EP3796676A1 - Verfahren zum betrieb eines hörgeräts und hörgerät - Google Patents

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EP3796676A1
EP3796676A1 EP20193254.8A EP20193254A EP3796676A1 EP 3796676 A1 EP3796676 A1 EP 3796676A1 EP 20193254 A EP20193254 A EP 20193254A EP 3796676 A1 EP3796676 A1 EP 3796676A1
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EP
European Patent Office
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signal
stationarity
interference component
noise ratio
function
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EP20193254.8A
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EP3796676B1 (de
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Homayoun KAMKAR-PARSI
Jens Hain
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Sivantos Pte Ltd
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Sivantos Pte Ltd
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Publication date
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Definitions

  • the invention relates to a method for operating a hearing aid and a hearing aid.
  • a hearing aid is generally used to output sound to a user of the hearing aid.
  • a hearing aid initially has a microphone with which sound from the environment, i.e. ambient sound, is picked up. This generates an electrical input signal which is fed to signal processing for further processing. This then generates an electrical output signal which is output to the user as sound via an earpiece of the hearing aid.
  • a hearing aid is typically worn by the user in or on the ear.
  • a special embodiment of a hearing aid is a hearing aid to compensate for a hearing deficit of a hearing-impaired user.
  • the input signal is modified in the signal processing on the basis of an individual audiogram of the user and is typically amplified in order to compensate for the hearing deficit.
  • the behavior of the hearing aid is usually characterized by one or more operating parameters which can be set as a function of the situation in order to ensure the best possible listening experience in different environmental situations.
  • An important parameter for this is the signal-to-noise ratio of the environment, ie the ratio of useful signal to interference signal.
  • a useful signal is a signal that is of interest to the user and is therefore output to the user as clearly as possible should be, for example the voice of a speaker with whom the user is talking.
  • An interfering signal is a signal that should be suppressed because it covers the useful signal and thus has a negative impact on its intelligibility. Examples of interfering signals are so-called "babble noise", background noises, other speakers with whom the user does not speak, and environmental or machine noises.
  • the signal-to-noise ratio is not easily accessible, since to calculate it the levels of the useful component and the interference component must be determined separately in order to subsequently determine their ratio. Since useful signals and interfering signals are present at the same time, they overlap and are picked up by the microphone together. Both a useful component and an interference component are therefore usually present in the input signal. A separation of these two components for the purpose of calculating the signal-to-noise ratio is not easily possible. An approximate calculation using other quantities, which are more accessible, may be highly error-prone.
  • the determination of the signal-to-noise ratio in the environment is to be improved.
  • the best possible estimate of the signal-to-noise ratio should be made.
  • the estimate should manage without an explicit separation of the useful component and the interference component.
  • the method is used to operate a hearing aid and is therefore an operating method.
  • the hearing aid is worn in or on the ear by a user in particular and is used to output ambient sound.
  • the hearing aid has a microphone, by means of which ambient sound is recorded and converted into an input signal.
  • the microphone is preferably an omnidirectional microphone, i.e. not a directional microphone, and thus in particular has no preferred direction for picking up sound.
  • the input signal is preferably an omnidirectional signal.
  • the ambient sound is an acoustic signal.
  • the input signal is an electrical signal.
  • the input signal has a useful component and an interference component. The useful portion is a signal that is of interest to the user and should therefore be output to the user as clearly as possible.
  • the interference component is a signal that should be suppressed because it covers the useful component and thus has a negative impact on its intelligibility.
  • the hearing aid also preferably has signal processing to which the input signal is fed for further processing. The signal processing then generates an electrical output signal which is output to the user as sound via an earpiece of the hearing aid.
  • a stationarity of the input signal is determined.
  • the hearing aid and in particular its signal processing expediently have a stationarity detector to which the input signal is fed and which outputs the stationarity.
  • Stationarity is generally understood to be a measure of the variability of a signal over time. A signal that changes little over time is more stationary than a signal that changes more in comparison.
  • the stationarity of a signal in general is measured, for example, by measuring the change over time of a frequency spectrum of the signal and then deriving a value for the stationarity from this. The less and the slower the frequency spectrum changes, the higher the stationarity.
  • the signal, especially its frequency spectrum is examined for one or more predetermined features and the stationarity is determined depending on the presence or on the severity of these features.
  • a signal-to-noise ratio of the input signal is determined as a function of a scaling factor, preferably continuously.
  • the signal-to-noise ratio is also simply referred to as SNR for short.
  • the signal-to-noise ratio is a measure of the relative proportions of the useful component and the interference component in the overall input signal and thus also in the ambient sound.
  • the scaling factor is determined as a function of the stationarity, namely using a function which specifies the scaling factor as a function of the stationarity of the input signal.
  • the function is stored, for example, in a memory of the hearing aid, specifically the signal processing.
  • the function preferably has a value range from 0 to 1, particularly preferably from 0.5 to 1. In other words: the function preferably returns a value in the range from 0 to 1, particularly preferably from 0.5 to 1 In principle, other value ranges are also possible and suitable.
  • the signal-to-noise ratio is expediently used when the hearing aid is in operation to adjust it as a function of the situation and thus as optimally as possible.
  • an operating parameter of the hearing aid is expediently set as a function of the signal-to-noise ratio.
  • the signal-to-noise ratio is preferably smoothed before use, e.g. by means of a temporal, in particular rolling, mean value formation.
  • An essential aspect of the invention is the stationarity-dependent scaling factor, through the use of which the signal-to-noise ratio is determined as a function of the stationarity of the input signal. In this way, the determination of the signal-to-noise ratio is significantly more precise and an improved setting of the hearing aid is achieved.
  • the invention initially assumes that the input signal contains both a useful component and an interference component and that these two components are initially not available separately for calculating the signal-to-noise ratio. Therefore, in the present case, the signal-to-noise ratio is determined, more precisely estimated, on the basis of the input signal. About the procedure A certain signal-to-noise ratio does not necessarily correspond to the actual signal-to-noise ratio, but represents an estimate. In other words: the signal-to-noise ratio is calculated approximately, in particular without precise knowledge of the useful component and the interference component .
  • the directionality of the hearing aid is set as a function of the signal-to-noise ratio.
  • Directionality generally refers to the hearing aid focusing on a specific listening direction with a weakening or fading out of other directions.
  • a beamformer is used, for example, which has a directional lobe with an adjustable width.
  • the width of the directional lobe is now set depending on the signal-to-noise ratio. The lower the signal-to-noise ratio, the smaller the width is set, so that only signals are output to the user which originate from a certain direction and are predominantly useful signals. This means that interfering signals from other directions are masked out.
  • the signal-to-noise ratio is estimated and the stationarity of the input signal is also taken into account, so that the estimation of the signal-to-noise ratio is improved overall.
  • the estimate receives an additional dimension, so to speak, which enables a differentiation and classification of the surrounding situation. Applied specifically to the application described above, this means: If the interference component is low, but the useful component is very loud, the overall stationarity of the input signal is low, whereas in the case of a loud interference component, the stationarity is high in comparison. Despite a similar level, situations with very different actual signal-to-noise ratios can then be reliably differentiated and the environment is correctly classified.
  • the estimated signal-to-noise ratio is adapted accordingly by means of the scaling factor and then corresponds more closely to the actual signal-to-noise ratio. Aside from the explicitly mentioned application, any setting of the hearing aid that is carried out as a function of the signal-to-noise ratio is significantly improved.
  • E S + N is the input level, which is composed of the useful component S (signal) and the interference component N (noise).
  • the scaling factor is designated with sc, the estimated interference component with N_est.
  • the scaled, estimated interference component therefore corresponds to sc * N_est.
  • Both the input level and the estimated interference component are derived directly from the input signal, in particular without knowledge of the useful component and the interference component per se, i.e. there is no separation of the interference component and the useful component.
  • the scaling factor in the denominator is omitted and the estimated useful component in the numerator is only divided by the estimated interference component.
  • the use of the scaling factor in the denominator leads to an additional offset, which is, however, small.
  • there is an advantageously simplified handling and implementation of the calculation through the use of the scaling factor in the denominator since only two variables are then required to calculate the signal-to-noise ratio, namely the input level and the scaled, estimated interference component.
  • the signal-to-noise ratio can be determined more precisely and estimated with less error. If the useful component is greater than the interference component, no or only a small correction is expediently carried out by means of the scaling factor. However, the lower the useful component is compared to the interference component, the higher the overall stationarity of the input signal and the more it is dominated by the interference component. A stronger compensation is required here in order to also represent a negative signal-to-noise ratio if necessary. Correspondingly, the greater the stationarity, a larger scaling factor is used, so that the estimate of the useful component, which is expressed by the numerator (S + N - sc * N_est), is corrected downwards to a greater extent.
  • the hearing aid preferably has a first level meter, with which the input level is determined, and an in particular separate, second level meter, with which the estimated interference component is determined.
  • the input signal is therefore fed to two different level meters.
  • the level meters are in particular part of the signal processing. One level meter measures the input level, the other level meter estimates the interference component in the input signal by setting the second level meter in such a way that it primarily measures the level of the interference component, i.e. it is less responsive to the useful component than to the interference component.
  • the two level meters are accordingly configured differently in order to carry out different level measurements on the same signal, namely the input signal.
  • the signal-to-noise ratio is then determined only by means of two level measurements and a stationarity measurement on the input signal. In an advantageous development, one or more further measurements are added.
  • the estimated interference component is determined with a level meter which is operated with two asymmetrical time constants.
  • This level meter is in particular the aforementioned second level meter for determining the estimated interference component.
  • An embodiment is particularly advantageous in which the level meter, i.e. in particular the second level meter, is operated with a settling time (attack) which is greater than a settling time (release) of the level meter.
  • a level meter with a slow settling time and a fast settling time is also referred to as a "minimum tracker”.
  • the settling time and the settling time are each a time constant of the level meter. Due to the greater, i.e.
  • the function which specifies the scaling factor as a function of the stationarity of the input signal is preferably designed in such a way that the greater the stationarity of the input signal, a larger scaling factor is determined. In other words: for greater stationarity, the function returns a larger scaling factor. This is based on the consideration that the useful portion is rather non-stationary compared to the disturbance portion and vice versa, that the disturbance portion is more stationary compared to the useful portion. A greater stationarity thus indicates a poorer, ie lower, signal-to-noise ratio. The greater the stationarity of the input signal, the lower the proportion of the useful component in the input signal, so that a greater correction is required, which is then implemented by the larger scaling factor.
  • the function is linear or, alternatively, linear in sections and otherwise constant.
  • the function is stored, for example, as a calculation rule or as a table in a memory of the hearing aid, specifically for signal processing.
  • the function is specified by means of a calibration measurement.
  • an actual signal-to-noise ratio is determined for various ratios of a useful component and an interference component and this is compared with the calculated signal-to-noise ratio.
  • a known interference component is therefore mixed with a known useful component in order to obtain an input signal whose actual interference component and actual useful component are therefore known.
  • the estimated interference component is also determined, in particular as provided in the method. This is now repeated for several different signal-to-noise ratios.
  • the stationarity of the input signal is also determined for each signal-to-noise ratio, so that the overall scaling factor is represented as a function of the stationarity.
  • the interference component itself does not necessarily have to be stationary, but can also be non-stationary and, like the input signal, has an overall effect basically variable stationarity.
  • An example of a noise component with low stationarity is what is known as "babble noise”.
  • An example of an interference component with high stationarity are so-called long-term averaged speech spectra, or LTASS for short (long-term average speech spectrum).
  • LTASS long-term averaged speech spectra
  • the problem thus arises that, particularly in the case of an input signal in which the useful component is low compared to the interference component and in which the interference component has a low stationarity, the useful component is overestimated and the method-based estimation of the signal-to-noise ratio from actual signal-to-noise ratio deviates, namely in particular is too high, ie the signal-to-noise ratio is overestimated.
  • This is particularly related to the estimation of the estimated interference component, since stationary components are primarily taken into account when determining it with the level meter described above. A strongly non-stationary part of the disturbance is therefore only incompletely or not at all recorded, so that the part of the disturbance is underestimated as the stationarity decreases.
