EP1919257B1 - Pegelabhängige Geräuschreduktion - Google Patents

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EP1919257B1
EP1919257B1 EP07118793.4A EP07118793A EP1919257B1 EP 1919257 B1 EP1919257 B1 EP 1919257B1 EP 07118793 A EP07118793 A EP 07118793A EP 1919257 B1 EP1919257 B1 EP 1919257B1
Authority
EP
European Patent Office
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signal
attenuation
noise reduction
frequency channel
noise
Prior art date
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Revoked
Application number
EP07118793.4A
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English (en)
French (fr)
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EP1919257A2 (de
EP1919257A3 (de
Inventor
Oliver Dressler
Henning Puder
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Sivantos GmbH
Original Assignee
Sivantos GmbH
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Publication date
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Application filed by Sivantos GmbH filed Critical Sivantos GmbH
Publication of EP1919257A2 publication Critical patent/EP1919257A2/de
Publication of EP1919257A3 publication Critical patent/EP1919257A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP1919257B1 publication Critical patent/EP1919257B1/de
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    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
    • H04R25/505—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using digital signal processing
    • H—ELECTRICITY
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    • 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
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    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2430/00—Signal processing covered by H04R, not provided for in its groups
    • H04R2430/03—Synergistic effects of band splitting and sub-band processing
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    • 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
    • H04R25/40—Arrangements for obtaining a desired directivity characteristic
    • H04R25/407—Circuits for combining signals of a plurality of transducers

Definitions

  • the invention relates to a method for noise reduction in hearing aids, in which the effect of the noise reduction is set depending on the current level.
  • Modern hearing aids have signal processing concepts, with the aid of which audio signals can be processed not only according to the hearing of the respective Höragisowskiologis but also situation-related.
  • signal processing concepts are provided which can analyze noises and adapt the signal processing to the respective noises. Among other things, it differentiates between background noise (usually surrounding noises of everyday life) and useful sound (usually speech).
  • the goal of most signal processing concepts is to achieve the best possible ratio between useful and interference signal, in particular to increase the intelligibility of speech. Since the noise spectrum changes with each hearing situation, a standardized filtering of the noise is not possible here. Rather, this special noise reduction methods are necessary, with the help of which the incoming signals can be classified according to their noise component and individually attenuated.
  • Such noise reduction methods for example methods based on the Wiener filter, have long been used in hearing aids. This significantly improves the signal-to-noise ratio of the input signal. However, this is mainly a subjective improvement, especially a lower listening effort achieved. An objective improvement in speech intelligibility could not yet be achieved.
  • a negative effect for the hearing-impaired is that - especially in hearing-impaired people with a high degree of hearing loss - it can happen that the noise reduction methods used reduce quiet (interference) signals to such an extent that the relevant signals are lowered below the hearing threshold. As a result, the hearing impaired can no longer perceive these signals. However, this behavior is not desired for all signals. In particular, due to this effect, habitual everyday noises, e.g. the soft hum of an electrical device, no longer heard. This behavior, which is typical for conventional noise reduction methods, is frequently perceived as disturbing by those affected. By suppressing usual everyday noises, orientation in a known or unknown environment can also be made more difficult.
  • the WO 98/47315 A1 discloses a method for noise reduction in hearing aids, in which a noise component of a signal is reduced in favor of a useful signal component of the respective signal.
  • the interference signal reduction takes place as a function of the respective signal-to-noise ratio of the signal, so that the interference signal component is reduced less with a low signal-to-noise ratio than with a high signal-to-noise ratio.
  • the object of the invention is therefore to provide an improved noise reduction. This object is achieved by a method for noise reduction according to claim 1 and by a noise reduction device for a hearing aid according to claim 10. Further advantageous embodiments of the invention are specified in the dependent claims.
  • a method for noise reduction is provided in a hearing aid device, wherein a signal having a useful and a noise signal component, is processed in the hearing aid, and wherein the noise component is reduced in favor of Nutzsignalanteils.
  • the Reduction of the noise component depending on the input level of the signal wherein the noise component at a high input level is attenuated more than at a low input level.
  • the input level-dependent attenuation makes it possible to ensure that interference signals that would fall below the hearing threshold due to an unfavorable signal-to-noise ratio in conventional noise attenuation continue to be audible.
  • An advantageous embodiment of the invention provides that the attenuation of the signal is completely withdrawn if the level of Störsignalanteils conditional would fall by a further attenuation below the threshold of hearing. This makes it particularly easy to ensure that a classified as noise signal portion remains audible.
  • the hearing threshold is selected as the lower threshold value. In this way it can be ensured that a signal component classified as noise still remains audible and at the same time a maximum noise reduction effect is achieved.
  • the audio signal is split in the hearing aid into at least two different frequency bands, each associated with a frequency channel, a signal of a frequency channel is attenuated stronger with a poorer signal-to-noise ratio than a signal a frequency channel with a better signal-to-noise ratio.
  • Another particularly advantageous embodiment of the invention provides that the withdrawal of the attenuation of the signals on the individual frequency channels is adapted to the individual hearing of the respective hearing aid wearer.
  • a higher lower threshold is selected as for a frequency channel whose frequencies are better perceived by the hearing aid wearer.
  • the lower threshold value for a frequency channel is determined on the basis of the hearing threshold of the hearing aid wearer for the frequencies of the corresponding frequency channel.
  • the information about the individual hearing of the hearing aid wearer are usually already stored in the hearing aid, so that hereby an optimization of the noise reduction is made possible without additional effort.
