EP2172063A1 - Hörgerät mit initialisierungsmodul und benutzeranpassung - Google Patents

Hörgerät mit initialisierungsmodul und benutzeranpassung

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EP2172063A1
EP2172063A1 EP08775194A EP08775194A EP2172063A1 EP 2172063 A1 EP2172063 A1 EP 2172063A1 EP 08775194 A EP08775194 A EP 08775194A EP 08775194 A EP08775194 A EP 08775194A EP 2172063 A1 EP2172063 A1 EP 2172063A1
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EP
European Patent Office
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hearing
module
user
noise
hearing aid
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EP08775194A
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EP2172063B1 (de
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Dietmar Ruwisch
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Original Assignee
Individual
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Publication date
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Application filed by Individual filed Critical Individual
Publication of EP2172063A1 publication Critical patent/EP2172063A1/de
Application granted granted Critical
Publication of EP2172063B1 publication Critical patent/EP2172063B1/de
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    • 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
    • H04R25/45—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback
    • H04R25/453—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback electronically
    • 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
    • H04R2225/41—Detection or adaptation of hearing aid parameters or programs to listening situation, e.g. pub, forest

Definitions

  • the invention relates to a hearing aid, in particular a medical hearing aid, with a device for compensating for noise. Preferably, the hearing aid compensates for a hearing loss.
  • the invention further relates to a corresponding method for operating and adjusting a hearing device according to the invention.
  • Adaptability of the gain and frequency response of the internal amplifiers to the individual hearing loss of the user In practice, no hearing loss equals the other (apart from total deafness, which, however, can not be corrected with the hearing aids described here), so that a corresponding adaptability of the hearing aid is required to correct a hearing loss. If this adjustment is omitted and the sound is uniformly amplified only over the entire processable frequency range, this leads to tones in frequency ranges in which the user still hears well being amplified too much, and in the worst case the hearing is even further damaged. On the other hand, in the affected frequency bands where higher amplification would be required, the broadband amplification is usually too low with respect to the undamaged spectral regions.
  • the adjustment of the gain of a hearing aid according to the prior art is made by a hearing care professional on the basis of an audiogram which he or an ENT doctor has previously detected by the patient.
  • a hearing care professional on the basis of an audiogram which he or an ENT doctor has previously detected by the patient.
  • different sounds with increasing volume played to the patient where he should indicate from which volume a sound is perceived.
  • the individual frequency response, in particular the lower hearing threshold of the patient's hearing at different frequencies is determined. The more different frequencies are used, the higher the spectral resolution of the audiogram; and the more often the measurement and the same tone is repeated, the greater the statistical certainty for this reading.
  • the thus determined audiogram provides information about the areas of the auditory spectrum in which the patient requires amplification; and the hearing care professional then adjusts the gain of the hearing aid for different spectral ranges accordingly.
  • an audiogram with a hearing aid should then be recorded again in order to document its use and to check its setting.
  • this new audiogram will be equivalent to that of average normal hearing.
  • this ideal is rarely achieved because the acoustician's settings are usually not precise enough, and most hearing aids do not allow a sufficiently high-resolution adjustment of the gain's frequency response.
  • Most of the devices used have only three separately adjustable ranges for high, medium and low frequencies, which forces the hearing care professional to make significant compromises in his work.
  • the patient's "pain threshold" must be taken into account when adjusting the hearing aid, even if the patient's hearing loss is perfectly adjusted, but linear amplification would allow the patient to follow quiet conversations, noisy Sound events, however, are amplified to such an extent that they result in painful or even harmful volumes, which is particularly relevant if the present hearing impairment reduces the perceived painful volume level Due to the small size and the limited amount of available electrical energy, the maximum volume is of course limited, and even the simplest devices usually have a volume control that the user can use can adjust the volume of his hearing aid, e.g. to different environmental situations.
  • High-quality hearing aids make such a situation-dependent adjustment automatically and not only adjust the volume but also optimize your frequency response to the respective situation (for example conversation, music, street noise).
  • a situation-dependent adaptation whether automatic or manual, goes beyond the medical aspect of normal hearing recovery.
  • the audiogram and the volume-pain threshold are the decisive data for the analytical characterization of hearing loss.
  • the by ENT doctor or Hearing aid exhausters often recorded in the course of a hearing test data for syllabic comprehension (eg, Freiburg Wortter test) Although the state of the art, but with regard to the possibilities and limitations of a hearing aid can be considered quite unnecessary.
  • the object of the invention is to provide an improved hearing aid which overcomes the disadvantages mentioned above.
  • a hearing aid is to be provided which provides improved noise suppression and preferably in interaction with can be adjusted to the user.
  • a corresponding method is to be provided.
  • parameters of an adjustable filter are changed by means of a noise estimation so that a noise suppression can be performed, which leads to a real acoustic perception image for the hearing device user.
  • damping factors for example at certain time intervals or on a continuous basis, can be determined.
  • the parameters of an optional hearing loss compensation and noise suppression can be combined in such a way that the signal to be processed is adjusted in one calculation step per frequency band or discrete frequency.
  • an audiogram ie the spectral characteristic of the user's hearing
  • the data obtained is used for internal signal processing, preferably digital signal processing such as multiband equalizers and limiters. Compressor to adjust so that an ideal compensation of individual hearing damage results.
  • the data obtained, i. Correction factors for compensation of the hearing damage are stored, preferably in a non-volatile storage medium.
  • the user can perform the determination of an audiogram again at any time or optimize existing data.
  • the correction factors may also already be fixed or predefined as the starting point for a setting of the audiogram by the user, for example by a physician or hearing aid acoustician.
  • the hearing test ie the determination of the audiogram of a patient, can be transferred to the hearing aid itself.
  • This makes it possible for the hearing aid to automatically adjust the frequency response of its amplification in a closed system without an audiogram being interpreted by a hearing aid acoustician.
  • the individual hearing damage of a patient can be compensated exactly, because the parameters of the internal signal processing are determined by the hearing aid itself in an initialization mode, which is to be distinguished from the operating mode in which the parameters are applied.
  • the hearing aid outputs test signals; signals picked up by the own microphone are preferably at least partially not supplied to the sound output of the hearing device.
  • Figure 1 is a schematic representation of the components of an inventive
  • FIG. 2 is a schematic representation of a hearing module of a hearing aid according to Figure 1;
  • FIG. 3 shows a schematic representation of an initialization module of a hearing aid according to FIG. 1;
  • FIG. 4 shows a schematic representation of a hearing curve correction in a hearing module according to FIG. 2;
  • Figure 5 a is a schematic representation of a first embodiment of a
  • Figure 5b is a schematic representation of a second embodiment of a
  • Figure 6 is a schematic representation of a volume limit in a hearing module according to Figure 2;
  • FIG. 7 shows a flowchart for determining an audiogram according to the invention
  • FIG. 8 shows a flowchart for determining a maximum acceptable volume according to the invention
  • Figure 9 is a schematic representation of the determination of the anti-feedback filter according to the invention.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a hearing aid according to the invention, which is located on or in the human ear, with its components microphone 1, initialization module 2, hearing module 3 and loudspeaker 4, wherein the initialization module 2 is connected to a control unit 5, via which the User interacts with the device during initialization.
  • the Hearing aid on an analog-to-digital converter 6 and a digital-to-analog converter 7, as shown in Figure 1, on.
  • the acoustic feedback path is shown, via which sound from the speaker 4 passes back into the microphone 1 and can lead to feedback whistles.
  • initialization module 2 and the control unit 5 represent optional features of the hearing aid according to the invention.
  • the hearing module 3 has a device for noise suppression, which performs a noise estimation for determining the parameters of a signal-dependent filter.
  • an initialization is performed.
  • a user - ie the deviation from the normal hearing curve - by a correspondingly amplified speaker output of the recorded sound from the microphone 1
  • control unit 5 Interaction between the user and the hearing aid provided by controls on the hearing aid itself or by a wireless or wired connection to an operating aid, e.g. a PC takes place;
  • This operating aid is generally referred to below as control unit 5.
  • the control unit has at least one actuating device, which has a switch and / or a push button.
  • the signal flow in the hearing device is as follows:
  • the microphone signal S M O) is preferably discretized and digitized by an analog-to-digital converter 6 and fed to the hearing module 3 and the initialization module 2, where signal processing, preferably digital signal processing, takes place. Subsequently generated, in the case of a digital
  • FIG. 2 shows the hearing module 3 with a summation unit 31 which adds a negative pseudo-feedback calculated by the anti-feedback filter 32 to the microphone signal, an optional hearing curve correction 33 by frequency-dependent signal amplification, noise suppression 34 and a volume limit 35 of the loudspeaker signal to be output.