  • the function for the scaling factor is adapted as a function of a stationarity of the interference component.
  • the scaling factor is accordingly determined on the one hand on a first stationarity, namely the stationarity of the input signal as a whole, and on the other hand also as a function of a second stationarity, namely the stationarity of the interference component.
  • the stationarity of the interference component per se is not necessarily measured in concrete terms, but is expediently determined indirectly by determining the input dynamics of the input signal and then assuming that the less input dynamics, the greater the stationarity of the interference component.
  • the stationarity of the interference component is suitably determined by assuming below a threshold value for an input dynamics of the input signal that a stationary interferer is present and the interference component is therefore stationary, i.e. has a certain stationarity.
  • the function is advantageously adapted depending on the stationarity of the interference component in such a way that the function returns a larger scaling factor for a lower stationarity of the interference component, i.e. the scaling factor is corrected upwards so that the scaled, estimated interference component is greater with decreasing stationarity and the underestimation is greater of the interference component is corrected.
  • the stationarity of the interference component is determined in a suitable embodiment by analyzing the temporal dynamics of the input signal (i.e. the input dynamics), namely by determining and comparing a maximum level and a minimum level of the input signal.
  • a third and a fourth level meter are expediently used, to which the input signal is fed.
  • the third level meter measures the maximum level
  • the fourth level meter measures the minimum level, or vice versa.
  • the two level meters are expediently operated, on the one hand, with asymmetrical time constants and, on the other hand, with time constants that are opposite to one another.
  • the level meter which measures the maximum level
  • the level meter which measures the minimum level
  • the level meter which measures the minimum level
  • the difference between or the ratio of the maximum level and the minimum level is then determined.
  • the maximum level and the minimum level are preferably determined continuously within a concurrent time interval.
  • the stationarity of the interference component is advantageously determined on the basis of the input signal without having to know the interference component itself.
  • This makes use of the fact that, especially in the case of a low actual signal-to-noise ratio, a higher stationarity of the interference component leads to a lower difference between the maximum level and the minimum level.
  • the smaller the difference the higher the stationarity for a given signal-to-noise ratio.
  • the explanations apply analogously when using the ratio of maximum level and minimum level.
  • the ratio or the difference are used directly as a measure of the stationarity of the interference component in one embodiment.
  • the function for the scaling factor is adapted as a function of a stationarity of the interference component by selecting the function for the scaling factor as a function of the stationarity of the interference component from at least two basic functions. Depending on the stationarity, one of several basic functions is selected in order to obtain an optimal scaling factor depending on the surrounding situation. In a particularly simple exemplary embodiment, there are two basic functions, a first basic function for stationary or predominantly stationary interference components and a second basic function for non-stationary or predominantly non-stationary interference components.
  • the stationarity of the interference component is first determined, in particular from the input signal, as already described.
  • one of the basic functions is then selected and used as a function to determine the scaling factor.
  • the basic function for stationary or predominantly stationary interference components is preferably switched or faded as soon as an input dynamic of the input signal falls below a predetermined threshold value, that is to say is sufficiently low.
  • the function for the scaling factor is adapted depending on a stationarity of the interference component by mixing the function from several base functions and depending on the stationarity of the interference component.
  • two basic functions are present in a suitable embodiment and the function is determined by mixing the two basic functions with one another in a mixing ratio which is dependent on the stationarity of the interference component. This makes a particularly smooth transition when using different basic functions realized.
  • the basic functions are expediently designed as already described above.
  • the hearing aid especially its signal processing, has in a suitable embodiment a mixer to which the scaling factors from a plurality of basic functions are fed.
  • the mixer then mixes these scaling factors depending on the stationarity in a corresponding mixing ratio and then outputs a scaling factor itself, which is finally multiplied by the estimated interference component in order to determine the scaled, estimated interference component.
  • the calibration measurement described above is expediently used analogously in order to determine various basic functions.
  • the calibration measurement is then not only carried out for different signal-to-noise ratios, but several times for different signal-to-noise ratios, with an interference component with a different stationarity being used in each case.
  • the calibration measurement is carried out twice, once with an interference component with low stationarity and once with an interference component with high stationarity, so that the calibration measurement provides two corresponding basic functions.
  • the hearing aid has several frequency channels, so that the input signal is divided between these several frequency channels.
  • the frequency channels can then be individually modified by the signal processing.
  • the frequency channels are merged again for output.
  • a filter bank for example, is used to distribute the various frequency channels.
  • the hearing aid has in particular at least 2, preferably at least 3 frequency channels and preferably 8 to 128 frequency channels. For example, an embodiment with 48 frequency channels is suitable.
  • the input signal extends over a certain frequency range, in particular the audible frequency range from 20 Hz to 20 kHz or a partial range thereof, preferably from 100 Hz to 12 kHz.
  • the signal-to-noise ratio is now determined either over the entire frequency range of the input signal or only over a partial range.
  • the hearing aid has several frequency channels as described and the signal-to-noise ratio is calculated for each frequency channel of a partial number of the frequency channels as described above, so that several signal-to-noise ratios result from which then a mean value is formed, which is an averaged signal-to-noise ratio, which is also referred to as the global signal-to-noise ratio.
  • a mean value is formed, which is an averaged signal-to-noise ratio, which is also referred to as the global signal-to-noise ratio.
  • a separate local signal-to-noise ratio is determined, so to speak.
  • the mean value is formed in particular by means of an averaging unit of the hearing aid, specifically the signal processing.
  • the partial number of frequency channels preferably covers a single, contiguous frequency range, but this is not mandatory.
  • An embodiment is also suitable in which several averaged signal-to-noise ratios are determined, namely for different frequency ranges.
  • the determination of the signal-to-noise ratio does not necessarily have to be carried out in full for each of the frequency channels separately, rather it is sufficient that individual calculations, determinations, determinations or measurements are carried out as a function of the frequency, i.e. for individual frequency channels, with other calculations, determinations, determinations or measurements are then made globally, ie not dependent on frequency.
  • the input level is determined as a function of the frequency and thus separately for each individual frequency channel, but the estimated interference component is determined globally on the basis of the summed input level of all frequency channels.
  • the stationarity of the input signal is determined as a function of the frequency, averaged and then the scaling factor is determined, and the input level and the estimated interference component are determined globally, on the other hand.
  • An embodiment is also suitable in which the estimated interference component is determined not globally but as a function of the frequency.
  • An embodiment is particularly useful in which the partial number of frequency channels has a frequency range of up to 1.5 kHz, i.e. only low frequencies are taken into account when estimating the signal-to-noise ratio. This is based on the consideration that the mentioned frequency range is more relevant for the perception of volume by the user than other frequency ranges. Variants in which, alternatively or additionally, other frequency ranges are covered are also possible and likewise suitable.
  • an operating parameter of the hearing aid is set as a function of the estimated signal-to-noise ratio.
  • the operating parameter is a parameter of a beamformer, e.g. a directionality or a width of a directional lobe of the beamformer, or a parameter of a noise reduction, e.g. a damping factor or a filter frequency or a filter frequency band of a filter.
  • the setting of the operating parameter and the operation of the hearing aid are correspondingly improved overall.
  • the width of the directional lobe of a beamformer is reduced for greater signal-to-noise ratios, i.e. a spatial filter is narrowed in order to achieve a focus, by means of which interfering components from the environment are suppressed.
  • the hearing aid is preferably a hearing aid to compensate for a hearing deficit of a hearing-impaired user.
  • the input signal is modified in the signal processing based on an individual audiogram of the user by means of a modification unit and in particular is amplified in order to compensate for the hearing deficit.
  • the procedure described is advantageously applicable to other hearing aids, such as headphones, headsets, telephones, smartphones and the like.
  • One or more of the functions or method steps described are implemented in the hearing aid and especially in its signal processing, in particular in terms of programming or circuitry, or a combination thereof.
  • the signal processing is designed to carry out one or more of the functions or method steps described, for example, as a microprocessor or as an ASIC, or as a combination thereof.
  • FIG. 1 an embodiment of a hearing aid 2 is shown.
  • FIG Fig. 8 A variant of the hearing aid 2 is shown.
  • the hearing aid 2 has a microphone 4, by means of which ambient sound is recorded and converted into an input signal I.
  • the microphone 4 is an omnidirectional microphone here, so that the input signal I is an omnidirectional signal.
  • the Input signal I has a useful component S (signal) and an interference component N (noise).
  • the hearing aid 2 has a signal processing system 6 to which the input signal I is fed for further processing.
  • the signal processing 6 generates an electrical output signal O, which is output to the user as sound via an earpiece 8 of the hearing aid 2.
  • the hearing aid 2 is specifically a hearing aid 2 for compensating for a hearing deficit of a hearing-impaired user.
  • the input signal I is modified in the signal processing unit 6 on the basis of an individual audiogram of the user by means of a modification unit 10 and in particular is amplified in order to compensate for the hearing deficit.
  • the concepts described here can also be applied to other hearing aids.
  • a stationarity st_I of the input signal I is determined.
  • the hearing aid 2 has a stationarity detector 12 to which the input signal I is fed and which outputs the stationarity st_I.
  • Stationarity is generally understood to be a measure of the variability of a signal over time.
  • a signal-to-noise ratio SNR of the input signal I is determined as a function of a scaling factor sc.
  • the signal-to-noise ratio SNR is a measure of the relative proportions of the useful component S and the interference component N in the overall input signal I and thus also in the ambient sound.
  • the scaling factor sc is determined as a function of the stationarity, namely on the basis of a function F which specifies the scaling factor sc as a function of the stationarity st_I of the input signal I. Two examples of such a function F are given in Fig. 2 and 5 shown.
  • the signal-to-noise ratio SNR is determined on the basis of the input signal I, more precisely estimated.
  • the signal-to-noise ratio SNR determined with the method therefore does not necessarily correspond to the actual signal-to-noise ratio SNR_t, but rather represents an estimate Fig. 3, 4 , 6th and 7th show comparisons of the estimated signal-to-noise ratio SNR with the actual signal-to-noise ratio SNR_t, with the Determination of the estimated signal-to-noise ratio SNR in the Figures 3 and 4 the function F off Fig. 2 and in determining the estimated signal-to-noise ratio SNR in the Fig. 6 and 7th the function F off Fig. 5 .
  • the estimated signal-to-noise ratio SNR is used, for example, to set an operating parameter P of the hearing aid 2.
  • the operating parameter P is, for example, a parameter of a beamformer or a parameter of background noise reduction.
  • the signal-to-noise ratio SNR is calculated in concrete terms is initially not essential for the basic concept, rather it is initially only important that the stationarity st_I is taken into account.
  • an input level E of the input signal I is specifically measured and an estimated interference component N_est of the input signal I is determined.
  • the estimated interference component N_est is multiplied by the scaling factor sc, so that a scaled, estimated interference component sc * N_est results.
  • the signal-to-noise ratio SNR is then calculated by forming a difference between the input level E and the scaled, estimated interference component sc * N_est and by calculating the signal-to-noise ratio SNR as the ratio of the difference to the scaled, estimated Interference portion sc * N_est is calculated.
  • Both the input level E and the estimated interference component N_est are derived directly from the input signal I without knowledge of the useful component S and the interference component N. There is no separation of the interference component N and the useful component S.
  • the numerator in the above formula corresponds to an estimated useful component, the denominator to an estimated interference component, so that an overall estimated signal-to-noise ratio SNR is calculated.
  • the specified formula can also be used to represent a negative signal-to-noise ratio SNR.
  • the scaling factor sc in the denominator is omitted in the formula mentioned and the estimated useful component in the numerator is only divided by the estimated interference component N_est.
  • the hearing aid 2 has a first level meter 14, with which the input level E is determined, and a separate, second level meter 16, with which the estimated interference component N_est is determined.
  • the input signal I is accordingly fed to two different level meters 14, 16.
  • the second level meter 16 estimates the interference component N in the input signal E by setting the second level meter 16 in such a way that it primarily measures the level of the interference component N, i.e. it is less responsive to the useful component S.
