EP4311269A1 - Verfahren zum betreiben eines binauralen hörgeräts, binaurales hörgerät und computerprogramm - Google Patents

Verfahren zum betreiben eines binauralen hörgeräts, binaurales hörgerät und computerprogramm Download PDF

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EP4311269A1
EP4311269A1 EP23183359.1A EP23183359A EP4311269A1 EP 4311269 A1 EP4311269 A1 EP 4311269A1 EP 23183359 A EP23183359 A EP 23183359A EP 4311269 A1 EP4311269 A1 EP 4311269A1
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EP
European Patent Office
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signal
value
hearing aid
individual devices
limiting
Prior art date
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Pending
Application number
EP23183359.1A
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English (en)
French (fr)
Inventor
Eghart Fischer
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos Pte Ltd
Original Assignee
Sivantos Pte Ltd
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Publication date
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Pending legal-status Critical Current

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Definitions

  • the invention relates to a method for operating a binaural hearing aid with two individual devices, the individual devices each having at least one input transducer for recording an acoustic signal and converting it into a multi-channel input signal, a pulse sound suppression for generating an attenuation curve for reducing pulse sound signal levels in the input signals, a signal processing device for multi-channel signal amplification of the input signals and generation of an output signal, an output converter for converting the output signal into a sound signal, and a transmitting and receiving unit for signaling coupling between the individual devices.
  • the invention further relates to a binaural hearing aid and software on a data carrier for carrying out the method.
  • Hearing aid devices are portable hearing aids that are used to provide care for people who are hard of hearing or have hearing impairments.
  • hearing aid devices such as behind-the-ear hearing aids (BTE) and hearing aids with an external receiver (RIC: receiver in the canal) as well as in-the-ear hearing aids (ITE) are used
  • BTE behind-the-ear hearing aids
  • RIC receiver in the canal
  • ITE in-the-ear hearing aids
  • concha hearing aids or canal hearing aids ITE: In-The-Ear
  • CIC Completely-In-Channel
  • IIC Invisible-In-The-Channel
  • the hearing aids listed as examples are worn on the outer ear or in the ear canal of a hearing aid user.
  • bone conduction hearing aids, implantable or vibrotactile hearing aids are also available on the market. The damaged hearing is stimulated either mechanically or electrically.
  • such hearing aids have an input transducer, an amplifier and an output transducer as essential components.
  • the input transducer is typically an acousto-electrical transducer, such as a microphone, and/or an electromagnetic receiver, for example an induction coil or a (radio frequency, RF) antenna.
  • the output transducer is usually implemented as an electro-acoustic transducer, for example as a miniature loudspeaker (listener), or as an electromechanical transducer, such as a bone conduction receiver.
  • the amplifier is usually integrated into a signal processing device. The energy is usually supplied by a battery or a rechargeable accumulator.
  • the input signals recorded by the input converters are typically multi-channel, which means that the input signals are divided into several individual frequency channels, with each frequency channel covering a frequency band of a certain spectral width.
  • a hearing aid can have 48 (frequency) channels in a frequency range between 0 kHz (kilohertz) and 24 kHz, with the individual signal components of the input signal in the channels being individually processable by means of the signal processing device, in particular being individually filterable, amplified and/or attenuated .
  • a so-called binaural hearing aid two such individual devices are worn by a user on different sides of the head, so that each individual device is assigned to one ear, with a communication connection between the individual devices.
  • data possibly also large amounts of data, are exchanged wirelessly between the hearing aid on the right and left ear.
  • the exchanged data and information enable particularly effective adaptation of the individual devices to a respective acoustic environmental situation. In particular, this enables a particularly authentic spatial sound for the user and improves speech understanding, even in noisy environments.
  • the hearing aid settings i.e. one or more hearing aid parameters and/or a hearing aid performance
  • the hearing aid settings are based on various Parameters or sizes are automatically set so that the most suitable hearing signal is generated for the user in every (acoustic) environmental or listening situation.
  • impulse sound can have a detrimental effect on the automatic setting of the hearing aid parameters and/or the hearing aid performance.
  • An impulse sound is to be understood in particular as an acoustic sound event with a very fast or sudden rise time of the signal level (less than 0.2 s), which has large signal components at certain frequencies.
  • Impulse sound occurs particularly with bang-like noises, such as clapping of hands, clattering of dishes, or a slamming door.
  • bang-like noises such as clapping of hands, clattering of dishes, or a slamming door.
  • the measures for attenuating or suppressing impulse sound in the hearing aid are referred to here and below in particular as impulse sound suppression or impulse sound filtering.
  • impulse sound suppression a detection process for impulse sound detection runs permanently in the background, so that in the case of a noise with a very rapidly increasing amplitude (impulse sound), the amplification of corresponding frequencies can be suppressed as instantaneously as possible in order to ensure the best possible listening comfort.
  • the impulse noise suppression generates an attenuation value for each channel of the input signal, which indicates how much the signal amplification of the signal processing device in the individual channels for the noise should be attenuated or reduced in order to keep the disruptive influences of the impulse noise in the output signal as low as possible.
  • the attenuation values for all frequency channels are collectively referred to as an attenuation curve.
  • the impulse sound suppression of the individual devices are usually not synchronized with each other, since it is typically not possible to increase the amplification in the left hearing aid during the short period of time during the impulse sound and right individual device for several frequency bands or channels to adapt to each other because the transmission of, for example, 48 amplification or attenuation values would take too long.
  • the signal levels of the impulse sound recorded by the individual devices differ due to reverberation in the environment and the acoustic influence of the wearer's head (head shadow, head shading).
  • the result is that the impulse sound suppression of the left and right individual devices cause different attenuation curves and thus different amplifications for the output signals.
  • This can lead to fluctuations or deviations in the natural interaural level differences (ILD).
  • ILD interaural level differences
  • This effect can affect the hearing aid user's localization and spatial perception of the acoustic environment. For example, it can happen that the level of the impulse signal in the output signal for the individual device that is spatially closer to the impulse sound signal source is reduced more than for the individual device that is further away, as a result of which a brief change in direction perception occurs for the user.
  • the invention is based on the object of specifying a particularly suitable method for operating a binaural hearing aid. In particular, changes in the spatial directional perception of the acoustic environment when impulse sound occurs are to be reduced.
  • the invention is also based on the object of providing a particularly suitable binaural hearing aid and particularly suitable software on a data carrier.
  • the method according to the invention is intended for operating a binaural hearing aid and is suitable and designed for this purpose.
  • the hearing aid is binaurally designed and has two individual devices, each of which has at least one input transducer, an impulse sound suppressor, a signal processing device, a transmitting and receiving unit and at least one output transducer and are thereby designed to record sound signals from the environment and to a user of the hearing aid to spend.
  • the device components mentioned above are each housed in a (individual) device housing of the hearing aid.
  • the device housings are designed in such a way that they can be worn by the user on the head and near the ear, for example in the ear, on the ear or behind the ear.
  • the hearing aid is designed as a BTE hearing aid, ITO hearing aid or RIC hearing aid.
  • the two individual devices are worn by the user on different sides of the head, so that each individual device is assigned to one ear.
  • the individual devices are set up for signaling data exchange using a wireless interface formed by the transmitting and receiving units (transceivers).
  • the hearing aid is used in particular to provide care for a hearing-impaired user (hearing aid user).
  • the hearing aid is designed to record sound signals from the environment and output them to a user of the hearing aid.
  • the hearing aid has at least one input transducer, in particular an acousto-electrical transducer, such as a microphone.
  • the input transducer records sound signals (noises, tones, Speech, etc.) from the environment and converts this into an electrical input signal.
  • the input signal is multi-channel. In other words, the acoustic signals are converted into a multi-channel input signal.
  • the input signal therefore has a plurality of frequency channels, in particular at least two, preferably at least 20, particularly preferably at least 40, for example 48 (frequency) channels, each of which covers an assigned frequency band of a frequency range of the hearing aid. For example, a frequency range between 0 kHz and 24 kHz is divided into 48 channels, so that input signals with 48 channels are generated.
  • the individual devices each have an output transducer, in particular an electro-acoustic transducer, such as a receiver.
  • An electrical (multi-channel) output signal is generated from the electrical (multi-channel) input signal by modifying the input signal, or the individual frequency or signal channels, in a signal processing device (e.g. amplified, filtered, attenuated).
  • impulse sound suppression impulse sound filtering
  • the pulse sound suppression is preferably connected upstream of a (signal) amplifier of the signal processing device.
  • the impulse sound suppression is intended and set up to detect the occurrence of an impulse sound in the channels of the input signal and to generate an attenuation value for each channel, which reduces the signal gain of the amplifier for the respective channel by the attenuation value.
  • the occurrence of impulse sound can be detected, for example, by means of a signal amplitude (signal level) that increases very quickly ( ⁇ 0.2 s).
  • the set of attenuation values for several or all channels of the input signal is referred to below as the attenuation curve. If no impulse sound is detected, the attenuation values have a value of 0 dB (decibels), for example, so that the signal amplification in the signal processing device or is not influenced in the amplifier.