  • the calculation of the negative pseudo-feedback is done by discrete Convolution of the impulse response of the feedback path with the loudspeaker signal s L (t) to be output.
  • the V (f ; ) values should be matched as closely as possible to the individual hearing damage, so that when using the hearing aid, the hearing curve of the user comes as close as possible to that of an average normal hearing aid.
  • the optional hearing curve correction in the hearing module 3 is performed by a series of independent filters, preferably IIR filters.
  • the individual adjustment of the V (fi) values for the correction of the hearing damage is carried out with the aid of the initialization module 2.
  • a first embodiment as shown in FIG. 5a is followed by a noise suppression 34, as is known, for example, from DE 199 48 308 A1.
  • the signal is subjected to a Fourier transformation in order, for example, to obtain an estimate of the noise spectrum by minimadetection in the spectrum.
  • This noise estimate is used to determine a noise and signal dependent filter or the filter coefficients of a filter applied to the signal spectrum.
  • the latter is then converted back to a noise-reduced time signal by inverse Fourier transform, which is provided at the output of the noise suppression 34.
  • the optional hearing curve correction can alternatively also be implemented as a filter in the spectrum, as will be explained below with reference to a second embodiment according to FIG. 5b.
  • the signal is first subjected to a Fourier transformation, so that the correction factors K (f) can be used to compensate for a hearing impairment, directly as multiplication in the signal spectrum, under the boundary condition that the frequencies f; lie in the frequency grid of the Fourier transform.
  • the correction factors K (f) correspond to the gain values V (fj).
  • the signal spectrum is additionally multiplied by signal- and noise-dependent damping factors (gain factors) G (f).
  • the noise estimate is formed from the signal spectrum by averaging it over those time intervals in which the signal consists essentially only of noise, and no or only a negligible useful signal component (voice) is present. For example, a good noise estimate in a speech break, in which no useful signal component is present, are performed.
  • FIG. 5b shows the combined application of hearing curve correction by means of correction factors K (f) and noise suppression by means of damping factors G (f).
  • the signal spectrum S (f) is supplied both to a determination of a noise estimate R (f) and to a multiplication in the spectrum with correction factors K (f).
  • a determination is made of attenuation factors G (f) based on the noise estimate R (f).
  • a multiplication in the spectrum with attenuation factors G (f) is performed according to FIG. 5b.
  • the signal for example, the external conditions, such as subway, apartment, concert hall, etc., to be adjusted.
  • the thus modified signal spectrum is converted back into a hearing curve-corrected, noise-reduced time signal which is provided at the output of the filter module 34 by means of inverse Fourier transformation.
  • the hearing curve correction is optional and the corresponding device feature or step may be omitted.
  • the signal processing as shown in Figure 5b can be changed.
  • the order of multiplication in the spectrum with correction factors K (f) and the multiplication in the spectrum with damping factors G (f) can be reversed.
  • the multiplication in the spectrum with correction factors K (f) and the multiplication in the spectrum can be combined with attenuation factors G (f) and preferably take place in one step per frequency band or discrete frequency.
  • the attenuation factors G (f) are preferably multiplied by the correction factors K (f), and only then is the signal spectrum S (f) multiplied by the result of this multiplication of the two factors.
  • the damping factors G (f) are determined based on the noise estimate R (f), which is preferably renewed at certain intervals and / or adaptively in order to be able to take into account a change in the noise environment.
  • R (f) a continuous automatic, i. automatic, noise estimation understood.
  • dynamic factors can be used, which trigger a new noise estimate.
  • a dynamic trigger factor may be a manual user input.
  • a user preferably chooses a moment in which as little useful signal as possible is present.
  • a pre-selection of the environment by the user with a subsequent optimization of the noise estimate can be performed.
  • Fixed time intervals for determining a new noise estimate can be combined with dynamic triggering factors.
  • the damping factors can also be applied only partially or not at all, ie they can be changed.
  • the last step of the signal processing in the hearing module 3 before the output of the signal to the digital-to-analog converter 7 and the loudspeaker 4 is to limit the maximum output volume to a maximum value M so as not to exceed the user's individual pain threshold.
  • a characteristic curve is preferably used, as shown in FIG. 6, which runs linearly for subcritical signal volumes, and approaches the threshold M when the pain threshold is reached, without exceeding the threshold even for even greater input levels.
  • the threshold M is preferably determined in the initialization module in interaction with the user.
  • the individual setting of the parameters of the hearing module 3 for the ideal compensation of the user's personal hearing deficit is undertaken.
  • the optional control unit 5 is used, with which the user interacts with the initialization module 2.
  • the hearing curve of the patient is measured in the initialization module 2 by output of tones or acoustic signals of increasing volume.
  • the initialization module outputs electrical signals which are converted into tones or acoustic signals.
  • the hearing curve is determined relative to the hearing curve of an average normal listener and determines the appropriate filter to compensate for the individual Hörde Anlagens.
  • the pain threshold of the user is measured by outputting noise of increasing volume.
  • the maximum tolerable output volume is determined, which is also individual for each user.
  • the impulse response of the feedback path is determined, which is used to eliminate feedback in the anti-feedback filter 32 of the hearing module 3.
  • the initialization module 2 outputs a sequence of electrical signals to the loudspeaker 4, which are converted into acoustic signals, the acoustic signals for measuring the
  • the acoustic signals have a certain frequency or a specific frequency spectrum with a certain center frequency in order to determine a lower hearing threshold of the user as a function of the respective frequency.
  • the transmission from the microphone 1 to the loudspeaker 4 interrupted while the initialization module 2 is operated to measure the hearing curve of the user.
  • the hearing aid according to the invention further comprises a comparator for comparing a user's lower hearing threshold at a certain center frequency with a stored lower hearing threshold of a normal hearing and setting means for setting a gain at the respective frequency, so as to compensate for a hearing defect of the user.
  • a comparator for comparing a user's lower hearing threshold at a certain center frequency with a stored lower hearing threshold of a normal hearing and setting means for setting a gain at the respective frequency, so as to compensate for a hearing defect of the user.
  • the initialization module 2 outputs electrical signals, preferably according to a predetermined program, which will be explained later with reference to Figure 8.
  • the hearing module 3 limits the speaker output according to the maximum acceptable volume.
  • FIG. 7 shows a flow chart of an audiogram measurement and determination of the amplifications V (f;) for hearing curve correction according to an embodiment of the invention.
  • a first step S1 different test tones are played whose frequencies correspond to the center frequencies fi of the filters which are available for hearing curve correction.
  • step S2 the volume A is now successively increased with the rate of increase to be specified, until the user in step S3-yes signals by pressing a button on the control unit 5 that he has perceived the sound.
  • the corresponding individual lower hearing threshold A (fi) is stored in step S4. Subsequently, the procedure is repeated in step S 5 -nein another frequency f f until the hearing curve measurement is terminated by a corresponding user interaction at the control unit 5 and / or a termination condition in step S5-yes.
  • the individual threshold of hearing at least once, but preferably several times determined for all frequencies f, f z, f 3, ..., f n order to achieve a certain confidence level for the measured values.
  • a possible termination condition can therefore be, for example, a sufficient amount of data collected, ie all lower hearing thresholds of the user at the respective frequency are detected at least once.
  • an average value is then formed in step S6, preferably the median, since this means "outliers" - ie completely erroneous measured values - are not included in the mean value .
  • the gains V (f ⁇ ) are calculated in step S 7 .
  • the number of test tones or acoustic signals of the sequence of electrical signals for measuring the hearing curve of the user is preferably between 4 and 128, or between 8 and 64, or between 16 and 48 and particularly preferably 32 different tones, ie that in the particularly preferred Number of tones 32 different frequencies fi to f 32 are measured.
  • the amplitude of a sound becoming louder in the measurement of the user's hearing curve is stepped from a minimum volume to a maximum volume preferably in 10 to 200, or in 50 to 150, and more preferably in 100 amplitude values, ie the amplitude is louder
  • the incoming tones are changed 100 times from the minimum to the maximum volume.
  • the frequencies of the successive test tones or acoustic signals are changed in the measurement in a random order or defined pseudo-random order.
  • FIG. 8 shows a flowchart of an inventive determination of the maximum volume M.
  • R noise preferably white noise
  • Initial volume R RN generated, which corresponds to a volume which is approximately in the middle between the hearing threshold and the pain threshold of an average normal listener.
  • V (fi) the filter
  • Pain threshold is already tuned to the personal hearing of the user.