  • the two level meters 14, 16 are accordingly configured differently in order to carry out different level measurements on the input signal I.
  • the second level meter 16 is operated here with two asymmetrical time constants, namely with a settling time (attack) which is greater than a settling time (release).
  • the second level meter 16 is therefore also referred to as a “minimum tracker”.
  • the functions F in the Fig. 2 and 5 which each specify the scaling factor sc as a function of the stationarity st_I, are designed such that the greater the stationarity st_I of the input signal E, a larger scaling factor sc is determined.
  • the stationarity st_I is plotted horizontally and decreases when viewed from left to right.
  • the scaling factor sc is plotted vertically and increases from bottom to top.
  • the functions F reflect the consideration that the greater the stationarity st_I, the smaller the proportion of the useful component S in the input signal E, so that a greater correction is required, which is then implemented by the larger scaling factor sc.
  • the functions F shown here by way of example are overall designed in a step-like or ramp-like manner and for this purpose run approximately linearly on a central section and otherwise predominantly constant on side sections.
  • the two explicitly shown functions F der Fig. 2 and 5 differ on the one hand with regard to the range of values for the scaling factor sc and on the other hand with regard to the position of the central section, i.e. in which range of values for the stationarity st_I the respective function F is approximately linear.
  • the function F has a range of values from 0.51 to 0.8 for the scaling factor sc.
  • the function F for the scaling factor sc has a range of values from 0.59 to 0.95 and is higher overall than the function F in Fig. 2 .
  • the function F in Fig. 2 was by means of a calibration measurement as in Figures 3 and 4 illustrated determined. The same applies to the function F of Fig. 5 regarding the Fig. 6 and 7th .
  • the actual signal-to-noise ratio SNR_t is first determined for different ratios of a useful signal S and an interference signal N, which is contained in the Fig. 3, 4 , 6th and 7th is plotted horizontally and given in dB.
  • the actual signal-to-noise ratio SNR_t is then compared with the signal-to-noise ratio SNR calculated according to the above formula and with the respective function F.
  • the calculated signal-to-noise ratio SNR is in the Fig.
  • a respective point cloud W results from the fact that the signal-to-noise ratios SNR, SNR_t are plotted for different points in time, the level for the useful signal S fluctuating over time, since the useful signal S is speech, for example, which varies accordingly over time.
  • a stationary interference component S was used in each case, namely so-called long-term average speech spectra, LTASS for short (long-term average speech spectrum).
  • a non-stationary noise component S namely so-called "babble noise”.
  • the function F for the scaling factor sc is adapted as a function of the stationarity st_N of the interference component N.
  • the adaptation of the function F is here such that it returns a larger scaling factor sc for a lower stationarity st_N of the interference component N, ie the scaling factor sc is corrected upwards with decreasing stationarity st_N.
  • the function F for the scaling factor sc is then adapted as a function of a stationarity st_N of the interference component N by the function F being mixed together from several basic functions B and depending on the stationarity st_N.
  • the two functions F of Fig. 2 and 5 each used as a basis function B.
  • the hearing aid 2 has in Fig. 8 a mixer 18, to which the scaling factors sc from a plurality of basis functions B are fed.
  • the mixer 18 then mixes these scaling factors sc depending on the stationarity st_N in a corresponding mixing ratio and then outputs a scaling factor sc itself, which is finally multiplied by the estimated interference component N_est in order to determine the scaled, estimated interference component sc * N_est.
  • the function F for the scaling factor sc is adapted as a function of the stationarity st_N of the interference component N by selecting the function F for the scaling factor sc from at least two basic functions B, for example those in FIG Fig. 2 and 5 functions shown F.
  • the hearing aid 2 has several frequency channels, not explicitly shown here, so that the input signal I is divided between these several frequency channels.
  • the signal-to-noise ratio SNR is then determined in an analogous manner for some or all of the other frequency channels.
  • the frequency channels are merged again for output.
  • a filter bank for example, is used to distribute the various frequency channels.
  • the signal-to-noise ratio SNR becomes, for example calculated for each frequency channel of a partial number of the frequency channels as described above, so that several signal-to-noise ratios SNR result, from which an average value is then formed in an average value unit, which is an averaged signal-to-noise ratio SNR, which is also referred to as the global signal-to-noise ratio SNR.
  • a separate, local signal-to-noise ratio SNR is determined separately, so to speak, for each of the partial number of frequency channels.
  • SNR signal-to-noise ratio
  • the signal-to-noise ratio SNR therefore, not all frequency channels are explicitly taken into account, but rather some frequency channels are omitted, in that only a partial number of the frequency channels are taken into account.
  • the partial number of frequency channels covers a frequency range up to 1.5 kHz, ie only low frequencies are taken into account when estimating the signal-to-noise ratio SNR.
  • the determination of the signal-to-noise ratio SNR does not necessarily have to be carried out in full for each of the frequency channels separately, rather it is sufficient that individual calculations, determinations, determinations or measurements are carried out as a function of the frequency, i.e. for individual frequency channels, with other calculations, determinations, Determinations or measurements are then carried out globally, ie not depending on the frequency.
  • the stationarity st_I of the input signal I is frequency-dependent and is only determined for a partial number of the frequency channels, averaged and then the scaling factor sc is determined.
  • the input level E and the estimated interference component N_est are determined globally or as a function of frequency.
  • the stationarity st_N of the interference component N is determined in the exemplary embodiments shown by analyzing the temporal dynamics of the input signal I, namely by determining a maximum level Emax and a minimum level Emin of the input signal I and comparing them with one another. For example, the difference between or the ratio of the maximum level Emax and the minimum level Emin is determined. In this way, the stationarity st_N is determined without having to know the interference component N explicitly. This makes use of the fact that, especially in the case of a low actual signal-to-noise ratio SNR_t, a higher stationarity st_N of the interference component N leads to a lower difference between the maximum level Emax and the minimum level Emin.
  • the function F is then adapted in such a way that the greater the difference, a lower stationarity st_N is assumed and a correspondingly adapted scaling factor sc is therefore used.
  • a third and fourth level meter 20 are used, to which the input signal I is fed and which determine the maximum level Emax and the minimum level Emin and thus also the stationarity st_N.

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Abstract

Es wird ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgeräts (2) angegeben, wobei das Hörgerät (2) ein Mikrofon (4) aufweist, mittels welchem Umgebungsschall aufgenommen wird und in ein Eingangssignal (I) umgewandelt wird, welches einen Nutzanteil (S) und einen Störanteil (N) aufweist, wobei eine Stationarität (st_I) des Eingangssignals (I) bestimmt wird, wobei ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) des Eingangssignals (I) abhängig von einem Skalierungsfaktor (sc) bestimmt wird, wobei der Skalierungsfaktor (sc) stationaritätsabhängig bestimmt wird, nämlich anhand einer Funktion (F), welche den Skalierungsfaktor (sc) in Abhängigkeit der Stationarität (st_I) des Eingangssignals (I) angibt. Weiter wird ein entsprechendes Hörgerät (2) angegeben.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Hörgeräts sowie ein Hörgerät.
  • Ein Hörgerät dient allgemein zur Ausgabe von Schall an einen Nutzer des Hörgeräts. Hierzu weist ein Hörgerät zunächst ein Mikrofon auf, mit welchem Schall aus der Umgebung, d.h. Umgebungsschall, aufgenommen wird. Dadurch wird ein elektrisches Eingangssignal erzeugt, welches zur weiteren Bearbeitung einer Signalverarbeitung zugeführt wird. Diese erzeugt dann ein elektrisches Ausgangssignal, welches über einen Hörer des Hörgeräts an den Nutzer als Schall ausgegeben wird. Ein Hörgerät wird typischerweise vom Nutzer im oder am Ohr getragen.
  • Eine spezielle Ausgestaltung eines Hörgeräts ist ein Hörgerät zum Ausgleich eines Hördefizits eines hörgeschädigten Nutzers. Bei einem solchen Hörgerät wird das Eingangssignal in der Signalverarbeitung anhand eines individuellen Audiogramms des Nutzers modifiziert und dabei typischerweise verstärkt, um das Hördefizit auszugleichen.
  • Das Verhalten des Hörgeräts ist üblicherweise durch einen oder mehrere Betriebsparameter charakterisiert, welche situationsabhängig einstellbar sind, um in verschiedenen Umgebungssituationen ein möglichst optimales Hörerlebnis zu gewährleisten. Um das Hörgerät situationsabhängig einzustellen, ist es erforderlich, die Umgebungssituation zu charakterisieren oder zu klassifizieren. Ein wichtiger Parameter hierfür ist das Signal-zu-Rausch-Verhältnis der Umgebung, d.h. das Verhältnis von Nutzsignal zu Störsignal. Ein Nutzsignal ist ein Signal, welches für den Nutzer von Interesse ist und daher möglichst deutlich an diesen ausgegeben werden soll, beispielsweise die Stimme eines Sprechers, mit welchem der Nutzer sich unterhält. Ein Störsignal ist hingegen ein Signal, welches unterdrückt werden soll, da es das Nutzsignal überdeckt und somit dessen Verständlichkeit negativ beeinflusst. Beispiele für Störsignale sind sogenannter "babble noise", Hintergrundgeräusche, andere Sprecher, mit welchen der Nutzer sich nicht unterhält sowie Umwelt- oder Maschinengeräusche.
  • Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist nicht ohne Weiteres zugänglich, da zu dessen Berechnung die Pegel des Nutzanteils und des Störanteils separat ermittelt werden müssen, um anschließend deren Verhältnis zu bestimmen. Da Nutzsignale und Störsignale aber gleichzeitig vorliegen, überlagern sich diese und werden vom Mikrofon gemeinsam aufgenommen. Im Eingangssignal ist somit üblicherweise sowohl ein Nutzanteil als auch ein Störanteil vorhanden. Eine Trennung dieser beiden Anteile zwecks Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses ist nicht ohne Weiteres möglich. Eine näherungsweise Berechnung mittels anderer Größen, welche besser zugänglich sind, ist unter Umständen stark fehlerbehaftet.
  • Vor diesem Hintergrund ist es eine Aufgabe der Erfindung ein verbessertes Verfahren zum Betrieb eines Hörgeräts anzugeben sowie ein entsprechendes Hörgeräts. Speziell soll die Bestimmung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses in der Umgebung verbessert werden. Insbesondere soll eine möglichst gute Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses vorgenommen werden. Die Schätzung soll insbesondere ohne eine explizite Trennung von Nutzanteil und Störanteil auskommen.
  • Die Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Anspruch 1 sowie durch ein Verfahren mit den Merkmalen gemäß Anspruch 14. Vorteilhafte Ausgestaltungen, Weiterbildungen und Varianten sind Gegenstand der Unteransprüche. Dabei gelten die Ausführungen im Zusammenhang mit dem Verfahren sinngemäß auch für das Hörgerät und umgekehrt. Sofern nachfolgend Verfahrensschritte beschrieben werden, ergeben sich vorteilhafte Ausgestaltungen für das Hörgerät insbesondere dadurch, dass dieses ausgebildet ist, einen oder mehrere dieser Verfahrensschritte auszuführen.
  • Das Verfahren dient zum Betrieb eines Hörgeräts und ist demnach ein Betriebsverfahren. Während des Verfahrens wird das Hörgerät insbesondere von einem Nutzer im oder am Ohr getragen und zur Ausgabe von Umgebungsschall genutzt. Das Hörgerät weist ein Mikrofon auf, mittels welchem Umgebungsschall aufgenommen wird und in ein Eingangssignal umgewandelt wird. Das Mikrofon ist vorzugsweise ein omnidirektionales Mikrofon, d.h. kein Richtmikrofon, und weist somit insbesondere keine Vorzugsrichtung zur Aufnahme von Schall auf. Analog hierzu ist das Eingangssignal vorzugsweise ein omnidirektionales Signal. Der Umgebungsschall ist ein akustisches Signal. Das Eingangssignal ist ein elektrisches Signal. Das Eingangssignal weist einen Nutzanteil und einen Störanteil auf. Der Nutzanteil ist ein Signal, welches für den Nutzer von Interesse ist und daher möglichst deutlich an diesen ausgegeben werden soll. Der Störanteil ist hingegen ein Signal, welches unterdrückt werden soll, da es den Nutzanteil überdeckt und somit dessen Verständlichkeit negativ beeinflusst. Das Hörgerät weist weiterhin vorzugsweise eine Signalverarbeitung auf, welcher das Eingangssignal zur weiteren Bearbeitung zugeführt wird. Die Signalverarbeitung erzeugt dann ein elektrisches Ausgangssignal, welches über einen Hörer des Hörgeräts an den Nutzer als Schall ausgegeben wird.
