EP2519033A2 - Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung - Google Patents

Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung Download PDF

Info

Publication number
EP2519033A2
EP2519033A2 EP12162979A EP12162979A EP2519033A2 EP 2519033 A2 EP2519033 A2 EP 2519033A2 EP 12162979 A EP12162979 A EP 12162979A EP 12162979 A EP12162979 A EP 12162979A EP 2519033 A2 EP2519033 A2 EP 2519033A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
hearing aid
hearing
operating
acoustic signal
phase
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.)
Granted
Application number
EP12162979A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP2519033B1 (de
EP2519033A3 (de
Inventor
Sebastian Pape
Ronny Hannemann
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 EP2519033A2 publication Critical patent/EP2519033A2/de
Publication of EP2519033A3 publication Critical patent/EP2519033A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP2519033B1 publication Critical patent/EP2519033B1/de
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/30—Monitoring or testing of hearing aids, e.g. functioning, settings, battery power
    • H04R25/305—Self-monitoring or self-testing
    • 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
    • H04R25/45—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R5/00—Stereophonic arrangements
    • H04R5/033—Headphones for stereophonic communication
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/43—Signal processing in hearing aids to enhance the speech intelligibility
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/61—Aspects relating to mechanical or electronic switches or control elements, e.g. functioning
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2460/00—Details of hearing devices, i.e. of ear- or headphones covered by H04R1/10 or H04R5/033 but not provided for in any of their subgroups, or of hearing aids covered by H04R25/00 but not provided for in any of its subgroups
    • H04R2460/07—Use of position data from wide-area or local-area positioning systems in hearing devices, e.g. program or information selection
    • 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
    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/552—Binaural
    • 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
    • H04R25/60—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles
    • H04R25/603—Mounting or interconnection of hearing aid parts, e.g. inside tips, housings or to ossicles of mechanical or electronic switches or control elements
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04S—STEREOPHONIC SYSTEMS 
    • H04S7/00—Indicating arrangements; Control arrangements, e.g. balance control
    • H04S7/30—Control circuits for electronic adaptation of the sound field
    • H04S7/302—Electronic adaptation of stereophonic sound system to listener position or orientation
    • H04S7/303—Tracking of listener position or orientation