  • the attenuation values can, for example, have a value of -20 dB to -40 dB, with the subsequent signal amplification being attenuated or reduced by this value.
  • the attenuation curves generated by the impulse sound suppression during operation of the hearing aid thus reduce the impulse sound signal levels in the amplified input signals or output signals.
  • a scalar limiting value is determined from the respective attenuation curve in each individual device.
  • a single scalar limiting value is determined from the multiple, for example 48, attenuation values.
  • the limiting value can be determined from the complete attenuation curve for all channels or only for a (partial) attenuation curve of the channels affected by the impulse sound. For example, an impulse sound from a slamming door has higher signal components in the low-frequency bands or channels, whereas a clattering of dishes has more signal components in higher-frequency channels.
  • the limiting values of the individual devices are then transmitted to the other individual device, with a common, (pseudo-)synchronized limiting value being determined from the limiting values of both individual devices.
  • This common or synchronized limiting value is then used to limit the damping curves.
  • the synchronized limiting value is used in particular as a lower threshold value, whereby if the damping values or the damping curve reach or fall below the limiting value, they are limited or limited to the limiting value.
  • the limited attenuation curve or the limited attenuation values are used to adjust the signal amplifications in the signal processing device.
  • the method accepts that due to the synchronized limiting value, one of the individual devices may not attenuate the impulse sound sufficiently in the output signal. However, the method ensures that the user is not adversely affected by impulse sound Directional perception comes. This improves localization and spatial perception of the acoustic environment. In particular, there are no fluctuations or deviations in the natural interaural level differences (IDL), so that a particularly suitable method for operating a binaural hearing aid is implemented.
  • IDL interaural level differences
  • the method according to the invention aims not to synchronize the exact gains in the frequency bands (channels), but rather a scalar (broadband) limiting value that specifies a maximum attenuation value for all channels.
  • a scalar (broadband) limiting value that specifies a maximum attenuation value for all channels.
  • the problem of a very fast synchronization (microsecond range) of multi-channel amplifications on both sides of the ear is solved according to the invention by a (pseudo) synchronization, in which a single limiting value is transmitted between the individual devices.
  • the limiting values essentially correspond to an expected (estimated, extrapolated) value for the next impulse sound (impulse sound event, impulse sound event), with the limitation values between the impulse sounds being transmitted and synchronized between the individual devices.
  • the synchronized limiting value essentially only applies to the next impulse sound.
  • the method is based on the assumption that a new (future) impulse sound has a comparable amplitude or a comparable signal level to the current (past) impulse sound, as is the case, for example, with clapping of hands or clattering of dishes. If this assumption is met, the applied attenuation values in the relevant frequency ranges (those with the most desired attenuation) are limited to the synchronized maximum attenuation value (limiting value) in both individual devices and are therefore equal and flat.
  • This uniformity or flatness of the attenuation curve is another advantage of the process: it prevents the Impulse sound is distorted in its frequency form, at least over the frequency range and during the time in which the synchronized limiting value is applied.
  • the frequency channels of the individual devices are divided into at least two frequency bands or frequency sections, and a scalar limiting value is determined and exchanged for each frequency band or each frequency section.
  • the frequency channels are divided into high frequencies and low frequencies, with low frequencies covering, for example, the frequency range of a slamming door, and high frequencies, for example, covering the frequency range of rattling dishes.
  • the individual devices each transmit, for example, less than five scalar limit values, in particular less than three scalar limit values, preferably only one scalar limit value.
  • the common or synchronized limit value is set to a stored standard value after a predetermined period of time. For example, as the time between the pulse sounds increases, the synchronized limiting value slowly or successively assumes a stored or predetermined standard or initial value (default value), for example -20 dB. After a predetermined period of time, at which the probability is sufficiently low that the next impulse sound is related to the previous one, the synchronized limiting value is thus forgotten ("forgetting factor"). What length of time or what probability is considered sufficient and how great the probability actually is is initially irrelevant. This can be done for example, from past data or from corresponding experiments or tests. For different impulse sound events (door slamming, hand clapping, ...), environmental/hearing situations or application scenarios, different time durations may result.
  • the common limit value is determined by averaging the two limit values.
  • the limit values are averaged to the common or synchronized limit value. This results in a particularly simple and effort-reduced determination of the common limiting value.
  • an average value and a minimum value of the associated damping curve are determined for the determination of the individual limiting values.
  • the damping values determined by the impulse sound suppression are averaged to form a (damping) average value and a minimum damping value is determined as the minimum (damping) value.
  • the limiting value is determined in such a way that it lies between the mean and the minimum value.
  • the mean value therefore represents an upper limit or an upper threshold value and the minimum value represents a lower limit or a lower threshold value for the limiting value.
  • the specific limiting value is therefore always greater than the minimum value and always smaller than the mean value.
  • the limiting value is determined from the sum of the mean value and the minimum value, the mean value and the minimum value preferably being modified with a weighting factor.
  • the weighting factor expediently has a value range between zero (0) and one (1). This means that the weighting factor is greater than or equal to zero ( ⁇ 0) and less than or equal to one ( ⁇ 1).
  • the minimum value (min) is multiplied by the weighting factor (w)
  • the mean is multiplied by a factor of one minus the weighting factor (1 - w)
  • the weighted values are added together.
  • the weighting factor can be a stored or predefined value.
  • the specific value of the weighting factor is initially irrelevant.
  • a suitable weighting factor can be determined, for example, from past data or from corresponding experiments or tests. Different weighting factors may be provided for different impulse sound events (door slamming, hand clapping, ...), environmental/hearing situations or application scenarios. The weighting factor can therefore be set, for example, depending on a current listening situation.
  • the binaural hearing aid according to the invention has two individual devices.
  • Each individual device has at least one input transducer for recording an acoustic signal and converting it into a multi-channel input signal, an impulse sound suppressor for generating an attenuation curve for reducing impulse sound signal levels in the input signal, a (signal) amplifier for multi-channel signal amplification of the input signal and generating an output signal Output converter for converting the output signal into a sound signal, and a transmitting and receiving unit for signaling coupling between the individual devices.
  • the impulse sound suppression and the amplifier are, for example, part of a signal processing device.
  • the hearing aid in particular the signal processing device or the impulse sound suppression, also has a controller, i.e. a control unit.
  • the controller is generally set up - in terms of program and/or circuitry - to carry out the method according to the invention described above.
  • the controller is therefore specifically set up to determine a limiting value from the damping values or damping curves to transmit to the transmitter and receiver unit, as well as to determine a common or synchronized limit value from the limit value and the limit value transmitted by the other individual device, and to apply this to the attenuation curve as a limit or restriction.
  • the controller is formed at least in the core by a microcontroller with a processor and a data memory, in which the functionality for carrying out the method according to the invention is implemented programmatically in the form of operating software (firmware), so that the method - if necessary in Interaction with a hearing aid user - is carried out automatically when the operating software is executed in the microcontroller.
  • the controller can alternatively also be formed by a non-programmable electronic component, such as an application-specific integrated circuit (ASIC), in which the functionality for carrying out the method according to the invention is implemented using circuit technology means.
  • ASIC application-specific integrated circuit
  • An additional or further aspect of the invention provides software on a medium or data carrier for carrying out or executing the method described above.
  • the software is stored on a data carrier and is intended to carry out the method described above and is suitable and designed for this purpose.
  • the software is therefore in particular operating software (firmware), with the data carrier being, for example, a data memory of the controller.
  • the Fig. 1 shows the basic structure of a binaural hearing aid 2 according to the invention.
  • the hearing aid 2 is designed with two signaling-coupled hearing aid devices or individual devices 4a, 4b.
  • the individual devices 4a, 4b are designed, for example, as behind-the-ear hearing aid devices (BTE).
  • BTE behind-the-ear hearing aid devices
  • the individual devices 4a, 4b are coupled or can be coupled to one another using a wireless communication connection 6.
  • the communication connection 6 is, for example, an inductive coupling between the individual devices 4a and 4b; alternatively, the communication connection 6 can be designed, for example, as a radio connection, in particular as a Bluetooth or RFID connection, between the individual devices 4a and 4b.
  • the individual device 4a is arranged, for example, on the right ear of the hearing aid user, with the individual device 4b being correspondingly arranged on a left ear.
  • the structure of the individual devices 4a, 4b is explained below using the individual device 4a as an example, whereby the explanations can also be transferred to the individual device 4b.
  • the components of the individual device 4a are marked with the suffix "a", the corresponding components of the individual device 4b being marked with the corresponding suffix "b" in the figures.
  • the individual devices 4a includes, as in the Fig. 1 Shown schematically, a device housing 8a, in which one or more microphones, also referred to as (acousto-electrical) input transducers 10a, are installed. With the input transducers 10a, a sound or the acoustic signals are converted into one Surroundings of the hearing aid 2 are recorded and converted into electrical, multi-channel input signals 12a ( Fig. 2 ).
  • the input signals 12a preferably have several frequency channels, for example 48 channels in the frequency range between 0 kHz and 28 kHz.
  • a signal processing unit 14a which is also integrated into the device housing 8a, processes the input signals 12a.