  • Bei dem Verfahren wird eine Stationarität des Eingangssignals bestimmt. Hierzu weist das Hörgerät und insbesondere dessen Signalverarbeitung zweckmäßigerweise einen Stationaritätsdetektor auf, welchem das Eingangssignal zugeführt wird und welcher die Stationarität ausgibt. Unter Stationarität wird allgemein ein Maß für die Variabilität eines Signals im Verlauf der Zeit verstanden. Ein Signal, welches sich mit der Zeit wenig ändert, weist eine höhere Stationarität auf als ein Signal, welches sich im Vergleich dazu stärker ändert. Die Stationarität eines Signals allgemein wird beispielsweise dadurch gemessen, dass die zeitliche Änderung eines Frequenzspektrums des Signals gemessen wird und daraus dann ein Wert für die Stationarität abgeleitet wird. Je weniger und je langsamer sich das Frequenzspektrum ändert, desto höher ist die Stationarität. Alternativ oder zusätzlich wird das Signal, speziell dessen Frequenzspektrum, auf ein oder mehrere vorgegebene Merkmale untersucht und abhängig vom Vorliegen oder von der Ausgeprägtheit dieser Merkmale die Stationarität bestimmt.
  • Bei dem Verfahren wird ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis des Eingangssignals abhängig von einem Skalierungsfaktor bestimmt, vorzugsweise fortlaufend. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird kurz auch lediglich als SNR bezeichnet. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist ein Maß für die relativen Anteile des Nutzanteils und des Störanteils im gesamten Eingangssignal und somit auch im Umgebungsschall. Der Skalierungsfaktor wird stationaritätsabhängig bestimmt, nämlich anhand einer Funktion, welche den Skalierungsfaktor in Abhängigkeit der Stationarität des Eingangssignals angibt. Die Funktion ist beispielsweise in einem Speicher des Hörgeräts, speziell der Signalverarbeitung, hinterlegt. Die Funktion weist für den Skalierungsfaktor vorzugsweise einen Wertebereich von 0 bis 1 auf, besonders bevorzugt von 0,5 bis 1. Mit anderen Worten: die Funktion gibt vorzugsweise einen Wert im Bereich von 0 bis 1 zurück, besonders bevorzugt von 0,5 bis 1. Andere Wertebereiche sind grundsätzlich auch möglich und geeignet.
  • Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird zweckmäßigerweise im Betrieb des Hörgeräts dazu genutzt, dieses situationsabhängig und somit möglichst optimal einzustellen. Mit anderen Worten: abhängig vom Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird zweckmäßigerweise ein Betriebsparameter des Hörgeräts eingestellt. Vorzugsweise wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis vor einer Verwendung noch geglättet, z.B. mittels einer zeitlichen, insbesondere rollierenden Mittelwertbildung.
  • Ein wesentlicher Aspekt der Erfindung ist der stationaritätsabhängige Skalierungsfaktor, durch dessen Verwendung das Signal-zu-Rausch-Verhältnis abhängig von der Stationarität des Eingangssignals bestimmt wird. Auf diese Weise ist die Bestimmung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses deutlich präziser und es wird eine verbesserte Einstellung des Hörgeräts realisiert.
  • Die Erfindung geht zunächst davon aus, dass im Eingangssignal sowohl ein Nutzanteil als auch ein Störanteil enthalten sind und dass diese beiden Anteile zunächst nicht getrennt zur Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses zur Verfügung stehen. Daher wird vorliegend das Signal-zu-Rausch-Verhältnis anhand des Eingangssignals bestimmt, genauer gesagt geschätzt. Das mit dem Verfahren bestimmte Signal-zu-Rausch-Verhältnis entspricht also nicht zwingend dem tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis, sondern stellt eine Schätzung dar. Mit anderen Worten: das Signal-zu-Rauschverhältnis wird insbesondere ohne genaue Kenntnis des Nutzanteils und des Störanteils näherungsweise errechnet.
  • Umgebungen mit einem hohen Störanteil sind typischerweise entsprechend laut, d.h. das entsprechende Eingangssignal weist einen hohen Pegel auf. Bei einem solch hohen Pegel ist häufig, jedoch nicht zwingend, der Störanteil relativ zum Nutzanteil groß, sodass also das Signal-zu-Rausch-Verhältnis gering ist. In erster Näherung kann somit durch eine einfache Pegelmessung am Eingangssignal eine grobe Einschätzung des wahrscheinlich vorliegenden Signal-zu-Rausch-Verhältnisses gewonnen werden. Dieser Ansatz ist jedoch problematisch, da auch Situationen möglich sind, in welchen der Störanteil gering ist, der Nutzanteil selbst jedoch demgegenüber sehr laut. Dann ist zwar das Signal-zu-Rausch-Verhältnis hoch, der Pegel jedoch auch, sodass die Einschätzung anhand der einfachen Pegelmessung entsprechend fehlerhaft ist.
  • Das oben genannte Problem sei nachfolgend anhand eines konkreten Anwendungsfalls beschrieben: in einer zweckmäßigen Ausgestaltung wird eine Direktionalität des Hörgeräts abhängig vom Signal-zu-Rausch-Verhältnis eingestellt. Direktionalität bezeichnet allgemein ein Fokussieren des Hörgeräts auf eine bestimmte Hörrichtung unter Abschwächung oder Ausblendung anderer Richtungen. Hierzu wird beispielsweise ein Beamformer verwendet, welcher eine Richtkeule aufweist, mit einer einstellbaren Breite. Die Breite der Richtkeule wird nun abhängig vom Signal-zu-Rausch-Verhältnis eingestellt. Je niedriger das Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist, desto kleiner wird die Breite eingestellt, sodass nur noch Signale an den Nutzer ausgegeben werden, welche aus einer bestimmten Richtung stammen und überwiegend Nutzsignale sind. Dadurch werden Störsignale aus anderen Richtungen ausgeblendet. Falls nun ein einzelner Sprecher in einer ansonsten leisen Umgebung sehr laut spricht, wird jedoch aufgrund des hohen Pegels eine geringe Breite und somit eine hohe Direktionalität eingestellt, obwohl dies an sich nicht notwendig ist. Dadurch gehen Signale außerhalb der Richtkeule verloren, obwohl diese vorteilhaft zu einem insgesamt natürlicheren Hörerlebnis beitragen würden, ohne die Verständlichkeit des Nutzanteils zu stark zu beeinträchtigen.
  • Vorliegend wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis geschätzt und dabei zusätzlich die Stationarität des Eingangssignals berücksichtigt, sodass die Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses insgesamt verbessert ist. Die Schätzung erhält mit der Stationarität sozusagen eine zusätzliche Dimension, welche eine Unterscheidung und Klassifikation der Umgebungssituation ermöglicht. Konkret angewandt auf den oben beispielhaft beschriebenen Anwendungsfall bedeutet dies: Falls der Störanteil gering ist, der Nutzanteil allerdings sehr laut, ist die Stationarität des Eingangssignals insgesamt gering, wohingegen im Fall eines lauten Störanteils die Stationarität im Vergleich dazu hoch ist. Trotz eines ähnlichen Pegels, können dann Situationen mit stark unterschiedlichem tatsächlichem Signal-zu-Rausch-Verhältnis zuverlässig unterschieden werden und die Umgebung wird korrekt klassifiziert. Das geschätzte Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird entsprechend mittels des Skalierungsfaktors angepasst und entspricht dann eher dem tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Abseits des explizit genannten Anwendungsfalls, ist somit jegliche Einstellung des Hörgeräts, welche abhängig vom Signal-zu-Rausch-Verhältnis durchgeführt wird, deutlich verbessert.
  • Wie das Signal-zu-Rausch-Verhältnis konkret errechnet wird, ist für das grundlegende Konzept zunächst nicht wesentlich, vielmehr kommt es zunächst nur darauf an, dass die Stationarität berücksichtigt wird. Hinsichtlich der Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses ist jedoch eine Ausgestaltung besonders bevorzugt, bei welcher ein Eingangspegel des Eingangssignals gemessen wird und bei welcher ein geschätzter Störanteil des Eingangssignals bestimmt wird. Der geschätzte Störanteil wird mit dem Skalierungsfaktor multipliziert, sodass sich ein skalierter, geschätzter Störanteil ergibt. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird dann errechnet, indem eine Differenz aus dem Eingangspegel und dem skalierten, geschätzten Störanteil gebildet wird und indem das Signal-zu-Rausch-Verhältnis als Verhältnis der Differenz zum skalierten, geschätzten Störanteil errechnet wird. Dieses Vorgehen wird durch die nachfolgende Formel ausgedrückt: SNR = E − sc * N_est / sc * N_est
    Figure imgb0001
     = S + N − sc * N_est / sc * N_est
    Figure imgb0002
  • Dabei ist E = S+N der Eingangspegel, welcher zusammengesetzt ist aus dem Nutzanteil S (signal) und dem Störanteil N (noise). Der Skalierungsfaktor ist mit sc bezeichnet, der geschätzte Störanteil mit N_est. Der skalierte, geschätzte Störanteil entspricht demnach sc*N_est.
  • Sowohl der Eingangspegel als auch der geschätzte Störanteil werden direkt aus dem Eingangssignal abgeleitet, insbesondere ohne Kenntnis des Nutzanteils und des Störanteils für sich genommen, d.h. eine Trennung von Störanteil und Nutzanteil erfolgt nicht.
  • Grundsätzlich ist es möglich, das Signal-zu-Rausch-Verhältnis zu bestimmen, indem das Verhältnis von Eingangspegel zu geschätztem Störanteil berechnet wird, sodass der Eingangspegel als Näherung für den tatsächlichen Nutzanteil verwendet wird und der geschätzte Störanteil als Näherung für den tatsächlichen Störanteil: SNR = E / N_est = S + N / N_est
    Figure imgb0003
  • Für einen gegenüber dem Störanteil sehr geringen Nutzanteil, d.h. für S « N, und unter der Annahme, dass der Störanteil in etwa dem geschätzten Störanteil entspricht, d.h. N ≈ N_est, liefert diese Formel lediglich positive Werte für das Signal-zu-Rausch-Verhältnis, gemessen in dB. Mit anderen Worten: Fälle mit einem negativen Signal-zu-Rausch-Verhältnis (in dB) können nicht dargestellt werden.
  • Die Darstellung eines negativen Signal-zu-Rausch-Verhältnisses ist hingegen möglich in einer vorteilhaften Ausgestaltung, bei welcher vom Eingangssignal der geschätzte Störanteil zunächst subtrahiert wird: SNR = S + N − N_est / N_est
    Figure imgb0004
  • Zusätzlich wird zweckmäßigerweise der stationaritätsabhängige Skalierungsfaktor angewendet, um den Anteil und Einfluss des geschätzten Störanteils einzustellen, sodass sich die oben bereits genannte Formel ergibt: SNR = S + N − sc * N_est / sc * N_est
    Figure imgb0005
  • In einer ebenfalls geeigneten Variante wird der Skalierungsfaktor im Nenner ausgelassen und der geschätzte Nutzanteil im Zähler wird lediglich durch den geschätzten Störanteil geteilt. Die Verwendung des Skalierungsfaktors im Nenner führt zwar zu einem zusätzlichen Offset, welcher jedoch gering ist. Demgegenüber steht eine vorteilhaft vereinfachte Handhabung und Implementierung der Berechnung durch die Verwendung des Skalierungsfaktors im Nenner, da dann zur Berechnung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses lediglich zwei Größen benötigt werden, nämlich der Eingangspegel und der skalierte, geschätzte Störanteil.