  • the return of the attenuation of a signal takes place only from an upper threshold, wherein for signals whose level is above the upper threshold, no return of the attenuation takes place.
  • FIG. 1 shows a typical hearing aid 1, for example, a hearing aid.
  • the hearing aid 1 has a microphone stage 10, which is designed, for example, as a differential directional microphone system.
  • the output signal of the microphone stage 10, consisting of a useful (eg speech) and a noise signal, is typically divided into a plurality of frequency ranges (frequency bands) by means of a corresponding frequency analysis device 20, which are further processed on different frequency channels.
  • the audio signals of the various frequency channels then pass through a noise reduction device 30, which is typically based on a Wiener filter.
  • the signals of the different frequency bands are continuously weighted according to their individual signal-to-noise ratio and attenuated to different degrees according to the respective weighting.
  • the output signals of the noise reduction device 30 then pass through another signal processing component 40 in which they undergo amplification and dynamic compression.
  • a typical hearing aid 1 further comprises an adjustable device 60 for reducing feedback effects, which feeds the output signal of the hearing aid 1 back into the signal path of the audio signal in a feedback loop. Furthermore, a classification system 70 is provided, which decides on the basis of the respective current hearing situation about which optimal settings of the hearing aid 1, for example, which directional characteristic of the microphone stage 10 or which adaptation speed of the device 60 for the reduction of feedback effects, are selected.
  • FIG. 2 exemplifies the function of a noise reduction device based on the Wiener filter.
  • both a useful signal s (l) and an interference signal n (l) are applied to a common input.
  • the resulting from the combination of the useful signal s (l) and the interference signal n (l) input signal x (l) is divided by means of a frequency analysis in different frequency bands, which are each assigned to a frequency channel i. For each frequency channel i, an individual weighting factor G i is determined and the signal of the respective frequency channel is attenuated with a corresponding attenuation factor.
  • the differently weighted signals of the individual frequency channels i are combined again and output as a common output signal ⁇ (l).
  • the time dependence of the signals s (l), n (l) and x (l) is symbolized by the variable l.
  • the various frequency bands in a conventional noise reduction device 30 are attenuated only by their signal-to-noise ratio, i. that the smaller the signal-to-noise ratio is, the more attenuated a signal of a certain frequency band is. Consequently, in this noise reduction concept, signals are also attenuated which, although classified as interference signals, are to be perceived by the hearing aid wearer as usual everyday noises. By focusing only on the signal-to-noise ratio-oriented attenuation of the signal level of these everyday noises can be reduced so far that it falls below the hearing threshold. Consequently, the hearing aid wearer can no longer perceive these familiar everyday noises.
  • the effect of the noise reduction depends on the current input level of the hearing aid 1 set.
  • the noise reduction effect at low levels, ie to apply a lower attenuation. This effectively prevents the signals of different ambient sounds from falling below the threshold of hearing and therefore can no longer be heard.
  • the return of the damping can be done in different ways.
  • the attenuation values are reduced based on a certain relationship to the input level.
  • FIG. 3 shows a diagram with eight different characteristics, each representing a different dependence of the hearing aid loss reduction of the input level.
  • the abscissa of the diagram plots the input level corresponding to the acoustic power value.
  • the noise reduction return factor is shown. This is the factor by which the noise reduction values (attenuation values in dB) are multiplicatively calculated.
  • the diagram can be deduced from the characteristic curve a) that, with the appropriate setting of the noise reduction device 30, the reduction of the noise reduction effect only starts from an upper threshold value of approximately 62 dB. While for input levels above 62 dB the full noise reduction is effective, the noise reduction effect below this upper threshold is preferably continuously reduced. In this case, the maximum reduction of the noise reduction effect is achieved at a predetermined lower threshold. In the present example, this threshold is 50 dB. Below this lower threshold no noise reduction takes place, as the factor to the noise reduction effect is withdrawn at the corresponding input level, here has a value of zero.
  • signals having an input level of 50 dB or less pass the noise reduction device 30 unattenuated, even if they have an unfavorable signal-to-noise ratio and would therefore conventionally experience attenuation.
  • the lower threshold is preferably chosen so that the corresponding signals remain audible.
  • the noise reduction device 30 attenuates noises with an input level of more than 62 dB by -0 dB to -12 dB depending on the signal-to-noise ratio
  • the effect of the noise reduction on a signal with an input level of approximately 56 dB is reduced due to the Input level-dependent attenuation reduction according to the curve a) by a factor of about 0.5. Consequently, the maximum attenuation of this signal is only half the original value, ie -6 dB.
  • the signal can preferably be attenuated as before as a function of its signal-to-noise ratio, but only up to a maximum value of -6 dB.
  • the individual hearing ability or the individual hearing loss of the hearing aid wearer is taken into account in the withdrawal of the attenuation values. For this purpose, it must be ensured, in particular, that the noise reduction damping is then withdrawn if, due to its full effect, the output level of the hearing aid device would fall below the individual hearing threshold.
  • This can and should preferably be frequency-dependent, ie separately for each frequency band i.
  • the necessary knowledge of individual hearing can be obtained by creating an audiogram in advance of the application. In a modern hearing aid, this information is already stored, since here the hearing loss is usually compensated frequency-dependent. In this respect, this information can be used here.
  • the noise reduction effect is not selected as previously customary only as a function of the signal-to-noise ratio, but additionally depending on the input level and possibly also on the individual hearing loss of the respective hearing aid wearer.
  • a lower threshold value which is oriented to the individual hearing threshold, is preferably specified in a frequency band-specific manner, below which the input level of the respective frequency channel may not sink.