Definitions

  • the present invention relates to a method of operating a hearing aid with reduced comb filter perception. Moreover, the present invention relates to a hearing aid with reduced comb filter perception.
  • a hearing aid is used to supply a hearing-impaired person with acoustic ambient signals that are processed and amplified for compensation or therapy of the respective hearing impairment. It comprises in principle one or more input transducers, a signal processing device with an amplifying device or an amplifier and an output transducer.
  • the input transducer is typically a sound receiver, e.g. a microphone, and / or an electromagnetic receiver, e.g. an induction coil.
  • the output transducer is typically used as an electroacoustic transducer, e.g. a miniature speaker, or as an electromechanical transducer, e.g. a bone conduction listener, realized. He is also referred to as a handset or receiver.
  • the output transducer generates output signals that are routed to the patient's ear and produce a hearing sensation in the patient.
  • the amplifier is usually integrated in the signal processing device.
  • the power supply of the hearing aid is effected by a battery arranged in the hearing aid housing.
  • the essential electronic components of a hearing aid are usually arranged on a printed circuit board as a circuit carrier or connected thereto.
  • CiC hearing aids Completely-in-Canal are similar to the IdO hearing aids, but are fully worn in the ear canal.
  • RiC-BtE hearing aids In BTE hearing aids (behind-the-ear, behind the ear), a housing with components such as battery and signal processing equipment is worn behind the ear and a flexible sound tube, also referred to as a tube, directs the acoustic output signals of a receiver from the housing to the ear canal
  • RiC-BtE hearing aids (receiver-in-canal behind-the-ear) are similar to BTE hearing aids, but the receiver is worn in the ear canal and instead of a sound tube, which conducts acoustic signals to an earpiece, conducts a flexible cable, also called Earpiece or handset connection means electrical signals to a receiver which is attached to the front of the cable.
  • Hearing aids generally have an ear piece which, in the case of a BTE hearing aid, is located at the end of the sound tube and, in the case of an RIC BTE hearing aid, near the receiver and is inserted into the ear canal.
  • the housing or parts thereof may take over the function of the earpiece.
  • Open earpieces which are essentially intended to keep the sound tube or tube with the earpiece centered in the ear canal, are generally more comfortable in terms of wearing comfort because they put less pressure on the ear canal and allow for better venting of the ear canal.
  • Acoustically open ear pieces have the advantage that the possible pressure equalization in the ear canal closure effects, such as an unnatural-sounding own voice or transmitted through structure-borne Kaugehoffsche be avoided.
  • a disadvantage of the first method is that the information content of the useful signal is limited by the filtering.
  • a disadvantage of the use of closed ear pieces is, compared to open ear pieces, poorer comfort and possible closure effects.
  • the object of the present invention is therefore to specify a method for operating a hearing device with reduced comb filter perception. Furthermore, the object of the invention is to provide a hearing aid with reduced comb filter perception.
  • the invention solves this problem with a method for operating a hearing aid having the features of the first independent patent claim and a hearing aid having the features of the second independent claim.
  • the basic idea of the invention is a method for operating a hearing device, in which a head movement of a hearing aid wearer is detected and, in the case of a detected head movement, an acoustic signal detected with a microphone is amplified and output in phase modulated form with a receiver.
  • This technique uses a natural ability of the human brain to block out comb filter effects so that they are not consciously perceptible.
  • humans are exposed to sound situations in which comb filter effects are also formed. If, for example, music is output in a room via a loudspeaker, the sound is reflected on the walls and reaches the ears of a listener with a time delay to direct sound. The occurring comb filter are measurable, but are not consciously perceived by the listener. It is believed that the human brain is able to integrate and thus eliminate sound impressions of both ears over time and in the frequency domain.
  • the human constantly performs small, sometimes smallest head movements, which cause on the one hand, that the characteristic, ie the amplitude response, the comb filter constantly varies and, secondly, that the phase of the acoustic signals that hit the right and left ear, constantly varied.
  • the human brain is able to wipe out comb filter effects.
  • an acoustic signal which has been subjected to a comb filter is supplied directly to the ear, as is the case, for example, when using a hearing aid, comb filter effects can be heard.
  • the inventive method solves this problem in that the head movement of a hearing aid wearer, for example by evaluation an output signal of an acceleration sensor, which is arranged on or in the hearing aid and thus experiences the same accelerations as the head is monitored.
  • the phase, ie the delay, of the acoustic signal detected and amplified by a microphone is constantly varied, ie a phase modulation of the hearing aid signal takes place.
  • These small variations in the amplified hearing aid signal simulate the natural effect that allows the human brain to block out comb filter effects.
  • the variations in the phase position of the hearing aid signal that are performed during the detection of head movements lead to a variation of the comb filter characteristic, whereby the perception of the comb filter effects is reduced.
  • an acoustic signal and an acceleration value of the hearing device are detected, for example with a microphone of a hearing device.
  • the detection of the acceleration value can be achieved, for example, by an acceleration sensor, can be measured by the linear accelerations, or by a gyrosensor, by the rotational movements and accelerations are measurable carried out, wherein the acceleration sensor can be arranged for example in the hearing aid. Accelerations are interpreted as head movements. If the linear and / or the rotational acceleration value is greater than a threshold value, the detected acoustic signal is subjected to a phase modulation, that is, the output of the acoustic signal in a later method step is delayed.
  • the threshold value can be given in the unit m / s 2 in the case of a linear acceleration sensor, and in the unit ° / s 2 in the case of a rotary acceleration sensor.
  • the threshold is obtained by series of measurements with subjects, such as the threshold corresponding to, for example, the average of the acceleration sensor signals instructing the subjects to keep their heads steady.
  • the detected acoustic signal is amplified and output, taking into account the optionally modulated in the previous step phase on a receiver of the hearing aid. If an abort criterion is not met, the first step is jumped.
  • the termination criterion can be, for example, the switching state "off" of an on-off switch on the hearing aid.
  • the modulated phase is modulated by a noise function.
  • noise function i. a function with a wide nonspecific frequency spectrum
  • the change in phase is uncorrelated.
  • the modulated phase is modulated between 0 and 10 ms.
  • a positive correlation in this context means that a large output signal of the motion sensor causes a large amplitude of the phase modulation.
  • the method in the individual hearing aids is preferably carried out independently of one another.
  • a hearing device with a hearing device housing, at least one microphone, a receiver, an earpiece, a power supply unit and a signal processing unit, which comprises at least one motion sensor which is connected to the signal processing unit, wherein head movements of the hearing device wearer can be detected by the motion sensor and wherein the signal processing unit comprises means for modulating, upon detection of head movements of the hearing device wearer, the phase of an acoustic signal detectable by the microphone and amplifiable by the signal processing unit and deliverable by the receiver.
  • the hearing aid according to the invention comprises as further component at least one motion sensor which can detect head movements of the hearing aid wearer and relay them in the form of measurement signals to the signal processing unit.
  • the signal processing unit such as an electronic computer or microcontroller, receives the motion sensor signals and is capable of modulating the phase of the acoustic signals detected by the microphone.
  • the signal processing unit of the hearing aid comprises means for carrying out one of the methods described above.
  • the motion sensor comprises at least one acceleration sensor and / or at least one gyrosensor.
  • An acceleration sensor measures the acceleration by determining the inertial force acting on a test mass.
  • miniaturized sensors are often used whose measuring principle is based on piezoelectric effects.
  • Other acceleration sensors are designed as so-called micro-electro-mechanical systems, MEMS. They are available in versions for measuring linear accelerations or for measuring angular accelerations.
  • the motion sensor comprises at least two acceleration sensors and / or at least two gyro sensors which are arranged in non-parallel axes, in particular in mutually orthogonally oriented axes.
  • Two or more acceleration sensors which may also be components of an acceleration sensor component, allow the measurement of acceleration vectors in a two- or three-dimensional space.
  • the prerequisite for this is that the measuring direction of the acceleration sensors is not parallel.
  • For the measurement of a spatial acceleration vector it is favorable to align the measuring directions orthogonal to one another. The same applies to the measurement of angular acceleration vectors in a two- or three-dimensional space.
  • FIG. 1 schematically shows a behind-the-ear hearing aid 1 'according to the prior art. It comprises a housing 2 'to be supported behind the auricle 12' of a hearing device wearer with a hearing device wearing hook 5 '.
  • a signal processing unit 9' In the housing 2 ', in addition to electronic components, which are combined to form a signal processing unit 9', a microphone 3 ', a battery 8' and a receiver 4 'are arranged.
  • the acoustic signal generated by the receiver 4 ' is passed through the hearing device wearing hook 5' and a sound tube 6 'to an earpiece 7', which is inserted into an auditory canal 13 'of the hearing aid wearer.
  • a control element 10' On the hearing aid housing 2 ', a control element 10', for example an on-off switch or a Radiomoduseinstellregler, arranged, which is connected to the signal processing unit 9 '.
  • FIG. 2 an example of a frequency response 20 of a comb filter is shown. It shows the course of the amplitude 22, eg in decibels, above the frequency 21, eg in Hertz.
  • Characteristic of a comb filter are the filter frequencies 24, also called notches, which occur several times and have the same frequency spacing 23. Between the filter frequencies 24, the gain increases up to the maxima 25, so that the comb-shaped amplitude curve 20, which gave this filter its name, results.
  • FIG. 3 shows an embodiment of a flowchart of a method 100 according to the invention.
  • the first method step 101 an acoustic signal and an acceleration value of the hearing device are detected, for example with a microphone of a hearing aid. Accelerations are interpreted as head movements.
  • query 102 is performed as to whether the linear and / or the rotational acceleration value are greater than a threshold value.
  • the threshold value is, for example, equal to the acceleration value with a quiet posture of the head. If the query 102 is satisfied, the detected acoustic signal is subjected to a phase modulation in method step 103, that is, the output of the acoustic signal is delayed in one of the following method steps.
  • the phase of the detected acoustic signal is not changed.
  • the detected acoustic signal is amplified and output, taking into account the optionally modulated in the previous method step phase via a receiver of the hearing aid.
  • query 105 is made as to whether an abort criterion has been met.
  • the termination criterion can be, for example, the switching state "off" of an on-off switch on the hearing aid. Another termination criterion would be, for example, a change of the operating mode of the hearing aid. If the abort criterion is met, the method ends, otherwise the first method step 101 is jumped.
  • FIG. 4 is an example of a phase curve 40 according to the invention over time 41, for example in milliseconds, shown, wherein the phase 42 is given for example in milliseconds.
  • the phase 46 is zero in the time ranges 45, ie no additional delay is added to the delay of the signal output inherently caused by the signal processing unit of the hearing aid.
  • a phase modulation such as a noise function, applied.
  • FIG. 5 an embodiment of a hearing aid 1 according to the invention is shown schematically. It comprises a housing 2 to be worn behind the auricle 12 of a hearing aid wearer with a hearing device wearing hook 5.
  • a microphone 3 In the housing 2, a microphone 3, a battery 8 and a receiver 4 are arranged in addition to electronic components that are combined to form a signal processing unit 9.
  • the acoustic signal generated by the receiver 4 is passed through the hearing device wearing hook 5 and a sound tube 6 to an earpiece 7, which is inserted into an auditory canal 13 of the hearing aid wearer.
  • a control element 10 for example, an on-off switch or a Radioactive switch
  • the hearing device 1 comprises a motion sensor 11, which is arranged in or on the hearing device housing 2 and, in the worn state of the hearing device 1, is exposed to the same accelerations as the head of the hearing device wearer.
  • the motion sensor 11 includes, for example, three acceleration sensors that are orthogonal to each other and measure accelerations in the direction of the coordinate axes 16.
  • the motion sensor 11 may include three gyro sensors that measure angular accelerations in the directions 15.