  • An output signal 16a ( Fig. 2 ) of the signal processing unit 14a is transmitted to an output converter 18a, which is designed, for example, as a loudspeaker or listener, which outputs an acoustic signal.
  • the acoustic signal is optionally transmitted to the eardrum of a hearing system user via a sound tube (not shown) or an external listener, which has an otoplastic located in the ear canal.
  • an electro-mechanical output transducer 20 as a listener, such as a bone conduction listener.
  • the energy supply to the individual device 4a and in particular to the signal processing unit 14a is provided by a battery 20a which is also integrated into the device housing 8a.
  • the signal processing device 14a is routed to a transmitting and receiving unit (transceiver) 22a for signaling purposes.
  • the transceiver 22a is used in particular to send and receive wireless signals using the communication connection 6.
  • the signal processing device 14a has an impulse sound suppression 24a and a (signal) amplification or an amplifier 26a as well as a controller (not shown in detail) as a control device.
  • the controller is intended to carry out a method according to the invention for operating the hearing aid 2 and is suitable and set up for this purpose. Below is the procedure using the Fig. 2 explained in more detail.
  • the input transducers 10a, 10b record sound signals (noises, tones, speech, etc.) from the environment and convert them into the multi-channel input signals 12a, 12b.
  • the input signals 12a, 12b are fed to the respective impulse noise suppression 24a, 24b, which examines the input signals 12a, 12b for the presence of impulse noise.
  • the impulse sound suppression 24a, 24b generates a damping curve 28a, 28b for controlling and/or regulating the multi-channel amplifier 26a, 26b.
  • the damping curves 28a, 28b are in the Fig. 2 shown schematically and by way of example using a frequency-attenuation diagram, where horizontally, i.e. along the abscissa axis (X-axis), the frequency f, for example from 0 kHz to 24 kHz, and along the vertical ordinate axis (Y-axis) the attenuation ( Gain), for example from -40 dB to 0 dB, is plotted.
  • the attenuation curves 28a, 28b show, for example, the course of a slamming door whose impulse sound is low-pitched or low-frequency, so that the highest signal level - and correspondingly the lowest attenuation values - occur at low frequencies.
  • the attenuation curves 28a, 28b have different courses due to reverberation or head shading.
  • the controller of the respective individual device 4a, 4b determines a respective minimum value 30a, 30b and an average value 32a, 32b from the respective attenuation curve 28a, 28b.
  • the minimum value 30a, 30b corresponds to the lowest attenuation value of the attenuation curve 28a, 28b, i.e. the value with the greatest attenuation for the gain 26a, 26b, whereby the mean value 32a, 32b is the average value of the respective attenuation curve 28a, 28b.
  • the controller of the respective individual device 4a, 4b determines a scalar limiting value 34a, 34b from the minimum value 30a, 30b and the mean value 32a, 32b, which lies between the mean value 32a, 32b and the minimum value 30a, 30b.
  • the limiting values 34a, 34b of the individual devices 4a, 4b are then transmitted to the other individual device 4b, 4a via the communication connection 6.
  • the controllers determine a synchronized limiting value 36 from the limiting values 34a and 34b by averaging, which has the same value in both individual devices 4a, 4b.
  • the limiting value 36 is, for example, the arithmetic mean (arithmetic mean) of the limiting values 34a and 34b.
  • the synchronized limiting value 36 is then used to limit the damping curves 28a, 28b.
  • the synchronized limiting value 36 is used in particular as a lower threshold value, all values of the respective damping curve 28a, 28b, which reach or fall below this limiting value 36, are limited to the limiting value 36.
  • the attenuation curves 28a, 28b are "cut off" below the limiting value 36, so that the limited attenuation curves 28a', 28b' are flattened in the region of the greatest spectral energy, so that the spectral characteristics of the impulse sound are retained during amplification.
  • the limited attenuation curves 28a, 28b are used to adjust the signal gains of the (frequency) channels in the amplifier 26a, 26b.
  • the synchronized limiting value 36 essentially only applies to the next impulse sound.
  • the method is based on the assumption that a new (future) impulse sound has a comparable amplitude or a comparable signal level to the current (past) one. Has impulse sound. If this assumption is met, the attenuation curves 28a, 28b for the future impulse sound in both individual devices 4a, 4b are limited to the limiting value 36, so that the attenuation curves 28a', 28b' are essentially the same and flat.
  • the synchronized limit value 36 is set to a stored standard value after a predetermined period of time.

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Abstract

Verfahren zum Betreiben eines binauralen Hörgeräts (2) mit zwei Einzelgeräten (4a, 4b), wobei die Einzelgeräte (4a, 4b) jeweils mindestens einen Eingangswandler (10a, 10b) zur Aufnahme eines akustischen Signals und Wandlung in ein mehrkanaliges Eingangssignal (12a, 12b), eine Impulsschallunterdrückung (24a, 24b) zur Erzeugung einer Dämpfungskurve (28a, 28b) zur Reduzierung von Impulsschallsignalpegeln in dem Eingangssignal (12a, 12b), einen Verstärker (26a, 26b) zur mehrkanaligen Signalverstärkung des Eingangssignals (12a, 12b) und Erzeugung eines Ausgangssignals (16a, 16b) anhand der Dämpfungskurve (28a, 28b), einen Ausgangswandler (18a, 18b) zur Wandlung des Ausgangssignals (16a, 16b) in ein Schallsignal, und eine Sende- und Empfangseinheit (22a, 22b) zur signaltechnischen Kopplung zwischen den Einzelgeräten (4a, 4b) aufweisen, wobei in jedem Einzelgerät (4a, 4b) ein skalarer Begrenzungswert (34a, 34b) aus der jeweiligen Dämpfungskurve (28a, 28b) bestimmt wird, wobei die Begrenzungswerte (34a, 34b) an das jeweils andere Einzelgerät (4a, 4b) übermittelt werden, wobei aus den beiden Begrenzungswerten (34a, 34b) ein gemeinsamer Begrenzungswert (36) bestimmt wird, wobei die Dämpfungskurven (28a, 28b) mit dem gemeinsamen Begrenzungswert (36) begrenzt werden, und wobei die Signalverstärkung anhand der begrenzten Dämpfungskurven (28a', 28b') eingestellt werden.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betreiben eines binauralen Hörgeräts mit zwei Einzelgeräten, wobei die Einzelgeräte jeweils mindestens einen Eingangswandler zur Aufnahme eines akustischen Signals und Wandlung in ein mehrkanaliges Eingangssignals, eine Impulsschallunterdrückung zur Erzeugung einer Dämpfungskurve zur Reduzierung von Impulsschallsignalpegeln in den Eingangssignalen, eine Signalverarbeitungseinrichtung zur mehrkanaligen Signalverstärkung der Eingangssignale und Erzeugung eines Ausgangssignals, einen Ausgangswandler zur Wandlung des Ausgangssignals in ein Schallsignal, und eine Sende- und Empfangseinheit zur signaltechnischen Kopplung zwischen den Einzelgeräten aufweisen. Die Erfindung betrifft weiterhin ein binaurales Hörgerät und eine Software auf einem Datenträger zur Durchführung des Verfahrens.
  • Hörhilfevorrichtungen sind tragbare Hörgeräte, die zur Versorgung von Schwerhörenden oder Hörgeschädigten dienen. Um den zahlreichen individuellen Bedürfnissen entgegenzukommen, werden unterschiedliche Bauformen von Hörhilfevorrichtungen wie Hinter-dem-Ohr-Hörgeräte (HdO) und Hörgeräte mit einem externen Hörer (RIC: receiver in the canal) sowie In-dem-Ohr-Hörgeräte (IdO), zum Beispiel auch Concha-Hörgeräte oder Kanal-Hörgeräte (ITE: In-The-Ear, CIC: Completely-In-Channel, IIC: Invisible-In-The-Channel), bereitgestellt. Die beispielhaft aufgeführten Hörgeräte werden am Außenohr oder im Gehörgang eines Hörhilfevorrichtungsnutzers getragen. Darüber hinaus stehen auf dem Markt aber auch Knochenleitungshörhilfen, implantierbare oder vibrotaktile Hörhilfen zur Verfügung. Dabei erfolgt die Stimulation des geschädigten Gehörs entweder mechanisch oder elektrisch.
  • Derartige Hörgeräte besitzen prinzipiell als wesentliche Komponenten einen Eingangswandler, einen Verstärker und einen Ausgangswandler. Der Eingangswandler ist in der Regel ein akusto-elektrischer Wandler, wie beispielsweise ein Mikrofon, und/oder ein elektromagnetischer Empfänger, zum Beispiel eine Induktionsspule oder eine (Radiofrequenz-, RF-)Antenne. Der Ausgangswandler ist meist als ein elektro-akustischer Wandler, zum Beispiel als ein Miniaturlautsprecher (Hörer), oder als ein elektromechanischer Wandler, wie beispielsweise ein Knochenleitungshörer, realisiert. Der Verstärker ist üblicherweise in eine Signalverarbeitungseinrichtung integriert. Die Energieversorgung erfolgt üblicherweise durch eine Batterie oder einen aufladbaren Akkumulator.