  • the volume R of the noise signal is now successively increased in step S 12 until the user in step S13-jaender a key press on the control unit signals that a volume is reached, which is perceived as painful. If so, the current value of R is stored as the maximum volume M in step 14.
  • This measurement is also preferably repeated several times (step S15-yes) in order to be able to form an average over the various measurements in step S16, so that a certain statistical certainty arises.
  • the median for averaging is determined.
  • the white noise preferably used to determine the maximum volume is preferably output in a frequency band of 0-8 kHz from the initialization module 2 via the loudspeaker 4.
  • the sampling rate used for detecting the feedback signal via the microphone 1 is therefore greater than 16 kHz according to the sampling theorem of Nyquist-Shannon.
  • the sampling rate when using the hearing aid after initialization is preferably 16 kHz, i. a hearing deficit of a user is corrected in a frequency band of preferably 0 kHz to approximately 8 kHz.
  • the signal is very well suited for determining the impulse response of the feedback path h (t) used in the antifeedback filter 32.
  • the microphone signal S M ⁇ is evaluated, preferably while the output loudspeaker signal SiXt) as described consists of noise signals of different volume for determining the maximum volume M.
  • FIG. 9 shows the determination of the anti-feedback filter 32 or the filter coefficients.
  • spectra S M (Q and S 1 Xf) are formed on frames of the length to be given by means of Fourier transforms, and S L (Q is also the complex conjugate, S * L (I)
  • S M (f) S * L (f) and the absolute square SL (f) S * L (f) are each time averaged and divided in order to obtain the transfer function H (f) of the feedback path from which by inverse Fourier transformation results in the impulse response h (t).
  • the initialization module 2 switches to the hearing module 3, and the circle closes: the last determined impulse response h (t) is used in the digital signal processing of the
  • Hearing module 3 is needed first.
  • the control unit 5 is not required by the inventive hearing module 3 after the initialization, nevertheless it can be used for trivial interactions not described here, e.g. for user-controlled volume change or a situation-dependent equalizer selection.

Abstract

Die Erfindung betrifft ein Hörgerät zur Anordnung an und/oder in einem Ohr mit einem Mikrofon (1) zum Umwandeln von akustischen Signalen in elektrische Signale, einem Hörmodul (3) zum Bereitstellen der elektrischen Signale, einem Lautsprecher (4) zum Umwandeln der von dem Hörmodul (3) ausgegebenen elektrischen Signale in akustische Signale. Das Hörmodul (3) weist eine Einrichtung zur Geräuschunterdrückung auf, die eine Geräuschschätzung vornimmt zum Bestimmen eines signalabhängigen Filters und zum Bereitstellen eines geräuschreduzierten Ausgangssignals.

Description

HÖRGERÄT MIT INITIALISIERUNGSMODUL UND BENUTZERANPASSUNG
Die Erfindung betrifft ein Hörgerät, insbesondere eine medizinische Hörhilfe, mit einer Einrichtung zum Kompensieren von Geräuschen. Vorzugsweise kompensiert die Hörhilfe eine Schwerhörigkeit. Die Erfindung betrifft weiter ein entsprechendes Verfahren zum Betreiben und Einstellen eines erfindungsgemäßen Hörgeräts.
Der medizinische Bedarf an Hörhilfen ist groß und nimmt ständig zu, und die zur Verfügung stehenden Geräte decken ein weites Spektrum ab von einfachen, hinter dem Ohr zu tragenden breitbandigen Verstärkern bis hin zu hoch entwickelten und stark miniaturisierten Geräten, die in den Gehörgang des Benutzers passen.
Ein wesentliches Qualitätsmerkmal von Hörgeräten jedes Miniaturisierungsgrades ist die
Anpassbarkeit des Verstärkungsgrades und des Frequenzgangs der internen Verstärker an den individuellen Hörschaden des Benutzers. In der Praxis gleicht kein Gehörschaden dem anderen (von völliger Taubheit einmal abgesehen, die jedoch nicht mit den hier beschriebenen Hörgeräten korrigiert werden kann), so dass zur Korrektur eines Gehörschadens eine entsprechende Anpassbarkeit des Hörgeräts erforderlich ist. Unterbleibt diese Anpassung und wird der Schall lediglich über dem gesamten verarbeitbaren Frequenzbereich gleichmäßig verstärkt, führt dies dazu, dass Töne in Frequenzbereichen, in denen der Benutzer noch gut hört, viel zu stark verstärkt werden, und das Gehör im schlimmsten Fall sogar weiter geschädigt wird. In den betroffenen Frequenzbereichen hingegen, in denen eine höhere Verstärkung erforderlich wäre, ist die breitbandige Verstärkung mit Rücksicht auf die ungeschädigten Spektralbereiche in der Regel zu gering.
Die Einstellung der Verstärkung eines Hörgeräts nach dem Stand der Technik nimmt ein Hörgeräteakustiker auf der Basis eines Audiogramms vor, das er selbst oder ein HNO-Arzt zuvor vom Patienten ermittelt hat. Unter anderem werden dazu mit Hilfe eines kalibrierten Kopfhörers verschiedene Töne mit ansteigender Lautstärke dem Patienten vorgespielt, wobei er angeben soll, ab welcher Lautstärke ein Ton wahrnehmbar ist. Auf diese Weise wird der individuelle Frequenzgang, insbesondere die untere Hörschwelle des Gehörs des Patienten bei unterschiedlichen Frequenzen ermittelt. Je mehr verschiedene Frequenzen verwendet werden, umso höher ist die spektrale Auflösung des Audiogramms; und je öfter die Messung mit ein und demselben Ton wiederholt wird, desto größer ist die statistische Sicherheit für diesen Messwert. Das so ermittelte Audiogramm gibt Auskunft über die Bereiche des Hörspektrums, in denen für den Patienten eine Verstärkung erforderlich ist; und der Hörgeräteakustiker stellt daraufhin die Verstärkung des Hörgeräts für verschiedene spektrale Bereiche entsprechend ein. Zur Kontrolle sollte anschließend nochmals ein Audiogramm mit Hörgerät aufgenommen werden, um dessen Nutzen zu dokumentieren und dessen Einstellung zu überprüfen. Im Idealfall entspricht dieses neue Audiogramm demjenigen eines durchschnittlichen Normalgehörs. Dieses Ideal wird jedoch selten erreicht, da die Einstellungen des Akustikers im Regelfall nicht präzise genug sind, und die meisten Hörgeräte keine ausreichend hoch auflösende Einstellung des Frequenzgangs der Verstärkung erlauben. Die meisten der eingesetzten Geräte besitzen nur drei getrennt einstellbare Bereiche für hohe, mittlere und tiefe Frequenzen, wodurch der Hörgeräteakustiker bei seiner Arbeit zu erheblichen Kompromissen gezwungen ist.
Neben dem Ausgleich der Hörkurve des Patienten muss bei der Einstellung des Hörgeräts noch die „Schmerzgrenze" des Patienten berücksichtigt werden. Selbst eine perfekt an den Gehörschaden des Patienten angepasste, aber lineare Verstärkung würde dazu führen, dass der Patient zwar leisen Gesprächen folgen kann, laute Schallereignisse allerdings so stark verstärkt werden, dass schmerzhafte oder gar schädliche Lautstärken resultieren. Dies ist insbesondere dann relevant, wenn durch die vorliegende Erkrankung des Gehörs die als schmerzhaft empfundene Lautstärke herabgesetzt ist. Der Stand der Technik löst dieses Problem gewöhnlich dadurch, dass die maximale Ausgabelautstärke eines Hörgeräts konstruktiv beschränkt ist. Durch die geringe Baugröße und die nur begrenzt zur Verfügung stehende elektrische Energie ist die maximale Lautstärke naturgemäß begrenzt. Außerdem besitzen selbst die einfachsten Geräte gewöhnlich einen Lautstärkeregler, mit denen der Benutzer die Lautstärke seines Hörgeräts anpassen kann, z.B. an unterschiedliche Umgebungssituationen. Hochwertige Hörgeräte nehmen eine solche situationsabhängige Einstellung selbsttätig vor und verstellen dabei nicht nur die Lautstärke sondern optimieren auch noch Ihren Frequenzgang auf die jeweilige Situation (z.B. Gespräch, Musik, Straßenlärm). Eine solche situationsabhängige Anpassung, ob automatisch oder manuell, geht jedoch über den medizinischen Aspekt der Wiederherstellung eines Normalgehörs hinaus.
