WO2011107545A2 - Verfahren zum einstellen einer hörvorrichtung mit richtwirkung - Google Patents

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WO2011107545A2
WO2011107545A2 PCT/EP2011/053191 EP2011053191W WO2011107545A2 WO 2011107545 A2 WO2011107545 A2 WO 2011107545A2 EP 2011053191 W EP2011053191 W EP 2011053191W WO 2011107545 A2 WO2011107545 A2 WO 2011107545A2
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hearing device
hearing
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microphones
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Tobias Wurzbacher
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Siemens Medical Instruments Pte Ltd
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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Electric hearing aids
    • H04R25/40—Arrangements for obtaining a desired directivity characteristic
    • H04R25/407—Circuits for combining signals of a plurality of transducers
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; ELECTRIC HEARING AIDS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2430/00—Signal processing covered by H04R, not provided for in its groups
    • H04R2430/03—Synergistic effects of band splitting and sub-band processing

Definitions

  • the invention relates to a method for adjusting a hearing device, which is designed to generate a directivity based on signals from at least two microphones.
  • hearing device is understood here in particular a hearing aid.
  • the term includes other portable acoustic devices such as headsets, headphones and the like.
  • Hearing aids are portable hearing aids that are used to care for the hearing impaired.
  • different types of hearing aids such as behind-the-ear hearing aids (BTE), hearing aid with external receiver (RIC: receiver in the canal) and in-the-ear hearing aids (IDO), e.g. Concha hearing aids or canal hearing aids (ITE, CIC).
  • BTE behind-the-ear hearing aids
  • RIC hearing aid with external receiver
  • IDO in-the-ear hearing aids
  • ITE canal hearing aids
  • the hearing aids listed by way of example are worn on the outer ear or in the ear canal.
  • bone conduction hearing aids, implantable or vibrotactile hearing aids are also available on the market. The stimulation of the damaged hearing takes place either mechanically or electrically.
  • Hearing aids have in principle as essential components an input transducer, an amplifier and an output transducer.
  • the input transducer is usually a sound receiver, z. As a microphone, and / or an electromagnetic receiver, for. B. an induction coil.
  • the output transducer is usually used as an electroacoustic transducer, z. As miniature speaker, or as an electromechanical transducer, z. B. bone conduction, realized.
  • the amplifier is usually integrated in a signal processing unit. This basic structure is shown in FIG. 1 using the example of a behind-the-ear hearing device.
  • a hearing aid housing 1 for carrying behind the ear are one or more microphones 2 to Built-in sound recording from the environment.
  • a signal ⁇ processing unit 3 which is also integrated into the hearing aid housing 1 processes the microphone signals and ver ⁇ strengthens them.
  • the output signal of the signal processing unit 3 is transmitted to a loudspeaker or earpiece 4, which outputs an acoustic signal.
  • the sound is optionally through a sound tube which is fixed with a otoplasty in the auditory canal, the eardrum of the wearer übertra ⁇ gene also as Dome (Dome - dome) Instead of an otoplastic.
  • Designated domed earpiece used ⁇ to that upon insertion in the ear canal adapts to a shape of the same. In the context of open fitting, a so-called tip (tip) is often used, which has a particularly narrow shape so that it does not impair ventilation of the auditory canal.
  • the Energyver ⁇ supply of the hearing aid and in particular the Signalverar ⁇ beitungsech 3 by a likewise integrated into the hearing ⁇ housing 1 battery 5.
  • hearing aids with at least two microphones it is possible to use a transit time difference of sound waves between the microphones to a directivity when detecting a sound to produce. This allows a processing of a sound signal depending on which direction the sound is hit on the hearing.
  • a useful signal is often the signal of that
  • a directional characteristic of the hearing device can be determined. In such a directional characteristic is indicated which damping a
  • Sound signal in dependence learns from which direction Rich ⁇ the sound hits the hearing.