  • the hearing threshold In the case of an input signal with a weak interference signal component, it may in principle also be useful to select the lower threshold so that the attenuation of the signal is already completely withdrawn if the level of the interference signal component (that is to say the interference signal component of the input signal) is limited by further attenuation the hearing threshold would fall.
  • the reduction of the signal attenuation in the hearing aid device described here can be effected by capping the maximum noise reduction value. This is done by multiplying only the maximum allowable attenuation value by the respective attenuation reduction factor, while attenuation up to this maximum attenuation value continues as before. Further, it is also possible to apply the respective attenuation reduction factor to each attenuation value between zero and the maximum attenuation value. As a result, the increase of the corresponding characteristic is reduced, the relationship between the determined signal-to-noise ratio and the corresponding attenuation value. This connection is in FIG. 4 exemplified. Basically, a combination of these two methods is possible, so that the corresponding characteristic curve is flatter and in addition also the maximum attenuation value is capped.

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Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zur Geräuschreduktion in Hörhilfsgeräten, bei dem die Wirkung der Geräuschreduktion abhängig vom aktuellen Pegel eingestellt wird.
  • Moderne Hörhilfen weisen Signalverarbeitungskonzepte auf, mit deren Hilfe Audiosignale nicht nur dem Hörvermögen des jeweiligen Hörhilfsgeräteträgers entsprechend sondern auch situationsbezogen verarbeitet werden können. Um die Höranstrengung zu reduzieren und den Hörkomfort sowie die Sprachverständlichkeit zu erhöhen, sind Signalverarbeitungskonzepte vorgesehen, die Geräusche analysieren und die Signalverarbeitung den jeweiligen Geräuschen anpassen können. Unter anderem wird dabei zwischen Störschall (in der Regel Umgebungsgeräusche des alltäglichen Lebens) und Nutzschall (in der Regel Sprache) differenziert. Das Ziel der meisten Signalverarbeitungskonzepte ist, ein möglichst optimales Verhältnis zwischen Nutz- und Störsignal zu erreichen, insbesondere um die Verständlichkeit von Sprache zu erhöhen. Da sich das Störschallspektrum mit jeder Hörsituation ändert, ist ein standardisiertes Abfiltern des Störschalls hierbei nicht möglich. Vielmehr sind hierzu spezielle Geräuschreduktionsverfahren notwendig, mit deren Hilfe die eingehenden Signale entsprechend ihrem Störgeräuschanteil klassifiziert und individuell gedämpft werden können.
  • Solche Geräuschreduktionsverfahren, beispielsweise Verfahren basierend auf dem Wiener-Filter, kommen in Hörgeräten schon länger zum Einsatz. Hiermit lässt sich das Signal-Rausch-Verhältnis des Eingangsignals deutlich verbessern. Allerdings wird damit hauptsächlich eine subjektive Verbesserung, insbesondere eine geringere Höranstrengung erreicht. Eine objektive Verbesserung der Sprachverständlichkeit konnte damit noch nicht erreicht werden.
  • Ein negativer Effekt für Hörgeschädigte ist jedoch, dass es - insbesondere bei Schwerhörenden mit großem Hörverlust - vorkommen kann, dass die verwendeten Geräuschreduktionsverfahren leise (Stör-)Signale so weit im Pegel reduzieren, dass die betreffenden Signale unter die Hörschwelle abgesenkt werden. Infolgedessen kann der Schwerhörende diese Signale nicht mehr wahrnehmen. Dieses Verhalten ist jedoch nicht für alle Signale gewünscht. Insbesondere werden aufgrund dieses Effektes gewohnte Alltagsgeräusche, wie z.B. das leise Brummen eines elektrischen Geräts, nicht mehr gehört. Dieses für herkömmliche Geräuschreduktionsverfahren typische Verhalten wird von den Betroffenen häufig als störend empfunden. Durch die Unterdrückung gewohnter Alltagsgeräusche kann ferner auch die Orientierung in einer bekannten oder unbekannten Umgebung erschwert werden.
  • Die WO 98/47315 A1 offenbart ein Verfahren zur Störgeräuschreduktion in Hörgeräten, bei dem ein Störsignalanteil eines Signals zugunsten eines Nutzsignalanteils des jeweiligen Signals reduziert wird. Die Störsignalreduktion erfolgt dabei in Abhängigkeit vom jeweiligen Signal-Rausch-Verhältnis des Signals, so dass der Störsignalanteil bei einem geringen Signal-Rausch-Verhältnis weniger reduziert wird, als bei einem hohen Signal-Rausch-Verhältnis.
  • Die Aufgabe der Erfindung ist es daher, eine verbesserte Geräuschreduktion bereitzustellen. Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren zur Geräuschreduktion gemäß Anspruch 1 sowie durch eine Geräuschreduktionseinrichtung für ein Hörhilfsgerät gemäß Anspruch 10 gelöst. Weitere vorteilhafte Ausführungsformen der Erfindung sind in den abhängigen Ansprüchen angegeben.
  • Gemäß der Erfindung ist ein Verfahren zur Geräuschreduktion in einem Hörhilfsgerät vorgesehen, wobei ein Signal, das einen Nutz- und einen Störsignalanteil aufweist, im Hörhilfsgerät verarbeitet wird, und wobei der Störsignalanteil zugunsten des Nutzsignalanteils reduziert wird. Dabei erfolgt die Reduktion des Störsignalanteils abhängig vom Eingangspegel des Signals, wobei der Störsignalanteil bei einem hohen Eingangspegel stärker gedämpft wird, als bei einem niedrigen Eingangspegel. Durch die eingangspegelabhängige Dämpfung ist es möglich sicherzustellen, dass Störsignale, die aufgrund eines ungünstigen Signal-Rausch-Verhältnisses bei der herkömmlichen Störgeräuschdämpfung unter die Hörschwelle fallen würden, auch weiterhin hörbar bleiben.