Landscapes

  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Headphones And Earphones (AREA)
  • Circuit For Audible Band Transducer (AREA)
  • Soundproofing, Sound Blocking, And Sound Damping (AREA)
  • Gyroscopes (AREA)
  • Manipulator (AREA)

Abstract

Die vorliegende Erfindung beschreibt ein Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) bei dem eine Kopfbewegung eines Hörgeräteträgers detektiert wird und bei einer detektierten Kopfbewegung ein, mit einem Mikrofon (3) erfasstes, akustisches Signal verstärkt und phasenmoduliert mit einem Receiver (4) ausgegeben wird. Weiter wird ein Hörgerät (1) beschrieben, das einen Bewegungssensor (11) und eine Signalverarbeitungseinheit (9) mit Mitteln umfasst, die dazu geeignet sind, ein erfindungsgemäßes Verfahren (100) auszuführen.

Description

  • Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung. Darüber hinaus betrifft die vorliegende Erfindung ein Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung.
  • Ein Hörgerät dient der Versorgung einer hörgeschädigten Person mit akustischen Umgebungssignalen, die zur Kompensation bzw. Therapie der jeweiligen Hörschädigung verarbeitet und verstärkt sind. Es umfasst prinzipiell einen oder mehrere Eingangswandler, eine Signalverarbeitungseinrichtung mit einer Verstärkungseinrichtung bzw. einem 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 in der Regel als elektroakustischer Wandler, z.B. ein Miniaturlautsprecher, oder als elektromechanischer Wandler, z.B. ein Knochenleitungshörer, realisiert. Er wird auch als Hörer oder Receiver bezeichnet. Der Ausgangswandler erzeugt Ausgangssignale, die zum Gehör des Patienten geleitet werden und beim Patienten eine Hörwahrnehmung erzeugen. Der Verstärker ist in der Regel in die Signalverarbeitungseinrichtung integriert. Die Stromversorgung des Hörgerätes erfolgt durch eine im Hörgerätegehäuse angeordnete Batterie. Die wesentlichen elektronischen Komponenten eines Hörgerätes sind in der Regel auf einer gedruckten Leiterplatine als Schaltungsträger angeordnet bzw. damit verbunden.
  • Hörgeräte sind in verschiedenen grundlegenden Gehäusekonfigurationen bekannt. Bei IdO-Hörgeräten (In-dem-Ohr, In-the-Ear) wird ein Gehäuse, das sämtliche funktionalen Komponenten einschließlich Mikrofon und Receiver enthält, größtenteils im Gehörgang getragen. CiC-Hörgeräte (Completely-in-Canal) sind den IdO-Hörgeräten ähnlich, werden jedoch vollständig im Gehörgang getragen. Bei HdO-Hörgeräten (Hinter-dem-Ohr, Behindthe-Ear) wird ein Gehäuse mit Komponenten, wie Batterie und Signalverarbeitungseinrichtung, hinter dem Ohr getragen und ein flexibler Schallschlauch, auch als Tube bezeichnet, leitet die akustischen Ausgangssignale eines Receivers vom Gehäuse zum Gehörgang. RiC-BtE-Hörgeräte (Receiver-in-Canal Behind-the-Ear) gleichen den HdO-Hörgeräten, jedoch wird der Receiver im Gehörgang getragen und statt eines Schallschlauchs, der akustische Signale an ein Ohrstück leitet, leitet ein flexibles Kabel, auch als Hörerschlauch oder Hörerverbindungsmittel bezeichnet, elektrische Signale zu einem Receiver, welcher vorne am Kabel angebracht ist.
  • Hörgeräte besitzen im Allgemeinen ein Ohrstück, das im Falle eines HdO-Hörgerätes am Ende des Schallschlauchs und im Falle eines RiC-BtE-Hörgerätes nahe dem Receiver angeordnet ist und in den Gehörgang eingeführt wird. Bei anderen Gehäusekonfigurationen kann das Gehäuse oder Teile davon die Funktion des Ohrstücks übernehmen.
  • Man unterscheidet grob zwischen geschlossenen, sog. "close fitting", Ohrstücken und offenen, sog. "open fitting", Ohrstücken, wobei sich "offen" und "geschlossen" im Wesentlichen auf die Schalldurchlässigkeit bezieht, die ihrerseits von Materialeigenschaften und von der mechanischen Dichtwirkung des Ohrstücks abhängt.
  • Offene Ohrstücke, die im Wesentlichen den Schallschlauch oder den Hörerschlauch mit Hörer im Gehörgang zentriert halten sollen, sind im Allgemeinen bezüglich des Tragekomforts angenehmer, da sie weniger Druck auf den Gehörgang ausüben und eine bessere Belüftung des Gehörgangs, "Venting" genannt, ermöglichen. Akustisch bieten offene Ohrstücke den Vorteil, dass durch den möglichen Druckausgleich im Gehörgang Verschlusseffekte, wie eine unnatürlich klingende eigene Stimme oder durch Körperschall übertragene Kaugeräusche, vermieden werden.
  • Neben dem Nachteil von offenen Ohrstücken, dass sie wegen akustischen Rückkopplungseffekten nicht für große Verstärkungsfaktoren, d.h. bei starken Hörschäden, eingesetzt werden können, können sich bei ihrer Verwendung zudem sogenannte Kammfiltereffekte, oder englisch "comb filter effects", ausbilden. Die Überlagerung eines direkten Schallsignals und des durch die Signalverarbeitungseinrichtung verzögerten Schallsignals des Hörgerätes führt zu Verstärkungen bestimmter Frequenzen und Abschwächungen anderer Frequenzen. Im Extremfall verdoppelt sich die Amplitude bei Frequenzen, deren Periodendauer oder Vielfache davon gleich der Verzögerungszeit ist, bzw. löschen sich die Signale aus, wenn die Verzögerungszeit genau zwischen ganzzahligen Vielfachen der Periodendauer liegt. Bei unterschiedlicher Stärke von direktem und verstärktem Signal ist die Änderung des resultierenden Signals zwischen den genannten Extremen. Der wahrnehmbare Höreindruck beim Auftreten von Kammfiltereffekten ist eine Klangverfärbung, wie ein unnatürlicher, oft metallischer Klang, besonders bei tieferen Frequenzen.
  • Übliche Methoden zur Reduzierung der Wahrnehmung von Kammfiltereffekten sind die Reduktion der Verstärkung von tieferen Frequenzen, d.h. der Einsatz eines Hochpassfilters, oder die Verwendung von geschlossenen Ohrstücken. Ein Nachteil der ersten Methode ist, dass durch die Filterung der Informationsgehalt des Nutzsignals beschränkt wird. Nachteilig bei der Verwendung von geschlossenen Ohrstücken ist der, im Vergleich zu offenen Ohrstücken, schlechtere Tragekomfort und mögliche Verschlusseffekte.
  • Die Aufgabe der vorliegenden Erfindung besteht somit darin, ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung anzugeben. Weiter besteht die Aufgabe der Erfindung darin, ein Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung anzugeben.
  • Die Erfindung löst diese Aufgabe mit einem Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit den Merkmalen des ersten unabhängigen Patentanspruchs und einem Hörgerät mit den Merkmalen des zweiten unabhängigen Patentanspruchs.
  • Der Grundgedanke der Erfindung ist ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes, bei dem eine Kopfbewegung eines Hörgeräteträgers detektiert wird und bei einer detektierten Kopfbewegung ein, mit einem Mikrofon erfasstes, akustisches Signal verstärkt und phasenmoduliert mit einem Receiver ausgegeben wird.
