EP1850634A2 - Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts mit Hochfrequenzverstärkung - Google Patents

Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts mit Hochfrequenzverstärkung Download PDF

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EP1850634A2
EP1850634A2 EP07103023A EP07103023A EP1850634A2 EP 1850634 A2 EP1850634 A2 EP 1850634A2 EP 07103023 A EP07103023 A EP 07103023A EP 07103023 A EP07103023 A EP 07103023A EP 1850634 A2 EP1850634 A2 EP 1850634A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
frequency range
gain
curve
hearing aid
amplification
Prior art date
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Withdrawn
Application number
EP07103023A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Volkmar Hamacher
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audioligische Technik GmbH
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 EP1850634A2 publication Critical patent/EP1850634A2/de
Withdrawn legal-status Critical Current

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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/35—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 present invention relates to a method for adjusting the amplification of a hearing aid by means of a loudness-based or prescriptive setting of the amplification of the hearing device in a lower frequency range and another setting in the upper frequency range.
  • the optimal gain of a hearing aid to compensate for a hearing loss is usually determined by loudness scaling or auditory threshold based prescriptive fitting formulas. These formulas describe the target gain as a function of the frequency and the sound level.
  • the common formulas such as NAL-NL1 or DSL-I / O, are defined for the frequency range 0 to 8 kHz. About the target gain in the range above 8 kHz, they make no statement. This is mainly because common hearing aids can only transmit frequencies below 8 kHz, so a fitting formula for high frequencies is not necessary.
  • special audiometer are required and the realization of a defined gain in this frequency range is very difficult (wavelength in the same order of magnitude as Ohrkanalgeometrien).
  • hearing aids Due to special broadband amplifiers and electroacoustic transducers, however, hearing aids can nowadays be realized which can transmit frequencies above 8 kHz up to 15 kHz.
  • a problem now is the adaptation of the gain in this frequency range to the hearing loss, which is the subject of the present invention.
  • acoustic feedback can greatly affect the gain setting. This is generally true for the entire frequency range but especially for the frequency range above 6 kHz.
  • loudness scaling narrowband stimuli
  • comparison with reference scaling in normal hearing listeners sets the gain over the entire frequency range so that the loudness impression normalizes, i. H.
  • a hearing aid stimulus is perceived as loud by the hearing impaired as by a normal hearing subject without a hearing aid.
  • the disadvantages here are the very long measurement times for the loudness scaling and the relatively frequently occurring acoustic feedback.
  • the publication DE 41 25 378 C1 discloses a hearing aid having a signal path for a lower frequency range and another signal path for an upper frequency range.
  • a method for regulating a hearing aid is known from the document DE 35 42 566 A1 known.
  • the user can change the steepness of the frequency response above a cutoff frequency.
  • EP 0 917 397 A1 a method for determining a parameter set of a hearing aid.
  • the volume and feedback are also taken into account.
  • the object of the present invention is therefore to provide a method with which an adaptation of the hearing aid gain in the higher frequency range, in particular above 8 kHz, is effectively possible with little effort.
  • this object is achieved by a method for adjusting the amplification of a hearing device by setting the amplification of the hearing device in a lower frequency range by loudness-based or prescriptive, performing an open-loop gain measurement in an upper frequency range following the lower frequency range and setting a maximum Gain or a frequency-dependent maximum gain curve at least in the upper frequency range based on the open-loop gain measurement.
  • a hybrid fitting procedure in which a loudness-based or prescriptive adjustment in the lower frequency range and a different type of adaptation in the higher frequency range is performed.
  • a fast adaptation in the high frequency range is possible because no audiometric measurements are required.
  • the adjustment of the gain in the high frequency range is characterized by their robustness, as a feedback whistling through the OLG restriction (open-loop gain) is excluded in principle.
  • a further advantage to be emphasized is that a good basic adaptation and a high spontaneous acceptance are achieved by proven matching formulas in the basic frequency range.
  • the susceptibility to feedback is reduced by at least one narrow band filter and / or by a feedback reduction algorithm, so that a higher maximum gain or a higher maximum gain curve can be achieved. This can also be used to provide more serious hearing damage to people without feedback whistling.
  • At least one underlying gain curve is obtained from the maximum gain curve and the hearing aid wearer may select one of the plurality of gain curves for the gain.
  • the hearing aid wearer may select one of the plurality of gain curves for the gain.