  • Eine vorteilhafte Ausführungsform der Erfindung sieht vor, dass die Dämpfung des Signals vollständig zurückgenommen wird, wenn der Pegel des Störsignalanteils bedingst durch eine weitere Dämpfung unter die Hörschwelle fallen würde. Hiermit lässt sich besonders einfach sicherstellen, dass ein als Störgeräusch klassifizierter Signalanteil noch hörbar bleibt.
  • In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass als unterer Schwellenwert die Hörschwelle gewählt wird. Hierdurch kann sichergestellt werden, dass ein als Störgeräusch klassifizierter Signalanteil noch hörbar bleibt und gleichzeitig eine maximaler Geräuschreduktionswirkung erreicht wird.
  • In einer weiteren besonders vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass das Audiosignal im Hörhilfsgerät in wenigstens zwei unterschiedliche Frequenzbänder aufgespaltet wird, die jeweils einem Frequenzkanal zugeordnet werden, wobei ein Signal eines Frequenzkanals mit einem schlechteren Signal-Rausch-Verhältnis stärker gedämpft wird als ein Signal eines Frequenzkanals mit einem besseren Signal-Rausch-Verhältnis. Durch die Aufteilung des Audiosignals auf verschiedene Frequenzkanäle ist es möglich eine frequenzspezifische Signalverarbeitung durchzuführen. Hiermit lässt sich eine effektive Geräuschunterdrückung realisieren.
  • Ferner sieht eine weitere vorteilhafte Ausführungsform der Erfindung von, dass die Dämpfung der Signale für jeden Frequenzkanal spezifisch erfolgt, wobei die kanalspezifische Dämpfung eines Signals auf einem Frequenzkanal vollständig zurückgenommen wird, wenn durch eine weitere Dämpfung der Pegel des Störsignalanteils auf dem entsprechenden Frequenzkanal unter einen für den entsprechenden Frequenzkanal vorgegebenen unteren Schwellenwert fallen würde. Durch die kanalspezifische Dämpfungsrücknahme kann einerseits bei höheren Eingangspegeln eine optimale Störgeräuschreduktion erreicht werden und andererseits sichergestellt werden, dass leise Störgeräusche hörbar bleiben.
  • Eine weitere besonders vorteilhafte Ausführungsform der Erfindung sieht vor, dass die Rücknahme der Dämpfung der Signale auf den einzelnen Frequenzkanälen dem individuellen Hörvermögen des jeweiligen Hörhilfeträgers angepasst wird. Dabei wird für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger schlechter wahrgenommen werden, ein höherer unterer Schwellwert gewählt als für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger besser wahrgenommen werden. Durch die Berücksichtigung des individuellen Hörvermögens kann noch besser eine optimale Störgeräuschreduktion erreicht und gleichzeitig sichergestellt werden, dass Störgeräusche hörbar bleiben, d.h. oberhalb der Hörschwelle des Schwerhörenden liegen.
  • In einer weiteren vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung ist vorgesehen, dass der untere Schwellenwert für einen Frequenzkanal anhand der Hörschwelle des Hörhilfeträgers für die Frequenzen des entsprechenden Frequenzkanals bestimmt wird. Die Informationen über das individuelle Hörvermögen des Hörhilfeträgers liegen in der Regel bereits im Hörhilfsgerät abgespeichert vor, so dass hiermit eine Optimierung der Störgeräuschreduktion ohne zusätzlichen Aufwand ermöglicht wird.
  • Schließlich ist in einer vorteilhaften Ausführungsform der Erfindung vorgesehen, dass die Rücknahme der Dämpfung eines Signals erst ab einem oberen Schwellenwert erfolgt, wobei für Signale, deren Pegel oberhalb des oberen Schwellenwerts liegen, keine Rücknahme der Dämpfung erfolgt. Damit wird eine besonders effektive Störgeräuschunterdrückung möglich.
  • Im Folgenden wird die Erfindung anhand von Zeichnungen näher dargestellt. Es zeigen:
    • Fig. 1 schematisch den Aufbau eines typischen Hörhilfsgerätes mit einer Geräuschreduktionseinrichtung;
    • Fig. 2 schematisch eine typische Geräuschreduktionseinrichtung basierend auf einem Wiener-Filter;
    • Fig. 3 ein Diagramm zur Darstellung der Abhängigkeit der Rücknahme der Geräuschreduktionswirkung vom Eingangspegel;
    • Fig. 4 ein Diagramm zur Darstellung der Abhängigkeit der Geräuschreduktionsdämpfung vom Signal-Rausch-Verhältnis.