Mit dem Audiogramm und der Lautstärke-Schmerzgrenze liegen die entscheidenden Daten zur analytischen Charakterisierung eines Gehörschadens vor. Die von HNO-Arzt oder Hörgeräteakustϊker oft im Verlaufeines Hörtests zusätzlich aufgenommenen Daten zur Silbenverständlichkeit (z.B. Freiburger Wörtertest) entsprechen zwar dem Stand der Technik, können aber im Hinblick auf die Möglichkeiten und Grenzen eines Hörgeräts durchaus als überflüssig angesehen werden.
Ein weiteres, vom Gehörschaden des Patienten unabhängiges technisches Problem entsteht dadurch, dass - insbesondere bei hoch integrierten Geräten - nur eine geringe räumliche Distanz zwischen Schallaufnahme (Mikrofon) und Schallerzeugung (Miniaturlautsprecher, im Hörgerät häufig als „Transducer" bezeichnet, im Folgenden stets einfach „Lautsprecher" genannt) vorhanden ist. Dadurch besteht die Gefahr, dass für einzelne
Frequenzen die Rreisverstärkung zwischen Lautsprecher und Mikrofon größer als eins ist und es dadurch zu Rückkopplungspfeifen kommt. Dieses Problem wird oft dadurch gelöst, dass kritische Frequenzen mit zusätzlichen schmalbandigen Filtern („Notch-Filter") bedämpft werden. Damit lässt sich die Rückkopplung bzw. Schwingneigung des Systems zwar unterdrücken, aber diese zusätzlichen Filter beeinflussen den Frequenzgang auf unerwünschte Weise, insbesondere konterkarieren sie ggf. die eigentlich benötigte hohe Verstärkung in den Bereichen des Spektrums, in denen der Patient schlecht hört.
Bei Hörgeräten der höchsten Preisklassen sind im Stand der Technik weitere, über die beschriebenen Verfahren hinausgehende Methoden der digitalen Signalverarbeitung bekannt. So versucht man beispielsweise, im Schallsignal zwischen Sprach- und Geräuschkomponenten zu unterscheiden, um letztere zu entfernen oder zumindest zu reduzieren. Bei solchen Verfahren zur Geräuschunterdrückung, die auch aus anderen Anwendungsgebieten bekannt sind, gilt es aber verschiedene Seiteneffekte zu beachten: So geht bei manchen Verfahren mit der Dämpfung der Geräusche auch eine Verfremdung des Nutzanteils, beispielsweise des Sprachanteils, einher, und der Klang der gedämpften Geräusche wird merklich verändert. Außerdem verursachen einige Verfahren eine Signalverzögerung, die in einem Hörgerät nur in sehr engen Grenzen akzeptiert werden kann, da ansonsten das Gesehene und das Gehörte nicht mehr zeitsynchron sind, was zu Wahrnehmungsstörungen beim Hörgeräteträger führen kann.
Die Aufgabe der Erfindung besteht darin, ein verbessertes Hörgerät bereitzustellen, das die oben genannten Nachteile überwindet. Insbesondere soll ein Hörgerät bereitgestellt werden, das eine verbesserte Geräuschunterdrückung bereitstellt und vorzugsweise in Interaktion mit dem Benutzer eingestellt werden kann. Weiter soll ein entsprechendes Verfahren bereitgestellt werden.
Die Aufgabe wird durch die Merkmale der Patentansprüche gelöst.
Erfϊndungsgemäß werden mittels einer Geräuschschätzung Parameter eines einstellbaren Filters so verändert, dass eine Geräuschunterdrückung durchgeführt werden kann, die für den Hörgerätebenutzer zu einem reellen akustischen Wahrnehmungsbild führt. Dazu können Dämpfungsfaktoren, beispielsweise in gewissen Zeitintervallen oder auf einer kontinuierlichen Basis, ermittelt werden. Die Parameter einer optionalen Hörschwächenkompensation und einer Geräuschunterdrückung können so kombiniert werden, dass das zu bearbeitende Signal in einem Rechenschritt pro Frequenzband bzw. diskreter Frequenz angepasst wird.
Gemäß einer Ausführungsform der Erfindung ist in Interaktion mit dem Benutzer während einer Initialisierungsphase selbsttätig ein Audiogramm, also die spektrale Charakteristik des Hörvermögens des Benutzers zu ermitteln und mit den gewonnenen Daten die interne Signalverarbeitung, vorzugsweise eine digitale Signalverarbeitung, wie beispielsweise Multiband-Equalizer sowie Limiter/Kompressor, so anzupassen, dass eine ideale Kompensation des individuellen Hörschadens resultiert. Die ermittelten Daten, d.h. Korrekturfaktoren zur Kompensation des Hörschadens werden gespeichert, vorzugsweise in einem nicht flüchtigen Speichermedium. Vorzugsweise kann der Benutzer die Ermittlung eines Audiogramms jederzeit erneut durchführen bzw. bestehende Daten optimieren. Die Korrekturfaktoren können auch bereits fest oder als Ausgangsbasis für eine Einstellung des Audiogramms durch den Benutzer vorgegeben sein, beispielsweise durch einen Arzt oder Hörgeräteakustiker.
Der Hörtest, also das Ermitteln des Audiogramms eines Patienten, kann in das Hörgerät selbst verlegt werden. Dadurch wird es möglich, dass das Hörgerät den Frequenzgang seiner Verstärkung in einem geschlossenen System selbsttätig einstellt, ohne dass ein Audiogramm von einem Hörgeräteakustiker interpretiert wird. Dadurch kann der individuelle Gehörschaden eines Patienten exakt kompensiert werden, denn die Parameter der internen Signalverarbeitung werden vom Hörgerät selbst in einem Initialisierungsmodus bestimmt, der vom Betriebsmodus zu unterscheiden ist, in welchem die Parameter angewandt werden. Im Initialisierungsmodus gibt das Hörgerät Testsignale aus; vom eigenen Mikrofon aufgenommene Signale werden vorzugsweise zumindest teilweise nicht der Schallausgabe des Hörgeräts zugeführt. Es werden keine kalibrierten Messgeräte wie bei einem klassischen Hörtest benötigt, eine vorherige Kalibrierung des Hörgeräts selbst ist ebenfalls unnötig, und der Einfluss der physischen Präsenz des Hörgeräts im Hörkanal auf das Hörvermögen wird intrinsisch berücksichtigt.
Die Funktionsweise des Hörgeräts und das entsprechende Verfahren werden im Folgenden anhand bevorzugter Ausführungsformen mit Bezug auf die Figuren beschrieben; es zeigen:
Figur 1 eine schematische Darstellung der Komponenten eines erfindungsgemäßen
Hörgeräts;
Figur 2 eine schematische Darstellung eines Hörmoduls eines Hörgeräts gemäß Figur 1; Figur 3 eine schematische Darstellung eines Initialisierungsmoduls eines Hörgeräts gemäß Figur 1 ;
Figur 4 eine schematische Darstellung einer Hörkurvenkorrektur in einem Hörmodul gemäß Figur 2; Figur 5 a eine schematische Darstellung einer ersten Ausfuhrungsform einer
Geräuschunterdrückung in einem Hörmodul gemäß Figur 2; Figur 5b eine schematische Darstellung einer zweiten Ausführungsform einer
Geräuschunterdrückung in einem Hörmodul gemäß Figur 2; Figur 6 eine schematische Darstellung einer Lautstärkenbegrenzung in einem Hörmodul gemäß Figur 2;
Figur 7 ein Flussdiagramm zur Ermittlung eines Audiogramms gemäß der Erfindung; Figur 8 ein Flussdiagramm zur Ermittlung einer maximal akzeptablen Lautstärke gemäß der Erfindung; und Figur 9 eine schematische Darstellung der Bestimmung des Anti-Feedback-Filters gemäß der Erfindung.
Figur 1 zeigt in einer schematischen Darstellung ein erfindungsgemäßes Hörgerät, das sich an oder im menschlichen Ohr befindet, mit seinen Komponenten Mikrofon 1, Initialisierungsmodul 2, Hörmodul 3 und Lautsprecher 4, wobei das Initialisierungsmodul 2 mit einem Steuergerät 5 in Verbindung steht, über welches der Benutzer während der Initialisierung mit dem Gerät interagiert. In einer bevorzugten Ausfuhrungsform weist das Hörgerät weiter einen Analog-Digital- Wandler 6 und einen Digital- Analog- Wandler 7, wie in Figur 1 gezeigt, auf. Als Feedbackpfad ist die akustische Rückkopplungsstrecke eingezeichnet, über welche Schall vom Lautsprecher 4 zurück in das Mikrofon 1 gelangt und zu Rückkopplungspfeifen fuhren kann.