  • To create a directivity signals of individual microphones can be delayed against each other and then summed who ⁇ .
  • a period of time is usually set, which corresponds to a transit time of a sound between the microphones.
  • Delay period T as T d / c where d is the microphone distance and c is the speed of sound in air.
  • the adaptive system uses the standard least squares algorithm.
  • the parameters b and ß ß f representing the relationship between the in ⁇ Neren and the external time delay, is in the so-
  • the ⁇ -value pairs are determined for a number of frequencies.
  • the object of the present invention is to improve a directivity in a hearing device.
  • a suitable hearing device may be configured to generate a directivity based on signals from at least two microphones.
  • signal components of different frequencies are delayed by a predetermined period of time in at least one of the signals.
  • Different time periods here are set for at least two signal ⁇ shares. This makes it possible in an advantageous manner a value dependent on a frequency of a signal component propagation time difference between the at least two microphones in producing the directivity for each of the frequency components separated from brideen ⁇ .
  • the invention is based on the finding that the effective transit time of a sound between two microphones is also dependent on a wavelength of the sound, i. from the frequency of
  • Sound signal depends.
  • the frequency dependence is determined here by the propagation paths that result when wearing the hearing device on the body, eg on the head, a device carrier between two microphones.
  • the time periods are in this case predetermined, ie they must not be estimated during a Be ⁇ drive of the hearing when the hearing device is used by the device carrier in everyday life.
  • the directional effect generated by means of the delay is therefore sta ⁇ table.
  • the hearing device can be set for at least one of the signal components, a period of time which is different from the duration of the sound, which the sound benö ⁇ taken to get directly from one of the two microphones to the other.
  • T d / c.
  • the directivity can be achieved by superimposing a cardioid polar pattern and an anti-cardioid
  • Directional characteristics are generated.
  • a special design of the hearing device is obtained when in a proper wearing position of the hearing device on a person's head results in a directivity, in which the anti-cardioid directional characteristic for at least one of the signal components a notch for a straight ahead. direction of the head.
  • a notch here represents a local minimum in a graph for a directional characteristic, by which a dependence of a damping of a sound signal from an angle of incidence of the associated
  • a delay which results in a directional characteristic with a notch for the straight-line orientation, can be determined, for example, by means of a numerical method.
  • a hearing device in another hearing device, means are provided by which optionally two signals can be interchanged along signal paths in the hearing device.
  • a hearing device can be adapted individually to a person in a simple manner with the aid of standardized methods.
  • a Hörvor ⁇ direction can be adjusted, which is laid out ⁇ for generating a directivity on the basis of signals from at least two microphones being provided for generating the directivity, that in at least one of the signals signal components un- ter Kunststoffaji frequencies around delayed for a certain period of time.
  • the following three steps are performed for each of the signal components of different frequency.
  • a value for a directional parameter for adjusting the directivity is determined, so that the directivity for a predetermined direction satisfies a predetermined criterion.
  • the directional parameter can be changed until a level of a microphone signal generated by a frontal sound impinging on the hearing device from the front is minimized or maximized.
  • a time period for the delay of the signal component is determined on the basis of the value determined for the directional parameter.
  • the specific time duration in the hearing device is set for later operation.
  • d stands again for the distance between the two microphones and c for the Sound Velocity ⁇ speed in air.
  • the method can be developed in an advantageous manner if, for determining the value, the hearing device is attached to a head in a designated wearing position and the hearing device is sonicated from the predetermined direction.
  • the hearing device can be individu ⁇ ell customize for a particular user of the hearing device.
  • FIG. 1 shows a schematic representation of a structure of a
  • Signal processing for generating a directional character derives from a Kardioid- and an anti-cardioid directional characteristic
  • Anti-Kardioidzweig in a hearing aid according to the prior art results when worn on a head
  • FIG. 6 shows a Richtcharakerizing an anti-Kardioidzweigs of the hearing aid of Figure 5 as it results in accordance with the He ⁇ invention when the hearing aid is ge ⁇ bear on a head.