  • Die von den Eingangswandlern aufgenommenen Eingangssignale sind typischerweise mehrkanalig, dies bedeutet, dass die Eingangssignale in mehrere einzelne Frequenzkanäle unterteilt sind, wobei jeder Frequenzkanal ein Frequenzband einer gewissen spektralen Breite abdeckt. Beispielsweise kann ein Hörgerät hierbei 48 (Frequenz-)Kanäle in einem Frequenzbereich zwischen 0 kHz (Kilohertz) und 24 kHz aufweisen, wobei die einzelnen Signalkomponenten des Eingangssignals in den Kanälen mittels der Signalverarbeitungseinrichtung einzeln verarbeitbar, insbesondere einzeln filterbar, verstärkbar und/oder dämpfbar sind.
  • Bei einem sogenannten binauralen Hörgerät werden zwei derartige Einzelgeräte von einem Benutzer auf unterschiedlichen Seiten des Kopfs getragen, sodass jedes Einzelgerät einem Ohr zugeordnet ist, wobei zwischen den Einzelgeräten eine Kommunikationsverbindung besteht. Im Betrieb werden hierbei beispielsweise drahtlos Daten, gegebenenfalls auch große Datenmengen, zwischen dem Hörgerät am rechten und linken Ohr ausgetauscht. Die ausgetauschten Daten und Informationen ermöglichen eine besonders effektive Anpassung der Einzelgeräte an eine jeweilige akustische Umgebungssituation. Insbesondere wird hierdurch ein besonders authentischer Raumklang für den Benutzer ermöglicht sowie das Sprachverständnis, auch in lauten Umgebungen, verbessert.
  • Im Betrieb werden die Hörgeräteeinstellungen, also ein oder mehrere Hörgeräteparameter und/oder eine Hörgeräteleistung, anhand von verschiedenen Parametern oder Größen automatisch eingestellt, so dass für den Benutzer in jeder (akustischen) Umgebungs- oder Hörsituation ein möglichst geeignetes Hörsignal erzeugt wird.
  • Das plötzliche Auftreten von Impulsschall kann sich hierbei nachteilig auf die automatische Einstellung der Hörgeräteparameter und/oder der Hörgeräteleistung auswirken. Unter einem Impulsschall ist hierbei insbesondere ein akustisches Schallereignis mit einer sehr schnellen oder plötzlichen Anstiegszeit des Signalpegels (kleiner 0,2 s) zu verstehen, welches große Signalanteile bei bestimmten Frequenzen aufweist. Impulsschall tritt insbesondere bei knallartigen Geräuschen, wie beispielsweise Händeklatschen, Geschirrklappern, oder einer zuschlagenden Tür auf. Durch besondere Algorithmen, Schaltungen und Programmtechniken werden solche Impulsschallsignale gedämpft ohne die Sprachqualität im Ausgangssignal zu mindern.
  • Die Maßnahmen zur Dämpfung oder Unterdrückung von Impulsschall im Hörgerät sind hier und im Folgenden insbesondere als eine Impulsschallunterdrückung oder Impulsschallfilterung bezeichnet. Bei einer solchen Impulsschallunterdrückung läuft im Hintergrund permanent ein Detektionsverfahren zur Impulsschallerkennung, sodass bei einem Geräusch mit einer sehr schnell ansteigenden Amplitude (Impulsschall), die Verstärkung entsprechender Frequenzen möglichst instantan unterdrückt werden kann, um einen möglichst optimalen Hörkomfort zu gewährleisten. Die Impulsschallunterdrückung erzeugt hierbei für jeden Kanal des Eingangssignals einen Dämpfungswert welcher angibt, wie stark die Signalverstärkung der Signalverarbeitungseinrichtung in den einzelnen Kanälen für das Geräusch gedämpft oder reduziert werden soll, um die störenden Einflüsse des Impulsschalls im Ausgangssignal möglichst gering zu halten. Die Dämpfungswerte für alle Frequenzkanäle sind zusammenfassend auch als eine Dämpfungskurve bezeichnet.
  • Bei binauralen Hörgeräten werden die Impulsschallunterdrückungen der Einzelgeräte in der Regel nicht miteinander synchronisiert, da es in der kurzen Zeit während des Impulsschalls typischerweise nicht möglich ist, die Verstärkung im linken und rechten Einzelgerät für mehrere Frequenzbänder oder Kanäle aneinander anzupassen, weil die Übertragung von beispielsweise 48 Verstärkungen oder Dämpfungswerten zu lange dauern würde.
  • In der Praxis kann es vorkommen, dass sich die von den Einzelgeräten erfassten Signalpegel des Impulsschalls aufgrund von Hall in der Umgebung und durch den akustischen Einfluss des Kopfes des Trägers (Kopfschatten, Kopfabschattung) unterscheiden. Die Folge ist, dass die Impulsschallunterdrückungen des linken und rechten Einzelgeräts unterschiedliche Dämpfungskurven und somit unterschiedliche Verstärkungen für die Ausgangssignale bewirken. Dies kann zu Schwankungen oder Abweichungen der natürlichen interauralen Pegelunterschiede (engl. Interaural Level Differences, ILD) führen. Dieser Effekt kann bei dem Hörgerätebenutzer die Lokalisierung und die räumliche Wahrnehmung der akustischen Umgebung beeinträchtigen. Beispielsweise kann es hierbei vorkommen, dass der Pegel des Impulssignals im Ausgangssignal für dasjenige Einzelgerät, welches sich räumlich näher an der Impulsschallsignalquelle befindet, stärker reduziert wird, als für das weiter entfernte Einzelgerät, wodurch für den Benutzer kurzzeitig eine Änderung der Richtungswahrnehmung auftritt.
  • Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein besonders geeignetes Verfahren zum Betrieb eines binauralen Hörgeräts anzugeben. Insbesondere sollen Änderungen in der räumlichen Richtungswahrnehmung der akustischen Umgebung beim Auftreten von Impulsschall reduziert werden. Der Erfindung liegt weiterhin die Aufgabe zugrunde, ein besonders geeignetes binaurales Hörgerät und eine besonders geeignete Software auf einem Datenträger anzugeben.
  • Hinsichtlich des Verfahrens wird die Aufgabe mit den Merkmalen des Anspruchs 1 und hinsichtlich des binauralen Hörgeräts mit den Merkmalen des Anspruchs 9 sowie hinsichtlich der Software mit den Merkmalen des Anspruchs 10 erfindungsgemäß gelöst. Vorteilhafte Ausgestaltungen und Weiterbildungen sind Gegenstand der Unteransprüche.
  • Die im Hinblick auf das Verfahren angeführten Vorteile und Ausgestaltungen sind sinngemäß auch auf das Hörgerät und/oder die Software übertragbar 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 erfindungsgemäße Verfahren ist zum Betreiben eines binauralen Hörgeräts vorgesehen sowie dafür geeignet und ausgestaltet. Das Hörgerät ist binaural ausgebildet und weist hierbei zwei Einzelgeräte auf, welche jeweils zumindest einen Eingangswandler, eine Impulsschallunterdrückung, eine Signalverarbeitungseinrichtung, eine Sende- und Empfangseinheit sowie zumindest einen Ausgangswandler aufweisen und dadurch ausgebildet sind, Schallsignale aus der Umgebung aufzunehmen und an einen Nutzer des Hörgeräts auszugeben. Die vorstehend genannten Gerätekomponenten sind insbesondere in jeweils einem (Einzel)Gerätegehäuse des Hörgeräts untergebracht. Die Gerätegehäuse sind derart ausgebildet, dass diese vom Nutzer am Kopf und in der Nähe des Ohrs getragen werden kann, z.B. im Ohr, am Ohr oder hinter dem Ohr. Beispielsweise ist das Hörgerät als BTE-Hörgerät, ITO-Hörgerät oder RIC-Hörgerät ausgebildet.
  • Bei einem binauralen Hörgerät werden die beiden Einzelgeräte vom Nutzer auf unterschiedlichen Seiten des Kopfs getragen, sodass jedes Einzelgerät einem Ohr zugeordnet ist. Die Einzelgeräte sind mittels einer durch die Sende- und Empfangseinheiten (Transceiver) gebildeten Drahtlosschnittstelle zum signaltechnischen Datenaustausch eingerichtet.
  • Das Hörgerät dient insbesondere der Versorgung eines hörgeschädigten Nutzers (Hörgerätnutzer). Das Hörgerät ist hierbei ausgebildet, Schallsignale aus der Umgebung aufzunehmen und an einen Nutzer des Hörgeräts auszugeben. Hierzu weist das Hörgerät den zumindest einen Eingangswandler, insbesondere einen akusto-elektrischen Wandler, wie beispielsweise ein Mikrofon, auf. Der Eingangswandler nimmt im Betrieb des Hörgeräts Schallsignale (Geräusche, Töne, Sprache, etc.) aus der Umgebung auf, und wandelt diese jeweils in ein elektrisches Eingangssignal um. Das Eingangssignal ist hierbei mehrkanalig ausgeführt. Mit anderen Worten werden die akustischen Signale in ein mehrkanaliges Eingangssignal gewandelt. Das Eingangssignal weist also mehrere Frequenzkanäle, insbesondere mindestens zwei, vorzugsweise mindestens 20, besonders vorzugsweise mindestens 40, beispielsweise 48 (Frequenz-)Kanäle auf, welche jeweils ein zugeordnetes Frequenzband eines Frequenzbereichs des Hörgeräts abdecken. Beispielsweise ist hierbei ein Frequenzbereich zwischen 0 kHz und 24 kHz in 48 Kanäle unterteilt, so dass Eingangssignale mit 48 Kanälen erzeugt werden.