  • Durch den Skalierungsfaktor lässt sich das Signal-zu-Rausch-Verhältnis genauer bestimmen und mit geringerem Fehler schätzen. Falls der Nutzanteil größer ist als der Störanteil, wird zweckmäßigerweise keine oder lediglich eine geringe Korrektur mittels des Skalierungsfaktors vorgenommen. Je geringer jedoch der Nutzanteil gegenüber dem Störanteil ist, desto höher ist die Stationarität des Eingangssignals insgesamt und desto mehr ist dieses vom Störanteil dominiert. Hier wird ein stärkerer Ausgleich benötigt, um gegebenenfalls auch ein negatives Signal-zu-Rausch-Verhältnis darzustellen. Entsprechend wird mit größerer Stationarität ein größerer Skalierungsfaktor angewendet, sodass die Schätzung des Nutzanteils, welcher durch den Zähler (S + N - sc*N_est) ausgedrückt wird, stärker nach unten korrigiert wird.
  • Bevorzugterweise weist das Hörgerät einen ersten Pegelmesser auf, mit welchem der Eingangspegel bestimmt wird, und einen insbesondere separaten, zweiten Pegelmesser, mit welchem der geschätzte Störanteil bestimmt wird. Das Eingangssignal wird demnach zwei unterschiedlichen Pegelmessern zugeführt. Die Pegelmesser sind insbesondere Teile der Signalverarbeitung. Mit dem einen Pegelmesser wird der Eingangspegel gemessen, mit dem anderen Pegelmesser wird der Störanteil im Eingangssignal geschätzt, indem der zweite Pegelmesser derart eingestellt ist, dass dieser vorrangig den Pegel des Störanteils misst, also auf den Nutzanteil weniger stark anspricht als auf den Störanteil. Die beiden Pegelmesser sind demnach unterschiedlich konfiguriert, um an dem gleichen Signal, nämlich dem Eingangssignal, unterschiedliche Pegelmessungen durchzuführen.
  • Insgesamt werden somit zur Bestimmung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses lediglich zwei Pegelmesser und ein Stationaritätsdetektor benötigt, welchen jeweils lediglich das Eingangssignal zugeführt wird. In einer zweckmäßigen und besonders einfachen Ausgestaltung wird dann das Signal-zu-Rausch-Verhältnis lediglich mittels zweier Pegelmessungen und einer Stationaritätsmessung am Eingangssignal ermittelt. In einer vorteilhaften Weiterbildung kommen noch ein oder mehrere weitere Messungen hinzu.
  • In einer geeigneten Ausgestaltung wird der geschätzte Störanteil mit einem Pegelmesser bestimmt, welcher mit zwei asymmetrischen Zeitkonstanten betrieben wird. Dieser Pegelmesser ist insbesondere der zuvor genannte zweite Pegelmesser zur Bestimmung des geschätzten Störanteils. Durch die Verwendung eines solchen asymmetrischen Pegelmessers wird die Pegelmessung am Eingangssignal verzerrt und auf den Störanteil fokussiert.
  • Besonders vorteilhaft ist eine Ausgestaltung, bei welcher der Pegelmesser, d.h. insbesondere der zweite Pegelmesser, mit einer Einschwingzeit (attack) betrieben wird, welche größer ist als eine Ausschwingzeit (release) des Pegelmessers. Ein solcher Pegelmesser mit langsamer Einschwingzeit und schneller Ausschwingzeit wird auch als "minimum tracker" bezeichnet. Die Einschwingzeit und die Ausschwingzeit sind jeweils eine Zeitkonstante des Pegelmessers. Durch die im Vergleich zur Ausschwingzeit größere, d.h. längere Einschwingzeit ist beim Ansprechen des Pegelmessers eine entsprechende Trägheit realisiert, welche dazu führt, dass der Nutzanteil, welcher im Vergleich zum Störanteil als weniger stationär oder sogar als nicht-stationär angenommen wird, zur Pegelmessung weniger beiträgt als der Störanteil, welcher als stationär im Vergleich zum Nutzanteil angenommen wird.
  • Die Funktion, welche den Skalierungsfaktor in Abhängigkeit der Stationarität des Eingangssignals angibt, ist vorzugsweise derart ausgebildet, dass mit größerer Stationarität des Eingangssignals ein größerer Skalierungsfaktor bestimmt wird. Mit anderen Worten: für eine größere Stationarität gibt die Funktion einen größeren Skalierungsfaktor zurück. Dem liegt die Überlegung zugrunde, dass der Nutzanteil eher nicht-stationär ist im Vergleich zum Störanteil und umgekehrt, dass der Störanteil eher stationär ist im Vergleich zum Nutzanteil. Eine größere Stationarität indiziert somit ein schlechteres, d.h. geringeres Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Mit größerer Stationarität des Eingangssignals ist demnach der Anteil des Nutzanteils am Eingangssignal geringer, sodass eine größere Korrektur erforderlich ist, welche durch den größeren Skalierungsfaktor dann realisiert ist. In einer besonders einfachen Ausgestaltung ist die Funktion linear oder alternativ abschnittsweise linear und ansonsten konstant.
  • Die Funktion ist beispielsweise als Rechenvorschrift oder als Tabelle in einem Speicher des Hörgeräts, speziell der Signalverarbeitung hinterlegt.
  • In einer zweckmäßigen Ausgestaltung ist die Funktion mittels einer Eichmessung vorgegeben. Bei der Eichmessung wird für verschiedene Verhältnisse von einem Nutzanteil und einem Störanteil ein tatsächliches Signal-zu-Rausch-Verhältnis bestimmt und dieses mit dem errechneten Signal-zu-Rausch-Verhältnis verglichen. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird vorzugsweise mit der oben genannten Formel errechnet, sodass dann der Skalierungsfaktor als Variable verbleibt und bestimmt wird, insbesondere gemäß folgender oder einer ähnlichen Formel: sc = S + N / N_est * S / N + 1
    Figure imgb0006
     Es wird also ein bekannter Störanteil mit einem bekannten Nutzanteil gemischt, um ein Eingangssignal zu erhalten, dessen tatsächlicher Störanteil und tatsächlicher Nutzanteil somit bekannt sind. Dann wird das tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis gemäß SNR = S/N bestimmt und mit dem Ergebnis der Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses verglichen und daraus der Skalierungsfaktor ermittelt. Logischerweise wird auch der geschätzte Störanteil ermittelt, insbesondere wie im Verfahren vorgesehen. Dies wird nun für mehrere verschiedene Signal-zu-Rausch-Verhältnisse wiederholt. Die Stationarität des Eingangssignals wird für jedes Signal-zu-Rausch-Verhältnis ebenfalls bestimmt, sodass insgesamt der Skalierungsfaktor als Funktion der Stationarität dargestellt wird.
  • Der Störanteil an sich muss allerdings nicht zwangsläufig stationär sein, sondern kann auch nicht-stationär sein und weist wie das Eingangssignal insgesamt eine grundsätzlich variable Stationarität auf. Ein Beispiel für einen Störanteil mit geringer Stationarität ist sogenannter "babble noise". Ein Beispiel für einen Störanteil mit hoher Stationarität sind sogenannte langzeitgemittelte Sprachspektren, kurz LTASS (long-term average speech spectrum). Je nach Stationarität des Störanteils liefert die verfahrensgemäße Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses unter Umständen unterschiedliche Ergebnisse, obwohl das tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR = S/N eigentlich dasselbe ist. Die Ergebnisse weichen typischerweise insbesondere umso mehr ab, umso geringer das tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist. Somit ergibt sich insgesamt das Problem, dass besonders bei einem Eingangssignal, bei welchem der Nutzanteil im Vergleich zum Störanteil gering ist und bei welchem der Störanteil eine geringe Stationarität aufweist, der Nutzanteil überschätzt wird und die verfahrensgemäße Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses vom tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis abweicht, nämlich insbesondere zu hoch ist, d.h. das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird überschätzt. Dies hängt insbesondere mit der Schätzung des geschätzten Störanteils zusammen, da bei dessen Bestimmung mit dem oben beschriebenen Pegelmesser vorrangig stationäre Anteile berücksichtigt werden. Ein stark nicht-stationärer Störanteil wird somit nur unvollständig oder gar nicht erfasst, sodass der Störanteil mit abnehmender Stationarität desselben zunehmen unterschätzt wird. Dieses Problem wird in einer vorteilhaften Ausgestaltung dadurch gelöst, dass die Funktion für den Skalierungsfaktor abhängig von einer Stationarität des Störanteils angepasst wird. Der Skalierungsfaktor wird demnach einerseits abhängig von einer ersten Stationarität, nämlich der Stationarität des Eingangssignals insgesamt, bestimmt und andererseits zusätzlich auch abhängig von einer zweiten Stationarität, nämlich der Stationarität des Störanteils. Dabei wird die Stationarität des Störanteils an sich nicht zwingend konkret gemessen, sondern zweckmäßigerweise indirekt bestimmt, indem eine Eingangsdynamik des Eingangssignals bestimmt wird und dann angenommen wird, dass mit geringerer Eingangsdynamik die Stationarität des Störanteils größer ist. Mit anderen Worten: die Stationarität des Störanteils wird geeigneterweise dadurch bestimmt, dass unterhalb eines Schwellwerts für eine Eingangsdynamik des Eingangssignals angenommen wird, dass ein stationärer Störer vorliegt und der Störanteil somit stationär ist, also eine bestimmte Stationarität aufweist.
  • Vorteilhafterweise wird die Funktion abhängig von der Stationarität des Störanteils derart angepasst, dass die Funktion für eine geringere Stationarität des Störanteils einen größeren Skalierungsfaktor zurückgibt, d.h. der Skalierungsfaktor wird nach oben hin korrigiert, sodass der skalierte, geschätzte Störanteil mit abnehmender Stationarität größer ist und die Unterschätzung des Störanteils korrigiert wird.
  • Die Stationarität des Störanteils wird in einer geeigneten Ausgestaltung bestimmt, indem die zeitliche Dynamik des Eingangssignals (d.h. die Eingangsdynamik) analysiert wird, nämlich indem ein Maximalpegel und ein Minimalpegel des Eingangssignals ermittelt und miteinander verglichen werden. Hierzu werden zweckmäßigerweise ein dritter und ein vierter Pegelmesser verwendet, welchen das Eingangssignal zugeführt wird. Der dritte Pegelmesser misst den Maximalpegel, der vierte Pegelmesser misst dagegen den Minimalpegel, oder umgekehrt. Hierzu werden die beiden Pegelmesser zweckmäßigerweise einerseits jeweils mit asymmetrischen Zeitkonstanten betrieben und andererseits mit im Vergleich zueinander entgegengesetzten Zeitkonstanten. Darunter wird verstanden, dass der Pegelmesser, welcher den Maximalpegel misst, mit einer geringen Einschwingzeit und einer großen Ausschwingzeit betrieben wird und der Pegelmesser, welcher den Minimalpegel misst, umgekehrt mit einer großen Einschwingzeit und einer geringen Ausschwingzeit.
  • Beispielsweise wird dann die Differenz zwischen oder das Verhältnis von dem Maximalpegel und dem Minimalpegel ermittelt. Der Maximalpegel und der Minimalpegel werden vorzugsweise fortlaufend innerhalb eines mitlaufenden Zeitintervalls bestimmt. Auf diese Weise wird vorteilhaft die Stationarität des Störanteils anhand des Eingangssignals ermittelt, ohne den Störanteil selbst kennen zu müssen. Dabei wird ausgenutzt, dass speziell bei niedrigem tatsächlichem Signal-zu-Rausch-Verhältnis eine höhere Stationarität des Störanteils zu einer niedrigeren Differenz zwischen Maximalpegel und Minimalpegel führt. Mit anderen Worten: je geringer die Differenz, desto höher die Stationarität für ein gegebenes Signal-zu-Rausch-Verhältnis. Die Ausführungen gelten analog bei Verwendung des Verhältnisses von Maximalpegel und Minimalpegel. Das Verhältnis oder die Differenz werden in einer Ausgestaltung direkt als Maß für die Stationarität des Störanteils verwendet.