  • Dieses Verfahren nutzt eine natürliche Fähigkeit des menschlichen Gehirns, Kammfiltereffekte auszublenden, so dass sie nicht bewusst wahrnehmbar sind. In einer natürlichen Umgebung ist der Mensch Klangsituationen ausgesetzt, bei denen ebenfalls Kammfiltereffekte ausgebildet werden. Wird beispielsweise in einem Raum über einen Lautsprecher Musik ausgegeben, wird der Schall an den Wänden reflektiert und erreicht zeitverzögert zum Direktschall die Ohren eines Zuhörers. Die dabei auftretenden Kammfilter sind messbar, werden aber vom Zuhörer nicht bewusst wahrgenommen. Man geht davon aus, dass das menschliche Gehirn in der Lage ist, Klangeindrücke der beiden Ohren über der Zeit und im Frequenzbereich zu integrieren und somit zu eliminieren. Zusätzlich führt der Mensch ständig kleine, zum Teil kleinste Kopfbewegungen durch, die zum einen dazu führen, dass die Charakteristik, d.h. der Amplitudengang, der Kammfilter ständig variiert und zum anderen, dass die Phasenlage der akustischen Signale, die das rechte und linke Ohr treffen, ständig variiert. Durch Kombination der wechselnden Höreindrücke der beiden Ohren und dem Wissen um die Kopfbewegung, ist das menschliche Gehirn in der Lage Kammfiltereffekte auszulöschen. Wird ein akustisches Signal, das einem Kammfilter unterworfen wurde, allerdings direkt dem Ohr zugeführt, wie es z.B. bei Verwendung eines Hörgerätes der Fall ist, sind Kammfiltereffekte hörbar. Das erfindungsgemäße Verfahren löst dieses Problem dadurch, dass die Kopfbewegung eines Hörgeräteträgers, beispielsweise durch Auswertung eines Ausgangsignals eines Beschleunigungssensors, das am oder im Hörgerät angeordnet ist und folglich dieselben Beschleunigungen wie der Kopf erfährt, überwacht wird. Bei Erkennen einer Kopfbewegung wird die Phase, also die Verzögerung, des mit einem Mikrofon erfassten und verstärkt auszugebenden akustischen Signals ständig variiert, d.h. es erfolgt eine Phasenmodulation des Hörgerätesignals. Diese kleinen Variationen im verstärkt auszugebenden Hörgerätesignal simulieren den natürlichen Effekt, der es dem menschlichen Gehirn ermöglicht, Kammfiltereffekte auszublenden. Mit anderen Worten führen die Variationen in der Phasenlage des Hörgerätesignals, die während des Erkennens von Kopfbewegungen ausgeführt werden, zu einer Variation der Kammfiltercharakteristik, wodurch die Wahrnehmung der Kammfiltereffekte reduziert wird.
  • Vorzugsweise umfasst das erfindungsgemäße Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes folgende Verfahrensschritte:
    1. a) Erfassen eines akustischen Signals und Erfassen eines linearen und/oder eines rotatorischen Beschleunigungswertes eines Hörgerätes;
    2. b) falls der lineare und/oder der rotatorische Beschleunigungswert größer als ein Schwellenwert ist, Anwenden einer Phasenmodulation auf das erfasste akustische Signal;
    3. c) Verstärkung des erfassten akustischen Signals und Ausgabe über einen Receiver;
    4. d) falls ein Abbruchkriterium, insbesondere ein bestimmter Schaltzustand eines Bedienelementes am Hörgerät, nicht erfüllt ist, Sprung zu Verfahrensschritt a).
  • Im ersten Verfahrensschritt werden, z.B. mit einem Mikrofon eines Hörgerätes, ein akustisches Signal und ein Beschleunigungswert des Hörgerätes erfasst. Das Erfassen des Beschleunigungswertes kann beispielsweise durch einen Beschleunigungssensor, durch den lineare Beschleunigungen messbar sind, oder durch einen Gyrosensor, durch den rotatorische Bewegungen und Beschleunigungen messbar sind, erfolgen, wobei der Beschleunigungssensor z.B. im Hörgerät angeordnet sein kann. Beschleunigungen werden als Kopfbewegungen interpretiert. Falls der lineare und/oder der rotatorische Beschleunigungswert größer als ein Schwellenwert ist, wird das erfasste akustische Signal einer Phasenmodulation unterworfen, das heißt, die Ausgabe des akustischen Signals in einem späteren Verfahrensschritt wird verzögert. Der Schwellenwert kann im Falle eines linearen Beschleunigungssensors in der Einheit m/s2, im Falle eines rotatorischen Beschleunigungssensors in der Einheit °/s2 angegeben werden. Günstigerweise wird der Schwellenwert durch Messreihen mit Testpersonen gewonnen, wobei der Schwellenwert beispielsweise dem Mittelwert aus den Beschleunigungssensorsignalen entspricht, bei denen die Testpersonen angewiesen werden, ihren Kopf ruhig zu halten. Im nächsten Verfahrensschritt wird das erfasste akustische Signal verstärkt und unter Berücksichtigung der gegebenenfalls im vorherigen Verfahrensschritt modulierten Phase über einen Receiver des Hörgerätes ausgegeben. Ist ein Abbruchkriterium nicht erfüllt, wird zum ersten Verfahrensschritt gesprungen. Das Abbruchkriterium kann z.B. der Schaltzustand "Aus" eines Ein-Ausschalters am Hörgerät sein.
  • Bevorzugt ist die modulierte Phase durch eine Rauschfunktion moduliert.
  • Durch eine Rauschfunktion, d.h. eine Funktion mit breitem unspezifischem Frequenzspektrum, ist die Änderung der Phase unkorreliert. Man kann auch von einem Jitter sprechen.
  • Günstigerweise ist die modulierte Phase zwischen 0 und 10 ms moduliert.
  • In einer vorteilhaften Weiterbildung besteht zwischen der Amplitude der Phasenmodulation und dem Ausgangssignal des Bewegungssensors eine positive Korrelation.
  • Eine positive Korrelation bedeutet in diesem Zusammenhang, dass ein großes Ausgangssignal des Bewegungssensors eine große Amplitude der Phasenmodulation bewirkt.
  • Vorzugsweise wird bei einer binauralen Versorgung eines Hörgeräteträgers das Verfahren in den einzelnen Hörgeräten unabhängig voneinander ausgeführt.
  • Hiermit wird die Hörsituation eines Menschen ohne Hörgerät simuliert, in der bei Kopfbewegungen Direktschall und reflektierter Schall in nahezu unkorrelierter Weise auf die Ohren des Hörers trifft.
  • Ein weiterer Grundgedanke der Erfindung ist ein Hörgerät mit einem Hörgerätegehäuse, wenigstens einem Mikrofon, einem Receiver, einem Ohrstück, einer Stromversorgungseinheit und einer Signalverarbeitungseinheit, das wenigstens einen Bewegungssensor umfasst, der mit der Signalverarbeitungseinheit verbunden ist, wobei durch den Bewegungssensor Kopfbewegungen des Hörgeräteträgers detektierbar sind und wobei die Signalverarbeitungseinheit Mittel umfasst, um bei Detektion von Kopfbewegungen des Hörgeräteträgers die Phase eines akustischen Signals, das von dem Mikrofon erfassbar ist und von der Signalverarbeitungseinheit verstärkbar und von dem Receiver abgebbar ist, zu modulieren.
  • Somit umfasst das erfindungsgemäße Hörgerät neben Komponenten, wie Hörgerätegehäuse, Mikrofon, Receiver, Ohrstück, Stromversorgungseinheit und Signalverarbeitungseinheit, als weitere Komponente wenigstens einen Bewegungssensor, der Kopfbewegungen des Hörgeräteträgers detektieren und in Form von Messsignalen an die Signalverarbeitungseinheit weiterleiten kann. Die Signalverarbeitungseinheit, etwa ein elektronischer Rechner oder Mikrocontroller, empfängt die Signale des Bewegungssensors und ist in der Lage, die Phase der mit Hilfe des Mikrofons erfassten akustischen Signale zu modulieren. Vorzugsweise umfasst die Signalverarbeitungseinheit des Hörgerätes Mittel, um eines der zuvor beschriebenen Verfahren auszuführen.
  • Dazu zählen beispielsweise elektronische, digitale Rechner, die Programme mit digitalen Signalverarbeitungsschritten ausführen können.
  • In einer vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Hörgerätes umfasst der Bewegungssensor wenigstens einen Beschleunigungssensor und/oder wenigstens einen Gyrosensor.