Es wird angemerkt, dass das Initialisierungsmodul 2 und das Steuergerät 5 optionale Merkmale des erfindungsgemäßen Hörgeräts darstellen.
Das Hörmodul 3 weist eine Einrichtung zur Geräuschunterdrückung auf, die eine Geräuschschätzung zum Bestimmen der Parameter eines signalabhängigen Filters vornimmt.
Zur optionalen Einstellung des Hörmoduls 3 des Hörgeräts an den individuellen Gehörschaden eines Benutzers - also die Abweichung von der Normalhörkurve - durch eine entsprechend verstärkte Lautsprecherausgabe des vom Mikrofon 1 aufgenommenen Schalls, wird eine Initialisierung durchgeführt. Dazu ist gemäß einer Ausführungsform eine
Interaktion zwischen Benutzer und Hörgerät vorgesehen, die durch Bedienelemente am Hörgerät selbst oder durch eine drahtlose oder kabelgebundene Verbindung zu einem Bedienhilfsmittel, z.B. einem PC erfolgt; dieses Bedienhilfsmittel wird im Folgenden allgemein als Steuergerät 5 bezeichnet Das Steuergerät weist mindestens eine Betätigungsvorrichtung auf, die einen Schalter und/oder einen Taster aufweist.
Der Signalfluss im Hörgerät ist wie folgt: Das Mikrofonsignal SMO) wird vorzugsweise von einem Analog-Digital- Wandler 6 diskretisiert und digitalisiert und dem Hörmodul 3 sowie dem Initialisierungsmodul 2 zugeführt, wo die Signalverarbeitung, vorzugsweise eine digitale Signalverarbeitung, erfolgt. Anschließend erzeugt, im Falle einer digitalen
Signalverarbeitung, ein Digital-Analog-Wandler 7 ein Ausgangssignal sL(t), mit welchem ein Lautsprecher 4 das Ohr des Benutzers beschallt.
Figur 2 zeigt das Hörmodul 3 mit einer Summiereinheit 31, welche einen vom Anti- Feedback-Filter 32 berechneten negativen Pseudofeedback zum Mikrofonsignal addiert, einer optionalen Hörkurvenkorrektur 33 durch frequenzabhängige Signalverstärkung, einer Geräuschunterdrückung 34 sowie einer Lautstärkenbegrenzung 35 des auszugebenden Lautsprechersignals. Die Berechnung des negativen Pseudofeedbacks erfolgt durch diskrete Faltung der Impulsantwort des Feedbackpfads mit dem auszugebenden Lautsprechersignal sL(t).
Im Folgenden werden die Komponenten und die Funktion des in Figur 2 gezeigten Hörmoduls 3 mit Bezug auf die Figuren 4 bis 6 näher erläutert.
Das Hörmodul 3 erhält das digitale Mikrofonsignal SM(X) und addiert dazu das negative Pseudofeedback SF(X), welches mit Hilfe der Impulsantwort des Feedbackpfads h(t) als diskrete Faltung mit dem Lautsprechersignal SL(X) ZU sp(t)=h(t)*SL(t) berechnet wird, um die Rückkopplung des Lautsprechersignals in das Mikrofon 1 aus dem Mikrofonsignal zu entfernen und auf diese Weise ein Feedback-Pfeifen zu verhindern. Anschließend wird die optionale Hörkurvenkorrektur 33, wie detaillierter in Figur 4 gezeigt, vorgenommen, indem ein System verschiedener Filter mit Mittenfrequenzen und Verstärkungen V(fj) auf das Signal angewandt werden, wobei die Güte der Filter so gewählt ist, dass die Superposition aller Filter einen möglichst konstanten Frequenzgang ergibt, wenn alle Verstärkungen V(f;) denselben Wert haben, d.h. V(fi) = V(f2) = V(f3) = ... = V(fn). Die V(f;) -Werte sind möglichst genau auf den individuellen Gehörschaden anzupassen, so dass bei Benutzung des Hörgeräts die Hörkurve des Anwenders derjenigen eines durchschnittlichen Normalhörers so nahe wie möglich kommt.
Die optionale Hörkurvenkorrektur im Hörmodul 3 erfolgt durch eine Reihe unabhängiger Filter, vorzugsweise IIR-Filter. Die individuelle Einstellung der V(fi)-Werte zur Korrektur des Gehörschadens erfolgt mit Hilfe des Initialisierungsmoduls 2.
Nach der optionalen Hörkurvenkorrektur 33 folgt eine wie in Figur 5a dargestellte erste Ausführungsform einer Geräuschunterdrückung 34, wie sie z.B. aus DE 199 48 308 Al bekannt ist. Das Signal wird einer Fouriertransformation unterzogen, um z.B. durch Minimadetektion im Spektrum eine Schätzung des Geräusch-Spektrums zu erhalten. Diese Geräusch-Schätzung wird dazu benutzt, ein geräusch- und signalabhängiges Filter bzw. die Filterkoeffizienten eines Filters zu bestimmen, das auf das Signalspektrum angewandt wird. Letzteres wird sodann durch inverse Fouriertransformation in ein geräuschreduziertes Zeitsignal zurückverwandelt, das am Ausgang der Geräuschunterdrückung 34 bereitgestellt wird. Anstatt mit Hilfe von IIR-Filtern lässt sich die optionale Hörkurvenkorrektur alternativ auch als Filter im Spektrum realisieren, wie im folgenden bezugnehmend auf eine zweite Ausführungsform gemäß Figur 5b dargelegt wird. Dazu unterzieht man das Signal zunächst einer Fouriertransformation, so dass sich die Korrekturfaktoren K(f) zur Kompensation einer Hörschwäche, unmittelbar als Multiplikation im Signalspektrum anwenden lassen, unter der Randbedingung, dass die Frequenzen f; im Frequenzraster der Fouriertransformation liegen. Vorzugsweise entsprechen die Korrekturfaktoren K(f) den Verstärkungswerten V(fj). Diese Ausführungsform lässt sich vorteilhaft mit der Anwendung einer Geräuschunterdrückung kombinieren. Dazu multipliziert man das Signalspektrum zusätzlich mit signal- und geräuschabhängigen Dämpfungsfaktoren (Gainfaktoren) G(f). Die Dämpfungsfaktoren werden vorzugsweise aus einer Geräuschschätzung R(f) und dem aktuellen Signalspektrum S(f) bestimmt, z.B. als G(f) = 1- R(f) / S(f). Die Geräuschschätzung wird aus dem Signalspektrum gebildet, indem dieses über diejenigen Zeitintervalle gemittelt wird, in denen das Signal im wesentlichen nur aus Störgeräuschen besteht, und kein oder nur ein vernachlässigbarer Nutzsignalanteil (Sprache) vorhanden ist. Beispielsweise kann eine gute Geräuschschätzung in einer Sprechpause, in der kein Nutzsignalanteil vorhanden ist, durchgeführt werden. Figur 5b zeigt die kombinierte Anwendung von Hörkurvenkorrektur mittels Korrekturfaktoren K(f) und Geräuschunterdrückung mittels Dämpfungsfaktoren G(f). Nach Figur 5b wird das Signalspektrum S(f) sowohl einer Bestimmung einer Geräusch- Schätzung R(f) als auch einer Multiplikation im Spektrum mit Korrekturfaktoren K(f) zugeführt. Nach der Bestimmung der Geräuschschätzung R(f) folgt eine Bestimmung von Dämpfungsfaktoren G(f), die auf der Geräuschschätzung R(f) basiert. Nach der Multiplikation des Mikrofonsignals im Spektrum mit den Korrekturfaktoren K(f) zur Kompensation der Hörschwäche wird gemäß Figur 5b eine Multiplikation im Spektrum mit Dämpfungsfaktoren G(f) durchgeführt. Dadurch kann das Signal beispielsweise den äußeren Gegebenheiten, wie U-Bahn, Wohnung, Konzerthalle usw., angepasst werden. Nach den entsprechenden Rechenoperationen im Spektrum wird das so modifizierte Signalspektrum mittels inverser Fouriertransformation in ein hörkurvenkorrigiertes, geräuschreduziertes Zeitsignal zurückverwandelt, das am Ausgang des Filtermoduls 34 bereitgestellt wird.
