielsweise dadurch, dass die Kennlinie der resultierenden Verstärkung mit der Maus 2 geklickt und gezogen wird. Die Begrenzung der resultierenden Verstärkung auf die maximale Verstärkung kann jedoch auch automatisch erfolgen. Wesentlich im Zusammenhang mit der Erfindung ist, dass immer dann wenn bei einer bestimmmten Frequenz oder in einem bestimmten Frequenzbereich eine resultierende Verstärkung unterhalb der Zielverstärkung eingestellt werden muss, automatisch ein Ausgleich geschaffen wird, indem bei wenigstens einer anderen Frequenz oder in wenigstens einem anderen Frequenzbereich eine Anhebung der resultierenden Verstärkung gegenüber der Zielverstärkung erfolgt, wobei die Anhebung selbstverständlich nur in dem Maß erfolgen kann, dass dabei die maximale Verstärkung bei dieser anderen Frequenz bzw. diesem anderen Frequenzbereich nicht überschritten wird.
  • Es wird darauf hingewiesen, dass das beschriebene Verfahren faktisch auch dann ausgeführt wird, wenn die Zielverstärkung und die resultierende Verstärkung nicht gleichzeitig als zwei unterschiedliche Übertragungskennlinien an der Bedienoberfläche dargestellt werden. Beispielsweise könnte stets nur eine Hörhilfegeräte-Übertragungskennlinie angezeigt werden, die dann bei der Programmierung des Hörhilfegerätes eingestellt wird. Diese Übertragungskennlinie wird einmal vorgegeben, beispielsweise unter Verwendung eines "First-Fit-Algorithmus", und dann im Laufe der Anpassung verändert. Die zu Beginn der Anpassung festgelegte Übertragungskennlinie entspräche dann der Zielverstärkung und die am Ende der Anpassung erhaltene Übertragungskennlinie der resultierenden Verstärkung, die letztendlich am Hörhilfegerät eingestellt wird. Damit wären zwar auch eine Zielverstärkung und eine resultierende Verstärkung an der Bedienoberfläche sichtbar, jedoch nicht gleichzeitig sondern zeitlich aufeinander folgend. Zur Veranschaulichung der Erfindung ist jedoch die Unterscheidung zwischen Zielverstärkung, maximaler Verstärkung und resultierender Verstärkung besser geeignet.
  • Ebenso wie bei der Anpassung eines Hörhilfegerätes kann das Verfahren gemäß der Erfindung jedoch auch während des laufenden Betriebs eines Hörhilfegerätes ausgeführt werden. Moderne Hörhilfegeräte bieten nämlich eine Reihe an Möglichkeiten, durch die die Übertragungskennlinie des Hörhilfegerätes während des Betriebs veränderbar ist. Im einfachsten Fall umfasst ein derartiges Hörhilfegerät beispielsweise einen Lautstärkesteller, mit dem die Lautstärke und damit die Verstärkung manuell angehoben oder abgesenkt werden kann. Darüber hinaus sind bei Hörhilfegeräten mehrere unterschiedliche Verfahren bekannt, die automatisch die Übertragungsfunktion des Hörhilfegerätes verändern. Beispielsweise sind hierfür Verfahren zur automatischen Anpassung der Signalverarbeitung in einem Hörhilfegerät an unterschiedliche Umgebungssituationen genannt. Dies kann auch während des Betriebs dazu führen, dass die Einstellung einer Zielverstärkung gewünscht ist, die bei wenigstens einer Frequenz die für den individuellen Hörhilfegeräteträger und das betreffende Hörhilfegerät eingestellte maximale Verstärkung übersteigt. Um Rückkopplungen zu vermeiden, wird jedoch auch dabei lediglich eine resultierende Verstärkung eingestellt, die