  • it is favorable to present sound examples to the hearing aid wearer, so that he can interactively select one of the several amplification curves. The selection can make the hearing aid wearer on the basis of everyday sounds.
  • a subjectively optimal solution for the amplification in the high frequency range can be found quickly.
  • the gain curve in the upper frequency range is adapted to a gain curve in the lower frequency range or vice versa or both. This avoids points of discontinuity at the interface between the upper and lower frequency ranges.
  • a conventional gain adaptation first takes place in the lower frequency range or in the base frequency range [0-fb] according to the steps S1 and S2.
  • loudness impressions are recorded by a hearing device wearer in step S1, so that a gain adjustment based on the subjectively perceived loudness can be performed.
  • an audiogram of the patient is recorded, so that its hearing threshold is known.
  • step S2 From the loudness scaling or the audiogram, according to step S2, those amplifications or amplification curves are calculated which are to be implemented in the hearing device. For this one uses prescriptive fitting formulas, which are known for example under the name NAL-NL1, DSL-I / O. In addition, firm-specific formulas but also a loudness normalization can be used for the gain calculation. Finally, one obtains a gain curve or a gain curve set for the lower frequency range [0-fb Hz]. The base limit frequency fb is for example 6 kHz.
  • This OLG measurement can also be extended to the lower frequency range.
  • the signal path of the hearing device is separated, test tones of different frequencies are generated digitally in the hearing device, emitted via the hearing device handset, and the digital level of the signal picked up again via the hearing device microphone (s) is determined before the separation point.
  • the difference to the original digital level of the test stimulus represents the open-loop gain (OLG), which can be used to quantify the maximum possible gain (feedback threshold) without feedback whistles.
  • This determination of the maximum gain in accordance with step S4 takes place for each frequency or each desired frequency band in the high-frequency range [fb-fg].
  • a certain distance [feedback reserve, preferably 6-12 dB] is kept to the feedback threshold in order to avoid feedback whistling even with slight changes in the feedback path in everyday life.
  • the reduction in the susceptibility to feedback by notch filters or other narrowband filters is reduced.
  • feedback reduction algorithms such as oscillation detection and adaptive notch filters or feedback compensators may be used. In any case, this can expand the gain range.
  • the amplification curves consist of the maximum possible amplification in the upper frequency range Gmax (f) and reduced amplifications derived therefrom in the desired number.
  • percentage reduced curves such as 75% Gmax (f), 50% Gmax (f), etc. can be provided.
  • the exact adjustment of the amplification in the high-frequency range can be done with the aid of several bands, in particular using a filter bank. In the high-frequency domain, therefore, no prescriptive or loudness-based fitting method is explicitly used.
  • fb 6 kHz
  • f1 4 kHz
  • f2 8 kHz.
  • the hearing device wearer selects a variant suitable for him in step S7. For this he will be given sound examples or he will make the selection based on the everyday sound environment. In both cases, listening situations such as music, speech or the like can be used (see step S8).
  • step S5 the gain in the high-frequency range is varied in accordance with step S5. Subsequently, the smoothing of the amplification curves of the high-frequency and low-frequency ranges takes place again in step S6 and the hearing aid wearer can then re-evaluate the newly obtained amplification curve in step S7.
  • a gain curve for the hearing aid wearer is in order, this gain curve is firmly implemented in the hearing aid.
  • an automatic boost can also take place over time. In this way, the hearing aid wearer can gradually adjust to the new hearing impression, d. H. acclimatize.
  • the gain is determined according to another fitting method.
  • the high-frequency components should be constantly amplified in accordance with the curve 5. Since the maximum gain curve 4 intersects the target curve 1 at approximately 4 kHz and the gain curve 5 at approximately 8 kHz, the loudness gain in the range between 4 and 8 kHz is limited to the maximum gain.
  • interpolations are performed in the range between 4 and 6 kHz, which connect the gain curve 5 and the maximum gain curve 4 at about 6 kHz to the target gain curve 2 or the target gain curve 3 at 4 kHz. This results in the interpolation sections 6 and 7. In this way, a smooth transition from the respective gain curve 1, 2, 3 in the low-frequency range to the gain curve 5 in the high-frequency range can be ensured.
  • the gain in the high-frequency range can be varied according to the arrow 8.
  • a gain curve 9 in the high-frequency range can also be selected.
