EP2357851A1 - Verfahren und Anordnung zum Einstellen eines Hörgeräts durch Erfassung der Höranstrengung - Google Patents

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EP2357851A1
EP2357851A1 EP10192571A EP10192571A EP2357851A1 EP 2357851 A1 EP2357851 A1 EP 2357851A1 EP 10192571 A EP10192571 A EP 10192571A EP 10192571 A EP10192571 A EP 10192571A EP 2357851 A1 EP2357851 A1 EP 2357851A1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
hearing
hearing aid
effort
control unit
person
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Ceased
Application number
EP10192571A
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
Farah I. Corona-Strauss
Matthias Dr. Fröhlich
Matthias Dr. Latzel
Daniel J. Pr. Strauss
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos Pte Ltd
Original Assignee
Siemens Medical Instruments Pte Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Siemens Medical Instruments Pte Ltd filed Critical Siemens Medical Instruments Pte Ltd
Publication of EP2357851A1 publication Critical patent/EP2357851A1/de
Ceased legal-status Critical Current

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Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/70—Adaptation of deaf aid to hearing loss, e.g. initial electronic fitting

Definitions

  • the invention relates to a method and an arrangement for the automatic, recursive adaptation of a hearing aid worn by a person, wherein the person is given a hearing task for the solution and objectively an associated hearing effort is detected on the basis of neuropsychological correlates of the auditory processing.
  • Hearing aids have in principle as essential components an input transducer, an amplifier and an output transducer.
  • the input transducer is usually a sound receiver, z. As a microphone, and / or an electromagnetic receiver, for. B. an induction coil.
  • the output transducer is usually used as an electroacoustic transducer, z. As miniature speaker, or as an electromechanical transducer, z. B. bone conduction, realized.
  • the amplifier is usually integrated in a signal processing unit.
  • FIG. 1 illustrated by the example of a behind-the-ear hearing aid 1.
  • In a hearing aid housing 2 for carrying behind the ear usually two microphones 3 are incorporated for receiving the sound from the environment. Above the microphones 3 microphone openings 7 are formed in the hearing aid housing 2.
  • a signal processing unit 4 which is also integrated in the hearing aid housing 2, processes the microphone signals and amplifies them.
  • the output signal of the signal processing unit 4 is transmitted to a loudspeaker or receiver 5, which outputs an acoustic signal.
  • the sound is optionally transmitted via a sound tube, not shown, which is fixed with an earmold in the ear canal, to the eardrum of the hearing aid wearer.
  • the power supply of the hearing aid 1 and in particular that of the signal processing unit 4 is effected by a likewise integrated into the hearing aid housing 2 battery. 6
  • the adaptation of a hearing aid is usually in dialogue between a hearing aid wearer and a hearing care professional.
  • the hearing aid wearer thereby different test signals are presented, which he perceives subjectively and tells his impressions to the acoustician.
  • This compares the perception of the hearing aid wearer with the impressions of normal hearing with respect to the respective test signal.
  • the acoustician derives hearing device parameters, which as a rule lead to an improved adaptation of the hearing device to the hearing device wearer. This procedure is repeated until the hearing-impaired subjectively feels a number of test signals subjectively similar to a normal hearing.
  • the invention claims a method for the automatic, recursive adaptation of a hearing aid worn by a person controlled by a computer and control unit, whereby the person is provided with a listening task and an associated hearing effort is objectively recorded on the basis of neuropsychological correlates of the auditory processing.
  • At least one acoustic stimulus is presented to the person, detects the neural activity of the brain of the person due to the acoustic stimulus, a measure of the hearing effort from the detected neural activity determined by a computing and control unit at least one hearing aid parameter depending on the determined Modified measure of Höranstrengung changed and the process controlled by the arithmetic and control unit repeatedly until the extent of Höranstrengung falls below a predetermined first threshold or is minimized in terms of a previously defined Abbruchskriteriums the computing and control unit.
  • the invention offers the advantage that hearing aids can be adjusted objectively and automatically with regard to neuropsychological parameters in a very robust and reliable manner.
  • the feature extraction may also be defined on the image area of suitable mathematical transformations (eg, complex time-frequency transformations).
  • the acoustic stimulus may comprise a word sequence, a speech sequence or a sequence of tones.
  • the neuronal activity of the brain can be detected by an electroencephalogram.
  • an auditory late response can be determined from the EEG.
  • the inter-trial phase stability obtained via the feature of the instantaneous phase can be determined.
  • the inter-trial phase stability can be the measure of the hearing effort.
  • the neuronal activity of the brain can be detected by a magnetoencephalogram.
  • the neuronal activity of the brain may also be detected by functional imaging techniques (e.g., fMRI, PET, SPECT, fOCT).
  • functional imaging techniques e.g., fMRI, PET, SPECT, fOCT.
  • the changes in the hearing aid parameters can be determined by means of evolutionary algorithms. This allows multidimensional stochastic optimization.
  • the invention also claims an arrangement for automatic recursive adjustment of at least one hearing aid worn by a person controlled by a computer and control unit.