allenfalls gleich der maximalen Verstärkung ist, diese jedoch nicht übersteigt. Auch dies kann dazu führen, dass durch die Abweichung der resultierenden Verstärkung von der eigentlich gewünschten Zielverstärkung eine Verschlechterung der Sprachverständlichkeit bei der Versorgung eines Benutzers mit dem betreffenden Hörhilfegerät eintritt. Auch an dieser Stelle sieht die Erfindung vor, für die aus der Differenz zwischen der Zielverstärkung und der resultierenden Verstärkung hervorgerufene Verschlechterung der Sprachverständlichkeit einen Ausgleich zu schaffen. Dies wird bei dem Hörhilfegerät gemäß der Erfindung dadurch erreicht, dass zum Ausgleich die Verstärkung in einem anderen Frequenzbereich, in dem die maximale Verstärkung über der Zielverstärkung liegt, automatisch eine resultierende Verstärkung zwischen der Zielverstärkung und der maximalen Verstärkung eingestellt wird. Mit anderen Worten: die aus technischen Gründen, insbesondere zur Vermeidung von Rückkopplungen erforderliche Verstärkungsabsenkung in einem ersten Frequenzbereich wird durch eine automatische Verstärkungsanhebung in einem zweiten Frequenzbereich zumindest teilweise wieder kompensiert.
  • Gemäß der Erfindung erfolgt die Anhebung der resultierenden Verstärkung über die Zielverstärkung hinaus vorzugsweise unter Verwendung eines Sprachverständlichkeitsmodells. Es hat sich nämlich gezeigt, dass bestimmte Frequenzbereiche einen wesentlich größeren Einfluss auf die Sprachverständlichkeit aufweisen als andere Frequenzbereiche. Insbesondere ist der Frequenzbereich im Bereich von einem kHz besonders wichtig für das Verständnis von Sprache. Rückkopplungen hingegen treten zumeist erst bei höheren Frequenzen auf. So kann die Einstellung der Verstärkung unterhalb der eigentlich gewünschten Zielverstärkung in Bezug auf die Sprachverständlichkeit dadurch abgemildert werden, dass der Frequenzen im Bereich um ein kHz angehoben werden. Mit Hilfe eines Sprachverständlichkeitsmodells kann dabei sogar eine Optimierung hinsichtlich der Sprachverständlichkeit erfolgen, in dem beispielsweise mittels des Sprachverständlichkeitsmodells ein Optimum bezüglich des Frequenzbereiches und des genauen Betrags der Anhebung ermittelt wird. Die Anhebung kann dabei selbstverständlich nur innerhalb eines bestimmten Rahmens erfolgen, der z.B. durch die maximale Verstärkung, die individuelle Unbehaglichkeitsschwelle des Hörhilfegeräteträgers oder die empfundene Lautheit eines mit dem Hörhilfegerät übertragenen Signals begrenzt ist. Insbesondere erfolgt die Verstärkungsanpassung vorteilhaft nicht nur auf Basis eines Sprachverständlichkeitsmodells, sondern gegebenenfalls auch auf Basis eines Lautheitsmodells. So kann vorteilhaft als weitere Rahmenbedingung bei der automatischen Verstärkungsanpassung festgelegt werden, dass sich insgesamt der Lautheitseindruck nicht oder nur geringfügig verändert.