  • this curve 9 is not obtained here by dividing the maximum gain curve 4 by a constant factor according to the above-mentioned example. Rather, it should be shown by the example of FIG 2, that the gain curves in the high-frequency range can be obtained by other methods than by constant division. Also for the gain curve 9 will be in the frequency domain between 4 kHz and 6 kHz interpolation transitions to the target gain curves 1 to 3 used.

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Abstract

Die Anpassung eines Hörgeräts soll auch im Hochfrequenzbereich oberhalb von 8 kHz rasch und wirksam durchgeführt werden können. Hierzu ist vorgesehen, eine Open-Loop-Gain-Messung (S3) in dem oberen Frequenzbereich durchzuführen und eine maximale Verstärkung oder eine frequenzabhängige Maximalverstärkungskurve festzulegen (S4). Diese Maximalverstärkung im Hochfrenzbereich soll nicht überschritten werden. Der Hörgeräteträger kann sich dann gegebenenfalls für eine von mehreren darunter liegenden Verstärkungskurven entscheiden (S5, S7). Im niederfrequenten Bereich wird eine konventionelle Verstärkungsanpassung beispielsweise durch eine präskriptive audiogrammbasierte Formel durchgeführt (S1, S2). Damit steht eine leicht durchzuführende hybride Anpassprozedur für den gesamten Frequenzbereich zur Verfügung.

Description

  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Einstellen der Verstärkung eines Hörgeräts durch lautheitsbasiertes oder präskriptives Einstellen der Verstärkung des Hörgeräts in einem unteren Frequenzbereich und andersartiges Einstellen im oberen Frequenzbereich.
  • Die zum Ausgleich eines Hörverlustes optimale Verstärkung eines Hörgeräts wird üblicherweise durch Lautheitsskalierungen oder hörschwellenbasierte präskriptive Anpassformeln bestimmt. Diese Formeln beschreiben die Zielverstärkung in Abhängigkeit von der Frequenz und dem Schallpegel. Die gängigen Formeln, wie beispielsweise NAL-NL1 oder DSL-I/O, sind für den Frequenzbereich 0 bis 8 kHz definiert. Über die Zielverstärkung im Bereich oberhalb von 8 kHz machen sie keine Aussage. Dies liegt hauptsächlich daran, dass gängige Hörgeräte nur Frequenzen unterhalb von 8 kHz übertragen können, eine Anpassformel für hohe Frequenzen also nicht notwendig ist. Hinzu kommt, dass zur Messung des Hochtonhörverlustes spezielle Audiometer erforderlich sind und die Realisierung einer definierten Verstärkung in diesem Frequenzbereich sehr schwierig ist (Wellenlänge in der gleichen Größenordnung wie Ohrkanalgeometrien). Durch spezielle breitbandige Verstärker und elektroakustische Wandler sind heute aber Hörgeräte realisierbar, die Frequenzen oberhalb von 8 kHz bis hin zu 15 kHz übertragen können. Ein Problem ist nun die Anpassung der Verstärkung in diesem Frequenzbereich an den Hörverlust, was Gegenstand der vorliegenden Erfindung ist. Hinzu kommt, dass akustische Rückkopplungen die Verstärkungseinstellung sehr beeinträchtigen können. Dies gilt generell für den gesamten Frequenzbereich aber im besonderen Maße für den Frequenzbereich oberhalb von 6 kHz.
  • Ein Ansatz zur Lösung dieses Problems besteht in einer lautheitsnormalisierenden Anpassung. Hier wird durch Lautheitsskalierungen (schmalbandige Stimuli) und Vergleich mit Referenzskalierungen bei Normalhörenden die Verstärkung über den gesamten Frequenzbereich so eingestellt, dass der Lautheitseindruck sich normalisiert, d. h. ein Stimulus mit Hörgerät vom Schwerhörenden genauso laut empfunden wird wie von einer normalhörenden Versuchsperson ohne Hörgerät. Nachteilig sind hier allerdings die sehr langen Messzeiten für die Lautheitsskalierungen und das relativ häufig auftretende akustische Feedback. Hinzu kommt, dass für den Basisfrequenzbereich bislang kein Vorteil einer lautheitsbasierten Anpassung gegenüber den "schnellen", nur die Messung des Audiogramms erfordernden präskriptiven Anpassformeln nachgewiesen werden konnte.