  • Besonders zweckmäßig ist die Verwendung mehrerer unterschiedlicher Funktionen, welche für Störanteile mit unterschiedlicher Stationarität optimiert sind.
  • In einer zweckmäßigen Ausgestaltung wird die Funktion für den Skalierungsfaktor abhängig von einer Stationarität des Störanteils angepasst, indem die Funktion für den Skalierungsfaktor abhängig von der Stationarität des Störanteils aus wenigstens zwei Basisfunktionen ausgewählt wird. Je nach Stationarität wird demnach eine von mehreren Basisfunktionen ausgewählt, um einen je nach Umgebungssituation optimalen Skalierungsfaktor zu erhalten. In einem besonders einfachen Ausführungsbeispiel sind zwei Basisfunktionen vorhanden, eine erste Basisfunktion für stationäre oder überwiegend stationäre Störanteile und eine zweite Basisfunktion für nicht-stationäre oder überwiegend nicht-stationäre Störanteile. Im Rahmen des Verfahrens wird zunächst die Stationarität des Störanteils bestimmt, insbesondere wie bereits beschrieben aus dem Eingangssignal. Je nach Stationarität wird dann eine der Basisfunktionen ausgewählt und als Funktion verwendet, um den Skalierungsfaktor zu bestimmen. Vorzugsweise wird auf die Basisfunktion für stationäre oder überwiegend stationäre Störanteile umgeschaltet oder übergeblendet, sobald eine Eingangsdynamik des Eingangssignals einen vorgegebenen Schwellwert unterschreitet, also hinreichend gering ist.
  • Alternativ zur oben genannten, diskreten Auswahl aus mehreren Basisfunktionen, wird in einer ebenfalls vorteilhaften Ausgestaltung die Funktion für den Skalierungsfaktor abhängig von einer Stationarität des Störanteils angepasst, indem die Funktion aus mehreren Basisfunktionen und in Abhängigkeit von der Stationarität des Störanteils zusammengemischt wird. Hierzu sind in einer geeigneten Ausgestaltung zwei Basisfunktionen vorhanden und die Funktion wird bestimmt, indem die beiden Basisfunktionen in einem Mischverhältnis miteinander gemischt werden, welches abhängig ist von der Stationarität des Störanteils. Dadurch ist ein besonders weicher Übergang bei der Verwendung unterschiedlicher Basisfunktionen realisiert. Die Basisfunktionen sind zweckmäßigerweise wie zuvor bereits beschrieben ausgebildet.
  • Zum Mischen der Basisfunktionen weist das Hörgerät, speziell dessen Signalverarbeitung, in einer geeigneten Ausgestaltung einen Mischer auf, welchem die Skalierungsfaktoren aus mehreren Basisfunktionen zugeführt werden. Der Mischer mischt dann diese Skalierungsfaktoren abhängig von der Stationarität in einem entsprechenden Mischverhältnis und gibt dann selbst einen Skalierungsfaktor aus, welcher schließlich mit dem geschätzten Störanteil multipliziert wird, um den skalierten, geschätzten Störanteil zu ermitteln.
  • Die weiter oben beschriebene Eichmessung wird zweckmäßigerweise analog angewendet, um verschiedene Basisfunktionen zu bestimmen. Die Eichmessung wird dann nicht nur für verschiedene Signal-zu-Rausch-Verhältnisse ausgeführt, sondern mehrfach für verschiedene Signal-zu-Rausch-Verhältnisse, wobei jeweils ein Störanteil mit einer anderen Stationarität verwendet wird. In einem besonders einfachen Ausführungsbeispiel wird die Eichmessung zweimal durchgeführt, einmal mit einem Störanteil mit geringer Stationarität und einmal mit einem Störanteil mit hoher Stationarität, sodass die Eichmessung zwei entsprechende Basisfunktionen liefert.
  • In einer geeigneten Ausgestaltung weist das Hörgerät mehrere Frequenzkanäle auf, sodass das Eingangssignal auf diese mehreren Frequenzkanäle aufgeteilt wird. Die Frequenzkanäle sind dann einzeln von der Signalverarbeitung modifizierbar. Zur Ausgabe werden die Frequenzkanäle insbesondere wieder zusammengeführt. Zur Aufteilung auf die verschiedenen Frequenzkanäle wird beispielsweise eine Filterbank verwendet. Insgesamt weist das Hörgerät insbesondere wenigstens 2, bevorzugt wenigstens 3 Frequenzkanäle auf und vorzugsweise 8 bis 128 Frequenzkanäle. Geeignet ist beispielsweise eine Ausgestaltung mit 48 Frequenzkanälen.
  • Das Eingangssignal erstreckt sich über einen bestimmten Frequenzbereich, insbesondere den hörbaren Frequenzbereich von 20 Hz bis 20 kHz oder einen Teilbereich davon, vorzugsweise von 100 Hz bis 12 kHz. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird nun entweder über den gesamten Frequenzbereich des Eingangssignals ermittelt oder lediglich über einen Teilbereich.
  • In einer besonders zweckmäßigen Ausgestaltung weist das Hörgerät wie beschrieben mehrere Frequenzkanäle auf und das Signal-zu-Rausch-Verhältnis wird für jeden Frequenzkanal einer Teilanzahl der Frequenzkanäle wie zuvor beschrieben errechnet, sodass sich mehrere Signal-zu-Rausch-Verhältnisse ergeben, aus welchen dann ein Mittelwert gebildet wird, welcher ein gemitteltes Signal-zu-Rausch-Verhältnis ist, welches auch als globales Signal-zu-Rausch-Verhältnis bezeichnet wird. Für jeden der Teilanzahl der Frequenzkanäle wird sozusagen separat ein eigenes, lokales Signal-zu-Rausch-Verhältnis ermittelt. Bei der Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses werden somit explizit nicht alle Frequenzkanäle berücksichtigt, sondern einige Frequenzkanäle ausgelassen, indem lediglich eine Teilanzahl der Frequenzkanäle berücksichtigt wird. Dadurch ist es vorteilhaft möglich, die Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses auf die relevanteren Frequenzkanäle zu beschränken und somit den Betrieb des Hörgeräts weiter zu optimieren. Der Mittelwert wird insbesondere mittels einer Mittelwerteinheit des Hörgeräts, speziell der Signalverarbeitung, gebildet. Die Teilanzahl der Frequenzkanäle deckt vorzugsweise einen einzelnen, zusammenhängenden Frequenzbereich ab, dies ist jedoch nicht zwingend. Geeignet ist auch eine Ausgestaltung, bei welcher mehrere gemittelte Signal-zu-Rausch-Verhältnisse ermittelt werden, nämlich für unterschiedliche Frequenzbereiche.
  • Die Bestimmung des Signal-zu-Rauschverhältnisses muss nicht zwingend vollständig für jeden der Frequenzkanäle separat vorgenommen werden, vielmehr ist es ausreichend, dass einzelne Berechnungen, Bestimmungen, Ermittlungen oder Messungen frequenzabhängig, d.h. für einzelne Frequenzkanäle vorgenommen werden, wobei andere Berechnungen, Bestimmungen, Ermittlungen oder Messungen dann global, d.h. nicht frequenzabhängig vorgenommen werden. Beispielsweise wird der Eingangspegel frequenzabhängig und somit separat für jeden einzelnen Frequenzkanal ermittelt, der geschätzte Störanteil wird jedoch global anhand des summierten Eingangspegels aller Frequenzkanäle ermittelt. In einer anderen beispielhaften und geeigneten Variante wird die Stationarität des Eingangssignals frequenzabhängig bestimmt, gemittelt und dann der Skalierungsfaktor bestimmt und der Eingangspegel sowie der geschätzte Störanteil werden demgegenüber global ermittelt. Geeignet ist auch eine Ausgestaltung, bei welcher der geschätzte Störanteil nicht global, sondern frequenzabhängig bestimmt wird.
  • Besonders zweckmäßig ist eine Ausgestaltung, bei welcher die Teilanzahl der Frequenzkanäle einen Frequenzbereich bis 1,5 kHz, d.h. es werden lediglich niedrige Frequenzen bei der Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses berücksichtigt. Dem liegt die Überlegung zugrunde, dass der genannte Frequenzbereich für die Wahrnehmung von Lautstärke durch den Nutzer relevanter ist, als andere Frequenzbereiche. Möglich und ebenfalls geeignet sind aber auch Varianten, bei welchen alternativ oder zusätzlich andere Frequenzbereiche abgedeckt werden.
  • Wie bereits angedeutet, wird abhängig vom geschätzten Signal-zu-Rausch-Verhältnis ein Betriebsparameter des Hörgeräts eingestellt. In einer bevorzugten Ausgestaltung ist der Betriebsparameter ein Parameter eines Beamformers, z.B. eine Direktionalität oder eine Breite einer Richtkeule des Beamformers, oder ein Parameter einer Störgeräuschreduktion, z.B. ein Dämpfungsfaktor oder eine Filterfrequenz oder ein Filterfrequenzband eines Filters. Durch die verbesserte Ermittlung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses sind auch die Einstellung des Betriebsparameters und der Betrieb des Hörgeräts insgesamt entsprechend verbessert. So wird beispielsweise die Breite der Richtkeule eines Beamformers für größere Signal-zu-Rausch-Verhältnisse verringert, d.h. ein räumlicher Filter wird verengt, um eine Fokussierung zu realisieren, mittels welcher Störanteile aus der Umgebung unterdrückt werden.
  • Das Hörgerät ist bevorzugterweise ein Hörgerät zum Ausgleich eines Hördefizits eines hörgeschädigten Nutzers. Bei einem solchen Hörgerät wird das Eingangssignal in der Signalverarbeitung anhand eines individuellen Audiogramms des Nutzers mittels einer Modifikationseinheit modifiziert und dabei insbesondere verstärkt, um das Hördefizit auszugleichen. Das beschriebene Verfahren ist jedoch vorteilhaft auch auf andere Hörgeräte anwendbar, z.B. Kopfhörer, Headsets, Telefone, Smartphones und dergleichen.
  • Eine oder mehrere der beschriebenen Funktionen oder Verfahrensschritte sind in dem Hörgerät und speziell in dessen Signalverarbeitung insbesondere programmtechnisch oder schaltungstechnisch realisiert oder eine Kombination hiervon. Die Signalverarbeitung ist zur Durchführung eines oder mehrerer der beschriebenen Funktionen oder Verfahrensschritte beispielswiese als ein Mikroprozessor oder als ein ASIC ausgebildet oder als eine Kombination hiervon.
  • Nachfolgend werden Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Darin zeigen jeweils schematisch:
    • Fig. 1
    ein Hörgerät,
    Fig. 2
    eine Funktion für einen Skalierungsfaktor,
    Fig. 3
    ein tatsächliches und ein geschätztes Signal-zu-Rausch-Verhältnisses für einen stationären Störanteil,
    Fig. 4
    ein tatsächliches und ein geschätztes Signal-zu-Rausch-Verhältnisses für einen nicht-stationären Störanteil,
    Fig. 5
    eine Variante der Funktion aus Fig. 2,
    Fig. 6
    ein tatsächliches und ein geschätztes Signal-zu-Rausch-Verhältnisses für einen stationären Störanteil,
    Fig. 7
    ein tatsächliches und ein geschätztes Signal-zu-Rausch-Verhältnisses für einen nicht-stationären Störanteil,
    Fig. 8
    eine Variante des Hörgeräts aus Fig. 1.