  • In den Figuren 3 bis 5 ist die erfindungsgemäße Vorgehensweise anhand von Übertragungskennlinien graphisch veranschaulicht. Figur 3 zeigt für eine individuelle Person die Kennlinie einer Zielverstärkung Vz über der Frequenz. Diese Zielverstärkung resultiert beispielsweise aus einem Audiogramm des Hörhilfegeräteträgers. Neben dem Audiogramm können aber auch eine Reihe weiterer Parameter in die Bestimmung der Zielverstärkung eingehen, z.B. individuelle Benutzereingaben in ein Programmiergerät während der Anpassung des betreffenden Hörhilfegerätes. Darüber hinaus kann sich die Zielverstärkung auch während des laufenden Betriebs des Hörhilfegerätes verändern, sei es durch manuell vorgenommene Einstellungen des Benutzers (z.B. manuelle Veränderung der Lautstärkeeinstellung) oder automatisch, z.B. durch im Hörhilfegerät ablaufende Algorithmen, etwa zur Situationserkennung, zur automatischen Verstärkungsregelung (AGC), zur Rückkopplungsunterdrückung usw.
  • Die Kennlinie Vz im Ausführungsbeispiel zeigt die unter den momentanen Gegebenheiten zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes erforderliche Zielverstärkung eines Eingangssignals durch das Hörhilfegerät. Aufgrund technischer und anatomischer Gegebenheiten ist es jedoch häufig nicht möglich, diese Zielverstärkung auch tatsächlich bei dem betreffenden Hörhilfegerät einzustellen. Im Ausführungsbeispiel ist für das einzustellende Hörhilfegerät und den betreffenden Benutzer lediglich die in Figur 4 gegenüber Figur 3 zusätzlich eingezeichnete maximale Verstärkung VMAX einstellbar. Die Kennlinie VMAX kann beispielsweise aus einer Open-Loop-Gain-Messung resultieren und die Rückkopplungsneigung des Hörhilfegerätes für den individuellen Benutzer berücksichtigen. Wie Figur 4 zu entnehmen ist, übersteigt die Kennlinie VZ die Kennlinie VMAX rechts von dem gemeinsamen Schnittpunkt S. Dies bedeutet, dass zur Vermeidung von Rückkopplungen in diesem Frequenzbereich nicht die Zielverstärkung VZ bei dem betreffenden Hörhilfegerät eingestellt werden kann. Vor der Erfindung hat man daher eine Verstärkungskennlinie VE eingestellt, die links von dem Schnittpunkt S im wesentlichen der Zielverstärkung Vz entspricht und rechts von dem Schnittpunkt S mit einem bestimmten Sicherheitsabstand unterhalb der maximalen Verstärkung VMAX verläuft. Die Differenz zwischen VE und VZ führt in der Regel zu einer Verschlechterung der Sprachverständlichkeit bei einem mit dem betreffenden Hörhilfegerät versorgten Hörhilfegeräteträger.
  • Aus Figur 5 wird die erfindungsgemäße automatische Anhebung der resultierenden Verstärkung VRES gegenüber der Zielverstärkung VZ deutlich. Die Anhebung ist insbesondere auch durch die eingezeichneten Pfeile graphisch hervorgehoben. Es ist ersichtlich, dass insbesondere der Frequenzbereich ober- und unterhalb von einem kHz gegenüber der ursprünglich beabsichtigten Zielverstärkung angehoben wird. Die Anhebung erfolgt dabei vorzugsweise auf Basis eines Sprachverständlichkeitsmodells, durch das für unterschiedliche Frequenzen und unterschiedliche Beträge der jeweiligen Anhebung ein Wert für den Zugewinn an Sprachverständlichkeit erzeugt wird, so dass unter Zuhilfenahme bekannter Optimierungsverfahren ein Optimum für die Sprachverständlichkeit erreicht werden kann. Darüber hinaus erfolgt die Anhebung der Verstärkung zusätzlich unter Berücksichtigung eines Lautheitsmodells, welches ein Maß für den Lautheitseindruck eines gemäß den gezeigten Kennlinien verstärkten Signals liefert. Auch dabei erzeugt die gegenüber der Zielkennlinie VZ eingestellte Kennlinie VE gemäß Figur 4 eine Absenkung der Lautstärke, die durch die in der in Figur 5 gezeigten Weise vorgenommene Erhöhung der Verstärkung bei niedrigeren Frequenzen zumindest teilweise wieder ausgeglichen werden kann. Vorteilhaft erfolgt die Optimierung der Sprachverständlichkeit unter Berücksichtigung der Lautheit derart, dass eine Verbesserung der Sprachverständlichkeit erreicht wird, ohne dabei die von dem Benutzer empfundene Lautheit wesentlich zu erhöhen.