  • Aus der Druckschrift DE 699 16 756 T2 ist ein Verfahren zur Anpassung eines Hörgeräts bekannt, mit dem die Aufgabe gelöst wird, das Audiogramm eines Patienten zu kompensieren. Dies wird dadurch erreicht, dass bestimmte Frequenzbänder verstärkt oder geschwächt werden.
  • Ferner ist aus der Druckschrift DE 690 12 582 T2 ein Hörgerät bekannt, bei dem eine akustische Rückkopplung unwirksam gemacht wird.
  • In der Druckschrift DE 44 41 755 C1 ist eine Hörhilfeschaltung beschrieben, bei der in einer Ausführungsform ein erster Frequenzkanal und ein zweiter Frequenzkanal vorhanden sind.
  • Auch die Druckschrift DE 41 25 378 C1 offenbart ein Hörgerät mit einem Signalweg für einen unteren Frequenzbereich und einen weiteren Signalweg für einen oberen Frequenzbereich.
  • Ein Verfahren zum Einregulieren eines Hörgeräts ist aus der Druckschrift DE 35 42 566 A1 bekannt. Dabei kann der Benutzer die Steilheit des Frequenzgangs oberhalb einer Grenzfrequenz verändern.
  • Aus der Druckschrift EP 1 414 271 A2 ist ferner ein Verfahren zum Aufzeichnen von Informationen in einem Hörgerät bekannt. Die Informationen können genutzt werden, um die Lautstärke einzustellen und Rückkopplungen zu vermeiden.
  • Des Weiteren zeigt die Druckschrift EP 0 917 397 A1 ein Verfahren zum Bestimmen eines Parametersatzes eines Hörgeräts. Dabei werden ebenfalls die Lautstärke und Rückkopplungen berücksichtigt.
  • Schließlich ist in der Druckschrift CH 678 692 A5 ein Verfahren zum Messen der individuellen akustischen Verhältnisse an einem menschlichen Ohr beschrieben, bei dem ein Audiogramm erstellt wird.
  • Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht somit darin, ein Verfahren anzugeben, mit dem eine Anpassung der Hörgeräteverstärkung im höheren Frequenzbereich, insbesondere oberhalb von 8 kHz, mit wenig Aufwand wirksam möglich ist.
  • Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe gelöst durch ein Verfahren zum Einstellen der Verstärkung eines Hörgeräts durch lautheitsbasiertes oder präskriptives Einstellen der Verstärkung des Hörgeräts in einem unteren Frequenzbereich, Durchführen einer Open-Loop-Gain-Messung in einem an den unteren Frequenzbereich anschließenden oberen Frequenzbereich und Festlegen einer maximalen Verstärkung oder einer frequenzabhängigen Maximalverstärkungskurve zumindest in dem oberen Frequenzbereich anhand der Open-Loop-Gain-Messung.
  • Es wird somit eine hybride Anpassprozedur bereitgestellt, bei der eine lautheitsbasierte oder präskriptive Anpassung im unteren Frequenzbereich und eine andersartige Anpassung im höheren Frequenzbereich durchgeführt wird. Damit ist eine schnelle Anpassung im Hochfrequenzbereich möglich, da keine audiometrischen Messungen erforderlich sind. Außerdem zeichnet sich die Anpassung der Verstärkung im Hochfrequenzbereich durch ihre Robustheit aus, da ein Feedbackpfeifen durch die OLG-Einschränkung (Open-Loop-Gain) prinzipiell ausgeschlossen wird.
  • Ein weiterer hervorzuhebender Vorteil besteht darin, dass eine gute Grundanpassung und eine hohe Spontanakzeptanz durch bewährte Anpassformeln im Basisfrequenzbereich erzielt werden.
  • Entsprechend einer Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens wird die Feedbackanfälligkeit durch mindestens einen Schmalbandfilter und/oder durch einen Feedbackreduktionsalgorithmus reduziert, so dass eine höhere maximale Verstärkung oder eine höhere Maximalverstärkungskurve erzielbar ist. Damit können auch Personen mit gravierenderen Hörschäden versorgt werden, ohne dass es zu einem Feedbackpfeifen kommt.