  • In Fig. 1 ist ein Ausführungsbeispiel für ein Hörgerät 2 dargestellt. Eine Variante des Hörgeräts 2 ist in Fig. 8 gezeigt. Während eines Verfahrens zum Betrieb wird des Hörgeräts 2 wird dieses von einem nicht dargestellten Nutzer im oder am Ohr getragen und zur Ausgabe von Umgebungsschall genutzt. Das Hörgerät 2 weist ein Mikrofon 4 auf, mittels welchem Umgebungsschall aufgenommen wird und in ein Eingangssignal I umgewandelt wird. Das Mikrofon 4 ist hier ein omnidirektionales Mikrofon, sodass das Eingangssignal I ein omnidirektionales Signal ist. Das Eingangssignal I weist einen Nutzanteil S (signal) und einen Störanteil N (noise) auf. Das Hörgerät 2 weist in den gezeigten Beispielen eine Signalverarbeitung 6 auf, welcher das Eingangssignal I zur weiteren Bearbeitung zugeführt wird. Die Signalverarbeitung 6 erzeugt ein elektrisches Ausgangssignal O, welches über einen Hörer 8 des Hörgeräts 2 an den Nutzer als Schall ausgegeben wird. Vorliegend ist das Hörgerät 2 speziell ein Hörgerät 2 zum Ausgleich eines Hördefizits eines hörgeschädigten Nutzers. Entsprechend wird das Eingangssignal I in der Signalverarbeitung 6 anhand eines individuellen Audiogramms des Nutzers mittels einer Modifikationseinheit 10 modifiziert und dabei insbesondere verstärkt, um das Hördefizit auszugleichen. Die hier beschriebenen Konzepte sind jedoch auch auf andere Hörgeräte anwendbar.
  • Im Betrieb des Hörgeräts 2 wird eine Stationarität st_I des Eingangssignals I bestimmt. Hierzu weist das Hörgerät 2 einen Stationaritätsdetektor 12 auf, welchem das Eingangssignal I zugeführt wird und welcher die Stationarität st_I ausgibt. Unter Stationarität wird allgemein ein Maß für die Variabilität eines Signals im Verlauf der Zeit verstanden.
  • Weiter wird ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR des Eingangssignals I abhängig von einem Skalierungsfaktor sc bestimmt. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR ist ein Maß für die relativen Anteile des Nutzanteils S und des Störanteils N im gesamten Eingangssignal I und somit auch im Umgebungsschall. Der Skalierungsfaktor sc wird stationaritätsabhängig bestimmt, nämlich anhand einer Funktion F, welche den Skalierungsfaktor sc in Abhängigkeit der Stationarität st_I des Eingangssignals I angibt. Zwei Beispiele für eine solche Funktion F sind in den Fig. 2 und 5 gezeigt.
  • Vorliegend wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR anhand des Eingangssignals I bestimmt, genauer gesagt geschätzt. Das mit dem Verfahren bestimmte Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR entspricht also nicht zwingend dem tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t, sondern stellt eine Schätzung dar. Die Fig. 3, 4, 6 und 7 zeigen Vergleiche des geschätzten Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR mit dem tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t, wobei bei der Bestimmung des geschätzten Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR in den Fig. 3 und 4 die Funktion F aus Fig. 2 verwendet wurde und bei der Bestimmung des geschätzten Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR in den Fig. 6 und 7 die Funktion F aus Fig. 5.
  • Das geschätzte Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR wird beispielsweise genutzt, um einen Betriebsparameter P des Hörgeräts 2 einzustellen. Der Betriebsparameter P ist z.B. ein Parameter eines Beamformers oder ein Parameter einer Störgeräuschreduktion.
  • Wie das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR konkret errechnet wird, ist für das grundlegende Konzept zunächst nicht wesentlich, vielmehr kommt es zunächst nur darauf an, dass die Stationarität st_I berücksichtigt wird. In den hier gezeigten Ausführungsbeispielen wird speziell ein Eingangspegel E des Eingangssignals I gemessen und ein geschätzter Störanteil N_est des Eingangssignals I bestimmt. Der geschätzte Störanteil N_est wird mit dem Skalierungsfaktor sc multipliziert, sodass sich ein skalierter, geschätzter Störanteil sc*N_est ergibt. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR wird dann errechnet, indem eine Differenz aus dem Eingangspegel E und dem skalierten, geschätzten Störanteil sc*N_est gebildet wird und indem das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR als Verhältnis der Differenz zum skalierten, geschätzten Störanteil sc*N_est errechnet wird. Dieses Vorgehen wird durch die nachfolgende Formel ausgedrückt: SNR = E − sc * N_est / sc / N_est = S + N − sc * N_est / sc * N_est
    Figure imgb0007
  • Sowohl der Eingangspegel E als auch der geschätzte Störanteil N_est werden direkt aus dem Eingangssignal I abgeleitet, ohne Kenntnis des Nutzanteils S und des Störanteils N. Eine Trennung von Störanteil N und Nutzanteil S erfolgt nicht.
  • Der Zähler in obiger Formel entspricht einem geschätzten Nutzanteil, der Nenner einem geschätzten Störanteil, sodass insgesamt ein geschätztes Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR errechnet wird. Mit der angegebenen Formel ist vor Allem auch eine Darstellung eines negativen Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR möglich. In einer nicht gezeigten Variante wird in der genannten Formel der Skalierungsfaktor sc im Nenner ausgelassen und der geschätzte Nutzanteil im Zähler wird lediglich durch den geschätzten Störanteil N_est geteilt.
  • In den gezeigten Beispielen weist das Hörgerät 2 einen ersten Pegelmesser 14 auf, mit welchem der Eingangspegel E bestimmt wird, und einen separaten, zweiten Pegelmesser 16, mit welchem der geschätzte Störanteil N_est bestimmt wird. Das Eingangssignal I wird demnach zwei unterschiedlichen Pegelmessern 14, 16 zugeführt. Mit dem zweiten Pegelmesser 16 wird der Störanteil N im Eingangssignal E geschätzt, indem der zweite Pegelmesser 16 derart eingestellt ist, dass dieser vorrangig den Pegel des Störanteils N misst, also auf den Nutzanteil S weniger stark anspricht. Die beiden Pegelmesser 14, 16 sind demnach unterschiedlich konfiguriert, um an dem Eingangssignal I, unterschiedliche Pegelmessungen durchzuführen. Der zweite Pegelmesser 16 wird hier mit zwei asymmetrischen Zeitkonstanten betrieben, nämlich mit einer Einschwingzeit (attack), welche größer ist als eine Ausschwingzeit (release). Der zweite Pegelmesser 16 wird daher auch als "minimum tracker" bezeichnet.
  • Die Funktionen F in den Fig. 2 und 5, welche jeweils den Skalierungsfaktor sc in Abhängigkeit der Stationarität st_I angeben, sind derart ausgebildet, dass mit größerer Stationarität st_I des Eingangssignals E ein größerer Skalierungsfaktor sc bestimmt wird. In den Fig. 2 und 5 ist die Stationarität st_I horizontal aufgetragen und nimmt von links nach rechts betrachtet ab. Der Skalierungsfaktor sc ist vertikal aufgetragen und nimmt von unten nach oben hin zu. Die Funktionen F bilden die Überlegung ab, dass mit größerer Stationarität st_I der Anteil des Nutzanteils S am Eingangssignal E geringer ist, sodass eine größere Korrektur erforderlich ist, welche durch den größeren Skalierungsfaktor sc dann realisiert ist. Die hier beispielhaft gezeigten Funktionen F sind insgesamt stufenartig oder rampenartig ausgebildet und verlaufen hierzu auf einem Mittenabschnitt ungefähr linear und auf Seitenabschnitten ansonsten überwiegend konstant. Die beiden explizit gezeigten Funktionen F der Fig. 2 und 5 unterscheiden sich einerseits hinsichtlich des Wertebereiches für den Skalierungsfaktor sc und andererseits hinsichtlich der Position des Mittenabschnitts, also in welchem Wertebereich für die Stationarität st_I die jeweilige Funktion F näherungsweise linear verläuft. In Fig. 2 weist die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc einen Wertebereich von 0,51 bis 0,8 auf. In Fig. 5 weist die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc einen Wertebereich von 0,59 bis 0,95 auf und liegt insgesamt höher als die Funktion F in Fig. 2.
  • Die Funktion F in Fig. 2 wurde mittels einer Eichmessung wie in den Fig. 3 und 4 illustriert ermittelt. Analoges gilt für die Funktion F der Fig. 5 bezüglich der Fig. 6 und 7. Bei der jeweiligen Eichmessung wird für verschiedene Verhältnisse von einem Nutzsignal S und einem Störsignal N zunächst das tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t bestimmt, welches in den Fig. 3, 4, 6 und 7 jeweils horizontal aufgetragen und in dB angegeben ist. Das tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t wird dann mit dem gemäß obiger Formel und mit der jeweiligen Funktion F errechneten Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR verglichen. Das errechnet Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR ist in den Fig. 3, 4, 6 und 7 jeweils vertikal aufgetragen und ebenfalls in dB angegeben. Gezeigt sind jeweils mehrere Punktwolken W, in Fig. 3 konkret 11 Stück, von welchen eine exemplarisch mit einem Kreis markiert ist. Auch in den Fig. 4 und 7 sind jeweils 11 Punktwolken W erkennbar, in Fig. 6 dagegen nur 10. Vorliegend wurde für die Punktwolken W in einer jeweiligen der Fig. 3, 4, 6, 7 das gleiche Nutzsignal S verwendet und der mittlere Pegel des Störsignals N schrittweise erhöht. Eine jeweilige Punktwolke W ergibt sich dadurch, dass die Signal-zu-Rausch-Verhältnisse SNR, SNR_t für verschiedene Zeitpunkte aufgetragen werden, wobei der Pegel für das Nutzsignal S zeitlich fluktuiert, da das Nutzsignal S z.B. Sprache ist, welche entsprechend zeitlich variiert.
  • In den Fig. 3 und 6 wurde jeweils ein stationärer Störanteil S verwendet, nämlich sogenannte langzeitgemittelte Sprachspektren, kurz LTASS (long-term average speech spectrum). In dem Fig. 4 und 7 wurde dagegen ein nicht-stationärer Störanteil S, nämlich sogenannter "babble noise" verwendet. Aus den Figuren wird unmittelbar deutlich, dass die Funktion F der Fig. 2 besser geeignet ist für Störanteile S mit hoher Stationarität st_N und dass die Funktion F der Fig. 5 besser geeignet ist für Störanteile N mit niedriger Stationarität st_N. Wie Fig. 4 zeigt, wird das Signal-zu-Rauschverhältnis SNR für wenig stationäre Störanteile N hin zu einem geringen, tatsächlichen Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t zunehmend überschätzt, wohingegen die Schätzung für stationäre Störanteils N sehr gut ist, wie Fig. 3 zeigt. Die Fig. 6 und 7 zeigen ein umgekehrtes Ergebnis bei Anwendung der Funktion F gemäß Fig. 5. Wie Fig. 7 zeigt, ist die Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR für nicht-stationäre Störanteile N sehr gut, wie Fig. 6 zeigt wird das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR bei stationären Störanteilen N unterschätzt.
  • Je nach Stationarität st_N des Störanteils N liefert die verfahrensgemäße Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR somit unter Umständen unterschiedliche Ergebnisse, obwohl das jeweils zugrundeliegende, tatsächliche Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t = S/N eigentlich dasselbe ist. Deutlich wird, dass besonders bei einem Eingangssignal I, bei welchem der Nutzanteil S im Vergleich zum Störanteil N gering ist und bei welchem der Störanteil N eine geringe Stationarität st_N aufweist, der Nutzanteil S überschätzt wird und die verfahrensgemäße Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR zu hoch ist. Dies wird auch deutlich mit Blick auf den geschätzten Störanteil N_est. Bei dessen Bestimmung mit dem oben beschriebenen Pegelmesser 16 werden vorrangig stationäre Anteile berücksichtigt, sodass ein stark nicht-stationärer Störanteil N nur unvollständig oder gar nicht erfasst wird und der Störanteil N mit abnehmender Stationarität st_N desselben zunehmen unterschätzt wird. Dieses Problem wird vorliegend dadurch gelöst, dass die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc abhängig von der Stationarität st_N des Störanteils N angepasst wird. Die Anpassung der Funktion F ist hier derart, dass diese für eine geringere Stationarität st_N des Störanteils N einen größeren Skalierungsfaktor sc zurückgibt, d.h. der Skalierungsfaktor sc wird mit abnehmender Stationarität st_N nach oben hin korrigiert. Dies wird beim Vergleich der Fig. 2 und 5 deutlich: der Skalierungsfaktor wird gemäß der Funktion F der Fig. 5, welche für nicht-stationäre Störanteile N optimiert ist, deutlich größer gewählt als gemäß der Funktion F in Fig. 2, welche für stationäre Störanteile N optimiert ist.