  • Figur 1 zeigt ein typisches Hörhilfsgerät 1, beispielsweise ein Hörgerät. Das Hörgerät 1 weist eine Mikrofonstufe 10 auf, die z.B. als ein differentielles Richtmikrofonsystem ausgebildet ist. Das Ausgangssignal der Mikrofonstufe 10, bestehend aus einem Nutz- (z.B. Sprache) und einem Störsignal, wird mithilfe einer entsprechenden Frequenzanalyseeinrichtung 20 typischerweise in mehrere Frequenzbereiche (Frequenzbänder) aufgeteilt, die auf unterschiedlichen Frequenzkanälen weiterverarbeitet werden. Die Audiosignale der verschiedenen Frequenzkanäle durchlaufen dann eine Geräuschreduktionseinrichtung 30, die typischerweise auf einem Wiener-Filter basiert. Hier werden die Signale der verschiedenen Frequenzbänder kontinuierlich nach ihrem individuellen Signal-Rausch-Verhältnis gewichtet und der jeweiligen Gewichtung entsprechend unterschiedlich stark gedämpft. Dabei wird analysiert, ob die Signale der einzelnen Frequenzkanäle eine nahezu gleich bleibende Intensität (stationär) aufweisen oder moduliert (nicht stationär) auftreten. Stationäre Signalanteile, wie z.B. Rauschen, werden als Störsignale interpretiert. In dem betreffenden Frequenzband wird die Verstärkung relativ zu den anderen Bändern abgesenkt. Hingegen werden Bänder mit modulierten Signalanteilen als Sprachkomponenten aufgefasst und nicht gedämpft.
  • Die Ausgangssignale der Geräuschreduktionseinrichtung 30 durchlaufen anschließend eine weitere Signalverarbeitungskomponente 40, in der sie eine Verstärkung und eine dynamische Kompression erfahren.
  • Schließlich werden die einzelnen Frequenzbänder in einer Frequenzsyntheseeinrichtung 50 wieder zusammengeführt und über einen Ausgangswandler, in der Regel ein Lautsprecher, als ein akustisches Signal ausgegeben. Ein typisches Hörhilfsgerät 1 weist ferner eine einstellbare Einrichtung 60 zur Reduktion von Rückkopplungseffekten auf, die das Ausgangssignal des Hörhilfsgerätes 1 in einer Rückkopplungsschleife wieder in den Signalpfad des Audiosignals eingekoppelt. Ferner ist ein Klassifikationssystem 70 vorgesehen, das anhand der jeweils aktuellen Hörsituation darüber entscheidet, welche optimalen Einstellungen des Hörhilfsgerätes 1, zum Beispiel welche Richtcharakteristik der Mikrofonstufe 10 oder welche Adaptionsgeschwindigkeit der Einrichtung 60 zur Reduktion von Rückkopplungseffekten, gewählt werden.
  • Bei der Geräuschreduktion werden die verschiedenen Frequenzbänder abhängig von ihrem jeweiligen Signal-Rausch-Verhältnis unterschiedlich stark gedämpft. Die Figur 2 verdeutlicht beispielhaft die Funktion einer auf dem Wiener-Filter basierenden Geräuschreduktionseinrichtung. Dabei liegen sowohl ein Nutzsignal s(l) als auch ein Störsignal n(l) an einem gemeinsamen Eingang an. Das aus der Kombination des Nutzsignals s(l) und des Störsignals n(l) hervorgegangene Eingangssignal x(l) wird mittels einer Frequenzanalyse in verschiedene Frequenzbänder aufgeteilt, die jeweils einem Frequenzkanal i zugeordnet werden. Für jeden Frequenzkanal i wird ein individueller Gewichtungsfaktor Gi bestimmt und das Signal des jeweiligen Frequenzkanals mit einem entsprechenden Dämpfungsfaktor gedämpft. Bei der Frequenzsynthese werden die verschieden gewichteten Signale der einzelnen Frequenzkanäle i wieder zusammengeführt und als ein gemeinsames Ausgangssignal ŝ(l) ausgegeben. Die Zeitabhängigkeit der Signale s(l), n(l) und x(l) wird dabei durch die Variable l symbolisiert.
  • Der Zusammenhang zwischen dem Gewichtungsfaktor Gi(l) eines bestimmten Frequenzkanals i und dem Signal-Rausch-Verhältnis auf dem jeweiligen Frequenzkanal i wird durch die folgende Gleichung wiedergegeben: G i l = S ss , i l S ss , i l + S NN , i l = 1 - S NN , i l S XX , i l
    Figure imgb0001
    • mit Gi(l): Gewichtungsfaktor des Frequenzkanals i,
    • SSS,i(l): Sprachsignalanteil im jeweiligen Frequenzkanal,
    • SNN,i(l): Störsignalanteil im jeweiligen Frequenzkanal,
    • SXX,i(l): Gesamtsignal im jeweiligen Frequenzkanal.
  • Bei der herkömmlichen Geräuschreduktion hängt der Gewichtungsfaktor Gi(l) eines Frequenzkanals i also unmittelbar von seinem Signal-Rausch-Verhältnis ab. Enthält der entsprechende Frequenzkanal i kein Störsignal (SNN,i(l) = 0), ist die Dämpfung gleich Null (Gewichtungsfaktor 1). Besteht das Signal auf dem entsprechende Frequenzkanal i jedoch nur aus einem Störsignal ohne einen Nutzsignalanteil (SNN,i(l)/SXX,i(l) = 1), so ist der Gewichtungsfaktor des betreffenden Frequenzkanals i gleich Null. Dieser Frequenzkanal i erfährt folglich die maximale Dämpfung.
  • Wie bereits gezeigt, werden die verschiedene Frequenzbänder in einer herkömmlichen Geräuschreduktionseinrichtung 30 lediglich anhand ihres Signal-Rausch-Verhältnisses gedämpft, d.h. dass ein Signal eines bestimmten Frequenzbands umso mehr gedämpft wird, je kleiner sein Signal-Rausch-Verhältnis ist. Bei diesem Geräuschreduktionskonzept werden folglich auch Signale gedämpft, die zwar als Störsignale klassifiziert wurden, die jedoch als gewohnte Alltagsgeräusche vom Hörhilfeträger wahrgenommen werden sollen. Durch die lediglich am Signal-Rausch-Verhältnis orientierte Dämpfung kann der Signalpegel dieser Alltagsgeräusche so weit reduziert werden, dass er unter die Hörschwelle fällt. Folglich kann der Hörhilfeträger diese gewohnten Alltagsgeräusche nicht mehr wahrnehmen.