  • Bei der Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens beim Betrieb des betreffenden Hörhilfegerätes erfolgen sowohl die Verstärkungsabsenkung als auch die Verstärkungsanhebung automatisch, um von der Zielverstärkung VZ zu der resultierenden Verstärkung VRES zu gelangen. Hierzu sind im Hörhilfegerät entsprechende Algorithmen zur Anpassung der Verstärkung implementiert.
  • Auch bei der Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens in einem Anpassgerät besteht die Möglichkeit, dass nach dem Festlegen der maximalen Verstärkung VMAX und nach der Bestimmung der Zielverstärkung VZ automatisch gemäß der Erfindung eine resultierende Verstärkung VRES für den gesamten mit dem Hörhilfegerät übertragbaren Frequenzbereich erzeugt wird. Darüber hinaus ist es auch möglich, dass der Bediener des Anpassgerätes manuell Anpassung an den Übertragungskennlinien vornimmt, indem er beispielsweise mit einem Zeigergerät eine Kurve anklickt und zieht, wobei bei einer so durchgeführten Verstärkungsabsenkung bei einer Frequenz bzw. einem Frequenzbereich dann gemäß der Erfindung automatisch an anderer Stelle eine Veränderung der Übertragungskennlinie VRES dahingehend erfolgt, dass insgesamt allenfalls eine geringe Verschlechterung der Sprachverständlichkeit durch die Verstärkungsabsenkung resultiert.
  • Figur 6 zeigt beispielhaft im Blockschaltbild ein Hörhilfegerät mit einer Verstärkungsregelung gemäß der Erfindung. Als Eingangswandler bei dem Hörhilfegerät 10 gemäß Figur 4 dient ein Mikrofon 11, das ein akustisches Signal aufnimmt und in ein Audiosignal, also ein elektrisches Tonsignal, wandelt. Das resultierende Audiosignal ist zunächst einer Vorverstärker- und A/D-Wandlereinheit 12 zugeführt, in der das zunächst analoge Audiosignal in ein digitales Audiosignal gewandelt wird. Zur Weiterverarbeitung in mehreren parallelen Kanälen des Hörhilfegerätes wird das digitale Audiosignal mittels der Filterbank 13 in mehrere Frequenzbänder (Kanäle) aufgespaltet. Die Audiosignale der einzelnen Kanäle sind zunächst Signalverarbeitungseinheiten 14A-14E zugeführt, in denen die Audiosignale, z.B. zur Anpassung an die individuelle Schwerhörigkeit eines Hörhilfegeräteträgers, unterschiedlich gefiltert werden. Ferner erfolgt in den Signalverarbeitungseinheiten 14A-14E auch eine Signalanalyse, um beispielsweise den Signalpegel festzustellen, die aktuelle Hörsituation zu erfassen oder das Vorhandensein von Störgeräuschen zu erkennen. Aus dieser Signalanalyse werden Parameter abgeleitet und automatischen Verstärkungssteuereinheiten 15A-15E zugeführt. In letztere gehen ferner in einem Speicher 16 abgelegte Parameter ein, die eine normale Verstärkung sowie eine maximale Verstärkung des Audiosignals über der Frequenz für den jeweiligen Kanal kennzeichnen. Die normale Verstärkung legt bei der Verstärkungsberechnung zu jeder Frequenz des übertragbaren Frequenzbereichs einen Verstärkungsausgangswert