  • FIG. 2 shows a signal flow graph for processing signals of two microphones 10, 12 of a hearing aid (not further shown in FIG. 2).
  • an output signal 14 is generated from the microphone signals, in which signal components of a sound signal to the microphone signals are attenuated depending on which direction a corresponding sound is hit on the microphones 10, 12.
  • the hearing aid can be, for example, a behind-the-ear hearing aid.
  • a hearing aid is worn in a proper manner, for example, by being fastened with a carrying hook to an auricle of an ear of a device wearer.
  • the microphones 10 and 12 are on a line arranged one behind the other, that a from the front of a direction 16 on the head of the equipment carrier meeting
  • the signals of the two microphones 10, 12 are superimposed by summers 20, 22 with each other.
  • one of the signals is delayed by a time period T by means of a delay element 24, 26 with respect to the respective other signal.
  • the time delay T corresponds to a transit time difference of a sound from the direction 16 between the microphones 10, 12.
  • one of the two signals is inverted at the summers 20 and 22, which is indicated in FIG. 2 by a minus sign.
  • the signal of the Anti-Kardioidzweigs 30 is weighted by means of a Mul ⁇ tiplizierers 32 with a weighting factor a.
  • the weighting factor a represents a directional parameter by which the output signal 14 is a directional effect can be ⁇ represents.
  • the signals of the branches 28 and 30 are superimposed by a summer 34, whereby the output signal 14 is formed.
  • the signal of the anti-cardioid branch 30 can be used to determine a power of noise from an environment of the hearing aid.
  • a directional characteristic 36 is shown in FIG. 3, as it results in the case of the hearing device explained in conjunction with FIG. 2 in a free field, ie in a reflection-free environment, for the anti-cardioid branch 30.
  • a notch 38 For a sound from a zero-degree direction, ie from the direction 16 frontally from the front, results in a notch 38, which indicates a particularly strong suppression of a signal from this direction.
  • a directional characteristic 40 is shown which results for the anti-cardioid branch 30 when the hearing aid of FIG. 2 is worn on a person's head.
  • a notch 42 corresponding to the notch 38 is formed at an incident direction of about fifty degrees.
  • a signal of sound striking the hearing aid from the zero-degree direction (direction 16) is attenuated by less than 20 dB. The attenuation is dependent on a frequency of each processed signal components.
  • curves 40 ', 40 ", 40"' of the directional characteristic 40 are shown for frequencies 1000 Hz, 2500 Hz and 5000.
  • the different curves 40 ', 40'',40' give 'by differences in the Ausbreitungspfa ⁇ between the microphones 10 and 12, a sound for the individual signal components.
  • the actual terms of the Sig ⁇ nalanmaschine are frequency dependent. Due to the displacement of the notch away from the zero-degree direction, the performance and Robust ⁇ standardized algorithms reduce for generating an adaptive directivity by which, for example, the value for the weighting factor a in an operation of the hearing aid can be controlled, and also by Algorithms for a spatial Störgerauschredukti ⁇ on.
  • the hearing device can be a behind-the-ear hearing device, in which the microphones 48 and 50 are arranged in the same way as has already been described in connection with the hearing device explained in FIG.
  • the direction 16 is the zero-degree direction.
  • the microphones 48, 50 are arranged at a distance d from one another in the hearing device.
  • the signal processing graph shown in FIG. 5 represents a processing that can be performed in one of a plurality of frequency channels of the hearing device.
  • Results in the same Signal Let ⁇ phen for the other frequency channels values for the time period T 0 and the weighting factor a for the individual frequency channels may differ from each other.
  • the time period T 0 for the individual frequency channels is adjustable. Before a device wearer can wear the hearing aid intended for him in everyday life, the hearing aid must be adjusted by determining an optimum value for the time duration T 0 for each frequency channel and setting it for the respective delay element 44, 46. The adjustment can be made for example by a hearing care professional.