  • Vorzugsweise wird ausgehend von der Maximalverstärkungskurve mindestens eine darunter liegende Verstärkungskurve gewonnen und der Hörgeräteträger kann eine der mehreren Verstärkungskurven für die Verstärkung auswählen. Hierzu ist es günstig, dem Hörgeräteträger Klangbeispiele darzubieten, so dass er interaktiv eine der mehreren Verstärkungskurven auswählen kann. Die Auswahl kann der Hörgeräteträger anhand von Alltagsgeräuschen treffen. Somit kann rasch eine subjektiv optimale Lösung für die Verstärkung im Hochfrequenzbereich gefunden werden.
  • Vorteilhafterweise wird die Verstärkungskurve im oberen Frequenzbereich an eine Verstärkungskurve im unteren Frequenzbereich oder umgekehrt oder beide aneinander angepasst. Dadurch werden Unstetigkeitsstellen an der Schnittstelle zwischen oberem und unterem Frequenzbereich vermieden.
  • Entsprechend einer weiteren Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist vorgesehen, die Verstärkung im unteren und/oder oberen Frequenzbereich automatisch mit der Zeit zu erhöhen. Dadurch kann ein Akklimatisierungseffekt beim Hörgeräteträger ausgenutzt werden.
  • Die vorliegende Erfindung wird nun anhand der beigefügten Zeichnungen näher erläutert, in denen zeigen:
    • FIG 1
    ein Flussdiagramm zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens für die Anpassung bzw. Einstellung eines Hörgeräts und
    FIG 2
    das Glätten von Verstärkungskurven an der Grenze zwischen unterem und oberen Frequenzbereich.
  • Die nachfolgend näher geschilderten Ausführungsbeispiele stellen bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung dar.
  • Entsprechend FIG 1 erfolgt zunächst im unteren Frequenzbereich bzw. im Basisfrequenzbereich [0-fb] gemäß den Schritten S1 und S2 eine konventionelle Verstärkungsanpassung. Hierzu werden in Schritt S1 Lautheitseindrücke von einem Hörgeräteträger aufgenommen, so dass eine Verstärkungseinstellung auf der Basis der subjektiv empfundenen Lautheit durchgeführt werden kann. Alternativ wird ein Audiogramm des Patienten aufgenommen, so dass dessen Hörschwelle bekannt ist.
  • Aus der Lautheitskalierung bzw. dem Audiogramm wird entsprechend Schritt S2 diejenigen Verstärkungen bzw. Verstärkungskurven berechnet, die im Hörgerät implementiert werden sollen. Hierzu bedient man sich präskriptiver Anpassformeln, die beispielsweise unter dem Namen NAL-NL1, DSL-I/O bekannt sind. Darüber hinaus können für die Verstärkungsberechnung auch firmenspezifische Formeln aber auch eine Lautheitsnormalisierung angewandt werden. Letztendlich erhält man eine Verstärkungskurve oder eine Verstärkungskurvenschar für den unteren Frequenzbereich [0-fb Hz]. Dabei liegt die Basisgrenzfrequenz fb beispielsweise bei 6 kHz.
  • Für den oberen Frequenzbereich [fb-fg Hz], wobei fg beispielsweise bei 12 kHz liegt, wird nun gemäß Schritt S3 eine so genannte Open-Loop-Gain-Messung(OLG-Messung) durchgeführt.
  • Diese OLG-Messung kann auch auf den unteren Frequenzbereich ausgeweitet werden. Für die OLG-Messung wird beispielsweise der Signalpfad des Hörgeräts aufgetrennt, Testtöne verschiedener Frequenzen im Hörgerät digital generiert, über den Hörgerätehörer abgegeben und der digitale Pegel des über das/die Hörgerätemikrofon(e) wieder aufgenommenen Signals vor der Auftrennstelle bestimmt. Die Differenz zum ursprünglichen digitalen Pegel des Teststimulus stellt den Open-Loop-Gain (OLG) dar, anhand derer sich die ohne Feedbackpfeifen maximal mögliche Verstärkung (Feedbackschwelle) quantifizieren lässt. Diese Bestimmung der Maximalverstärkung entsprechend Schritt S4 erfolgt für jede Frequenz bzw. jedes gewünschte Frequenzband im Hochfrequenzbereich [fb-fg]. Günstigerweise wird ein gewisser Abstand [Feedbackreserve, vorzugsweise 6-12 dB] zur Feedbackschwelle gehalten, um auch bei leichten Änderungen des Feedbackpfades im Alltag Feedbackpfeifen zu vermeiden.