fest und kann sowohl aus einer Standardeinstellung der Verstärkung durch den Hörhilfegerätehersteller als auch durch eine Einstellung, die bei der Anpassung des Hörhilfegerätes durch den Akustiker vorgenommen wurde, festgelegt sein. Ebenso kann auch die maximale Verstärkung durch den Hörhilfegerätehersteller voreingestellt und durch den Akustiker individuell angepasst sein. Für beide Verstärkungen können nahezu beliebige Verlaufsformen der Verstärkung über der Frequenz im hörbaren Frequenzbereich eingestellt werden. Wie im Ausführungsbeispiel dargestellt ist, kann den automatischen Verstärkungssteuereinheiten 15A-15E weiterhin auch die aktuelle Einstellung eines Lautstärkestellers 17 zugeführt sein. Aus den automatischen Verstärkungssteuereinheiten 15A-15E zugeführten Parametern ermitteln diese für jede Frequenz eine bestimmte Zielverstärkung. So kann beispielsweise für einen Kanal die normale Verstärkung 50 dB betragen (Verstärkungsausgangswert), aufgrund eines sehr hohen Signaleingangspegels eine Kompression mit dem Faktor 0,8 erfolgen (1. Verstärkungsänderungswert), das Signal aufgrund des Lautstärkestellers 17 um 10 dB angehoben werden (2. Verstärkungsänderunswert) und schließlich aufgrund eines detektierten Störsignals um 20 dB abgesenkt werden (3. Verstärkungsänderungswert), so dass unter Berücksichtigung aller Verstärkungsänderungswerte schließlich ein Gesamt-Verstärkungsänderungswert von -20 dB und damit eine Zielverstärkung von 30 dB resultiert. Ist diese Zielverstärkung bei der jeweiligen Frequenz kleiner oder gleich der maximalen Verstärkung, so ist diese Verstärkung damit auch die wirksame resultierende Verstärkung. Andernfalls wird die Zielverstärkung auf die maximale Verstärkung begrenzt, so dass letztere die wirksame resultierende Verstärkung bildet. In letzterem Fall greift dann die Erfindung, so dass die unerwünschte, aber notwendige Verstärkungsabsenkung durch eine Verstärkungsanhebung in einem anderen Frequenzbereich zumindest teilweise kompensiert wird. Hierfür ist ein Datenaustausch zwischen den einzelnen automatischen Verstärkungssteuereinheiten 15A bis 15E vorgesehen, die die Anhebung der Verstärkung gemäß der Erfindung in wenigstens einem Frequenzband bewirken. Dabei erfolgt die Anhebung vorteilhaft auf Basis eines Sprachverständlichkeitsmodells sowie eines Lautheitsmodells. Im Ausführungsbeispiel werden hierfür Verstärker 18A bis 18E in den Kanälen des Hörhilfegerätes 10 entsprechend durch die automatischen Verstärkungssteuereinheiten 15A bis 15E gesteuert. Nach der Verstärkung werden die Audiosignale der einzelnen Kanäle wieder zusammengeführt und gegebenenfalls nach einer Signalnachverarbeitung in der Signalnachverarbeitungseinheit 19, in der beispielsweise eine Filterung, eine Endverstärkung sowie eine D/A-Wandlung erfolgt, einem Hörer 20 zugeführt. Dieser wandelt das verarbeitete elektrische Audiosignal wieder in ein akustisches Signal, das in den Gehörgang des Hörhilfegeräteträgers abgegeben wird.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass bei dem betreffenden Hörhilfegerät 10 die Verstärkung unter Berücksichtigung anatomischer und technischer Gegebenheiten so geregelt wird, dass eine optimale Sprachverständlichkeit und ein optimaler Lautheitseindruck erzielt werden.