  • Ein Beschleunigungssensor misst die Beschleunigung durch Bestimmung der auf eine Testmasse wirkenden Trägheitskraft. In der Praxis werden häufig miniaturisierte Sensoren verwendet, deren Messprinzip auf piezoelektrischen Effekten basieren. Andere Beschleunigungssensoren sind als sogenannte Micro-Electro-Mechanical Systems, MEMS, ausgeführt. Sie sind in Versionen zur Messung von linearen Beschleunigungen oder zur Messung von Winkelbeschleunigungen erhältlich.
  • In einer weiteren vorteilhaften Ausgestaltung des erfindungsgemäßen Hörgerätes umfasst der Bewegungssensor wenigstens zwei Beschleunigungssensoren und/oder wenigstens zwei Gyrosensoren, die in nichtparallelen Achsen, insbesondere in zueinander orthogonal ausgerichteten Achsen, angeordnet sind.
  • Zwei oder mehr Beschleunigungssensoren, die auch Komponenten eines Beschleunigungssensorbauteils darstellen können, gestatten die Messung von Beschleunigungsvektoren in einem zwei-oder dreidimensionalen Raum. Voraussetzung dafür ist, dass die Messrichtung der Beschleunigungssensoren nicht parallel ist. Für die Messung eines räumlichen Beschleunigungsvektors ist es günstig, die Messrichtungen orthogonal zueinander auszurichten. Für die Messung von Winkelbeschleunigungsvektoren in einem zwei- oder dreidimensionalen Raum gilt entsprechendes.
  • Die nachfolgend näher geschilderten Ausführungsbeispiele stellen bevorzugte Ausführungsformen der vorliegenden Erfindung dar.
  • Weitere vorteilhafte Weiterbildungen ergeben sich aus den nachfolgenden Figuren samt Beschreibung. Es zeigen:
    • Fig. 1
    ein Ausführungsbeispiel eines Hörgerätes nach dem Stand der Technik;
    Fig. 2
    ein Beispiel eines Frequenzgangs der Amplitude eines Kammfilters;
    Fig. 3
    ein Ausführungsbeispiel eines Ablaufdiagramms eines erfindungsgemäßen Verfahrens;
    Fig. 4
    ein Beispiel eines erfindungsgemäßen Phasenverlaufs über der Zeit;
    Fig. 5
    ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Hörgerätes.
  • Figur 1 zeigt schematisch ein Hinter-dem-Ohr-Hörgerät 1' nach dem Stand der Technik. Es umfasst ein hinter der Ohrmuschel 12' eines Hörgeräteträgers zu tragendes Gehäuse 2' mit einem Hörgerätetragehaken 5'. In dem Gehäuse 2' sind neben elektronischen Komponenten, die zu einer Signalverarbeitungseinheit 9' zusammengefasst sind, ein Mikrofon 3', eine Batterie 8' und ein Receiver 4' angeordnet. Das vom Receiver 4' erzeugte akustische Signal wird durch den Hörgerätetragehaken 5' und einen Schallschlauch 6' zu einem Ohrstück 7', das in einen Gehörgang 13' des Hörgeräteträgers eingesetzt wird geleitet. Am Hörgerätegehäuse 2' ist ein Kontrollelement 10', z.B. ein Ein-Ausschalter oder ein Betriebsmoduseinstellregler, angeordnet, das mit der Signalverarbeitungseinheit 9' verbunden ist.
  • In Figur 2 ist ein Beispiel eines Frequenzgangs 20 eines Kammfilters dargestellt. Es zeigt den Verlauf der Amplitude 22, z.B. in Dezibel, über der Frequenz 21, z.B. in Hertz. Charakteristisch für einen Kammfilter sind die Filterfrequenzen 24, auch Notches genannt, die mehrfach auftreten und denselben Frequenzabstand 23 aufweisen. Zwischen den Filterfrequenzen 24 steigt die Verstärkung bis zu den Maxima 25 an, so dass sich der kammförmige Amplitudenverlauf 20, der diesem Filter den Namen gegeben hat, ergibt.
  • Figur 3 zeigt ein Ausführungsbeispiel eines Ablaufdiagramms eines erfindungsgemäßen Verfahrens 100. Im ersten Verfahrensschritt 101 werden, z.B. mit einem Mikrofon eines Hörgerätes, ein akustisches Signal und ein Beschleunigungswert des Hörgerätes erfasst. Beschleunigungen werden als Kopfbewegungen interpretiert. Im nächsten Verfahrensschritt erfolgt die Abfrage 102, ob der lineare und/oder der rotatorische Beschleunigungswert größer als ein Schwellenwert sind. Der Schwellenwert ist z.B. gleich dem Beschleunigungswert bei ruhiger Haltung des Kopfes. Ist die Abfrage 102 erfüllt, wird das erfasste akustische Signal in Verfahrensschritt 103 einer Phasenmodulation unterworfen, das heißt, die Ausgabe des akustischen Signals wird in einem der folgenden Verfahrensschritte verzögert. Ist die Abfrage 102 nicht erfüllt, der Beschleunigungswert ist also kleiner oder gleich dem Schwellenwert, wird die Phase des erfassten akustischen Signals nicht verändert. Im nächsten Verfahrensschritt 104 wird das erfasste akustische Signal verstärkt und unter Berücksichtigung der gegebenenfalls im vorherigen Verfahrensschritt modulierten Phase über einen Receiver des Hörgerätes ausgegeben. Im nächsten Verfahrensschritt erfolgt die Abfrage 105, ob ein Abbruchkriterium erfüllt ist. Das Abbruchkriterium kann z.B. der Schaltzustand "Aus" eines Ein-Ausschalters am Hörgerät sein. Ein anderes Abbruchkriterium wäre beispielsweise ein Wechsel des Betriebsmodus des Hörgerätes. Ist das Abbruchkriterium erfüllt endet das Verfahren, ansonsten wird zum ersten Verfahrensschritt 101 gesprungen.
  • In Figur 4 ist ein Beispiel eines erfindungsgemäßen Phasenverlaufs 40 über der Zeit 41, z.B. in Millisekunden, dargestellt, wobei die Phase 42 beispielsweise in Millisekunden angegeben ist. Man erkennt in Figur 4 zwei Arten von Zeitbereichen. Während der Zeitbereiche 45 wird keine Kopfbewegung des Hörgeräteträgers detektiert und somit keine Phasenmodulation angewendet. Die Phase 46 ist in den Zeitbereichen 45 Null, d.h. es wird zu der inhärent durch die Signalverarbeitungseinheit des Hörgerätes bedingte Verzögerung der Signalausgabe keine zusätzliche Verzögerung addiert. Während des Zeitbereichs 43 wird eine Kopfbewegung des Hörgeräteträgers detektiert. Auf die Phase 44 wird eine Phasenmodulation, z.B. ein Rauschfunktion, angewendet.
  • In Figur 5 schließlich ist schematisch ein Ausführungsbeispiel eines erfindungsgemäßen Hörgerätes 1 gezeigt. Es umfasst ein hinter der Ohrmuschel 12 eines Hörgeräteträgers zu tragendes Gehäuse 2 mit einem Hörgerätetragehaken 5. In dem Gehäuse 2 sind neben elektronischen Komponenten, die zu einer Signalverarbeitungseinheit 9 zusammengefasst sind, ein Mikrofon 3, eine Batterie 8 und ein Receiver 4 angeordnet. Das vom Receiver 4 erzeugte akustische Signal wird durch den Hörgerätetragehaken 5 und einen Schallschlauch 6 zu einem Ohrstück 7, das in einen Gehörgang 13 des Hörgeräteträgers eingesetzt wird geleitet. Am Hörgerätegehäuse 2 ist ein Kontrollelement 10, z.B. ein Ein-Ausschalter oder ein Betriebsmoduseinstellregler, angeordnet, das mit der Signalverarbeitungseinheit 9 verbunden ist. Erfindungsgemäß umfasst das Hörgerät 1 einen Bewegungssensor 11, der in oder am Hörgerätegehäuse 2 angeordnet ist und im getragenen Zustand des Hörgerätes 1 denselben Beschleunigungen ausgesetzt ist, wie der Kopf des Hörgeräteträgers. Der Bewegungssensor 11 umfasst beispielsweise drei Beschleunigungssensoren, die orthogonal zueinander ausgerichtet sind und Beschleunigungen in Richtung der Koordinatenachsen 16 messen. Alternativ oder zusätzlich kann der Bewegungssensor 11 drei Gyrosensoren umfassen, die Winkelbeschleunigungen in die Richtungen 15 messen.