  • the hearing device is first attached to the ear of the equipment wearer in the appropriate manner. Subsequently, the hearing ⁇ device by means of a sound source, such as a loudspeaker ⁇ , with a sound from the zero-degree direction of Hearing aid, ie from the direction 16, sonicated.
  • a sound source such as a loudspeaker ⁇
  • Sound may be noise, for example.
  • a value for the weighting factor a is determined, for which an optimum value of, for example, a signal power for one of the branches of the signal flow graph results.
  • Such optimal value may be for example a minimum or a maximum signal power ⁇ .
  • the algorithm can be beispielswei ⁇ se be a numerical optimization method or an algorithm, as it is also used for adapting the weighting factor a for generating an adaptive directionality.
  • Adaptive directional microphone structures of this type are well known in the art.
  • the time duration T 0 is calculated for each frequency channel.
  • T 0 (la) / (l + a) * d / c ⁇ ver applies in the example of FIG.
  • the formula can be used or numerical mapping rules can be determined by experiments.
  • the durations T 0 for the individual frequency channels are subsequently stored in the hearing device so that they are available for later operation of the hearing device as the time periods T 0 for the delay elements 44 and 46. For the individual frequency channels so can different time delays. During operation of the hearing aid by the wearer, the values for time delays may remain unchanged.
  • FIG 6 a directional characteristic of the hearing aid 52 is shown which is obtained for an anti Kardioidzweig 30 ', when the hearing aid is worn by the device ⁇ carrier for which the time period T 0 has been set in the manner described.
  • the directional characteristic 52 includes curves 52 ', 52'',52''' for the frequencies 1000 Hz, 2500 Hz and 5000 Hz. For the zero-degree direction, ie for a sound from the direction 16, results in the directional pattern 52 as compared to the directional pattern 40 significantly greater attenuation.
  • Richtcha ⁇ rakterizing 52 influences the useful signal are reduced to the calculation ⁇ voltage of the interference power as one based on Signal of the anti-Kardioidzweigs 30 'can be performed.
  • time duration T 0 has been optimized for a single implement carrier. However, it is also possible to determine an average value for an optimal time duration T 0 for several test persons and to use this as the standard value for hearing aids. Instead of volunteers, of course, a dummy head can be used. Furthermore, it is possible for a single frequency channel different values for the time delay in the tarry ⁇ approximately element 44 on the one hand and to the delay element 46 on the other hand set.
  • the hearing aid is also particularly robust if the weighting factor a is changed during operation of the hearing aid by means of an algorithm for generating an adaptive directivity.
  • sound signals from sources of interference in a front hemisphere of the hearing aid may also less disturb the computation of the weighting factor a to produce a desired characteristic.

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Abstract

Hörvorrichtungen mit zwei oder mehr Mikrofonen (48, 50) erlauben aufgrund der Laufzeitdifferenz von Schallwellen zwischen den Mikrofonen (48, 50) eine gewünschte Richtcharakteristik einzustellen. Die effektive Laufzeit der Schallwellen zwischen den Mikrofonen muss dabei für eine korrekte Bearbeitung der Mikrofonsignale bekannt sein. Wird eine Hörvorrichtung am Körper, beispielsweise am Kopf, getragen, so kann dies zu einer Veränderung der effektiven Laufzeit führen. Dies kann eine statische Richtwirkung einer Hörvorrichtung vermindern. Es ist Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Richtwirkung einer Hörvorrichtung zu verbessern. Erfindungsgemäß wird dazu ein Hörgerät bereitgestellt, bei welchem auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen (48, 50) eine Richtwirkung erzeugt wird und hierzu bei zumindest einem der Signale Signalanteile unterschiedlicher Frequenz um eine vorbestimmte Zeitdauer (To) verzögert werden, wobei für zumindest zwei Signalanteile unterschiedliche Zeitdauern (To) festgelegt sind. Die Erfindung eignet sich insbesondere für Hörgeräte.