  • the arrangement comprises a stimuli generator unit which supplies at least one acoustic signal to the hearing aid Stimulus outputs, a signal acquisition unit with at least one sensor that detects a neuronal activity of the brain of the person due to the acoustic stimulus, a computing and control unit that determines a measure of the hearing effort from the detected neural activity and determines changes in hearing aid parameters, as well as a Hearing aid control unit that changes the hearing aid parameters.
  • the computing and control unit repeatedly causes the stimuli generator unit to deliver a hearing stimulus and the hearing aid control unit to selectively change a hearing aid parameter according to an optimization rule until the amount of hearing effort falls below a predefinable first threshold or in the sense of another previously defined in the arithmetic and control unit Termination condition is minimized.
  • the acoustic stimulus may comprise a word sequence, a speech sequence or a sequence of tones.
  • the signal acquisition unit and the at least one sensor can detect the neuronal activity of the brain by means of electroencephalography.
  • the signal acquisition unit can determine at least one auditory late response.
  • the arithmetic and control unit can preferably determine a mean inter-trial phase stability from at least two auditory late responses.
  • the instantaneous phase determined by way of complex transformations can preferably be used for calculating the inter-trial phase stability, which is used as a feature for quantifying the hearing effort.
  • the signal acquisition unit and the at least one sensor can detect the neuronal activity of the brain by means of magnetoencephalography.
  • the neuronal activity of the brain may also be detected by functional imaging techniques (e.g., fMRI, PET, SPECT, fOCT).
  • functional imaging techniques e.g., fMRI, PET, SPECT, fOCT.
  • the changes in the hearing aid parameters can be determined by an evolutionary algorithm.
  • FIG. 2 shows a flowchart of the inventive method for adjusting at least one hearing aid parameter of a hearing aid.
  • a person is prepared for the hearing aid setting.
  • the person carries on each ear a switched on and functional hearing aid, ie the person carries the hearing aid according to the instructions behind the ear.
  • the hearing aid parameters such as channel gain, compression rate, compression breakpoint, microphone characteristic, noise reduction, time constants, are in a basic setting, which was determined, for example, by an audiogram.
  • EEG electroencephalography
  • the electroencephalogram (also abbreviated to EEG) is the graphical representation of these fluctuations.
  • causes of the potential fluctuations are physiological processes of individual brain cells, which contribute by their electrical state changes to the information processing of the brain.
  • the potentials generated by individual neurons add up so that potential changes distributed over the entire head can be measured.
  • a recording in several channels of different electrode combinations is needed. For this purpose, the person several electrodes are attached to the scalp.
  • the person is given a hearing task by a hearing care professional, for example to recognize the spoken syllable "pa” from a spoken syllable sequence with the spoken syllables "pa”, “da” and “ba", the speech syllables in any order and repetition may occur.
  • step 102 the person is presented with an auditory stimulus in the form of a spoken syllable sequence mentioned above.
  • the presentation can be done directly with the hearing aid or indirectly via headphones or speakers. In the latter case, the hearing aid acoustically picks up the auditory stimulus.
  • the person tries (“spitgles") to solve the listening task ("Recognize the Syllabus” pa "").
  • tone sequences or complete sentences can be presented.
  • step 103 which is performed in parallel to step 102, the neuronal activity of the subject's brain is measured by EEG. That is, it will be the electrical potentials measured between scalp-mounted electrodes.
  • step 104 the acoustically evoked potential, in particular the auditory late response ALR, is determined from the EEG.
  • Steps 102 to 104 are repeated several times to improve the signal-to-noise ratio of the very weak potentials.
  • the determination of an Inter-Trial Phase Stability (IPS) obtained via complex transformations and the instantaneous phase is carried out in step 105, which is a measure of the hearing effort LE.
  • the IPS can take values between "0" and "1", where "1" means a large listening effort LE.
  • the IPS indicates the stability of the instantaneous phase of the ALRs for defined times.
  • step 106 at least one hearing aid parameter is automatically changed with the aim of reducing the hearing effort LE.
  • This multi-dimensional optimization problem is preferably solved by means of an evolutionary algorithm running in a computing and control unit.
  • the optimization progress of the hearing aid parameters is checked in step 107 by repeating steps 102 to 106 after each change in the hearing aid parameters and determining the change in the hearing effort LE between two examinations of the hearing effort LE. If the change falls below a predefinable second threshold value, for example 0.2, the method is terminated with step 108 and the hearing device is optimally adjusted with respect to the listening effort.
  • a predefinable second threshold value for example 0.2
  • another, previously defined termination condition in the computing and control unit may detect a minimum listening effort (LE).
  • other physiological stimuli such as visual or tactile
  • the person can optionally also have an operating unit signal the subjective solution of the listening task. This can be used to monitor the improvement in the hearing aid setting.
  • FIG. 3 shows a simplified block diagram of an inventive arrangement for adaptation of hearing aid parameters using a determined listening effort.
  • a person 16 wears two hearing aids 10 for the treatment of a deafness and for measuring a neural activity of the brain a plurality of electrodes 11 on the scalp, which can derive electrical potentials.
  • the electrodes 11 are connected to a signal detection unit 13, which detects the signals received by the electrodes 11 in the form of an EEG.