Es wird angemerkt, dass die Hörkurvenkorrektur optional ist und das entsprechende Vorrichtungsmerkmal bzw. der Verfahrensschritt weggelassen werden kann. Die Signalverarbeitung wie in Figur 5b dargestellt, kann verändert werden. Beispielsweise kann die Reihenfolge der Multiplikation im Spektrum mit Korrekturfaktoren K(f) und der Multiplikation im Spektrum mit Dämpfungsfaktoren G(f) vertauscht werden. Gemäß einer weiteren Alternative kann die Multiplikation im Spektrum mit Korrekturfaktoren K(f) und die Multiplikation im Spektrum mit Dämpfungsfaktoren G(f) kombiniert werden und vorzugsweise in einem Schritt pro Frequenzband bzw. diskreter Frequenz erfolgen. Dazu werden bevorzugt die Dämpfungsfaktoren G(f) mit den Korrekturfaktoren K(f) multipliziert und erst anschließend wird das Signalspektrum S(f) mit dem Ergebnis dieser Multiplikation der beiden Faktoren multipliziert. Dies hat den Vorteil, dass das Echtzeitsignal (Mikrofonsignal) nur eine Multiplikation durchlaufen muss, insgesamt also die Signalverarbeitungszeit verkürzt werden kann.
Die Dämpfungsfaktoren G(f) werden basierend auf der Geräuschschätzung R(f) bestimmt, die vorzugsweise in gewissen Intervallen und/oder adaptiv erneuert wird, um eine Veränderung des Geräuschumfeldes berücksichtigen zu können. Unter adaptiv wird eine kontinuierliche selbsttätige, d.h. automatische, Geräuschschätzung verstanden. Neben festen Zeitintervallen können auch dynamische Faktoren verwendet werden, die eine neue Geräuschschätzung auslösen. Ein dynamischer Auslösefaktor kann eine manuelle Benutzereingabe sein. Ein Benutzer wählt dazu vorzugsweise einen Moment, in dem möglichst wenig Nutzsignal vorhanden ist. Auch kann eine Vorauswahl der Umgebung durch den Benutzer mit einer anschließenden Optimierung der Geräuschschätzung durchgeführt werden. Feste Zeitintervalle zur Bestimmung einer neuen Geräuschschätzung können mit dynamischen Auslösefaktoren kombiniert werden.
Die Dämpfungsfaktoren können auch nur teilweise oder gar nicht angewendet werden, d.h. verändert werden. Dazu kann die wie in Figur 5b angegebene Formel modifiziert werden zu G(f) = 1- c * R(f) / S(f), wobei 0 < c < 1. So kann das Ausmaß der Geräuschunterdrückung automatisch oder manuell durch den Benutzer eingestellt werden. Bei c=0 ist die Geräuschunterdrückung deaktiviert und bei c=l ist die Geräuschunterdrückung voll aktiv. Mit der Einstellbarkeit der Geräuschunterdrückung kann das vom Lautsprecher (4) abgegebene Signal möglichst genau an eine reelle akustische Umgebung angepasst werden. Beispielsweise könnte eine Geräuschunterdrückung Meeresrauschen oder das Rauschen von Blättern im Wald als Störsignal erkennen und folglich unterdrücken, obwohl es für diesen Fall vom Benutzer nicht gewünscht wäre. Der letzte Schritt der Signalverarbeitung im Hörmodul 3 vor der Ausgabe des Signals zum Digital-Analog- Wandler 7 und zum Lautsprecher 4 besteht darin, die maximale Ausgabelautstärke auf einen Maximalwert M zu beschränken, um die individuelle Schmerzgrenze des Benutzers nicht zu überschreiten. Dazu wird vorzugsweise eine Kennlinie, wie in Figur 6 gezeigt, verwendet, die für unterkritische Signallautstärken linear verläuft, und sich bei Erreichen der Schmerzgrenze der Schwelle M nähert ohne diese selbst für noch größere Eingangspegel zu überschreiten. Die Schwelle M wird vorzugsweise im Initialisierungsmodul in Interaktion mit dem Benutzer ermittelt.
Gemäß der Erfindung wird mit Hilfe des optionalen Initialisierungsmoduls 2, die individuelle Einstellung der Parameter des Hörmoduls 3 zur idealen Kompensation des persönlichen Hördefizits des Benutzers vorgenommen. Dazu wird das optionale Steuergerät 5 eingesetzt, mit welchem der Benutzer mit dem Initialisierungsmodul 2 interagiert. Wie in Figur 3 schematisch dargestellt, wird im Initialisierungsmodul 2 die Hörkurve des Patienten durch Ausgabe von Tönen bzw. akustischen Signalen ansteigender Lautstärke gemessen. Insbesondere werden vom Initialisierungsmodul elektrische Signale ausgegeben, die in Töne bzw. akustische Signale umgewandelt werden. Daraufhin wird die Hörkurve relativ zur Hörkurve eines durchschnittlichen Normalhörers ermittelt und die entsprechenden Filter zur Kompensation des individuellen Hördefekts bestimmt. Außerdem wird die Schmerzgrenze des Benutzers durch Ausgabe von Rauschen ansteigender Lautstärke gemessen. Also wird die maximal erträgliche Ausgabelautstärke ermittelt, die ebenfalls individuell für jeden Benutzer ist. Vorzugsweise wird gleichzeitig — indem die vom Lautsprecher 4 ausgegebenen Testsignale vom Mikrofon 1 wieder aufgenommen werden — die Impulsantwort des Feedbackpfades bestimmt, welche zur Elimination von Rückkopplungen im Anti-Feedback- Filter 32 des Hörmoduls 3 benutzt wird.
Im Initialisierungsmodus gemäß einer Ausführungsform der Erfindung gibt das Initialisierungsmodul 2 eine Folge von elektrischen Signalen an den Lautsprecher 4 aus, die in akustische Signale umgewandelt werden, wobei die akustischen Signale zur Messung der
Hörkurve des Benutzers dienen. Die akustischen Signale haben eine bestimmte Frequenz bzw. ein bestimmtes Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz, um eine untere Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz zu bestimmen. In einer bevorzugten Ausführungsform ist die Übertragung vom Mikrofon 1 zum Lautsprecher 4 unterbrochen, während das Initialisierungsmodul 2 zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
Vorzugsweise weist das erfindungsgemäße Hörgerät weiter einen Vergleicher zum Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und einer Einstelleinrichtung zum Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz auf, um so ein Hördefekt des Benutzers zu kompensieren.
Zur Bestimmung einer Schmerzgrenze des Benutzers, d.h. einer maximal akzeptablen Lautstärke, die an den Lautsprecher 4 ausgegeben wird, gibt das Initialisierungsmodul 2 elektrische Signale aus, vorzugsweise nach einem vorgegebenen Programm, was mit Bezug auf Figur 8 später näher erläutert wird. Das Hörmodul 3 begrenzt entsprechend der maximal akzeptablen Lautstärke die Lautsprecherausgabe.
Figur 7 zeigt ein Flussdiagramm einer Audiogramm-Messung und Bestimmung der Verstärkungen V(f;) zur Hörkurvenkorrektur gemäß einer Ausfuhrungsform der Erfindung. Zur Ermittlung der Hörkurve des Benutzers und der Verstärkungsparameter V(f;) zur Hörkurvenkorrektur werden in einem ersten Schritt Sl verschiedene Testtöne abgespielt, deren Frequenzen den Mittenfrequenzen fi der Filter entsprechen, die zur Hörkurvenkorrektur bereitstehen. Für eine ausgewählte Frequenz f; wird die Lautstärke zunächst auf A=AN eingestellt, was vorzugsweise der von einem durchschnittlichen Normalhörer gerade noch hörbaren Lautstärke, also einer unteren Hörschwelle, entspricht. Im Schritt S2 wird mit vorzugebender Steigerungsrate nun die Lautstärke A sukzessive erhöht, bis der Benutzer im Schritt S3-ja per Knopfdruck am Steuergerät 5 signalisiert, dass er den Ton wahrgenommen hat. Die entsprechende individuelle untere Hörschwelle A(fi) wird im Schritt S4 gespeichert. Anschließend wird die Prozedur im Schritt S 5 -nein mit einer anderen Frequenz ff wiederholt, bis die Hörkurvenmessung durch eine entsprechende Benutzerinteraktion am Steuergerät 5 und/oder eine Abbruchbedingung im Schritt S5-ja beendet wird. Die individuelle Hörschwelle wird für alle Frequenzen fi, fz, f3, ..., fn mindestens einmal, vorzugsweise jedoch mehrfach bestimmt, um für die Messwerte eine gewisse statistische Sicherheit zu erreichen. Eine mögliche Abbruchbedingung kann daher beispielsweise eine ausreichende erfasste Datenmenge sein, d.h. alle unteren Hörschwellen des Benutzers bei der jeweiligen Frequenz sind mindestens einmal erfasst. Über die verschiedenen Werte von A(fj), das heißt Verstärkungswerte bei gleicher Frequenz, wird im Schritt S6 anschließend ein Mittelwert gebildet, vorzugsweise der Median, da bei diesem Mittel „Ausreißer" - also völlig fehlerhafte Messwerte - nicht in den Mittelwert eingehen. Daraus werden im Schritt S 7 die Verstärkungen V(fϊ) berechnet.