  • Optional wird die Reduktion der Feedbackanfälligkeit durch Notchfilter oder andere Schmalbandfilter reduziert. Alternativ oder zusätzlich können Feedbackreduktionsalgorithmen, wie beispielsweise Oszillationsdetektion und adaptive Notchfilter oder Feedback-Kompensatoren, eingesetzt. In jeden Fall lässt sich hierdurch der Verstärkungsbereich erweitern.
  • Unter Beachtung der Feedbackschwelle (Maximalverstärkung) und der Feedbackreserve werden in Schritt S5 mehrere optionale Verstärkungskurven bestimmt. Beispielsweise bestehen die Verstärkungskurven aus der maximal möglichen Verstärkung im oberen Frequenzbereich Gmax (f) und daraus abgeleiteten, reduzierten Verstärkungen in gewünschter Anzahl. Es können so beispielsweise prozentual reduzierte Kurven wie 75 % Gmax (f), 50 % Gmax (f), usw. bereitgestellt werden. Die genaue Einstellung der Verstärkung im Hochfrequenzbereich kann mit Hilfe mehrerer Bänder, insbesondere unter Verwendung einer Filterbank, erfolgen. Im Hochfrequenzbereich wird also explizit keine präskriptive oder lautheitsbasierte Anpassmethode angewendet.
  • Die Verstärkungskurven aus dem niederfrequenten und dem hochfrequenten Bereich würden in der Regel unstetig ineinander übergehen. Daher wird entsprechend Schritt S6 eine Glättung des sprunghaften Übergangs der Verstärkungsstufen, vom Basisfrequenzbereich zum Hochfrequenzbereich bei f = fb durchgeführt. Die Glättung erfolgt beispielsweise durch gewichtete Addition innerhalb eines Frequenzbandes [f1-f2], mit f1 < fb und f2 > fb. In einem konkreten Beispiel könnte fb = 6 kHz, f1 = 4 kHz und f2 = 8 kHz sein. Somit erhält man einen stetigen Verstärkungskurvenverlauf für sämtliche Verstärkungskurven im gesamten Frequenzbereich [0-fg].
  • Aus der Gesamtschar von Verstärkungskurven wählt der Hörgeräteträger in Schritt S7 eine für ihn geeignete Variante aus. Hierzu werden ihm Klangbeispiele dargeboten oder er kann die Auswahl anhand der alltäglichen Schallumgebung treffen. In beiden Fällen können Hörsituationen wie Musik, Sprache oder Ähnliches herangezogen werden (vgl. Schritt S8).
  • Kommt der Hörgeräteträger zu dem Ergebnis, dass die Verstärkung im Hochfrequenzbereich für ihn unpassend ist, so wird die Verstärkung im Hochfrequenzbereich entsprechend Schritt S5 variiert. Anschließend erfolgt wieder die Glättung der Verstärkungskurven von Hochfrequenz- und Niederfrequenzbereich in Schritt S6 und der Hörgeräteträger kann dann die neu gewonnene Verstärkungskurve in Schritt S7 erneut bewerten.
  • Ist schließlich eine Verstärkungskurve für den Hörgeräteträger in Ordnung, so wird diese Verstärkungskurve im Hörgerät fest implementiert. Optional kann nach der Auswahl der Verstärkungskurve aber auch noch eine automatische Verstärkungsanhebung mit der Zeit erfolgen. Auf diese Weise kann sich der Hörgeräteträger allmählich auf den neuen Höreindruck einstellen, d. h. akklimatisieren.
  • Die oben erwähnte Glättung bzw. Anpassung der Verstärkungskurven im Hochfrequenzbereich und im Niederfrequenzbereich kann anhand von FIG 2 näher erläutert werden. Zunächst werden durch präskriptive Anpassung, z. B. durch die Formel NAL-NL 1, die Verstärkungszielkurve 1 für leise Pegel, die Verstärkungszielkurve 2 für mittlere Pegel und die Verstärkungszielkurve 3 für laute Pegel gewonnen. Diese Verstärkungszielkurven werden im unteren Frequenzbereich bis 4 kHz genutzt (vgl. Schritte S1 und S2). Außerdem wird über dem gesamten Frequenzbereich eine OLG-Messung durchgeführt und unter Berücksichtigung einer Feedbackreserve eine Maximalverstärkung 4 festgelegt (vgl. Schritte S3 und S4).