  • Die Einzelgeräte weisen jeweils einen Ausgangswandler, insbesondere einen elektro-akustischen Wandler, wie beispielsweise einen Hörer auf. Aus dem elektrischen (mehrkanaligen) Eingangssignal wird ein elektrisches (mehrkanaliges) Ausgangssignal erzeugt, indem das Eingangssignal, beziehungsweise die einzelnen Frequenz- oder Signalkanäle, in einer Signalverarbeitungseinrichtung modifiziert (z.B. verstärkt, gefiltert, gedämpft) werden.
  • Zur Dämpfung oder Unterdrückung von Impulsschall ist in den Einzelgeräten jeweils eine Impulsschallunterdrückung (Impulsschallfilterung) vorgesehen, welche beispielsweise in der Signalverarbeitungseinrichtung integriert ist. Vorzugsweise ist die Impulsschallunterdrückung signaltechnisch einem (Signal-)Verstärker der Signalverarbeitungseinrichtung vorgeschaltet.
  • Die Impulsschallunterdrückung ist dazu vorgesehen und eingerichtet das Auftreten eines Impulsschalls in den Kanälen des Eingangssignals zu erkennen, und für die Kanäle jeweils einen Dämpfungswert zu erzeugen, welche die Signalverstärkung des Verstärkers für den jeweiligen Kanal um den Dämpfungswert reduziert. Das Auftreten von Impulsschall kann hierbei beispielsweise anhand einer sehr schnell (< 0,2 s) ansteigenden Signalamplitude (Signalpegel) erkannt werden. Die Menge der Dämpfungswerte für mehrere oder alle Kanäle des Eingangssignals ist nachfolgend als Dämpfungskurve bezeichnet. Wird kein Impulsschall erkannt, so weisen die Dämpfungswerte beispielsweise einen Wert von 0 dB (Dezibel) auf, so dass die Signalverstärkung in der Signalverarbeitungseinrichtung beziehungsweise in dem Verstärker nicht beeinflusst wird. Im Fall eines Impulsschalls können die Dämpfungswerte beispielsweise einen Wert von -20 dB bis - 40 dB aufweisen, wobei die nachfolgende Signalverstärkung um diesen Wert gedämpft oder reduziert wird. Die von der Impulsschallunterdrückung im Betrieb des Hörgeräts erzeugten Dämpfungskurven reduzieren somit die Impulsschallsignalpegel in den verstärkten Eingangssignalen beziehungsweise Ausgangssignalen.
  • Verfahrensgemäß wird in jedem Einzelgerät ein skalarer Begrenzungswert aus der jeweiligen Dämpfungskurve bestimmt. Mit anderen Worten wird ein einzelner skalarer Begrenzungswert aus den mehreren, beispielsweise 48, Dämpfungswerten bestimmt. Der Begrenzungswert kann hierbei aus der vollständigen Dämpfungskurve für alle Kanäle oder lediglich für eine (Teil-)Dämpfungskurve der vom Impulsschall betroffenen Kanäle bestimmt werden. Beispielsweise weist ein Impulsschall einer zuschlagenden Tür höhere Signalanteile in den niederfrequenten Bändern beziehungsweise Kanälen auf, wobei ein Geschirrklappern mehr Signalanteile in höherfrequenten Kanälen aufweist.
  • Die Begrenzungswerte der Einzelgeräte werden anschließend an das jeweils andere Einzelgerät übermittelt, wobei aus den Begrenzungswerten beider Einzelgeräte jeweils ein gemeinsamer, (pseudo-)synchronisierte, Begrenzungswert bestimmt wird. Dieser gemeinsame oder synchronisierte Begrenzungswert wird anschließend zur Begrenzung der Dämpfungskurven verwendet. Mit anderen Worten wird der synchronisierte Begrenzungswert insbesondere als ein unterer Schwellwert verwendet, wobei wenn die Dämpfungswerte beziehungsweise die Dämpfungskurve den Begrenzungswert erreichen oder unterschreiten, diese auf den Begrenzungswert beschränkt oder begrenzt werden. Die begrenzte Dämpfungskurve beziehungsweise die begrenzten Dämpfungswerte werden zur Einstellung der Signalverstärkungen in der Signalverarbeitungseinrichtung verwendet.
  • Das Verfahren nimmt hierbei in Kauf, dass durch den synchronisierten Begrenzungswert womöglich eines der Einzelgeräte den Impulsschall nicht ausreichend im Ausgangssignal dämpft. Jedoch stellt das Verfahren hiermit sicher, dass es für den Nutzer bei einem Impulsschall nicht zu einer nachteiligen Beeinflussung der Richtungswahrnehmung kommt. Dadurch wird eine Lokalisierung und die räumliche Wahrnehmung der akustischen Umgebung verbessert. Insbesondere kommt es somit nicht zu Schwankungen oder Abweichungen der natürlichen interauralen Pegelunterschiede (IDL), so dass ein besonders geeignetes Verfahren zum Betrieb eines binauralen Hörgeräts realisiert ist.
  • Das erfindungsgemäße Verfahren zielt darauf ab, nicht die exakten Verstärkungen in den Frequenzbändern (Kanälen) zu synchronisieren, sondern einen skalaren (breitbandigen) Begrenzungswert, der einen maximalen Dämpfungswert für alle Kanäle vorgibt. Dadurch werden die vorher im Wesentlichen unbegrenzten Dämpfungswerte einer relevanten Anzahl von Frequenzbändern (den Bändern mit der höchsten gewünschten Dämpfung) auf den gleichen Begrenzungswert beschränkt, wenn dieser erreicht oder überschritten/unterschritten wird.
  • Das Problem einer sehr schnellen Synchronisierung (Mikrosekundenbereich) von mehrkanaligen Verstärkungen auf beiden Ohrseiten wird erfindungsgemäß somit durch eine (Pseudo-)Synchronisation gelöst, bei welcher ein einzelner Begrenzungswert zwischen den Einzelgeräten übertragen wird. Die Begrenzungswerte entsprechen hierbei im Wesentlichen einem erwarteten (geschätzten, extrapolierten) Wert für den jeweils nächsten Impulsschall (Impulsschallereignis, Impulsschallevent), wobei die Begrenzungswerte zwischen den Impulsschallen zwischen den Einzelgeräten übertragen und synchronisiert werden. Der synchronisierte Begrenzungswert gilt hierbei im Wesentlichen lediglich für den nächsten Impulsschall. Dem Verfahren liegt hierbei die Annahme zugrunde, dass ein erneuter (zukünftiger) Impulsschall eine vergleichbare Amplitude beziehungsweise einen vergleichbaren Signalpegel zum aktuellen (vergangenen) Impulsschall aufweist, wie es beispielsweise beim Händeklatschen oder Geschirrklappern der Fall ist. Wenn diese Annahme erfüllt ist, werden die angewandten Dämpfungswerte in den relevanten Frequenzbereichen (die mit der am meisten gewünschten Dämpfung) auf den synchronisierten maximalen Dämpfungswert (Begrenzungswert) in beiden Einzelgeräten begrenzt und sind somit gleich und flach. Diese Gleichmäßigkeit oder Flachheit der Dämpfungskurve (gleicher Dämpfungswert für verschiedene Frequenzen) ist ein weiterer Vorteil des Verfahrens: Sie verhindert, dass der Impulsschall in seiner Frequenzform verzerrt wird, zumindest über den Frequenzbereich und während der Zeit, in welcher der synchronisierte Begrenzungswert angewendet wird.
  • Vorzugsweise wird jeweils lediglich ein skalarer Begrenzungswert zwischen den Einzelgeräten ausgetauscht. Ebenso denkbar ist jedoch, dass die Frequenzkanäle der Einzelgeräte in mindestens zwei Frequenzbänder oder Frequenzabschnitte unterteilt werden, und für jedes Frequenzband oder jeden Frequenzabschnitt jeweils ein skalarer Begrenzungswert bestimmt und ausgetauscht wird. Beispielsweise sind die Frequenzkanäle in hohe Frequenzen und tiefe Frequenzen unterteilt, wobei tiefe Frequenzen beispielsweise den Frequenzbereich einer zuschlagenden Tür, und hohe Frequenzen beispielsweise den Frequenzbereich von klappernden Geschirr abdecken. Wesentlich ist, dass eine gegenüber der Anzahl der Frequenzkanäle deutlich reduzierte Anzahl von skalaren Begrenzungswerten zwischen den Einzelgeräten ausgetauscht wird, so dass eine schnelle (Pseudo-)Synchronisation der Einzelgeräte ermöglicht ist. Die Einzelgeräte übertragen beispielsweise jeweils weniger als fünf skalare Begrenzungswerte, insbesondere weniger als drei skalare Begrenzungswerte, vorzugsweise lediglich einen skalare Begrenzungswert.