  • an actuating unit 20 for example a push button, is connected to the signal detection unit 13.
  • the person 16 can operate the operation unit 20 when he feels a asked hearing task to have solved. This can be objectively checked whether asked listening tasks are actually solved. A simple listening task would be to recognize a given spoken syllable or a tone with a certain pitch.
  • a stimuli generator unit 12 which is connected to the hearing aids 10, the person 16 acoustic stimuli in the form of sound sequences, speech syllables or sentences presented.
  • the person 16 must try to solve the task of hearing from the stimulus, that is, for example, to recognize the given syllable.
  • the effort involved is referred to in German as Hörastrengung (actually “Zu surgicalanstrengung") and in English as “Listening Effort”.
  • the auditory stimulus can also be presented via loudspeaker 17 or headphones 18. In these cases, the hearing aids 10 pick up the sound and give it changed and amplified to the person 16 again.
  • the stimuli generator unit 12 may also deliver optional stimuli 19, for example in the form of visual and / or tactile stimuli.
  • a wide variety of hearing aid parameters such as, for example, channel amplification, compression rate, compression kink point, microphone characteristic, noise reduction or time constants, can be changed in order to allow adaptation of the hearing aids to the hearing or the hearing impairment of the person 16.
  • a computing and control unit 15 which is connected to the stimuli generator unit 12, the hearing aid control unit 14 and the signal detection unit 13, controls these units and determines the listening effort from the recorded signal progressions of the EEG.
  • ALR are determined from a test series and the mean IPS calculated from it.
  • the middle IPS is a very robust and reliable measure of listening effort.
  • the mean IPS is now used in a differential evolution algorithm of the computing and control unit 15 to determine the change in hearing aid parameters. After each change in the hearing aid parameters, further auditory stimuli are presented until the different or several differences of the detected hearing effort deviate from each other by only a second threshold value.
  • the middle IPS can take values between “0" and "1", the second threshold is preferably "0.2".
  • Differential Evolution is a mathematical method for optimizing a multi-dimensional function.

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Abstract

Die Erfindung gibt ein Verfahren und eine Anordnung zur automatischen, rekursiven Anpassung mindestens eines von einer Person (16) getragenen Hörgeräts (10) an. Die Anordnung umfasst eine Stimuli-Generatoreinheit (12), die an das Hörgerät (10) mindestens einen akustischen Reiz abgibt, eine Signalerfassungseinheit (13) mit mindestens einem Sensor (11), die eine neuronale Aktivität des Gehirns der Person (16) aufgrund des akustischen Reizes erfasst, eine Rechen- und Steuereinheit (15), die ein Maß der Höranstrengung (LE) aus der erfassten neuronalen Aktivität ermittelt und daraus Änderungen von Hörgeräteparametern bestimmt, sowie eine Hörgerätesteuereinheit (14), die die Hörgeräteparameter ändert. Die Rechenund Steuereinheit (14) veranlasst wiederholt die Stimuli-Generatoreinheit (12) zum Abgeben eines Hörreizes und die Hörgerätesteuereinheit (14) zum Ändern eines Hörgeräteparameters, bis das Maß der Höranstrengung (LE) einen vorgebbaren ersten Schwellwert unterschreitet. Die Erfindung bietet den Vorteil, dass auf sehr robuste und verlässliche Weise Hörgeräte objektiv und automatisch angepasst werden können.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren und eine Anordnung zur automatischen, rekursiven Anpassung eines von einer Person getragenen Hörgeräts, wobei der Person eine Höraufgabe zur Lösung gestellt wird und objektiv eine damit verbundene Höranstrengung anhand neuropsychologischer Korrelate der auditiven Verarbeitung erfasst wird.
  • Hörgeräte besitzen prinzipiell als wesentliche Komponenten einen Eingangswandler, einen Verstärker und einen Ausgangswandler. Der Eingangswandler ist in der Regel ein Schallempfänger, z. B. ein Mikrofon, und/oder ein elektromagnetischer Empfänger, z. B. eine Induktionsspule. Der Ausgangswandler ist meist als elektroakustischer Wandler, z. B. Miniaturlautsprecher, oder als elektromechanischer Wandler, z. B. Knochenleitungshörer, realisiert. Der Verstärker ist üblicherweise in eine Signalverarbeitungseinheit integriert. Dieser prinzipielle Aufbau ist in Figur 1 am Beispiel eines Hinter-dem-Ohr Hörgeräts 1 dargestellt. In ein Hörgerätegehäuse 2 zum Tragen hinter dem Ohr sind üblicherweise zwei Mikrofone 3 zur Aufnahme des Schalls aus der Umgebung eingebaut. Oberhalb der Mikrofone 3 sind Mikrofonöffnungen 7 in dem Hörgerätegehäuse 2 ausgebildet. Durch die Mikrofonöffnungen 7 kann der Schall zu den Mikrofonen 3 im Inneren des Hörgerätegehäuses 2 gelangen. Eine Signalverarbeitungseinheit 4, die ebenfalls in das Hörgerätegehäuse 2 integriert ist, verarbeitet die Mikrofonsignale und verstärkt sie. Das Ausgangssignal der Signalverarbeitungseinheit 4 wird an einen Lautsprecher bzw. Hörer 5 übertragen, der ein akustisches Signal ausgibt. Der Schall wird gegebenenfalls über einen nicht dargestellten Schallschlauch, der mit einer Otoplastik im Gehörgang fixiert ist, zum Trommelfell des Hörgeräteträgers übertragen. Die Energieversorgung des Hörgeräts 1 und insbesondere die der Signalverarbeitungseinheit 4 erfolgt durch eine ebenfalls ins Hörgerätegehäuse 2 integrierte Batterie 6.