  • Um diesen negativen Effekt zu verhindern, wird bei dem erfindungsgemäßen Geräuschreduktionsverfahren die Wirkung der Geräuschreduktion abhängig vom aktuellen Eingangspegel des Hörhilfsgerätes 1 eingestellt. Insbesondere besteht damit die Möglichkeit, die Geräuschreduktionswirkung bei geringen Pegeln zurückzunehmen, d.h. eine geringere Dämpfung zu applizieren. Damit wird effektiv verhindert, dass die Signale verschiedener Umgebungsgeräusche unter die Hörschwelle fallen und daher nicht mehr gehört werden können.
  • Die Rücknahme der Dämpfung kann dabei auf verschiedene Arten erfolgen. Einerseits werden die Dämpfungswerte auf Basis eines bestimmten Zusammenhangs zum Eingangspegel zurückgenommen.
  • Andererseits kann bei der Rücknahme der Dämpfungswerte auch das individuelle Hörvermögen bzw. der individuelle Hörverlust des Hörhilfeträgers berücksichtigt werden. Werden die Dämpfungswerte gemäß der ersten Alternative auf Basis eines bestimmten Zusammenhangs zum Eingangspegel zurückgenommen, können auch mehrere solcher frei wählbaren Zusammenhänge vorgesehen sein. Die Figur 3 zeigt ein Diagramm mit acht verschiedenen Kennlinien, die jeweils eine unterschiedliche Abhängigkeit der Hörgerätedämpfungsrücknahme vom Eingangpegel darstellen. Auf der Abszisse des Diagramms ist der Eingangspegel aufgetragen, der dem akustischen Leistungswert entspricht. Auf der Ordinate des Diagramms ist hingegen der Geräuschreduktionsrücknahmefaktor dargestellt. Dies ist der Faktor, mit dem die Geräuschreduktionswerte (Dämpfungswerte in dB) multiplikativ verrechnet werden. Zum Beispiel lässt sich dem Diagramm anhand der Kennlinie a) entnehmen, dass bei entsprechender Einstellung der Geräuschreduktionseinrichtung 30 die Reduktion der Geräuschreduktionswirkung erst ab einem oberen Schwellwert von ca. 62 dB einsetzt. Während für Eingangspegel oberhalb von 62 dB die volle Geräuschreduktion wirkt, wird die Geräuschreduktionswirkung unterhalb dieses oberen Schwellwerts vorzugsweise kontinuierlich reduziert. Dabei wird die maximale Reduktion der Geräuschreduktionswirkung bei einem vorgegebenen unteren Schwellwert erreicht. Im vorliegenden Beispiel liegt diese Schwelle bei 50 dB. Unterhalb dieses unteren Schwellwerts findet keine Geräuschreduktion mehr statt, da der Faktor, um den die Geräuschreduktionswirkung bei entsprechendem Eingangspegel zurückgenommen wird, hier einen Wert von Null aufweist. Somit passieren Signale mit einem Eingangspegel von 50 dB oder weniger die Geräuschreduktionseinrichtung 30 ungedämpft, selbst wenn sie ein ungünstiges Signal-Rausch-Verhältnis aufweisen und daher herkömmlicherweise eine Dämpfung erfahren würden. Der untere Schwellwert wird dabei Vorzugweise so gewählt, dass die entsprechenden Signale noch hörbar bleiben.
  • Wenn beispielsweise die Geräuschreduktionseinrichtung 30 Geräusche mit einem Eingangspegel von mehr als 62 dB je nach Signal-Rausch-Verhältnis um -0 dB bis -12 dB dämpft, reduziert sich die Wirkung der Geräuschreduktion bei einem Signal mit einem Eingangspegel von ca. 56 dB aufgrund der eingangspegelabhängigen Dämpfungsreduktion gemäß der Kurve a) um einen Faktor von ca. 0,5. Folglich beträgt die maximale Dämpfung dieses Signals nur noch die Hälfte des ursprünglichen Werts, also -6 dB. Das Signal kann dabei vorzugsweise wie bisher in Abhängigkeit von seinem Signal-Rausch-Verhältnis gedämpft werden, jedoch nur bis zu einem Maximalwert von -6 dB.
  • Zwischen den einzelnen durch die Kennlinien des Diagramms in der Figur 3 dargestellten Zusammenhängen kann je nach Bedarf gewählt werden. Es ist vorteilhaft einen geeigneten Zusammenhang bereits im Rahmen einer Geräteanpassung auszuwählen und in dem jeweiligen Gerät 1 zu hinterlegen. Der Verlauf und die Form der entsprechenden Kurven kann dabei je nach Anwendung sehr unterschiedlich ausfallen.