  • Im höheren Frequenzbereich ab ca. 6 kHz wird nach einer anderen Anpassmethode die Verstärkung festgelegt. Beispielsweise sollen die hochfrequenten Anteile entsprechend der Kurve 5 konstant verstärkt werden. Da sich die Maximalverstärkungskurve 4 bei etwa 4 kHz mit der Zielkurve 1 und bei etwa 8 kHz mit der Verstärkungskurve 5 schneidet, wird die Verstärkung für laute Pegel im Bereich zwischen 4 und 8 kHz auf die Maximalverstärkung begrenzt. Für mittlere und leise Pegel werden im Bereich zwischen 4 und 6 kHz Interpolationen durchgeführt, die die Verstärkungskurve 5 bzw. die Maximalverstärkungskurve 4 bei etwa 6 kHz mit der Zielverstärkungskurve 2 oder der Zielverstärkungskurve 3 bei 4 kHz verbinden. Es ergeben sich dadurch die Interpolationsabschnitte 6 und 7. Auf diese Weise kann ein glatter Übergang von der jeweiligen Verstärkungskurve 1, 2, 3 im niederfrequenten Bereich zur Verstärkungskurve 5 im hochfrequenten Bereich gewährleistet werden.
  • Die Verstärkung im hochfrequenten Bereich kann entsprechend dem Pfeil 8 variiert werden. Damit kann beispielsweise ebenso eine Verstärkungskurve 9 im hochfrequenten Bereich gewählt werden. Auch diese Kurve 9 ist hier nicht durch Teilung der Maximalverstärkungskurve 4 mit einem konstanten Faktor entsprechend dem oben genannten Beispiel gewonnen. Vielmehr soll durch das Beispiel von FIG 2 gezeigt werden, dass die Verstärkungskurven im hochfrequenten Bereich auch durch andere Methoden als durch konstante Teilung gewonnen werden können. Auch für die Verstärkungskurve 9 werden in dem Frequenzbereich zwischen 4 kHz und 6 kHz Interpolationsübergänge zu den Zielverstärkungskurven 1 bis 3 genutzt.

Claims (6)

  1. Verfahren zum Einstellen der Verstärkung eines Hörgeräts durch
    - lautheitsbasiertes oder präskriptives Einstellen (S1, S2) der Verstärkung des Hörgeräts in einem unteren Frequenzbereich,
    gekennzeichnet durch
    - Durchführen einer Open-Loop-Gain-Messung (S3) in einem an den unteren Frequenzbereich anschließenden oberen Frequenzbereich und
    - Festlegen einer maximalen Verstärkung oder einer frequenzabhängigen Maximalverstärkungskurve (S4) zumindest in dem oberen Frequenzbereich anhand der Open-Loop-Gain-Messung (S3) .
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei sie Feedbackanfälligkeit durch mindestens einen Schmalbandfilter und/oder durch einen Feedbackreduktionsalgorithmus reduziert wird, so dass eine höhere maximale Verstärkung oder eine höhere Maximalverstärkungskurve (4) erzielbar ist.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2, wobei im oberen Frequenzbereich ausgehend von der Maximalverstärkungskurve (4) mindestens eine darunter liegende Verstärkungskurve (5, 9) gewonnen wird und in einer Anpassungssoftware eine der mehreren Verstärkungskurven für die Verstärkung ausgewählt werden kann.
  4. Verfahren nach Anspruch 3, wobei der Hörgeräteträger Klangbeispiele (S8) dargeboten bekommt und interaktiv eine der mehreren Verstärkungskurven auswählen kann.
  5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Verstärkungskurve im oberen Frequenzbereich an eine Verstärkungskurve im unteren Frequenzbereich oder umgekehrt oder beide aneinander angepasst werden (S6).
  6. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei die Verstärkung im unteren und/oder oberen Frequenzbereich automatisch mit der Zeit erhöht wird.