  • In der DE 10 2008 018 041 A1 ist ein derartiges Hinter-dem-Ohr Hörgerät mit einer Mikrofonöffnung, mit einem Lautsstärkeregler, mit einer Programmierbuchse, mit einer Programmtaste mit Aus-Funktion und mit einem Batteriefach offenbart.
  • Die Anpassung eines Hörgeräts erfolgt in der Regel im Dialog zwischen einem Hörgeräteträger und einem Hörgeräteakustiker. Dem Hörgeräteträger werden dabei unterschiedliche Testsignale dargeboten, die er subjektiv wahrnimmt und seine Eindrücke dem Akustiker mitteilt. Dieser vergleicht die Wahrnehmung des Hörgeräteträgers mit den Eindrücken Normalhörender bezüglich des jeweiligen Testsignals. Aus den unterschiedlichen Wahrnehmungen leitet der Akustiker Hörgeräteparameter ab, die in der Regel zu einer verbesserten Anpassung des Hörgeräts an den Hörgeräteträger führen. Dieses Vorgehen wird so lange wiederholt, bis der Schwerhörige eine Anzahl an Testsignalen subjektiv ähnlich empfindet wie ein Normalhörender.
  • Wie die DE 41 28 172 A1 zeigt, besteht seit Langem das Bedürfnis, subjektive Messungen des Hörvermögens durch objektive Messungen und einer gegebenenfalls anschließenden Korrektur von Hörgeräteparametern zu ersetzen. Neueste Forschungen auf dem Gebiet der objektiven Ermittlung der Höranstrengung scheinen neue Perspektiven in diesem Sinne zu ermöglichen. Beispielsweise wird in D.J. Strauss et al., "On the Cognitive Neurodynamics of Listening Effort: A Phase Clustering Analysis of Large-Scale Neural Correlates, 31st Annual International Conference of the IEEE EMBS Minneapolis, Minnesota, USA, September 2-6, 2009, Seiten 2048-2081 vorgeschlagen, die Höranstrengung aus der elektrischen neuronalen Aktivität des Gehirns durch mathematische Transformationsanalysen zu ermitteln.
  • Es ist daher Aufgabe der Erfindung die Einstellung von Hörgeräten zu objektivieren, zu automatisieren und in Bezug auf neuropsychologische Variablen der Hörverarbeitung zu verbessern.
  • Gemäß der Erfindung wird die gestellte Aufgabe mit dem Verfahren und der Anordnung der unabhängigen Patentansprüche gelöst.
  • Die Erfindung beansprucht ein Verfahren zur automatischen, durch eine Rechen- und Steuerungseinheit kontrollierten, rekursiven Anpassung eines von einer Person getragenen Hörgeräts, wobei der Person eine Höraufgabe zur Lösung gestellt wird und eine dazugehörige Höranstrengung objektiv anhand neuropsychologischer Korrelate der auditiven Verarbeitung erfasst wird. Mit dem Verfahren wird mindestens ein akustischer Reiz an die Person dargeboten, die neuronale Aktivität des Gehirns der Person aufgrund des akustischen Reizes erfasst, ein Maß der Höranstrengung aus der erfassten neuronalen Aktivität ermittelt, durch eine Rechen- und Steuerungseinheit mindestens ein Hörgeräteparameter in Abhängigkeit des ermittelten Maßes der Höranstrengung geändert und das Verfahren kontrolliert durch die Rechen- und Steuerungseinheit wiederholt, bis das Maß der Höranstrengung einen vorgebbaren ersten Schwellwert unterschreitet bzw. im Sinne eines zuvor definierten Abbruchskriteriums der Rechen- und Steuerungseinheit minimiert ist. Die Erfindung bietet den Vorteil, dass auf sehr robuste und verlässliche Weise Hörgeräte objektiv und automatisch im Hinblick auf neuropsychologische Parameter angepasst werden können.
  • In einer Weiterbildung werden mehrere akustische Reize dargeboten, die neuronalen Aktivitäten erfasst und die erfassten neuronalen Aktivitäten einer mathematischen Analyse zur Merkmalsextraktion unterzogen.
  • In einer weiteren Ausführungsform kann die Merkmalsextraktion auch auf dem Bildbereich geeigneter mathematischer Transformationen (z.B. komplexe Zeit-Frequenztransformationen) definiert werden.
  • Des Weiteren kann der akustische Reiz eine Wortfolge, eine Sprechsilbenfolge oder eine Tonfolge umfassen.
  • In einer Weiterbildung des Verfahrens kann die neuronale Aktivität des Gehirns durch ein Elektroenzephalogramm erfasst werden.