  • Für den Fall, dass für längere Zeit kein Impulsschall eintritt, sinkt die Wahrscheinlichkeit, dass der nächste Impulsschall in irgendeiner Weise mit dem vorhergehenden zusammenhängt. In einer geeigneten Ausführung wird der gemeinsame oder synchronisierte Begrenzungswert nach einer vorgegebenen Zeitdauer auf einen hinterlegten Standardwert gesetzt. Beispielsweise nimmt der synchronisierte Begrenzungswert mit zunehmender Zeit zwischen den Impulsschallen langsam oder sukzessive einen hinterlegten oder vorgegebenen Standard- oder Anfangswert (Default value), beispielsweise -20 dB, an. Nach einer vorgegebenen Zeitdauer, bei welcher die Wahrscheinlichkeit hinreichend gering ist, dass der nächste Impulsschall mit dem vergangen zusammenhängt, wird der synchronisierte Begrenzungswert somit vergessen ("Vergessensfaktor"). Welche Zeitdauer beziehungsweise welche Wahrscheinlichkeit hierbei als hinreichend gilt und wie groß die Wahrscheinlichkeit konkret ist, ist dabei zunächst nebensächlich. Dies lässt sich beispielsweise aus vergangenen Daten oder aus entsprechenden Versuchen oder Erprobungen ermitteln. Für unterschiedliche Impulsschallereignisse (Tür zufallen, Händeklatschen, ...) Umgebungs-/Hörsituationen oder Anwendungsszenarien ergeben sich unter Umständen unterschiedliche Zeitdauern.
  • In einer denkbaren Weiterbildung wird der gemeinsame Begrenzungswert durch eine Mittelung der beiden Begrenzungswerte bestimmt. Mit anderen Worten werden die Begrenzungswerte zu dem gemeinsamen oder synchronisierten Begrenzungswert gemittelt. Dadurch ist eine besonders einfache und aufwandreduzierte Bestimmung des gemeinsamen Begrenzungswertes realisiert.
  • In einer bevorzugten Ausgestaltung wird für die Bestimmung der einzelnen Begrenzungswerte jeweils ein Mittelwert und ein Minimumwert der zugehörigen Dämpfungskurve bestimmt. Mit anderen Worten werden die von der Impulsschallunterdrückung bestimmten Dämpfungswerte zu einem (Dämpfungs-)Mittelwert gemittelt und ein minimaler Dämpfungswert als (Dämpfungs-)Minimumwert bestimmt. Geeigneterweise wird der Begrenzungswert hierbei derart bestimmt, dass er zwischen dem Mittelwert und dem Minimumwert liegt. Der Mittelwert stellt somit eine obere Grenze oder einen oberen Schwellwert und der Minimumwert eine untere Grenze beziehungsweise einen unteren Schwellwert für den Begrenzungswert dar. Der bestimmte Begrenzungswert ist somit stets größer als der Minimumwert und stets kleiner als der Mittelwert.
  • In einer zweckmäßigen Ausbildung wird der Begrenzungswert aus der Summe des Mittelwerts und des Minimumwerts bestimmt, wobei der Mittelwert und der Minimumwert vorzugsweise mit einem Gewichtungsfaktor modifiziert werden. Der Gewichtungsfaktor weist hierbei zweckmäßigerweise einen Wertebereich zwischen Null (0) und Eins (1) auf. Dies bedeutet, dass der Gewichtungsfaktor größer oder gleich Null (≥ 0) und kleiner oder gleich Eins ist (≤ 1). Beispielsweise wird der Minimumwert (min) mit dem Gewichtsfaktor (w) multipliziert, wobei der Mittelwert (mean) mit einem Faktor Eins minus Gewichtsfaktor (1 - w) multipliziert wird, und wobei die gewichteten Werte miteinander addiert werden. In einer Formel ausgedrückt ergibt sich der Begrenzungswert (att_bb_thr) somit beispielsweise als: att _ bb _ thr = w * min + 1 − w * mean .
    Figure imgb0001
  • Bei dem Gewichtungsfaktor kann es sich um einen hinterlegten oder vorgegebenen Wert handeln. Der Gewichtungsfaktor ist vorzugsweise konstant und entsprechend den jeweiligen Wünschen oder Anforderungen zwischen 0 und 1 dimensioniert, je nachdem ob man im Mittel weniger (Mittelwert, w = 0) oder mehr (Minimum, w = 1) Dämpfung erzielen will. Welchen Wert der Gewichtungsfaktor konkret aufweist ist dabei zunächst nebensächlich. Ein geeigneter Gewichtungsfaktor lässt sich beispielsweise aus vergangenen Daten oder aus entsprechenden Versuchen oder Erprobungen ermitteln. Für unterschiedliche Impulsschallereignisse (Tür zufallen, Händeklatschen, ...), Umgebungs-/Hörsituationen oder Anwendungsszenarien sind unter Umständen unterschiedliche Gewichtungsfaktoren vorgesehen. Der Gewichtungsfaktor kann also beispielsweise in Abhängigkeit einer aktuellen Hörsituation eingestellt sein.
  • Das erfindungsgemäße binaurale Hörgerät weist zwei Einzelgeräte auf. Jedes Einzelgerät weist hierbei mindestens einen Eingangswandler zur Aufnahme eines akustischen Signals und Wandlung in ein mehrkanaliges Eingangssignal, eine Impulsschallunterdrückung zur Erzeugung einer Dämpfungskurve zur Reduzierung von Impulsschallsignalpegeln in dem Eingangssignal, einen (Signal-)Verstärker zur mehrkanaligen Signalverstärkung des Eingangssignals und Erzeugung eines Ausgangssignals, einen Ausgangswandler zur Wandlung des Ausgangssignals in ein Schallsignal, und eine Sende- und Empfangseinheit zur signaltechnischen Kopplung zwischen den Einzelgeräten auf. Die Impulsschallunterdrückung und der Verstärker sind beispielsweise Teil einer Signalverarbeitungseinrichtung.
  • Das Hörgerät, insbesondere die Signalverarbeitungseinrichtung oder die Impulsschallunterdrückung, weist weiterhin einen Controller, also eine Steuereinheit, auf. Der Controller ist hierbei allgemein - programm- und/oder schaltungstechnisch - zur Durchführung des vorstehend beschriebenen erfindungsgemäßen Verfahrens eingerichtet. Der Controller ist somit konkret dazu eingerichtet, aus den Dämpfungswerten oder Dämpfungskurven einen Begrenzungswert zu bestimmen und an die Sende- und Empfangseinheit zu übermitteln, sowie aus den Begrenzungswert und dem vom jeweils anderen Einzelgerät übermittelten Begrenzungswert einen gemeinsamen oder synchronisierten Begrenzungswert zu bestimmen, und diesen auf die Dämpfungskurve als Begrenzung oder Beschränkung anzuwenden.
  • In einer bevorzugten Ausgestaltungsform ist der Controller zumindest im Kern durch einen Mikrocontroller mit einem Prozessor und einem Datenspeicher gebildet, in dem die Funktionalität zur Durchführung des erfindungsgemäßen Ver-fahrens in Form einer Betriebssoftware (Firmware) programmtechnisch implementiert ist, so dass das Verfahren - gegebenenfalls in Interaktion mit einem Hörgerätnutzer - bei Ausführung der Betriebssoftware in dem Mikrocontroller automatisch durchgeführt wird. Der Controller kann im Rahmen der Erfindung alternativ aber auch durch ein nicht-programmierbares elektronisches Bauteil, wie zum Beispiel einem anwendungsspezifischen integrierten Schaltkreis (ASIC), gebildet sein, in dem die Funktionalität zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens mit schaltungstechnischen Mitteln implementiert ist.
  • Ein zusätzlicher oder weiterer Aspekt der Erfindung sieht eine Software auf einem Medium oder Datenträger zur Durchführung oder Ausführung des vorstehend beschriebenen Verfahrens vor. Dies bedeutet, dass die Software auf einem Datenträger hinterlegt ist, und zur Ausführung des vorstehend beschriebenen Verfahrens vorgesehen, sowie dafür geeignet und ausgestaltet ist. Dadurch ist eine besonders geeignete Software für den Betrieb eines binauralen Hörgeräts realisiert, mit welcher die Funktionalität zur Durchführung des erfindungsgemäßen Verfahrens programmtechnisch implementiert wird. Die Software ist somit insbesondere eine Betriebssoftware (Firmware), wobei der Datenträger beispielsweise ein Datenspeicher des Controllers ist.
  • Nachfolgend ist ein Ausführungsbeispiel der Erfindung näher erläutert. Darin zeigen in schematischen und vereinfachten Darstellungen:
    • Fig. 1
    ein binaurales Hörgerät mit zwei Einzelgeräten, und
    Fig. 2
    ein Blockdiagramm zur Funktionsaufteilung eines Verfahrens zum Betrieb des Hörgeräts.