Die Anzahl der Testtöne bzw. akustischen Signale der Folge von elektrischen Signalen zur Messung der Hörkurve des Benutzers beträgt vorzugsweise zwischen 4 und 128, oder zwischen 8 und 64, oder zwischen 16 und 48 und besonders bevorzugt 32 verschiedene Töne, d.h. dass bei der besonders bevorzugten Anzahl von Tönen 32 verschiedene Frequenzen fi bis f32 gemessen werden. Die Amplitude eines bei der Messung der Hörkurve des Benutzers lauter werdenden Tons ist von einer minimalen Lautstärke bis zu einer maximalen Lautstärke vorzugsweise in 10 bis 200, oder in 50 bis 150, und besonders bevorzugt in 100 Amplitudenwerte gestuft, d.h. dass sich die Amplitude eines lauter werdenden Tons bei der besonders bevorzugten Stufenzahl 100 mal von der minimalen zur maximalen Lautstärke verändert.
In einer bevorzugten Ausfuhrungsform werden die Frequenzen der aufeinander folgenden Testtöne bzw. akustischen Signale bei der Messung in einer zufälligen Reihenfolge bzw. definierten pseudo-zufalligen Reihenfolge verändert.
Neben der optionalen Korrektur der persönlichen Hörkurve ist ein weiteres Element der digitalen Signalverarbeitung des Hörgeräts die Begrenzung der maximalen Ausgabelautstärke, die ebenfalls individuell an das Gehör des Benutzers angepasst wird. Figur 8 zeigt ein Flussdiagramm einer erfindungsgemäßen Bestimmung der maximalen Lautstärke M. Dazu wird im Schritt SlO Rauschen Rr(t), vorzugsweise weißes Rauschen, mit einer
Initiallautstärke R=RN erzeugt, was einer Lautstärke entspricht, die etwa in der Mitte zwischen der Hörschwelle und der Schmerzgrenze eines durchschnittlichen Normalhörers liegt. Bevor das Rauschsignal das Ohr des Benutzers erreicht, wird es im Schritt Sil durch die zuvor ermittelte Hörkurvenkorrektur mit Hilfe der entsprechend eingestellten Filter V(fi) frequenzabhängig verstärkt. Dieser Schritt ist bevorzugt, damit die Messung der
Schmerzgrenze bereits auf das persönliche Hörvermögen des Benutzers abgestimmt ist. Die Lautstärke R des Rauschsignals wird im Schritt S 12 nun sukzessive erhöht, bis der Benutzer im Schritt S13-jaüber einen Tastendruck am Steuergerät signalisiert, dass eine Lautstärke erreicht ist, die als schmerzhaft empfunden wird. Ist das der Fall, wird der aktuelle Wert von R als Maximallautstärke M im Schritt 14 abgespeichert. Auch diese Messung wird vorzugsweise mehrfach wiederholt (Schritt S15-ja), um über die verschiedenen Messungen im Schritt S 16 einen Mittelwert bilden zu können, damit eine gewisse statistische Sicherheit entsteht. Vorzugsweise wird der Median zur Mittelwertbildung ermittelt.
Das vorzugsweise zur Ermittlung der maximalen Lautstärke verwendete weiße Rauschen wird vorzugsweise in einem Frequenzband von 0 - 8 kHz vom Initialisierungsmodul 2 über den Lautsprecher 4 ausgegeben. Die verwendete Abtastrate zur Erfassung des Rückkopplungssignals über das Mikrofon 1 beträgt nach dem Abtasttheorem von Nyquist- Shannon folglich größer 16 kHz.
Die Abtastrate bei der Verwendung des Hörgeräts nach der Initialisierung beträgt vorzugsweise 16 kHz, d.h. ein Hördefizit eines Benutzer wird in einem Frequenzband von vorzugsweise 0 kHz bis annähernd 8 kHz korrigiert.
Da weißes Rauschen zu den für das menschliche Gehör unangenehmsten Geräuschen gehört, kann davon ausgegangen werden, dass alle anderen Schallereignisse, die mit der ermittelten Maximallautstärke M ausgegeben werden, weniger kritisch sind. Es entsteht ein weiterer Vorteil durch die Verwendung von (weißem) Rauschen: das Signal ist sehr gut geeignet zur Bestimmung der Impulsantwort des Feedbackpfads h(t), die im Antifeedback-Filter 32 verwendet wird. Dazu wird das Mikrofonsignal SM© ausgewertet, vorzugsweise während das ausgegebene Lautsprechersignal SiXt) wie beschrieben aus Rauschsignalen unterschiedlicher Lautstärke zur Ermittlung der Maximallautstärke M besteht. Wie aus der simultanen Analyse von Mikrofon- und Lautsprechersignal auf die Impulsantwort h(t) des akustischen Pfades zwischen Lautsprecher 4 und Mikrofon 1 — also des Feedback-Pfads - geschlossen werden kann, ist z.B. im Detail in DE 101 40 523 oder DE 100 43 064 beschrieben.
Figur 9 zeigt die Bestimmung des Anti-Feedback-Filters 32 bzw. der Filterkoeffizienten. Von beiden Signalen SM(O und SL(O werden auf Frames vorzugebender Länge mit Hilfe von Fouriertransformationen Spektren SM(Q und S1Xf) gebildet; von SL(Q wird außerdem das komplex Konjugierte, S*L(I) bestimmt. Das Produkt SM(f)S*L(f) sowie das Betragsquadrat SL(f)S*L(f) werden jeweils zeitlich gernittelt und durcheinander dividiert. So erhält man die Übertragungsfunktion H(f) des Feedbackpfads, aus welcher durch inverse Fouriertransfornαation die Impulsantwort h(t) entsteht.
Nachdem alle gewünschten Individualparameter auf die beschriebene Weise ermittelt wurden, wird vom Initialisierungsmodul 2 zum Hörmodul 3 gewechselt, und der Kreis schließt sich: die zuletzt bestimmte Impulsantwort h(t) wird in der digitalen Signalverarbeitung des
Hörmoduls 3 als erstes benötigt. Das Steuergerät 5 wird vom erfϊndungsgemäßen Hörmodul 3 nach der Initialisierung nicht benötigt, dennoch kann es für hier nicht näher beschriebene triviale Interaktionen benutzt werden, z.B. für die benutzergesteuerte Lautstärkenänderung oder eine situationsabhängige Equalizer- Wahl.
Diese Erfindung wurde anhand von Beispielen beschrieben. Dabei ist zu betonen, dass einzelne Merkmale, Beispiele und Ausführungsformen beliebig miteinander kombiniert werden können und dadurch weitere bevorzugte Merkmale, Beispiele und Ausführungsformen gebildet werden können.

Claims

Patentansprüche
1. Hörgerät zur Anordnung an und/oder in einem Ohr, das mit einem Steuergerät (5) verbindbar ist, mit:
einem Mikrofon (1) zum Umwandeln von akustischen Signalen in elektrische Signale, einem Hörmodul (3) zum Verarbeiten der elektrischen Signale, einem Lautsprecher (4) zum Umwandeln der von dem Hörmodul (3) ausgegebenen elektrischen Signale in akustische Signale, wobei das Hörmodul eine Einrichtung zur Geräuschunterdrückung aufweist, die eine Geräuschschätzung vornimmt zum Bestimmen eines signalabhängigen Filters und die ein geräuschreduziertes Ausgangssignal bereitstellt.
2. Hörgerät nach Anspruch 1, wobei die Einrichtung des Hörmoduls (3) geeignet ist, basierend auf der Geräuschschätzung Dämpfungsfaktoren zur Geräuschunterdrückung zu ermitteln, um eine Veränderung des Geräuschumfeldes zu berücksichtigen.
3. Hörgerät nach Anspruch 2, wobei die Einrichtung des Hörmoduls (3) geeignet ist, das Signal vom Mikrofon im Spektrum mit Korrekturfaktoren zur Kompensation einer Hörschwäche und/oder mit Dämpfungsfaktoren der Geräuschunterdrückung in mindestens einem Schritt pro Frequenz zu multiplizieren.