  • In einer bevorzugten Ausführungsform kann aus dem EEG eine Auditory Late Response ermittelt werden.
  • Des Weiteren kann aus komplexen Transformationen (z.B. Hilbert-, komplexe Wavelet Transformation, Gabor Frame Transformation) von mindestens zwei Auditory Late Responses die über das Merkmal der Momentanphase gewonnene Inter-Trial Phase Stability ermittelt werden.
  • Bevorzugt kann die Inter-Trial Phase Stability das Maß für die Höranstrengung sein.
  • In einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens kann die neuronale Aktivität des Gehirns durch ein Magnetoenzephalogramm erfasst werden.
  • In einer weiteren Ausführungsform des Verfahrens kann die neuronale Aktivität des Gehirns auch durch funktionelle bildgebende Verfahren (z.B. fMRI, PET, SPECT, fOCT) erfasst werden.
  • Bevorzugt können die Änderungen der Hörgeräteparameter mittels evolutionärer Algorithmen ermittelt werden. Dadurch ist eine mehrdimensionale stochastische Optimierung möglich.
  • Die Erfindung beansprucht auch eine Anordnung zur automatischen, durch eine Rechen- und Steuerungseinheit kontrollierten, rekursiven Anpassung mindestens eines von einer Person getragenen Hörgeräts. Die Anordnung umfasst eine Stimuli-Generatoreinheit, die an das Hörgerät mindestens einen akustischen Reiz abgibt, eine Signalerfassungseinheit mit mindestens einem Sensor, die eine neuronale Aktivität des Gehirns der Person aufgrund des akustischen Reizes erfasst, eine Rechen- und Steuereinheit, die ein Maß der Höranstrengung aus der erfassten neuronalen Aktivität ermittelt und daraus Änderungen von Hörgeräteparametern bestimmt, sowie eine Hörgerätesteuereinheit, die die Hörgeräteparameter ändert. Die Rechen- und Steuereinheit veranlasst wiederholt die Stimuli-Generatoreinheit zum Abgeben eines Hörreizes und die Hörgerätesteuereinheit zum gezielten Ändern eines Hörgeräteparameters gemäß einer Optimierungsvorschrift, bis das Maß der Höranstrengung einen vorgebbaren ersten Schwellwert unterschreitet oder im Sinne einer anderen zuvor in der Rechen- und Steuereinheit definierten Abbruchbedingung minimiert ist.
  • In einer Weiterbildung der Anordnung kann der akustische Reiz eine Wortfolge, eine Sprechsilbenfolge oder eine Tonfolge umfassen.
  • In einer weiteren Ausführungsform der Anordnung können die Signalerfassungseinheit und der mindestens eine Sensor die neuronale Aktivität des Gehirns mittels Elektroenzephalografie erfassen.
  • Des Weiteren kann die Signalerfassungseinheit mindestens eine Auditory Late Response ermitteln.
  • Bevorzugt kann die Rechen- und Steuereinheit aus mindestens zwei Auditory Late Responses eine mittlere Inter-Trial Phase Stability ermitteln.
  • Bevorzugt kann bei der Anordnung die über komplexe Transformationen ermittelte Momentanphase zur Berechnung der Inter-Trial Phase Stability dienen, welche als Merkmal zur Quantifizierung der Höranstrengung eingesetzt wird.
  • In einer weiteren Ausführungsform können die Signalerfassungseinheit und der mindestens eine Sensor die neuronale Aktivität des Gehirns mittels Magnetoenzephalografie erfassen.
  • In einer weiteren Ausführungsform der Anordnung kann die neuronale Aktivität des Gehirns auch durch funktionelle bildgebende Verfahren (z.B. fMRI, PET, SPECT, fOCT) erfasst werden.
  • Außerdem können in der Rechen- und Steuereinheit die Änderungen der Hörgeräteparameter durch einen evolutionären Algorithmus ermittelt werden.
  • Weitere Besonderheiten und Vorteile der Erfindung werden aus den nachfolgenden Erläuterungen mehrerer Ausführungsbeispiele anhand von schematischen Zeichnungen ersichtlich.
  • Es zeigen:
    • Figur 1:
    ein Blockschaltbild eines Hinter-dem-Ohr Hörgeräts gemäß Stand der Technik,
    Figur 2:
    ein Ablaufdiagramm des Verfahrens zur Einstellung eines Hörgeräts durch Ermittlung der Höranstrengung aus der IPS und
    Figur 3:
    ein Blockschaltbild einer Vorrichtung zur Anpassung von Hörgeräteparametern mit Hilfe eines EEG.
  • Figur 2 zeigt ein Ablaufdiagramm des erfindungsgemäßen Verfahrens zum Einstellen von mindestens einem Hörgeräteparameter eines Hörgeräts. Im ersten Schritt 100 wird eine Person auf die Hörgeräteeinstellung vorbereitet.
  • Die Person trägt an jedem Ohr ein eingeschaltetes und funktionsfähiges Hörgerät, d.h. die Person trägt die Hörgeräte entsprechend der Bedienungsanleitung hinter dem Ohr. Die Hörgeräteparameter, wie Kanalverstärkung, Kompressionsrate, Kompressionsknickpunkt, Mikrofoncharakteristik, Störgeräuschreduzierung, Zeitkonstanten, befinden sich in einer Grundeinstellung, die beispielsweise durch ein Audiogramm ermittelt wurde.