EP07103023A 2006-04-27 2007-02-26 Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts mit Hochfrequenzverstärkung Withdrawn EP1850634A2 (de)

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Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102009051200B4 (de) * 2009-10-29 2014-06-18 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörgerät und Verfahren zur Rückkopplungsunterdrückung mit einem Richtmikrofon
EP2360944B1 (de) 2010-02-01 2017-12-13 Oticon A/S Verfahren zur Unterdrückung von akustischer Rückkoppelung in einem Hörgerät und entsprechendes Hörgerät
EP2566193A1 (de) * 2011-08-30 2013-03-06 TWO PI Signal Processing Application GmbH System und Verfahren zur Einpassung eines Hörgeräts
WO2016004970A1 (en) * 2014-07-07 2016-01-14 Advanced Bionics Ag System for combined neural and acoustic hearing stimulation
US10376698B2 (en) 2014-08-14 2019-08-13 Advanced Bionics Ag Systems and methods for gradually adjusting a control parameter associated with a cochlear implant system
US11184713B2 (en) * 2019-11-19 2021-11-23 Sonova Ag Systems and methods for adjusting a gain limit of a hearing device

Family Cites Families (21)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE3542566A1 (de) * 1984-12-21 1986-07-03 Danavox A/S, Kopenhagen/Koebenhavn Verfahren zum einregulieren eines hoergeraets, ein hoergeraet und dessen verwendung
US4630305A (en) 1985-07-01 1986-12-16 Motorola, Inc. Automatic gain selector for a noise suppression system
CH678692A5 (en) * 1989-06-08 1991-10-31 Phonak Ag Measuring individual acoustic performance in human ear - using microphone adjacent ear drum with loudspeaker with ear canal sealed by insert
NO169689C (no) 1989-11-30 1992-07-22 Nha As Programmerbart hybrid hoereapparat med digital signalbehandling samt fremgangsmaate ved deteksjon og signalbehandlingi samme.
DE4125378C1 (en) * 1991-07-31 1992-10-08 Siemens Ag, 8000 Muenchen, De Hearing aid device with improved speech discrimination characteristics - has amplification setting control fitted between preamplifier and amplifier
DK169958B1 (da) 1992-10-20 1995-04-10 Gn Danavox As Høreapparat med kompensation for akustisk tilbagekobling
DE4441755C1 (de) * 1994-11-23 1996-01-18 Siemens Audiologische Technik Elektrische Hörhilfeschaltung
WO1996035314A1 (en) * 1995-05-02 1996-11-07 Tøpholm & Westermann APS Process for controlling a programmable or program-controlled hearing aid for its in-situ fitting adjustment
EP0845921A1 (de) 1996-10-23 1998-06-03 Siemens Audiologische Technik GmbH Verfahren und Schaltung zur Verstärkungsregelung in digitalen Hörgeräten
US6134329A (en) * 1997-09-05 2000-10-17 House Ear Institute Method of measuring and preventing unstable feedback in hearing aids
EP0917397A1 (de) * 1997-10-14 1999-05-19 Siemens Audiologische Technik GmbH Verfahren zum Bestimmen eines Parametersatzes eines Hörgerätes
US20040151332A1 (en) * 1998-10-07 2004-08-05 Finn Danielsen Feedback management for hearing aid
FR2786908B1 (fr) * 1998-12-04 2001-06-08 Thomson Csf Procede et dispositif pour le traitement des sons pour correction auditive des malentendants
US7058182B2 (en) * 1999-10-06 2006-06-06 Gn Resound A/S Apparatus and methods for hearing aid performance measurement, fitting, and initialization
DE10110258C1 (de) 2001-03-02 2002-08-29 Siemens Audiologische Technik Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes oder Hörgerätesystems sowie Hörhilfegerät oder Hörgerätesystem
DE10131964B4 (de) * 2001-07-02 2005-11-03 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Betrieb eines digitalen programmierbaren Hörgerätes sowie digitales programmierbares Hörgerät
JP4402977B2 (ja) 2003-02-14 2010-01-20 ジーエヌ リザウンド エー／エス 補聴器における動的圧縮
EP1414271B1 (de) * 2003-03-25 2013-06-26 Phonak Ag Verfahren zum Aufzeichnen von Informationen in einem Hörgerät sowie ein Hörgerät
US7349549B2 (en) * 2003-03-25 2008-03-25 Phonak Ag Method to log data in a hearing device as well as a hearing device
DE10344032A1 (de) 2003-09-23 2005-06-23 Schlegel, Udo D. Hörsystem verwendbar für schwerhörige Personen
DE102005020317B4 (de) 2005-05-02 2009-04-02 Siemens Audiologische Technik Gmbh Automatische Verstärkungseinstellung bei einem Hörhilfegerät

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