Claims (10)

  1. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1), dadurch gekennzeichnet , dass eine Kopfbewegung eines Hörgeräteträgers detektiert wird und bei einer detektierten Kopfbewegung ein, mit einem Mikrofon (3) erfasstes, akustisches Signal verstärkt und phasenmoduliert mit einem Receiver (4) ausgegeben wird.
  2. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) nach Anspruch 1, umfassend folgende Verfahrensschritte:
    a) Erfassen eines akustischen Signals und Erfassen eines linearen und/oder eines rotatorischen Beschleunigungswertes eines Hörgerätes (101);
    b) falls der lineare und/oder der rotatorische Beschleunigungswert größer als ein Schwellenwert ist (102), Anwenden einer Phasenmodulation auf das erfasste akustische Signal (103);
    c) Verstärkung des erfassten akustischen Signals und Ausgabe über einen Receiver (104);
    d) falls ein Abbruchkriterium, insbesondere ein bestimmter Schaltzustand eines Bedienelementes (10) am Hörgerät (1), nicht erfüllt ist (105), Sprung zu Verfahrensschritt a).
  3. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die modulierte Phase durch eine Rauschfunktion (44) moduliert ist.
  4. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass die modulierte Phase zwischen 0 und 15 ms moduliert ist.
  5. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass zwischen der Amplitude der Phasenmodulation und dem Ausgangssignal des Bewegungssensors eine positive Korrelation besteht.
  6. Verfahren (100) zum Betrieb eines Hörgerätes (1) nach einem der vorangegangenen Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass bei einer binauralen Versorgung eines Hörgeräteträgers das Verfahren (100) in den einzelnen Hörgeräten (1) unabhängig voneinander ausgeführt wird.
  7. Hörgerät (1), umfassend ein Hörgerätegehäuse (2), wenigstens ein Mikrofon (3), einen Receiver (4), ein Ohrstück (7), eine Stromversorgungseinheit (8) und eine Signalverarbeitungseinheit (9), dadurch gekennzeichnet, dass das Hörgerät (1) wenigstens einen Bewegungssensor (11) umfasst, der mit der Signalverarbeitungseinheit (9) verbunden ist, wobei durch den Bewegungssensor (11) Kopfbewegungen des Hörgeräteträgers detektierbar sind und wobei die Signalverarbeitungseinheit (9) Mittel umfasst, um bei Detektion von Kopfbewegungen des Hörgeräteträgers die Phase eines akustischen Signals, das von dem Mikrofon (3) erfassbar ist und von der Signalverarbeitungseinheit (9) verstärkbar ist und von dem Receiver (4) abgebbar ist, zu modulieren.
  8. Hörgerät (1) nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Signalverarbeitungseinheit (9) Mittel umfasst, ein Verfahren (100) nach einem der Ansprüche 1 bis 5 auszuführen.
  9. Hörgerät (1) nach Anspruch 7 oder Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Bewegungssensor (11) wenigstens einen Beschleunigungssensor und/oder wenigstens einen Gyrosensor umfasst.
  10. Hörgerät (1) nach Anspruch 7 oder Anspruch 8, dadurch gekennzeichnet, dass der Bewegungssensor (11) wenigstens zwei Beschleunigungssensoren und/oder wenigstens zwei Gyrosensoren umfasst, die in nichtparallelen Achsen, insbesondere in zueinander orthogonal ausgerichteten Achsen (15, 16), angeordnet sind.
EP12162979.4A 2011-04-29 2012-04-03 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung Active EP2519033B1 (de)