  • Zur Messung einer summierten elektrischen Aktivität des Gehirns der Person müssen die Spannungsschwankungen an der Kopfoberfläche der Person mittels Elektroenzephalografie (EEG abgekürzt) aufgezeichnet werden. Das Elektroenzephalogramm (auch EEG abgekürzt) ist die grafische Darstellung dieser Schwankungen. Ursache der Potenzialschwankungen sind physiologische Vorgänge einzelner Gehirnzellen, die durch ihre elektrischen Zustandsänderungen zur Informationsverarbeitung des Gehirns beitragen. Entsprechend ihrer spezifischen räumlichen Anordnung addieren sich die von einzelnen Neuronen erzeugten Potenziale auf, so dass sich über den gesamten Kopf verteilte Potenzialänderungen messen lassen. Zur Bewertung wird eine Aufzeichnung in mehreren Kanälen von verschiedenen Elektrodenkombinationen benötigt. Dazu werden der Person mehrere Elektroden auf der Kopfhaut angebracht.
  • Im nachfolgenden vorbereitenden Schritt 101 wird der Person beispielsweise von einem Hörgeräteakustiker eine Höraufgabe gestellt, beispielsweise die Sprechsilbe "pa" aus einer Sprechsilbenfolge mit den Sprechsilben "pa", "da" und "ba" zu erkennen, wobei die Sprechsilben in beliebiger Reihenfolge und Wiederholung auftreten können.
  • Im Schritt 102 wird der Person ein Hörreiz in Form einer oben erwähnten gesprochenen Silbenfolge dargeboten. Das Darbieten kann direkt mit dem Hörgerät oder aber indirekt über Kopfhörer oder Lautsprecher erfolgen. Bei letzteren nimmt das Hörgerät den Hörreiz akustisch auf. Die Person versucht ("strengt sich an"), die Höraufgabe ("Erkennen der Sprechsilbe "pa"") zu lösen. Optional können auch Tonfolgen oder ganze Sätze dargeboten werden.
  • Im Schritt 103, der parallel zum Schritt 102 ausgeführt wird, wird die neuronale Aktivität des Gehirns der Person mittels EEG gemessen. Das heißt, es werden die elektrischen Potenziale zwischen auf der Kopfhaut angebrachten Elektroden gemessen.
  • Im Schritt 104 werden aus dem EEG das akustisch evozierte Potenzial, insbesondere die Auditory Late Response ALR bestimmt.
  • Die Schritte 102 bis 104 werden mehrmals wiederholt, um das Signal/Rauschverhältnis der sehr schwachen Potenziale zu verbessern. Aus den so ermittelten ALRs erfolgt im Schritt 105 die Bestimmung einer über komplexe Transformationen und die Momentanphase gewonnene Inter-Trial Phase Stability (IPS), die ein Maß der Höranstrengung LE ist. Die IPS kann Werte zwischen "0" und "1" annehmen, wobei "1" eine große Höranstrengung LE bedeutet. Die IPS gibt die Stabilität der Momentanphase der ALRs für definierte Zeitpunkte an.
  • Im folgenden Schritt 106 wird automatisch mindestens ein Hörgeräteparameter mit dem Ziel verändert, die Höranstrengung LE zu reduzieren. Dieses mehrdimensionale Optimierungsproblem wird bevorzugt mit Hilfe eines in einer Rechen- und Steuereinheit ablaufenden evolutionären Algorithmus gelöst.
  • Der Optimierungsfortschritt der Hörgeräteparameter wird im Schritt 107 überprüft, indem nach jeder Änderung der Hörgeräteparameter die Schritte 102 bis 106 wiederholt werden und die Änderung der Höranstrengung LE zwischen zwei Ermittlungen der Höranstrengung LE bestimmt wird. Unterschreitet die Änderung einen vorgebbaren zweiten Schwellwert, beispielsweise 0,2, wird das Verfahren mit dem Schritt 108 abgebrochen und das Hörgerät ist bezogen auf die Höranstrengung optimal eingestellt. Alternativ kann eine andere, zuvor definierte Abbruchbedingung in der Rechen- und Steuereinheit eine minimale Höranstrengung (LE) detektieren.
  • Optional können zusätzlich auch andere physiologische Reize, wie z.B. visuelle oder taktile, der Person dargeboten werden. Zusätzlich kann die Person optional auch über eine Betätigungseinheit die subjektive Lösung der Höraufgabe signalisieren. Damit kann die Verbesserung der Hörgeräteeinstellung überwacht werden.
  • Figur 3 zeigt ein vereinfachtes Blockschaltbild einer erfindungsgemäßen Anordnung zur Anpassung von Hörgeräteparametern mit Hilfe einer ermittelten Höranstrengung. Eine Person 16 trägt zwei Hörgeräte 10 zur Versorgung einer Schwerhörigkeit und zur Messung einer neuronalen Aktivität des Gehirns mehrere Elektroden 11 auf der Kopfhaut, die elektrische Potenziale ableiten können. Die Elektroden 11 sind mit einer Signalerfassungseinheit 13 verbunden, welche die von den Elektroden 11 aufgenommenen Signale in Form eines EEG erfasst.