  • Bei dem Hörgerät 2 in Fig. 2 wird lediglich eine einzelne Funktion F für den Skalierungsfaktor sc verwendet. In der Variante des Hörgeräts 2 gemäß Fig. 8 dagegen werden mehrere unterschiedliche Basisfunktionen B verwendet, welche für Störanteile N mit unterschiedlicher Stationarität st_N optimiert sind. Bei dem Hörgerät 2 der Fig. 8 wird dann die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc abhängig von einer Stationarität st_N des Störanteils N angepasst, indem die Funktion F aus mehreren Basisfunktionen B und in Abhängigkeit von der Stationarität st_N zusammengemischt wird. Im gezeigten Ausführungsbeispiel sind zwei Basisfunktionen B vorhanden und die Funktion F wird bestimmt, indem die beiden Basisfunktionen B in einem Mischverhältnis miteinander gemischt werden, welches abhängig ist von der Stationarität st_N. Dadurch ist ein weicher Übergang bei der Verwendung unterschiedlicher Basisfunktionen B realisiert. Beispielsweise werden die beiden Funktionen F der Fig. 2 und 5 jeweils als eine Basisfunktion B verwendet.
  • Zum Mischen der Basisfunktionen B weist das Hörgerät 2 in Fig. 8 einen Mischer 18 auf, welchem die Skalierungsfaktoren sc aus mehreren Basisfunktionen B zugeführt werden. Der Mischer 18 mischt dann diese Skalierungsfaktoren sc abhängig von der Stationarität st_N in einem entsprechenden Mischverhältnis und gibt dann selbst einen Skalierungsfaktor sc aus, welcher schließlich mit dem geschätzten Störanteil N_est multipliziert wird, um den skalierten, geschätzten Störanteil sc*N_est zu ermitteln.
  • In einer nicht gezeigten Variante des Hörgeräts 2 wird die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc abhängig von der Stationarität st_N des Störanteils N angepasst, indem die Funktion F für den Skalierungsfaktor sc aus wenigstens zwei Basisfunktionen B ausgewählt wird, beispielsweise den in den Fig. 2 und 5 gezeigten Funktionen F.
  • In einer möglichen Ausgestaltung weist das Hörgerät 2 mehrere, hier nicht explizit dargestellt Frequenzkanäle auf, sodass das Eingangssignal I auf diese mehreren Frequenzkanäle aufgeteilt wird. Die Bestimmung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR erfolgt dann analog auch für einige oder alle der übrigen Frequenzkanäle. Zur Ausgabe werden die Frequenzkanäle wieder zusammengeführt. Zur Aufteilung auf die verschiedenen Frequenzkanäle wird beispielsweise eine Filterbank verwendet. Das Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR wird beispielsweise für jeden Frequenzkanal einer Teilanzahl der Frequenzkanäle wie zuvor beschrieben errechnet, sodass sich mehrere Signal-zu-Rausch-Verhältnisse SNR ergeben, aus welchen dann in einer Mittelwerteinheit ein Mittelwert gebildet wird, welcher ein gemitteltes Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR ist, welches auch als globales Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR bezeichnet wird. Für jeden der Teilanzahl der Frequenzkanäle wird sozusagen separat ein eigenes, lokales Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR ermittelt. Bei der Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR werden somit explizit nicht alle Frequenzkanäle berücksichtigt, sondern einige Frequenzkanäle ausgelassen, indem lediglich eine Teilanzahl der Frequenzkanäle berücksichtigt wird. Beispielsweise deckt die Teilanzahl der Frequenzkanäle einen Frequenzbereich bis 1,5 kHz ab, d.h. es werden lediglich niedrige Frequenzen bei der Schätzung des Signal-zu-Rausch-Verhältnisses SNR berücksichtigt.
  • Die Bestimmung des Signal-zu-Rauschverhältnisses SNR muss nicht zwingend vollständig für jeden der Frequenzkanäle separat vorgenommen werden, vielmehr ist es ausreichend, dass einzelne Berechnungen, Bestimmungen, Ermittlungen oder Messungen frequenzabhängig, d.h. für einzelne Frequenzkanäle vorgenommen werden, wobei andere Berechnungen, Bestimmungen, Ermittlungen oder Messungen dann global, d.h. nicht frequenzabhängig vorgenommen werden. Beispielsweise wird bei dem Hörgerät 2 in Fig. 2 die Stationarität st_I des Eingangssignals I frequenzabhängig und lediglich für eine Teilanzahl der Frequenzkanäle bestimmt, gemittelt und dann der Skalierungsfaktor sc bestimmt. Der Eingangspegel E sowie der geschätzte Störanteil N_est werden global oder frequenzabhängig ermittelt.
  • Die Stationarität st_N des Störanteils N wird in den gezeigten Ausführungsbeispielen bestimmt, indem die zeitliche Dynamik des Eingangssignals I analysiert wird, nämlich indem ein Maximalpegel Emax und ein Minimalpegel Emin des Eingangssignals I ermittelt und miteinander verglichen werden. Beispielsweise wird die Differenz zwischen oder das Verhältnis von dem Maximalpegel Emax und dem Minimalpegel Emin ermittelt. Auf diese Weise wird die Stationarität st_N ermittelt, ohne den Störanteil N explizit kennen zu müssen. Dabei wird ausgenutzt, dass speziell bei niedrigem tatsächlichem Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_t eine höhere Stationarität st_N des Störanteils N zu einer niedrigeren Differenz zwischen Maximalpegel Emax und Minimalpegel Emin führt. Die Funktion F wird dann derart angepasst, dass mit größerer Differenz eine geringere Stationarität st_N angenommen wird und daher ein entsprechend angepasster Skalierungsfaktor sc verwendet wird. Vorliegend werden ein dritter und vierter Pegelmesser 20 verwendet, welchen das Eingangssignal I zugeführt wird und welche den Maximalpegel Emax sowie den Minimalpegel Emin bestimmen und somit auch die Stationarität st_N.
    • Bezugszeichenliste
    • 2
    Hörgerät
    4
    Mikrofon
    6
    Signalverarbeitung
    8
    Hörer
    10
    Modifikationseinheit
    12
    Stationaritätsdetektor
    14
    erster Pegelmesser
    16
    zweiter Pegelmesser
    18
    Mischer
    20
    dritter und vierter Pegelmesser
    E
    Eingangspegel
    Emax
    Maximalpegel
    Emin
    Minimalpegel
    F
    Funktion
    I
    Eingangssignal
    N
    Störanteil
    N_est
    geschätzter Störanteil
    O
    Ausgangssignal
    P
    Betriebsparameter
    S
    Nutzanteil
    sc
    Skalierungsfaktor
    sc*N_est
    skalierter, geschätzter Störanteil
    SNR
    (geschätztes) Signal-zu-Rausch-Verhältnis SNR_ttatsächliches Signal-zu-Rausch-Verhältnis
    st_I
    Stationarität des Eingangssignals
    st_N
    Stationarität des Störanteils
    W
    Punktwolke

Claims (14)

  1. Verfahren zum Betrieb eines Hörgeräts (2),
    - wobei das Hörgerät (2) ein Mikrofon (4) aufweist, mittels welchem Umgebungsschall aufgenommen wird und in ein Eingangssignal (I) umgewandelt wird, welches einen Nutzanteil (S) und einen Störanteil (N) aufweist,
    - wobei eine Stationarität (st_I) des Eingangssignals (I) bestimmt wird,
    - wobei ein Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) des Eingangssignals (I) abhängig von einem Skalierungsfaktor (sc) bestimmt wird,
    - wobei der Skalierungsfaktor (sc) stationaritätsabhängig bestimmt wird, nämlich anhand einer Funktion (F), welche den Skalierungsfaktor (sc) in Abhängigkeit der Stationarität (st_I) des Eingangssignals (I) angibt.
  2. Verfahren nach Anspruch 1,
    - wobei ein Eingangspegel (E) des Eingangssignals (I) gemessen wird,
    - wobei ein geschätzter Störanteil (N_est) des Eingangssignals (I) bestimmt wird und mit dem Skalierungsfaktor (sc) multipliziert wird, sodass sich ein skalierter, geschätzter Störanteil (sc*N_est) ergibt,
    - wobei das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) errechnet wird, indem eine Differenz aus dem Eingangspegel (E) und dem skalierten, geschätzten Störanteil (sc*N_est) gebildet wird und indem das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) als Verhältnis der Differenz zum skalierten, geschätzten Störanteil (sc*N_est) errechnet wird.
  3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2,
    wobei das Hörgerät (2) einen ersten Pegelmesser (14) aufweist, mit welchem der Eingangspegel (E) bestimmt wird, und einen zweiten Pegelmesser (16), mit welchem der geschätzte Störanteil (N_est) bestimmt wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
    wobei der geschätzte Störanteil (N_est) mit einem Pegelmesser (16) bestimmt wird, welcher mit zwei asymmetrischen Zeitkonstanten betrieben wird.
  5. Verfahren nach Anspruch 4,
    wobei der Pegelmesser (16) mit einer Einschwingzeit betrieben wird, welche größer ist als eine Ausschwingzeit des Pegelmessers (16).
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
    wobei die Funktion (F) derart ausgebildet ist, dass mit größerer Stationarität (st_I) ein größerer Skalierungsfaktor (sc) bestimmt wird.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6,
    wobei die Funktion (F) mittels einer Eichmessung vorgegeben ist, bei welcher für verschiedene Verhältnisse von einem Nutzanteil (S) und einem Störanteil (N) ein tatsächliches Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR_t) bestimmt wird und dieses mit dem errechneten Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) verglichen wird.
  8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7,
    wobei die Funktion (F) für den Skalierungsfaktor (sc) abhängig von einer Stationarität (st_N) des Störanteils (N) angepasst wird.
  9. Verfahren nach Anspruch 8,
    wobei die Stationarität (st_N) des Störanteils (N) bestimmt wird, indem die zeitliche Dynamik des Eingangssignals (I) analysiert wird, nämlich indem ein Maximalpegel und (Emax) ein Minimalpegel (Emin) des Eingangssignals (I) ermittelt werden und miteinander verglichen werden.
  10. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 oder 9,
    wobei die Funktion (F) für den Skalierungsfaktor (sc) abhängig von der Stationarität (st_N) des Störanteils (N) aus wenigstens zwei Basisfunktionen (B) ausgewählt wird.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 8 oder 9,
    wobei zwei Basisfunktionen (B) vorhanden sind und die Funktion (F) bestimmt wird, indem die beiden Basisfunktionen (B) in einem Mischverhältnis miteinander gemischt werden, welches abhängig ist von der Stationarität (st_N) des Störanteils (N).
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11,
    wobei das Hörgerät (2) mehrere Frequenzkanäle aufweist,
    wobei das Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) für jeden Frequenzkanal einer Teilanzahl der Frequenzkanäle errechnet wird, sodass sich mehrere Signal-zu-Rausch-Verhältnisse (SNR) ergeben, aus welchen dann ein Mittelwert gebildet wird, welcher ein gemitteltes Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) ist.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 12,
    wobei abhängig vom Signal-zu-Rausch-Verhältnis (SNR) ein Betriebsparameter (P) des Hörgeräts (2) eingestellt wird,
    wobei der Betriebsparameter (P) ein Parameter eines Beamformers ist oder ein Parameter einer Störgeräuschreduktion.
  14. Hörgerät (2), welches ausgebildet ist zur Durchführung eines Verfahrens gemäß einem der Ansprüche 1 bis 13.
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