  • Besonders vorteilhaft ist, wenn bei der Rücknahme der Dämpfungswerte auch das individuelle Hörvermögen bzw. der individuelle Hörverlust des Hörhilfeträgers berücksichtigt wird. Hierzu muss insbesondere sichergestellt werden, dass die Geräuschreduktions-Dämpfung dann zurückgenommen wird, wenn bedingt durch deren volle Wirkung der Ausgangspegel des Hörhilfsgerätes unter die individuelle Hörschwelle fallen würde. Dies kann und sollte vorzugsweise frequenzabhängig, d.h. separat für jedes Frequenzband i, durchgeführt werden. Die hierzu notwendige Kenntnis des individuellen Hörvermögens kann durch Erstellen eines Audiogramms im Vorfeld der Anwendung gewonnen werden. Bei einem modernen Hörgerät liegen diese Informationen bereits abgespeichert vor, da hier der Hörverlust in der Regel frequenzabhängig ausgeglichen wird. Insofern kann hier auf diese Informationen zurückgegriffen werden.
  • Somit wird die Geräuschreduktionswirkung nicht wie bisher üblich nur in Abhängigkeit vom Signal-Rausch-Verhältnis gewählt, sondern zusätzlich abhängig vom Eingangspegel und eventuell auch vom individuellen Hörverlust des jeweiligen Hörhilfeträgers. Bei der Berücksichtigung des individuellen Hörverlusts wird vorzugsweise frequenzbandspezifisch ein an der individuellen Hörschwelle orientierter unterer Schwellenwert vorgegeben, unter den der Eingangspegel des jeweiligen Frequenzkanals nicht sinken darf.
  • Bei einem Eingangssignal mit einem schwachen Störsignalanteil kann es grundsätzlich auch sinnvoll sein, die untere Schwelle so zu wählen, dass die Dämpfung des Signals bereits vollständig zurückgenommen ist, wenn der Pegel des Störsignalanteils (also quasi der Störsignalanteil des Eingangspegels) bedingt durch eine weitere Dämpfung unter die Hörschwelle fallen würde.
  • Die hier beschriebene Rücknahme der Signaldämpfung im Hörhilfsgerät kann durch eine Kappung des maximalen Geräuschreduktionswerts erfolgen. Dies erfolgt dadurch, dass lediglich der maximal zulässige Dämpfungswert mit dem jeweiligen Dämpfungsreduktionsfaktor multipliziert wird, während die Dämpfung bis zu diesem maximalen Dämpfungswert wie bisher erfolgt. Ferner ist es auch möglich, den jeweiligen Dämpfungsreduktionsfaktor auf jeden Dämpfungswert zwischen Null und dem maximalen Dämpfungswert anzuwenden. Hierdurch wird der Anstieg der entsprechenden Kennlinie reduziert, die den Zusammenhang zwischen dem ermittelten Signal-Rausch-Verhältnis und dem entsprechenden Dämpfungswert wiedergibt. Dieser Zusammenhang ist in Figur 4 beispielhaft dargestellt. Grundsätzlich ist auch eine Kombination dieser beiden Methoden möglich, so dass die entsprechende Kennlinie einen flacheren Verlauf erhält und zusätzlich auch der maximale Dämpfungswert gekappt wird.
  • Im Ergebnis führen alle hier aufgezeigten Methoden dazu, dass der maximale Dämpfungswert in Abhängigkeit von Eingangspegel und gegebenenfalls auch abhängig vom individuellen Hörverlust reduziert wird und somit wirksam vermieden wird, dass erwünschte Alltagsgeräusche unter die Hörschwelle fallen. Inwieweit eine dieser Methoden oder eine Kombination davon in einem Hörhilfsgerät implementiert wird, hängt in erster Linie von der jeweiligen Anwendung ab.
  • Die in der vorangehenden Beschreibung, den Ansprüchen und den Zeichnungen offenbarten Merkmale der Erfindung können sowohl einzeln als auch in beliebiger Kombination zur Verwirklichung der Erfindung in ihren verschiedenen Ausführungsformen wesentlich sein.

Claims (18)

  1. Verfahren zur Geräuschreduktion in einem Hörhilfsgerät (1),
    wobei ein Signal, das einen Nutz- und einen Störsignalanteil aufweist, im Hörhilfsgerät (1) verarbeitet und dabei gedämpft wird, um den Störsignalanteil zugunsten des Nutzsignalanteils zu reduzieren, und
    wobei die Dämpfung des Signals abhängig vom Signal-Rausch-Verhältnis des Signals erfolgt,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Dämpfung des Signals abhängig vom Eingangspegel des Signals zurückgenommen wird, so dass das Signal bei einem hohen Eingangspegel stärker gedämpft wird als bei einem niedrigen Eingangspegel.
  2. Verfahren nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Dämpfung des Signals vollständig zurückgenommen wird, wenn der Eingangspegel oder der Störsignalanteil des Eingangspegels bedingt durch eine weitere Dämpfung unter einen vorgegebenen unteren Schwellenwert fallen würde.
  3. Verfahren nach Anspruch 2,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass als unterer Schwellenwert die Hörschwelle gewählt wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass das Signal im Hörhilfsgerät (1) auf wenigstens zwei Frequenzkanäle mit jeweils einem unterschiedlichen Frequenzband aufgeteilt wird,
    wobei ein Signal auf einem ersten Frequenzkanal, das ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, stärker gedämpft wird als ein Signal auf einem anderen Frequenzkanal, das ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, und wobei die Dämpfung eines Signals auf einem bestimmten Frequenzband abhängig vom Eingangspegel des Signals auf dem jeweiligen Frequenzband zurückgenommen wird, so dass das Signal bei einem hohen Eingangspegel stärker gedämpft wird als bei einem niedrigen Eingangspegel.