  • Mit der Signalerfassungseinheit 13 ist außerdem eine Betätigungseinheit 20, beispielsweise ein Druckknopf, verbunden. Die Person 16 kann die Betätigungseinheit 20 betätigen, wenn sie eine gestellte Höraufgabe glaubt, gelöst zu haben. Damit kann objektiv überprüft werden, ob gestellte Höraufgaben auch tatsächlich gelöste werden. Eine einfache Höraufgabe wäre, eine vorgegeben gesprochene Silbe oder einen Ton mit einer bestimmten Tonhöhe zu erkennen.
  • Mittels einer Stimuli-Generatoreinheit 12, die mit den Hörgeräten 10 verbunden ist, werden der Person 16 akustische Reize in Form von Tonfolgen, Sprechsilben oder Sätzen dargeboten. Die Person 16 muss versuchen, aus dem Reiz die Höraufgabe zu lösen, das heißt beispielsweise die vorgegebene Sprechsilbe zu erkennen. Die damit verbundene Anstrengung wird im Deutschen als Höranstrengung (eigentlich "Zuhöranstrengung") und im Englischen als "Listening Effort" bezeichnet. Alternativ kann der Hörreiz auch über Lautsprecher 17 oder Kopfhörer 18 dargeboten werden. In diesen Fällen nehmen die Hörgeräte 10 den Schall auf und geben ihn verändert und verstärkt an die Person 16 wieder ab.
  • Die Stimuli-Generatoreinheit 12 kann auch optionale Stimuli 19, beispielsweise in Form von visuellen und/oder taktilen Reizen, abgeben.
  • Mit Hilfe einer Hörgerätesteuereinheit 14 können unterschiedlichste Hörgeräteparameter, wie zum Beispiel Kanalverstärkung, Kompressionsrate, Kompressionsknickpunkt, Mikrofoncharakteristik, Störgeräuschreduzierung oder Zeitkonstanten, verändert werden, um die Anpassung der Hörgeräte an das Hörvermögen bzw. die Hörschwäche der Person 16 zu ermöglichen.
  • Eine Rechen- und Steuereinheit 15, die mit der Stimuli-Generatoreinheit 12, der Hörgerätesteuereinheit 14 und der Signalerfassungseinheit 13 verbunden ist, steuert diese Einheiten und ermittelt aus den aufgenommenen Signalverläufen des EEG die Höranstrengung. Vorzugsweise werden ALR aus einer Versuchsreihe ermittelt und die mittlere IPS daraus errechnet. Die mittlere IPS ist ein sehr robustes und verlässliches Maß der Höranstrengung. Die mittlere IPS wird nun in einem Differential Evolution Algorithmus der Rechen- und Steuereinheit 15 zur Bestimmung der Änderung der Hörgeräteparameter verwendet. Nach jeder Änderung der Hörgeräteparameter werden erneut Hörreize dargeboten, bis die Different oder mehrere Differenzen der ermittelten Höranstrengungen nur mehr um einen zweiten Schwellwert voneinander abweichen.
  • Die mittlere IPS kann Werte zwischen "0" und "1" annehmen, der zweite Schwellwert ist vorzugsweise "0,2". Die Differential Evolution ist ein mathematisches Verfahren zur Optimierung einer mehrdimensionalen Funktion.
    • Bezugszeichenliste
    • 1
    Hinter-dem-Ohr Hörgerät
    2
    Hörgerätegehäuse
    3
    Mikrofon
    4
    Signalverarbeitungseinheit
    5
    Hörer
    6
    Batterie
    7
    Mikrofonöffnung im Hörgerätegehäuse 2
    10
    Hörgerät
    11
    EEG-Elektroden
    12
    Stimuli-Generatoreinheit
    13
    Signalerfassungseinheit
    14
    Hörgerätesteuereinheit
    15
    Rechen- und Steuereinheit
    16
    Person
    17
    Lautsprecher
    18
    Kopfhörer
    19
    Optionale Stimuli
    20
    Betätigungseinheit
    100
    Vorbereitung
    101
    Stellen der Höraufgabe
    102
    Darbieten eines Hörreizes / von Sprechsilben
    103
    Aufzeichnen eines EEG
    104
    Ermittlung der ALR
    105
    Ermittlung der IPS/Höranstrengung LE
    106
    Ändern mindestens eines Hörgeräteparameters
    107
    Vergleich der Werte zweier Höranstrengungsmaße
    108
    Abbruch der Einstellung des Hörgeräts
    ALR
    Auditory Late Response
    EEG
    Elektroenzephalogramm / -grafie
    IPS
    Inter-Trial Phase Stability
    LE
    Höranstrengung

Claims (18)

  1. Verfahren zur automatischen, rekursiven Anpassung eines von einer Person (16) getragenen Hörgeräts (10), wobei der Person (16) eine Höraufgabe zur Lösung gestellt wird und eine dazugehörige Höranstrengung (LE) erfasst wird, mit folgenden Schritten:
    a) Darbieten (102) mindestens eines akustischen Reizes an die Person (16),
    b) Erfassung (103, 104) der neuronalen Aktivität des Gehirns der Person (16) aufgrund des akustischen Reizes,
    c) Ermittlung (105) eines Maßes der Höranstrengung (LE) aus der erfassten neuronalen Aktivität,
    d) Ändern (106) mindestens eines Hörgeräteparameters in Abhängigkeit des ermittelten Maßes der Höranstrengung (LE) und
    e) durch eine Rechen- und Steuereinheit (15) kontrolliertes Wiederholen der Schritte a) bis d) bis das Maß der Höranstrengung (LE) einen vorgebbaren ersten Schwellwert unterschreitet oder im Sinne einer in der Rechen- und Steuereinheit (15) vorgebbar definierten Abbruchbedingung minimiert ist.