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
DE102011075006A DE102011075006B3 (de) 2011-04-29 2011-04-29 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung

Publications (3)

Publication Number Publication Date
EP2519033A2 true EP2519033A2 (de) 2012-10-31
EP2519033A3 EP2519033A3 (de) 2016-04-20
EP2519033B1 EP2519033B1 (de) 2017-12-13

Family

ID=46027586

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP12162979.4A Active EP2519033B1 (de) 2011-04-29 2012-04-03 Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung

Country Status (5)

Country Link
US (1) US8873781B2 (de)
EP (1) EP2519033B1 (de)
CN (1) CN102761815B (de)
DE (1) DE102011075006B3 (de)
DK (1) DK2519033T3 (de)

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3340656A1 (de) * 2016-12-22 2018-06-27 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum betrieb eines hörgerätes
EP2908550B1 (de) 2014-02-13 2018-07-25 Oticon A/s Hörgerätevorrichtung mit Sensorelement

Families Citing this family (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US9560444B2 (en) * 2013-03-13 2017-01-31 Cisco Technology, Inc. Kinetic event detection in microphones
KR102192361B1 (ko) * 2013-07-01 2020-12-17 삼성전자주식회사 머리 움직임을 이용한 사용자 인터페이스 방법 및 장치
KR102021780B1 (ko) * 2013-07-02 2019-09-17 삼성전자주식회사 보청기 및 보청기 제어 방법
US9048798B2 (en) 2013-08-30 2015-06-02 Qualcomm Incorporated Gain control for a hearing aid with a facial movement detector
DE102017202480A1 (de) 2017-02-16 2018-08-16 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Betrieb einer Hörvorrichtung und Hörvorrichtung
DE102018206979A1 (de) 2018-05-04 2019-11-07 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Betrieb eines Hörgeräts und Hörgerät
DE102018207780B3 (de) 2018-05-17 2019-08-22 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes
DE102018209801A1 (de) * 2018-06-18 2019-12-19 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Betrieb eines Hörvorrichtungssystems und Hörvorrichtungssystem

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
KR20030016327A (ko) * 2003-01-13 2003-02-26 김동준 머리의 움직임을 감지하여 입체음향을 듣는 스테레오 헤드폰
GB0419346D0 (en) * 2004-09-01 2004-09-29 Smyth Stephen M F Method and apparatus for improved headphone virtualisation
TWI264939B (en) * 2005-08-02 2006-10-21 Quanta Comp Inc Electric apparatus capable of adjusting display direction and display direction adjusting method thereof
US7522738B2 (en) * 2005-11-30 2009-04-21 Otologics, Llc Dual feedback control system for implantable hearing instrument
DE102006028682A1 (de) * 2006-06-22 2008-01-03 Siemens Audiologische Technik Gmbh Hörvorrichtung mit MEMS-Sensor
US8611557B2 (en) * 2007-08-17 2013-12-17 J. Craig Oxford Method and apparatus for audio processing
EP2031418B1 (de) * 2007-08-27 2017-11-01 Harman Becker Automotive Systems GmbH Verfolgungssystem mit RFID-(Funkfrequenzidentifikations-) Technologie
JP4355359B1 (ja) * 2008-05-27 2009-10-28 パナソニック株式会社 マイクを外耳道開口部に設置する耳掛型補聴器
WO2009149378A1 (en) * 2008-06-06 2009-12-10 University Of Pittsburgh - Of The Commonwealth System Of Higher Education Method and system for acquiring loundness level information
US20100074460A1 (en) * 2008-09-25 2010-03-25 Lucent Technologies Inc. Self-steering directional hearing aid and method of operation thereof
DE102009010892B4 (de) * 2009-02-27 2012-06-21 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Vorrichtung und Verfahren zur Reduzierung von Trittschallwirkungen bei Hörvorrichtungen mit aktiver Okklusionsreduktion
US9101299B2 (en) * 2009-07-23 2015-08-11 Dean Robert Gary Anderson As Trustee Of The D/L Anderson Family Trust Hearing aids configured for directional acoustic fitting

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
None

Cited By (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2908550B1 (de) 2014-02-13 2018-07-25 Oticon A/s Hörgerätevorrichtung mit Sensorelement
US10524061B2 (en) 2014-02-13 2019-12-31 Oticon A/S Hearing aid device comprising a sensor member
US11128961B2 (en) 2014-02-13 2021-09-21 Oticon A/S Hearing aid device comprising a sensor member
US11533570B2 (en) 2014-02-13 2022-12-20 Oticon A/S Hearing aid device comprising a sensor member
US11889265B2 (en) 2014-02-13 2024-01-30 Oticon A/S Hearing aid device comprising a sensor member
EP3340656A1 (de) * 2016-12-22 2018-06-27 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum betrieb eines hörgerätes
US10652670B2 (en) 2016-12-22 2020-05-12 Sivantos Pte. Ltd. Method for operating a hearing aid and hearing aid

Also Published As

Publication number Publication date
US8873781B2 (en) 2014-10-28
US20120275630A1 (en) 2012-11-01
DE102011075006B3 (de) 2012-10-31
CN102761815A (zh) 2012-10-31
CN102761815B (zh) 2017-03-01
EP2519033B1 (de) 2017-12-13
EP2519033A3 (de) 2016-04-20
DK2519033T3 (da) 2018-03-05