4. Hörgerät nach Anspruch 2 oder 3, wobei die Dämpfungsfaktoren zur Geräuschunterdrückung zusätzlich, vorzugsweise mit einem durch den Benutzer einstellbaren Faktor, modifiziert werden können, um die Stärke der Geräuschunterdrückung zu variieren.
5. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei eine Geräuschschätzung in festen Zeitintervallen und/oder kontinuierlich selbsttätig durchgeführt wird.
6. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Hörmodul (3) eine Einrichö«-g zur Kompensation einer Hörschwäche mittels Korrekturfaktoren aufweist.
7. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 6, weiter mit einem Initialisierungsmodul (2) zum Ausgeben von Initialisierungssignalen an den Lautsprecher (4) und einem Steuergerät (5) über das ein Benutzer mit dem Hörgerät interagieren kann, um Parameter des Hörmoduls (3) individuell einzustellen.
8. Hörgerät nach Anspruch 7, wobei das Initialisierungsmodul (2) eine Folge von elektrischen Signalen an den Lautsprecher (4) ausgibt, die in akustische Signale umgewandelt werden, die zur Messung der Hörkurve eines Benutzers dienen.
9. Hörgerät nach Anspruch 8, wobei die Übertragung vom Mikrofon (1) zum Lautsprecher (4) unterbrochen ist, während das Initialisierungsmodul (2) zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
10. Hörgerät nach Anspruch 8 oder 9, wobei das Hörmodul (3) entsprechend der Abweichung der gemessenen Hörkurve von einer Normalhörkurve die Lautsprecherausgabe kompensiert.
11. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche 7 bis 10, wobei das Initialisierungsmodul (2) elektrische Signale an den Lautsprecher (4) ausgibt, die in akustische Signale umgewandelt werden, die zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers für eine maximal akzeptable Lautstärke dienen.
12. Hörgerät nach Anspruch 11, wobei das Hörmodul (3) entsprechend der maximal akzeptablen Lautstärke die Lautsprecherausgabe begrenzt.
13. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei das Hörmodul (3) verschiedene Filter mit unterschiedlichen Mittenfrequenzen und jeweilig einstellbarer Verstärkung aufweist.
14. Hörgerät nach einem der Ansprüche 8 bis 13, wobei die Folge von elektrischen Signalen akustische Signale einer bestimmten Frequenz bzw. einem Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz entsprechen zur interaktiven Bestimmung einer unteren Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz.
15. Hörgerät nach Anspruch 14, mit einem Vergleicher zum Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und einer Einstelleinrichtung zum Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz.
16. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche 8 bis 15, wobei in einem Initialisierungsmodus elektrische Signale vom Initialisierungsmodul (2) an den Lautsprecher (4) nach einem vorgegebenen Programm ausgegeben werden.
17. Hörgerät nach Anspruch 16, wobei das Steuergerät (5) einen Taster aufweist, den ein Benutzer betätigt, sobald die untere Hörschwelle bei einer Mittenfrequenz erreicht ist.
18. Hörgerät nach einem der vorhergehenden Ansprüche, mit einem A/D Wandler (6) zum Digitalisieren elektrischer Signale vom Mikrofon (1) und einem D/A Wandler (7) zum
Umwandeln digitaler Signale in analoge Signale für den Lautsprecher (4).
19. Hörgerät nach einem der Ansprüche 11 bis 18, wobei die elektrischen Signale zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers weißes Rauschen aufweisen, wobei vorzugsweise das Rauschsignal frequenzabhängig verstärkt wird entsprechend der
Abweichung der ermittelten Hörkurve von einer Normalhörkurve.
20. Verfahren zur Geräuschunterdrückung in einem Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 19, mit den folgenden Schritten: Umwandeln von akustischen Signalen in elektrische Signale mit einem Mikrofon (1);
Verarbeiten der elektrischen Signale in einem Hörmodul (3);
Umwandeln der von dem Hörmodul (3) ausgegebenen elektrischen Signale in akustische Signale mit einem Lautsprecher (4), wobei das Verarbeiten der elektrischen Signale im Hörmodul (3) mindestens das Durchfuhren einer Geräuschschätzung zum Bestimmen eines signalabhängigen Filters und das Bereitstellen eines geräuschreduzierten Ausgangssignals aufweist.
21. Verfahren nach Anspruch 20, mit dem Ermitteln von Dämpfungsfaktoren zur Geräuschunterdrückung durch das Hörmodul (3) basierend auf der Geräuschschätzung, um eine Veränderung des Geräuschumfeldes zu berücksichtigen.
22. Verfahren nach Anspruch 21, mit dem Multiplizieren des Signals vom Mikrofon im Spektrum mit Korrekturfaktoren zur Kompensation einer Hörschwäche und/oder mit Dämpfungsfaktoren der Geräuschunterdrückung in mindestens einem Schritt pro Frequenz durch das Hörmoduls (3).
23. Verfahren nach Anspruch 21 oder 22, zusätzlich mit dem Modifizieren der
Dämpfungsfaktoren zur Geräuschunterdrückung, vorzugsweise mit einem durch den Benutzer einstellbaren Faktor, um die Stärke der Geräuschunterdrückung zu variieren.
24. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 23, mit dem Durchführen einer Geräuschschätzung in festen Zeitintervallen und/oder selbsttätig kontinuierlich.
25. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 24, wobei das Verarbeiten der elektrischen Signale weiter das Kompensieren einer Hörschwäche mit Korrekturfaktoren aufweist.
26. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 25, mit dem Ausgeben von Initialisierungssignalen an den Lautsprecher (4) mittels eines Initialisierungsmoduls (2) um Parameter des Hörmoduls (3) individuell einzustellen, vorzugsweise durch das Interagieren eines Benutzers mit dem Hörgerät mittels eines Steuergeräts (5).
27. Verfahren nach Anspruch 26, mit dem Ausgeben einer Folge von elektrischen Signalen an den Lautsprecher (4) durch das Initialisierungsmodul (2), wobei die elektrischen Signale in akustische Signale umgewandelt werden und zur Messung der Hörkurve eines Benutzers dienen.
28. Verfahren nach Anspruch 27, mit dem Unterbrechen der Übertragung vom Mikrofon (1) zum Lautsprecher (4), während das Initialisierungsmodul (2) zur Messung der Hörkurve des Benutzers betrieben wird.
29. Verfahren nach Ansprach 27 oder 28, mit dem Kompensieren der
Lautsprecherausgabe durch das Hörmodul (3) entsprechend der Abweichung der gemessenen Hörkurve von einer Normalhörkurve.
30. Verfahren nach einem der Ansprüche 26 bis 29, mit dem Bestimmen einer
Schmerzgrenze des Benutzers für eine maximal akzeptable Lautstärke durch das Initialisierungsmodul (2).
31. Verfahren nach Anspruch 30, mit dem Begrenzen der maximal akzeptablen Lautstärke der Lautsprecherausgabe durch das Hörmodul (3).
32. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 31, wobei das Hörmodul (3) verschiedene Filter mit unterschiedlichen Mittenfrequenzen und jeweilig einstellbarer Verstärkung aufweist.
33. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 32, mit dem interaktiven Bestimmunen einer unteren Hörschwelle des Benutzers in Abhängigkeit der jeweiligen Frequenz, wobei die Folge von elektrischen Signalen akustische Signale einer bestimmten Frequenz bzw. einem Frequenzspektrum mit einer bestimmten Mittenfrequenz entsprechen.
34. Verfahren nach Ansprach 33, mit dem Vergleichen einer unteren Hörschwelle eines Benutzers bei einer bestimmten Mittenfrequenz mit einer gespeicherten unteren Hörschwelle eines Normalhörers und dem Einstellen einer Verstärkung bei der jeweiligen Frequenz.
35. Verfahren nach einem der Ansprüche 27 bis 34, mit dem Ausgeben elektrischer Signale an den Lautsprecher (4) nach einem vorgegebenen Programm durch das Initialisierungsmodul (2) in einem Initialisierungsmodus.
36. Verfahren nach einem der Ansprüche 20 bis 35, mit dem Digitalisieren elektrischer Signale vom Mikrofon (1) durch einen A/D Wandler (6) und dem Umwandeln digitaler Signale in analoge Signale für den Lautsprecher (4) durch einen D/A Wandler (7).
37. Verfahren nach einem der Ansprüche 30 bis 36, wobei die elektrischen Signale zum Bestimmen einer Schmerzgrenze des Benutzers weißes Rauschen aufweisen, vorzugsweise mit dem frequenzabhängigen Verstärken des Rauschsignals entsprechend der Abweichung der ermittelten Hörkurve von einer Normalhörkurve.
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