  5. Verfahren nach Anspruch 4,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Dämpfung der Signale auf den verschiedenen Frequenzkanälen für jeden Frequenzkanal spezifisch erfolgt,
    wobei die kanalspezifische Dämpfung eines Signals auf einem Frequenzkanal vollständig zurückgenommen wird, wenn bedingt durch eine weitere Dämpfung der Eingangspegel auf dem entsprechenden Frequenzkanal oder der Störsignalanteil des Eingangspegels auf dem entsprechenden Frequenzkanal unter einen für den entsprechenden Frequenzkanal vorgegebenen unteren Schwellenwert fallen würde.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 oder 5, dadurch gekennzeichnet,
    dass die Rücknahme der Dämpfung der Signale auf den einzelnen Frequenzkanälen dem individuellen Hörvermögen des jeweiligen Hörhilfeträgers angepasst wird,
    wobei für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger schlechter wahrgenommen werden, ein höherer unterer Schwellenwert gewählt wird als für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger besser wahrgenommen werden.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der untere Schwellenwert für einen Frequenzkanal anhand der Hörschwelle des Hörhilfeträgers für die Frequenzen des entsprechenden Frequenzkanals bestimmt wird.
  8. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Rücknahme der Dämpfung eines Signals erst unterhalb eines oberen Schwellenwerts erfolgt,
    wobei für Signale, deren Pegel oberhalb des oberen Schwellenwerts liegen, keine Rücknahme der Dämpfung erfolgt.
  9. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass das Signal in Abhängigkeit von seinem Signal-Rausch-Verhältnis gedämpft wird,
    wobei das Signal nicht gedämpft wird, wenn es ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, und
    wobei das Signal maximal gedämpft wird, wenn es ein niedriges Signal-Rausch-Verhältnis aufweist.
  10. Geräuschreduktionseinrichtung (30) für ein Hörhilfsgerät (1),
    wobei die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, ein Signal des Hörhilfsgeräts (1), das einen Nutz- und einen Störsignalanteil aufweist, abhängig vom Signal-Rausch-Verhältnis des Signals zu dämpfen, um den Störsignalanteil zugunsten des Nutzsignalanteils zu reduzieren,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ferner ausgebildet ist, die Dämpfung des Signals abhängig vom Eingangspegel des Signals zurückzunehmen, so dass das Signal bei einem hohen Eingangspegel stärker gedämpft wird als bei einem niedrigen Eingangspegel.
  11. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach Anspruch 10,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, die Dämpfung des Signals vollständig zurückzunehmen, wenn bedingt durch eine weitere Dämpfung der Eingangspegel oder der Störsignalanteil des Eingangspegels unter einen vorgegebenen unteren Schwellenwert fallen würde.
  12. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach Anspruch 11,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass als unterer Schwellenwert die Hörschwelle dient.
  13. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach einem der Ansprüche 10 bis 12,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass das Signal im Hörhilfsgerät (1) in wenigstens zwei Frequenzkanälen mit jeweils einem unterschiedlichen Frequenzband verarbeitet wird,
    wobei die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, ein Signal auf einem ersten Frequenzkanal, das ein schlechteres Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, stärker zu dämpfen als ein Signal auf einem anderen Frequenzkanal, das ein besseres Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, und
    wobei die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ferner ausgebildet ist, die Dämpfung eines Signals auf einem bestimmten Frequenzband abhängig vom Eingangspegel des Signals auf dem jeweiligen Frequenzband zurückzunehmen, so dass das Signal bei einem hohen Eingangspegel stärker gedämpft wird als bei einem niedrigen Eingangspegel.
  14. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach Anspruch 13,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, die Dämpfung der Signale auf den verschiedenen Frequenzkanälen für jeden Frequenzkanal spezifisch vorzunehmen,
    wobei die kanalspezifische Dämpfung eines Signals auf einem Frequenzkanal vollständig zurückgenommen wird, wenn bedingt durch eine weitere Dämpfung der Eingangspegel auf dem entsprechenden Frequenzkanal oder der Störsignalanteil des Eingangspegels auf dem entsprechenden Frequenzkanal unter einen für den entsprechenden Frequenzkanal vorgegebenen unteren Schwellenwert fallen würde.
  15. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach einem der Ansprüche 13 oder 14,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, die Rücknahme der Dämpfung der Signale auf den einzelnen Frequenzkanälen dem individuellen Hörvermögen des jeweiligen Hörhilfeträgers anzupassen,
    wobei für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger schlechter wahrgenommen werden, ein höherer unterer Schwellenwert gewählt wird als für einen Frequenzkanal, dessen Frequenzen vom Hörhilfeträger besser wahrgenommen werden.
  16. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach einem der Ansprüche 14 oder 15,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, den unteren Schwellenwert für einen Frequenzkanal anhand der Hörschwelle des Hörhilfeträgers für die Frequenzen des entsprechenden Frequenzkanals zu bestimmen.
  17. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach einem der Ansprüche 10 bis 16,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, die Rücknahme der Dämpfung eines Signals erst unterhalb eines oberen Schwellenwerts vorzunehmen,
    wobei für Signale, deren Pegel oberhalb des oberen Schwellenwerts liegen, keine Rücknahme der Dämpfung erfolgt.
  18. Geräuschreduktionseinrichtung (30) nach einem der Ansprüche 10 bis 17,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Geräuschreduktionseinrichtung (30) ausgebildet ist, das Signal in Abhängigkeit von seinem Signal-Rausch-Verhältnis zu dämpfen,
    wobei das Signal nicht gedämpft wird, wenn es ein hohes Signal-Rausch-Verhältnis aufweist, und
    wobei das Signal maximal gedämpft wird, wenn es ein niedriges Signal-Rausch-Verhältnis aufweist.
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