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP2519033B1 (de) Verfahren zum Betrieb eines Hörgerätes mit verringerter Kammfilterwahrnehmung und Hörgerät mit verringerter Kammfilterwahrnehmung
EP3451705B1 (de) Verfahren und vorrichtung zum schnellen erkennen der eigenen stimme
DE102011087984A1 (de) Hörvorrichtung mit Sprecheraktivitätserkennung und Verfahren zum Betreiben einer Hörvorrichtung
EP1962556A2 (de) Verfahren zur Verbesserung der räumlichen Wahrnehmung und entsprechende Hörvorrichtung
DE102020114146A1 (de) Sprechernachbildung eines mikrofons zur winddetektion
DE102010015400B4 (de) Mikrofon für eine Hörvorrichtung sowie Verfahren zum Ermitteln eines Luftschalls und eines Körperschalls
EP2229010A2 (de) Verfahren zum Kompensieren eines Störschalls bei einer Hörvorrichtung, Hörvorrichtung und Verfahren zum Anpassen derselben
EP2811762B1 (de) Logik-basiertes binaurales Beam-Formungssystem
DE102011006129B4 (de) Hörvorrichtung mit Rückkopplungsunterdrückungseinrichtung und Verfahren zum Betreiben der Hörvorrichtung
EP2981099B1 (de) Verfahren und vorrichtung zur rückkopplungsunterdrückung
EP3750327A1 (de) Hörgerät zur abschwächung von variationen zwischen umweltgeräuschen und internen geräuschen, die dadurch verursacht werden, dass das hörgerät einen gehörgang eines benutzers blockiert
EP2988529A1 (de) Adaptive teilungsfrequenz in hörhilfegeräten
JP2016140059A (ja) 外部からピックアップされたマイクロホン信号の上に空間聴覚キューを重ね合わせる方法
DE102016221578B3 (de) Verfahren zur Takterkennung mittels eines Hörgerätes
EP2373063B1 (de) Hörvorrichtung und Verfahren zum Einstellen derselben für einen rückkopplungsfreien Betrieb
DE102007008739A1 (de) Hörvorrichtung mit Störsignaltrennung und entsprechendes Verfahren
EP2802158B1 (de) Verfahren zur Nutzsignalanpassung in binauralen Hörhilfesystemen
EP2320679A2 (de) Hörgerät mit Simulation eines Hörverlusts und Verfahren zur Simulation eines Hörverlusts
DE102013111295A1 (de) Vorrichtung zum Vergleichstest von Hörgeräten
EP2793488B1 (de) Binaurale Mikrofonanpassung mittels der eigenen Stimme
EP2982136B1 (de) Verfahren zum schätzen eines nutzsignals und hörvorrichtung
EP3697107A1 (de) Verfahren zum betrieb eines hörsystems und hörsystem
DE102023201872B3 (de) Verfahren zum Betreiben einer Hörvorrichtung
EP3695620B1 (de) Verbesserter schallwandler
DE102009058414A1 (de) Hörhilfe mit Mikrophoneinrichtung

Legal Events

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

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: BA ME

RAP1 Party data changed (applicant data changed or rights of an application transferred)

Owner name: SIVANTOS PTE. LTD.

PUAL Search report despatched

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009013

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A3

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

AX Request for extension of the european patent

Extension state: BA ME

RIC1 Information provided on ipc code assigned before grant

Ipc: H04R 25/00 20060101AFI20160317BHEP

17P Request for examination filed

Effective date: 20161017

RBV Designated contracting states (corrected)

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

17Q First examination report despatched

Effective date: 20170113

GRAP Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR1

INTG Intention to grant announced

Effective date: 20170718

RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: HANNEMANN, RONNY

Inventor name: BEST, SEBASTIAN

GRAS Grant fee paid

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOSNIGR3

GRAA (expected) grant

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009210

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: B1

Designated state(s): AL AT BE BG CH CY CZ DE DK EE ES FI FR GB GR HR HU IE IS IT LI LT LU LV MC MK MT NL NO PL PT RO RS SE SI SK SM TR

REG Reference to a national code

Ref country code: GB

Ref legal event code: FG4D

Free format text: NOT ENGLISH

REG Reference to a national code

Ref country code: AT

Ref legal event code: REF

Ref document number: 955397

Country of ref document: AT

Kind code of ref document: T

Effective date: 20171215

Ref country code: CH

Ref legal event code: EP

REG Reference to a national code

Ref country code: IE

Ref legal event code: FG4D

Free format text: LANGUAGE OF EP DOCUMENT: GERMAN

REG Reference to a national code

Ref country code: CH

Ref legal event code: NV

Representative=s name: E. BLUM AND CO. AG PATENT- UND MARKENANWAELTE , CH

REG Reference to a national code

Ref country code: DE

Ref legal event code: R096

Ref document number: 502012011801

Country of ref document: DE

RAP2 Party data changed (patent owner data changed or rights of a patent transferred)

Owner name: SIVANTOS PTE. LTD.

REG Reference to a national code

Ref country code: DK

Ref legal event code: T3

Effective date: 20180302

REG Reference to a national code

Ref country code: NL

Ref legal event code: MP

Effective date: 20171213

REG Reference to a national code

Ref country code: FR

Ref legal event code: PLFP

Year of fee payment: 7

REG Reference to a national code

Ref country code: LT

Ref legal event code: MG4D

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: NO

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20180313

Ref country code: FI

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: SE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: LT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: HR

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: LV

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: RS

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: GR

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20180314

Ref country code: BG

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20180313

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: NL

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: ES

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: CZ

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: CY

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: EE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: SK

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: IT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: IS

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20180413

Ref country code: RO

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: PL

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: SM

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

REG Reference to a national code

Ref country code: DE

Ref legal event code: R097

Ref document number: 502012011801

Country of ref document: DE

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: MT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PLBE No opposition filed within time limit

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009261

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

Free format text: STATUS: NO OPPOSITION FILED WITHIN TIME LIMIT

26N No opposition filed

Effective date: 20180914

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: MC

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

REG Reference to a national code

Ref country code: BE

Ref legal event code: MM

Effective date: 20180430

REG Reference to a national code

Ref country code: IE

Ref legal event code: MM4A

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: LU

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20180403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: SI

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: BE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20180430

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: IE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20180403

REG Reference to a national code

Ref country code: AT

Ref legal event code: MM01

Ref document number: 955397

Country of ref document: AT

Kind code of ref document: T

Effective date: 20180403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: AT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20180403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: TR

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: PT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

Ref country code: HU

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT; INVALID AB INITIO

Effective date: 20120403

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: MK

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20171213

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: AL

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20171213

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: GB

Payment date: 20240423

Year of fee payment: 13

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DE

Payment date: 20240418

Year of fee payment: 13

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DK

Payment date: 20240422

Year of fee payment: 13

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: CH

Payment date: 20240501

Year of fee payment: 13

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: FR

Payment date: 20240419

Year of fee payment: 13