Claims (11)

  1. Verfahren zum Einstellen oder zum Betrieb eines Hörhilfegerätes (4, 10) mit wenigstens einem Eingangswandler (11) zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein Audiosignal, einer Signalverarbeitungseinheit (12 - 19) zur Verarbeitung und frequenzabhängigen Verstärkung des Audiosignals und einem Ausgangswandler (20) zum Erzeugen eines von einem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbaren Ausgangssignals mit folgenden Schritten:
    - Festlegen einer maximalen Verstärkung (VMAX) des Audiosignals für wenigstens eine erste und eine zweite Frequenz des Audiosignals,
    - Bestimmen einer Zielverstärkung (VZ) für die erste und die zweite Frequenz des Audiosignals,
    - Einstellen einer resultierenden Verstärkung (VRES) bei der ersten Frequenz des Audiosignals, wobei die resultierende Verstärkung (VRES) mit der Zielverstärkung (VZ) übereinstimmt, wenn die Zielverstärkung (VZ) die maximale Verstärkung (VMAX) bei der ersten Frequenz nicht übersteigt, und wobei die resultierende Verstärkung (VRES) auf die maximale Verstärkung (VMAX) begrenzt wird, wenn die Zielverstärkung (VZ) die maximale Verstärkung (VMAX) bei der ersten Frequenz übersteigt,
    dadurch gekennzeichnet, dass dann wenn die resultierende Verstärkung (VRES) bei der ersten Frequenz auf die maximale Verstärkung (VMAX) begrenzt wird, automatisch die Verstärkung bei der zweiten Frequenz gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz angehoben wird und eine resultierende Verstärkung (VRES) bei der zweiten Frequenz eingestellt wird, die oberhalb der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz liegt und auf die maximale Verstärkung (VMAX) bei der zweiten Frequenz begrenzt ist.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die maximale Verstärkung (VMAX) und die Zielverstärkung (VZ) in mehreren Frequenzbändern bestimmt werden und die resultierende Verstärkung (VRES) in diesen Frequenzbändern eingestellt wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Festlegung der maximalen Verstärkung (VMAX) und die Bestimmung der Zielverstärkung (VZ) und die Einstellung der resultierenden Verstärkung (VRES) bei der Anpassung des Hörhilfegerätes (4, 10) mittels eines Anpassgerätes (1) erfolgen.
  4. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Festlegung der maximalen Verstärkung (VMAX) und die Bestimmung der Zielverstärkung (VZ) und die Einstellung der resultierenden Verstärkung (VRES) während des Betriebs des Hörhilfegerätes (4, 10) erfolgen.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei zur Bestimmung der maximalen Verstärkung (VMAX) eine Open-Loop-Gain-Messung durchgeführt wird.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Wahl der zweiten Frequenz und die Anhebung der resultierenden Verstärkung (VRES) gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz derart erfolgen, dass eine Sprachverständlichkeit bei dem von dem Hörhilfegerät (4, 10) abgegebenen Ausgangssignal erhöht wird.
  7. Verfahren nach Anspruch 6, wobei die Sprachverständlichkeit auf Basis eines Sprachverständlichkeitsmodells erhöht wird.
  8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Wahl der zweiten Frequenz und die Anhebung der resultierenden Verstärkung (VRES) gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz derart erfolgen, dass durch die Begrenzung der Verstärkung bei der ersten Frequenz und die Anhebung der Verstärkung bei der zweiten Frequenz die von einem Hörhilfegeräteträger empfundene Lautstärke des von dem Hörhilfegerät (4, 10) abgegebenen Ausgangssignals allenfalls geringfügig erhöht wird.
  9. Verfahren nach Anspruch 8, wobei die Lautstärke mittels eines Lautheitsmodells bestimmt wird.
  10. Anpassgerät zur Anpassung eines Hörhilfegerätes (4, 10) an den individuellen Hörverlust eines Hörhilfegeräteträgers und zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 9.
  11. Hörhilfegerät (4, 10) mit wenigstens einem Eingangswandler (11) zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein Audiosignal, einer Signalverarbeitungseinheit (12 - 19) zur Verarbeitung und Verstärkung des Audiosignals und einem Ausgangswandler (20) zum Erzeugen eines von einem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbaren Ausgangssignals, gekennzeichnet durch Mittel (16) zum Speichern von Daten bezüglich einer maximalen Verstärkung (VMAX) des Audiosignals bei wenigstens einer ersten und einer zweiten Frequenz, Mittel zum automatischen Bestimmen einer Zielverstärkung (VZ) bei der ersten und bei der zweiten Frequenz, Mittel zum Begrenzen der Verstärkung bei der ersten Frequenz auf die maximale Verstärkung (VMAX), wenn die Zielverstärkung (VZ) die maximalen Verstärkung (VMAX) bei der ersten Frequenz übersteigt, Mittel zum automatischen Anhaben der Verstärkung gegenüber der Zielverstärkung (VZ) bei der zweiten Frequenz, wenn die Verstärkung bei der ersten Frequenz begrenzt wird, derart, dass eine im Hörhilfegerät einstellbare resultierende Verstärkung (VRES) die maximale Verstärkung (VMAX) bei der zweiten Frequenz nicht übersteigt.
EP06113289A 2005-05-02 2006-04-28 Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät Withdrawn EP1750481A2 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102005020317A DE102005020317B4 (de) 2005-05-02 2005-05-02 Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät

Publications (1)

Publication Number Publication Date
EP1750481A2 true EP1750481A2 (de) 2007-02-07

Family

ID=36600175

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP06113289A Withdrawn EP1750481A2 (de) 2005-05-02 2006-04-28 Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät

Country Status (3)

Country Link
US (1) US7650005B2 (de)
EP (1) EP1750481A2 (de)
DE (1) DE102005020317B4 (de)

Families Citing this family (25)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102006019694B3 (de) 2006-04-27 2007-10-18 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts mit Hochfrequenzverstärkung
DE102006020833B3 (de) * 2006-05-04 2007-06-28 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren und Vorrichtung zum Ermitteln einer Zielverstärkungskurve für ein Hörgerät
DE102006042083B4 (de) * 2006-09-07 2010-11-11 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines effektiven Vents
EP2003928B1 (de) * 2007-06-12 2018-10-31 Oticon A/S Online-Rückkoppelungsschutzsystem für ein Hörgerät
DE102007035171A1 (de) 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Anpassen eines Hörgeräts mit Hilfe eines perzeptiven Modells
DE102007035172A1 (de) * 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörsystem mit visualisierter psychoakustischer Größe und entsprechendes Verfahren
DK2071873T3 (en) * 2007-12-11 2017-08-28 Bernafon Ag A hearing aid system comprising a custom filter and a measurement method
WO2010021125A1 (ja) * 2008-08-20 2010-02-25 パナソニック株式会社 補聴器および補聴器システム
DK2217007T3 (da) 2009-02-06 2014-08-18 Oticon As Høreapparat med adaptiv tilbagekoblingsundertrykkelse
KR101554043B1 (ko) 2009-04-06 2015-09-17 삼성전자주식회사 이동통신 단말기를 이용한 디지털 보청기 제어 방법과 그 이동통신 단말기 및 디지털 보청기
US20100290654A1 (en) * 2009-04-14 2010-11-18 Dan Wiggins Heuristic hearing aid tuning system and method
US8437486B2 (en) * 2009-04-14 2013-05-07 Dan Wiggins Calibrated hearing aid tuning appliance
US20100290652A1 (en) * 2009-04-14 2010-11-18 Dan Wiggins Hearing aid tuning system and method
US8630437B2 (en) * 2010-02-23 2014-01-14 University Of Utah Research Foundation Offending frequency suppression in hearing aids
DE102010022632A1 (de) * 2010-06-04 2011-08-18 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verstärkungseinstellung bei Hörhilfegeräten
US9204226B2 (en) 2010-09-14 2015-12-01 Sonova Ag Method for adjusting a hearing device as well as an arrangement for adjusting a hearing device
US9113272B2 (en) * 2010-10-14 2015-08-18 Phonak Ag Method for adjusting a hearing device and a hearing device that is operable according to said method
US9589580B2 (en) * 2011-03-14 2017-03-07 Cochlear Limited Sound processing based on a confidence measure
DE102011087569A1 (de) * 2011-12-01 2013-06-06 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Anpassen einer Hörvorrichtung durch eine formale Sprache
US9656071B2 (en) * 2013-03-15 2017-05-23 Cochlear Limited Control for hearing prosthesis fitting
US10244333B2 (en) * 2016-06-06 2019-03-26 Starkey Laboratories, Inc. Method and apparatus for improving speech intelligibility in hearing devices using remote microphone
US10405112B2 (en) 2017-03-31 2019-09-03 Starkey Laboratories, Inc. Automated assessment and adjustment of tinnitus-masker impact on speech intelligibility during fitting
US10537268B2 (en) 2017-03-31 2020-01-21 Starkey Laboratories, Inc. Automated assessment and adjustment of tinnitus-masker impact on speech intelligibility during use
US11184713B2 (en) * 2019-11-19 2021-11-23 Sonova Ag Systems and methods for adjusting a gain limit of a hearing device
CN113259825B (zh) * 2021-06-03 2021-10-08 南京天悦电子科技有限公司 一种面向数字助听器的低复杂度幅频响应的后期修正方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE4418203C2 (de) * 1994-05-25 1997-09-11 Siemens Audiologische Technik Verfahren zum Anpassen der Übertragungscharakteristik eines Hörgerätes
US5729658A (en) * 1994-06-17 1998-03-17 Massachusetts Eye And Ear Infirmary Evaluating intelligibility of speech reproduction and transmission across multiple listening conditions
US6236731B1 (en) * 1997-04-16 2001-05-22 Dspfactory Ltd. Filterbank structure and method for filtering and separating an information signal into different bands, particularly for audio signal in hearing aids
EP0976302B1 (de) * 1997-04-16 2004-12-15 DSPFactory Ltd. Gerät und verfahren zur programmierung eines hörhilfegerätes
US6058195A (en) * 1998-03-30 2000-05-02 Klippel; Wolfgang J. Adaptive controller for actuator systems
DE10131964B4 (de) * 2001-07-02 2005-11-03 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Betrieb eines digitalen programmierbaren Hörgerätes sowie digitales programmierbares Hörgerät