  • Einander entsprechende Teile und Größen sind in allen Figuren stets mit den gleichen Bezugszeichen versehen.
  • Die Fig. 1 zeigt den prinzipiellen Aufbau eines erfindungsgemäßen binauralen Hörgeräts 2. Das Hörgerät 2 ist hierbei mit zwei signaltechnisch gekoppelten Hörhilfegeräten beziehungsweise Einzelgeräten 4a, 4b ausgeführt. Die Einzelgeräte 4a, 4b sind hierbei beispielhaft als Hinter-dem-Ohr-Hörhilfegeräte (HdO) ausgestaltet. Die Einzelgeräte 4a, 4b sind untereinander mittels einer drahtlosen Kommunikationsverbindung 6 signaltechnisch gekoppelt oder koppelbar.
  • Die Kommunikationsverbindung 6 ist beispielsweise eine induktive Kopplung zwischen den Einzelgeräten 4a und 4b, alternativ kann die Kommunikationsverbindung 6 beispielsweise als eine Funkverbindung, insbesondere als eine Bluetooth- oder RFID-Verbindung, zwischen den Einzelgeräten 4a und 4b ausgeführt sein.
  • Das Einzelgerät 4a ist im Anwendungszustand beispielsweise am rechten Ohr des Hörgerätenutzers angeordnet, wobei das Einzelgerät 4b entsprechend an einem linken Ohr angeordnet ist.
  • Der Aufbau der Einzelgeräte 4a, 4b ist nachfolgend beispielhaft anhand des Einzelgeräts 4a erläutert, wobei die Erläuterungen sinngemäß auch auf das Einzelgerät 4b übertragbar sind. Die Komponenten des Einzelgeräts 4a sind hierbei mit dem Suffix "a" gekennzeichnet, wobei in den Figuren die entsprechenden Komponenten des Einzelgeräts 4b mit dem entsprechenden Suffix "b" gekennzeichnet sind.
  • Das Einzelgeräte 4a umfasst, wie in der Fig. 1 schematisch dargestellt, ein Gerätegehäuse 8a, in welches ein oder mehrere Mikrofone, auch als (akusto-elektrische) Eingangswandler 10a bezeichnet, eingebaut sind. Mit den Eingangswandlern 10a wird ein Schall beziehungsweise die akustischen Signale in einer Umgebung des Hörgeräts 2 aufgenommen, und in elektrische, mehrkanalige, Eingangssignale 12a gewandelt (Fig. 2). Vorzugsweise weisen die Eingangssignale 12a hierbei mehrere Frequenzkanäle, beispielsweise 48 Kanäle im Frequenzbereich zwischen 0 kHz und 28 kHz, auf.
  • Eine Signalverarbeitungseinheit 14a die ebenfalls in das Gerätegehäuse 8a integriert ist, verarbeitet die Eingangssignale 12a. Ein Ausgangssignal 16a (Fig. 2) der Signalverarbeitungseinheit 14a wird an einen Ausgangswandler 18a, welcher beispielsweise als ein Lautsprecher oder Hörer ausgeführt ist, übertragen, welcher ein akustisches Signal ausgibt. Bei dem Einzelgerät 4a wird das akustische Signal gegebenenfalls über einen nicht näher dargestellten Schallschlauch oder externen Hörer, der mit einer im Gehörgang einsitzenden Otoplastik, zum Trommelfell eines Hörsystemnutzers übertragen. Es ist aber auch beispielsweise ein elektro-mechanischer Ausgangswandler 20 als Hörer denkbar, wie beispielsweise bei einem Knochenleitungshörer.
  • Die Energieversorgung des Einzelgeräts 4a und insbesondere die der Signalverarbeitungseinheit 14a erfolgt durch eine ebenfalls ins Gerätegehäuse 8a integrierte Batterie 20a.
  • Die Signalverarbeitungseinrichtung 14a ist signaltechnisch an eine Sende- und Empfangseinheit (Transceiver) 22a geführt. Der Transceiver 22a dient insbesondere zum Senden und Empfangen von drahtlosen Signalen mittels der Kommunikationsverbindung 6.
  • Die Signalverarbeitungseinrichtung 14a weist hierbei eine Impulsschallunterdrückung 24a und eine (Signal-)Verstärkung beziehungsweise einen Verstärker 26a sowie einen nicht näher gezeigten Controller als Steuergerät auf. Der Controller ist hierbei zur Durchführung eines erfindungsgemäßen Verfahrens zum Betrieb des Hörgeräts 2 vorgesehen sowie dafür geeignet und eingerichtet. Nachfolgend ist das Verfahren anhand der Fig. 2 näher erläutert.
  • Die Eingangswandler 10a, 10b nehmen im Betrieb des Hörgeräts 2 Schallsignale (Geräusche, Töne, Sprache, etc.) aus der Umgebung auf, und wandeln diese in die mehrkanaligen Eingangssignale 12a, 12b. Die Eingangssignale 12a, 12b werden der jeweiligen Impulsschallunterdrückung 24a, 24b zugeführt, welche die Eingangssignale 12a, 12b auf das Vorhandensein von Impulsschall untersucht. Bei einem Impulsschall erzeugt die Impulsschallunterdrückung 24a, 24b eine Dämpfungskurve 28a, 28b zur Steuerung und/oder Regelung des mehrkanaligen Verstärkers 26a, 26b.
  • Die Dämpfungskurven 28a, 28b sind in der Fig. 2 schematisch und beispielhaft anhand eines Frequenz-Dämpfungs-Diagramms gezeigt, wobei horizontal, also entlang der Abszissenachse (X-Achse), die Frequenz f, beispielsweise von 0 kHz bis 24 kHz, und entlang der vertikalen Ordinatenachse (Y-Achse) die Dämpfung (Gain), beispielsweise von -40 dB bis 0 dB, aufgetragen ist. Die Dämpfungskurven 28a, 28b zeigen hierbei beispielsweise den Verlauf für eine zuschlagende Tür, deren Impulsschall niedertonig oder niederfrequent ist, so dass der höchste Signalpegel - und entsprechend die niedrigsten Dämpfungswerte - bei niedrigen Frequenzen auftreten. Die Dämpfungskurven 28a, 28b weisen hierbei aufgrund von Hall oder Kopfabschattung unterschiedliche Verläufe auf.
  • Der Controller des jeweiligen Einzelgeräts 4a, 4b bestimmt aus der jeweiligen Dämpfungskurve 28a, 28b einen jeweiligen Minimumwert 30a, 30b und einen Mittelwert 32a, 32b. Der Minimumwert 30a, 30b entspricht hierbei dem tiefsten Dämpfungswert der Dämpfungskurve 28a, 28b, also demjenigen Wert mit der größten Dämpfung für die Verstärkung 26a, 26b, wobei der Mittelwert 32a, 32b der gemittelte Wert der jeweiligen Dämpfungskurve 28a, 28b ist.
  • Der Controller des jeweiligen Einzelgeräts 4a, 4b bestimmt einen skalaren Begrenzungswert 34a, 34b aus den Minimumwert 30a, 30b und dem Mittelwert 32a, 32b, welcher er zwischen dem Mittelwert 32a, 32b und dem Minimumwert liegt 30a, 30b. Die Begrenzungswerte 34a, 34b werden hierbei insbesondere nach folgender Formel berechnet: att _ bb _ thr = w * min + 1 − w * mean ,
    Figure imgb0002
     wobei att_bb_thr der Begrenzungswert 34a, 34b, min der Minimumwert 30a, 30b, mean der Mittelwert 32a, 32b, und w ein Gewichtungsfaktor zwischen Null und Eins (0 ≤ w ≤ 1).
  • Die Begrenzungswerte 34a, 34b der Einzelgeräte 4a, 4b werden anschließend mittels der Kommunikationsverbindung 6 an das jeweils andere Einzelgerät 4b, 4a übermittelt. Somit stehen den Controllern beider Einzelgeräte 4a, 4b jeweils beide Begrenzungswerte 34a und 34b zur Verfügung. Die Controller bestimmen aus den Begrenzungswerten 34a und 34b durch Mittelung einen synchronisierten Begrenzungswert 36, welcher in beiden Einzelgeräten 4a, 4b den gleichen Wert aufweist. Der Begrenzungswert 36 ist hierbei beispielsweise das arithmetische Mittel (arithmetische Mittelwert) der Begrenzungswerte 34a und 34b.
  • Die Werte für die skalaren Größen des Minimumwerts 30a, 30b, des Mittelwerts 32a, 32b und der Begrenzungswerte 34a, 34b, 36 sind in den Diagrammen der Fig. 2 schematisch als strichlinierte Linien dargestellt.