  2. Verfahren nach Anspruch 1,
    gekennzeichnet durch:
    - Wiederholen der Schritte a) und b) und
    - mathematische Analyse der erfassten neuronalen Aktivitäten zur verbesserten Extraktion von neuropsychologischen Korrelaten der Höranstrengung (LE).
  3. Verfahren nach Anspruch 2,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Extraktion auch auf dem Bildbereich geeigneter mathematischer Transformationen, insbesondere komplexe Zeit/Frequenztransformationen, definiert werden.
  4. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet,
    dass der akustische Reiz eine Wortfolge, eine Sprechsilbenfolge oder eine Tonfolge umfasst.
  5. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die neuronale Aktivität des Gehirns durch ein (EEG) erfasst wird.
  6. Verfahren nach Anspruch 5,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass aus dem Elektroenzephalogramm (EEG) eine Auditory Late Response (ALR) ermittelt wird.
  7. Verfahren nach Anspruch 6,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass aus mindestens zwei Auditory Late Responses (ALR) eine mittlere Inter-Trial Phase Stability (IPS) ermittelt wird.
  8. Verfahren nach Anspruch 7,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Inter-Trial Phase Stability (IPS) das Maß für die Höranstrengung (LE) ist.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4,

    dadurch gekennzeichnet,
    dass die neuronale Aktivität des Gehirns durch ein Magnetoenzephalogramm (MEG) erfasst wird.
  10. Verfahren nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Änderungen der Hörgeräteparameter mittels eines Differential Evolution Algorithmus ermittelt werden.
  11. Anordnung zur automatischen, rekursiven Anpassung mindestens eines von einer Person (16) getragenen Hörgeräts (10) mit:
    - einer Stimuli-Generatoreinheit (12), die an das Hörgerät (10) mindestens einen akustischen Reiz abgibt,
    - einer Signalerfassungseinheit (13) mit mindestens einem Sensor (11), die eine neuronale Aktivität des Gehirns der Person (16) aufgrund des akustischen Reizes erfasst,
    - einer Rechen- und Steuereinheit (15), die ein Maß der Höranstrengung (LE) aus der erfassten neuronalen Aktivität ermittelt und daraus Änderungen von Hörgeräteparametern bestimmt, und
    - einer Hörgerätesteuereinheit (14), die die Hörgeräteparameter ändert,
    wobei die Rechen- und Steuereinheit (15) wiederholt die Stimuli-Generatoreinheit (12) zum Abgeben eines Hörreizes und die Hörgerätesteuereinheit (14) zum Ändern eines Hörgeräteparameters veranlasst, bis das Maß der Höranstrengung (LE) einen vorgebbaren ersten Schwellwert unterschreitet oder im Sinne einer in der Rechen- und Steuereinheit (15) vorgebbar definierten Abbruchbedingung minimiert ist.
  12. Anordnung nach Anspruch 11,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der akustische Reiz eine Wortfolge, eine Sprechsilbenfolge oder eine Tonfolge umfasst.
  13. Anordnung nach Anspruch 11 oder 12,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Signalerfassungseinheit (13) und der mindestens eine Sensor (11) die neuronale Aktivität des Gehirns mittels Elektroenzephalografie (EEG) erfasst.
  14. Anordnung nach Anspruch 13,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Signalerfassungseinheit (13) mindestens eine Auditory Late Response (ALR) ermittelt.
  15. Anordnung nach Anspruch 14,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Rechen- und Steuereinheit (15) aus mindestens zwei Auditory Late Responses (ALR) eine Inter-Trial Phase Stability (IPS) aus deren Momentanphase ermittelt.
  16. Anordnung nach Anspruch 15,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Inter-Trial Phase Stability (IPS) das Maß für die Höranstrengung (LE) ist.
  17. Anordnung nach Anspruch 11 oder 12,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass die Signalerfassungseinheit (13) und der mindestens eine Sensor (11) die neuronale Aktivität des Gehirns mittels Magnetoenzephalografie (MEG) erfasst.
  18. Anordnung nach einem der Ansprüche 11 bis 17,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass in der Rechen- und Steuereinheit (15) die Änderungen der Hörgeräteparameter durch einen Differential Evolution Algorithmus ermittelt werden.
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