Also Published As

Publication number Publication date
DE102005020317B4 (de) 2009-04-02
US20060245610A1 (en) 2006-11-02
US7650005B2 (en) 2010-01-19
DE102005020317A1 (de) 2006-11-09

Similar Documents

Publication Publication Date Title
DE102005020317B4 (de) Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät
DE69933141T2 (de) Tonprozessor zur adaptiven dynamikbereichsverbesserung
EP2180726B2 (de) Richtungshören bei binauraler Hörgeräteversorgung
EP1489885B1 (de) Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie Hörhilfegerät mit einem Mikrofonsystem, bei dem unterschiedliche Richtcharakteristiken einstellbar sind
EP3451705B1 (de) Verfahren und vorrichtung zum schnellen erkennen der eigenen stimme
DE10131964B4 (de) Verfahren zum Betrieb eines digitalen programmierbaren Hörgerätes sowie digitales programmierbares Hörgerät
DE102006047965A1 (de) Hörhilfsgerät mit einer Okklusionsreduktionseinrichtung und Verfahren zur Okklusionsreduktion
EP2229010B1 (de) Hörgerät und Verfahren zur Störschallkompensation bei einem Hörgerät
EP2164283B1 (de) Hörgerät und Betrieb eines Hörgeräts mit Frequenztransposition
EP3266222B1 (de) Vorrichtung und verfahren zum ansteuern der dynamikkompressoren einer binauralen hörhilfe
DE102007033484A1 (de) Hörgerät
EP2224752A1 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Reduzierung von Trittschallwirkungen bei Hörvorrichtungen mit aktiver Okklusionsreduktion
EP2114089A1 (de) Verfahren und Vorrichtung zur Bestimmung eines Verschlussgrads bei Hörgeräten
EP3355592A1 (de) Verfahren zum betrieb eines binauralen hörgerätesystems
EP2584795B1 (de) Verfahren zum Ermitteln einer Kompressionskennlinie
DE102006015497B4 (de) Audiosystem und Verfahren sowie Computerprogramm und Datenträger der das Computerprogramm enthält zur Anpassung der Übertragungsfunktion eines Audiosystems mittels Sprachsteuerung
EP3319234B1 (de) Verfahren zum betrieb eines hörgeräts
DE102012206759B4 (de) Verfahren zum Steuern einer Richtcharakteristik und Hörsystem
DE102007035173A1 (de) Verfahren zum Einstellen eines Hörsystems mit einem perzeptiven Modell für binaurales Hören und entsprechendes Hörsystem
EP3926983A2 (de) Hörsystem mit mindestens einem am kopf des nutzers getragenen hörinstrument sowie verfahren zum betrieb eines solchen hörsystems
DE102011114560B4 (de) Verfahren zur Anpassung eines Hörhilfegerätes
EP2648424B1 (de) Verfahren zur Ausgangspegelbegrenzung bei Hörvorrichtungen
DE102008055726A1 (de) Hörvorrichtung mit Positionskompensation des Mikrofonsignals und Signalverarbeitungsverfahren
EP1909534A2 (de) Hörvorrichtung mit unsymmetrischer Klangwaage und entsprechendes Einstellverfahren
EP2506602B1 (de) Hörhilfegerät sowie Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegeräts

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HU IE IS IT LI LT LU LV MC NL PL PT RO SE SI SK TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: AL BA HR MK YU

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: THE APPLICATION IS DEEMED TO BE WITHDRAWN

18D Application deemed to be withdrawn

Effective date: 20131101