  • Der synchronisierte Begrenzungswert 36 wird anschließend zur Begrenzung der Dämpfungskurven 28a, 28b verwendet. Mit anderen Worten wird der synchronisierte Begrenzungswert 36 insbesondere als ein unterer Schwellwert verwendet, alle Werte der jeweiligen Dämpfungskurve 28a, 28b, welche diesen Begrenzungswert 36 erreichen oder unterschreiten, auf den Begrenzungswert 36 limitiert werden. Mit anderen Worten werden die Dämpfungskurven 28a, 28b unterhalb des Begrenzungswertes 36 "abgeschnitten", so dass die begrenzten Dämpfungskurven 28a`, 28b' im Bereich der größten spektralen Energie abgeflacht werden, so dass die spektrale Charakteristik des Impulsschalls bei der Verstärkung erhalten bleibt. Die begrenzte Dämpfungskurven 28a, 28b werden zur Einstellung der Signalverstärkungen der (Frequenz-)Kanäle in dem Verstärker 26a, 26b verwendet.
  • Der synchronisierte Begrenzungswert 36 gilt hierbei im Wesentlichen lediglich für den jeweils nächsten Impulsschall. Dem Verfahren liegt hierbei die Annahme zugrunde, dass ein erneuter (zukünftiger) Impulsschall eine vergleichbare Amplitude beziehungsweise einen vergleichbaren Signalpegel zum aktuellen (vergangenen) Impulsschall aufweist. Wenn diese Annahme erfüllt ist, werden die Dämpfungskurven 28a, 28b für den zukünftigen Impulsschall in beiden Einzelgeräten 4a, 4b auf den Begrenzungswert 36 begrenzt, so dass die Dämpfungskurven 28a`, 28b' im Wesentlichen gleich und flach sind. Der synchronisierte Begrenzungswert 36 wird nach einer vorgegebenen Zeitdauer auf einen hinterlegten Standardwert gesetzt.
  • Die beanspruchte Erfindung ist nicht auf das vorstehend beschriebene Ausführungsbeispiel beschränkt. Vielmehr können auch andere Varianten der Erfindung von dem Fachmann hieraus im Rahmen der offenbarten Ansprüche abgeleitet werden, ohne den Gegenstand der beanspruchten Erfindung zu verlassen. Insbesondere sind ferner alle im Zusammenhang mit dem Ausführungsbeispiel beschriebenen Einzelmerkmale im Rahmen der offenbarten Ansprüche auch auf andere Weise kombinierbar, ohne den Gegenstand der beanspruchten Erfindung zu verlassen.
    • Bezugszeichenliste
    • 2
    Hörgerät
    4a, 4b
    Einzelgerät
    6
    Kommunikationsverbindung
    8a, 8b
    Gerätegehäuse
    10a, 10b
    Eingangswandler
    12a, 12b
    Eingangssignal
    14a, 14b
    Signalverarbeitungseinrichtung
    16a, 16b
    Ausgangssignal
    18a, 18b
    Ausgangswandler
    20a, 20b
    Batterie
    22a,22b
    Sende- und Empfangseinheit
    24a, 24b
    Impulsschallunterdrückung
    26a, 26b
    Verstärker
    28a, 28b, 28a`, 28b`
    Dämpfungskurve
    30a, 30b
    Minimumwert
    32a, 32b
    Mittelwert
    34a, 34b
    Begrenzungswert
    36
    Begrenzungswert

Claims (10)

  1. Verfahren zum Betreiben eines binauralen Hörgeräts (2) mit zwei Einzelgeräten (4a, 4b), wobei die Einzelgeräte (4a, 4b) jeweils
    a) mindestens einen Eingangswandler (10a, 10b) zur Aufnahme eines akustischen Signals und Wandlung in ein mehrkanaliges Eingangssignal (12a, 12b),
    b) eine Impulsschallunterdrückung (24a, 24b) zur Erzeugung einer Dämpfungskurve (28a, 28b) zur Reduzierung von Impulsschallsignalpegeln in dem Eingangssignal (12a, 12b),
    c) einen Verstärker (26a, 26b) zur mehrkanaligen Signalverstärkung des Eingangssignals (12a, 12b) und Erzeugung eines Ausgangssignals (16a, 16b) anhand der Dämpfungskurve (28a, 28b),
    d) einen Ausgangswandler (18a, 18b) zur Wandlung des Ausgangssignals (16a, 16b) in ein Schallsignal, und
    e) eine Sende- und Empfangseinheit (22a, 22b) zur signaltechnischen Kopplung zwischen den Einzelgeräten (4a, 4b) aufweisen,
    - wobei in jedem Einzelgerät (4a, 4b) ein skalarer Begrenzungswert (34a, 34b) aus der jeweiligen Dämpfungskurve (28a, 28b) bestimmt wird,
    - wobei die Begrenzungswerte (34a, 34b) an das jeweils andere Einzelgerät (4a, 4b) übermittelt werden,
    - wobei aus den beiden Begrenzungswerten (34a, 34b) ein gemeinsamer Begrenzungswert (36) bestimmt wird,
    - wobei die Dämpfungskurven (28a, 28b) mit dem gemeinsamen Begrenzungswert (36) begrenzt werden, und
    - wobei die Signalverstärkung anhand der begrenzten Dämpfungskurven (28a`, 28b`) eingestellt werden.
  2. Verfahren nach Anspruch 1,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der gemeinsame Begrenzungswert (36) nach einer vorgegebenen Zeitdauer auf einen hinterlegten Standardwert gesetzt wird.
  3. Verfahren nach Anspruch 1 oder 2,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der gemeinsame Begrenzungswert (36) durch eine Mittelung der beiden Begrenzungswerte (34a, 34b) bestimmt wird.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass für die Bestimmung des Begrenzungswerts (36) aus der Dämpfungskurve (28a, 28b) ein Mittelwert (32a, 32b) und ein Minimumwert (30a, 30b) der Dämpfungskurve (28a, 28b) bestimmt wird.
  5. Verfahren nach Anspruch 4,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der Begrenzungswert (34a, 34b) derart bestimmt wird, dass er zwischen dem Mittelwert (32a, 32b) und dem Minimumwert (30a, 30b) liegt.
  6. Verfahren nach Anspruch 4 oder 5,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der Begrenzungswert (34a, 34b) durch Summierung des Minimumwerts (30a, 30b) und des Mittelwerts (32a, 32b) bestimmt wird.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 4 bis 6,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der Mittelwert (32a, 32b) und der Minimumwert (30a, 30b) zur Bestimmung des Begrenzungswerts (36) mit einem Gewichtungsfaktor modifiziert werden.
  8. Verfahren nach Anspruch 7,
    dadurch gekennzeichnet,
    dass der Gewichtungsfaktor zwischen Null und Eins dimensioniert ist.
  9. Binaurales Hörgerät (2) mit zwei Einzelgeräten (4a, 4b), wobei die Einzelgeräte (4a, 4b) jeweils
    - mindestens einen Eingangswandler (10a, 10b) zur Aufnahme eines akustischen Signals und Wandlung in ein mehrkanaliges Eingangssignal (12a, 12b),
    - eine Impulsschallunterdrückung (24a, 24b) zur Erzeugung einer Dämpfungskurve (28a, 28b) zur Reduzierung von Impulsschallsignalpegeln in dem Eingangssignal (12a, 12b),
    - einen Verstärker (26a, 26b) zur mehrkanaligen Signalverstärkung des Eingangssignals (12a, 12b) und Erzeugung eines Ausgangssignals (16a, 16b) anhand der Dämpfungskurve (28a, 28b),
    - einen Ausgangswandler (18a, 18b) zur Wandlung des Ausgangssignals (16a, 16b) in ein Schallsignal,
    - eine Sende- und Empfangseinheit (22a, 22b) zur signaltechnischen Kopplung zwischen den Einzelgeräten (4a, 4b), und
    - einen Controller () zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8 aufweisen.
  10. Software auf einem Datenträger zur Durchführung eines Verfahrens nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wenn die Software auf einem Computer abläuft.
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Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3185587A1 (de) * 2015-12-23 2017-06-28 GN Resound A/S Hörgerät mit unterdrückung von schallimpulsen
EP3337186A1 (de) * 2016-12-16 2018-06-20 GN Hearing A/S Binaurales hörvorrichtungssystem mit einem binauralen impulsumgebungsklassifizierer
EP3917157A1 (de) * 2016-12-23 2021-12-01 GN Hearing A/S Hörgerät mit schallimpulsunterdrückung und zugehöriges verfahren

Family Cites Families (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102005043314B4 (de) 2005-09-12 2009-08-06 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Dämpfen von Störschall und entsprechende Hörvorrichtung
WO2018130287A1 (en) 2017-01-12 2018-07-19 Sonova Ag Hearing device with acoustic shock control and method for acoustic shock control in a hearing device

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3185587A1 (de) * 2015-12-23 2017-06-28 GN Resound A/S Hörgerät mit unterdrückung von schallimpulsen
EP3337186A1 (de) * 2016-12-16 2018-06-20 GN Hearing A/S Binaurales hörvorrichtungssystem mit einem binauralen impulsumgebungsklassifizierer
EP3917157A1 (de) * 2016-12-23 2021-12-01 GN Hearing A/S Hörgerät mit schallimpulsunterdrückung und zugehöriges verfahren

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