Description

Beschreibung
Verfahren zum Einstellen einer Hörvorrichtung mit Richtwirkung
Die Erfindung betrifft ein Verfahren zum Einstellen einer Hörvorrichtung, die dazu ausgelegt ist, auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen eine Richtwirkung zu erzeugen. Unter den Begriff Hörvorrichtung wird hier insbe- sondere ein Hörgerät verstanden. Darüber hinaus fallen unter den Begriff aber auch andere tragbare akustische Geräte wie Headsets, Kopfhörer und dergleichen.
Hörgeräte sind tragbare Hörvorrichtungen, die zur Versorgung von Schwerhörenden dienen. Um den zahlreichen individuellen Bedürfnissen entgegenzukommen, werden unterschiedliche Bauformen von Hörgeräten wie Hinter-dem-Ohr-Hörgeräte (HdO) , Hörgerät mit externem Hörer (RIC: receiver in the canal) und In-dem-Ohr-Hörgeräte (IdO), z.B. auch Concha-Hörgeräte oder Kanal-Hörgeräte (ITE, CIC) , bereitgestellt. Die beispielhaft aufgeführten Hörgeräte werden am Außenohr oder im Gehörgang getragen. Darüber hinaus stehen auf dem Markt aber auch Knochenleitungshörhilfen, implantierbare oder vibrotaktile Hörhilfen zur Verfügung. Dabei erfolgt die Stimulation des ge- schädigten Gehörs entweder mechanisch oder elektrisch.
Hörgeräte besitzen prinzipiell als wesentliche Komponenten einen Eingangswandler, einen Verstärker und einen Ausgangswandler. Der Eingangswandler ist in der Regel ein Schallemp- fänger, z. B. ein Mikrofon, und/oder ein elektromagnetischer Empfänger, z. B. eine Induktionsspule. Der Ausgangswandler ist meist als elektroakustischer Wandler, z. B. Miniaturlautsprecher, oder als elektromechanischer Wandler, z. B. Knochenleitungshörer, realisiert. Der Verstärker ist üblicher- weise in eine Signalverarbeitungseinheit integriert. Dieser prinzipielle Aufbau ist in FIG 1 am Beispiel eines Hinter- dem-Ohr-Hörgeräts dargestellt. In ein Hörgerätegehäuse 1 zum Tragen hinter dem Ohr sind ein oder mehrere Mikrofone 2 zur Aufnahme des Schalls aus der Umgebung eingebaut. Eine Signal¬ verarbeitungseinheit 3, die ebenfalls in das Hörgerätegehäuse 1 integriert ist, verarbeitet die Mikrofonsignale und ver¬ stärkt sie. Das Ausgangssignal der Signalverarbeitungseinheit 3 wird an einen Lautsprecher bzw. Hörer 4 übertragen, der ein akustisches Signal ausgibt. Der Schall wird gegebenenfalls über einen Schallschlauch, der mit einer Otoplastik im Gehörgang fixiert ist, zum Trommelfell des Geräteträgers übertra¬ gen. Anstelle einer Otoplastik kann auch ein als Dome (Dome - Kuppel) bezeichnetes kuppeiförmiges Ohrstück verwendet wer¬ den, das sich beim Einsetzen in den Gehörgang an eine Form desselben anpasst. Im Zusammenhang mit einer offenen Anpassung wird oft ein sogenannter Tip (Tip - Spitze) verwendet, der eine besonders schmale Form aufweist, so dass er eine Be- lüftung des Gehörganges nicht beeinträchtigt. Die Energiever¬ sorgung des Hörgeräts und insbesondere die der Signalverar¬ beitungseinheit 3 erfolgt durch eine ebenfalls ins Hörgeräte¬ gehäuse 1 integrierte Batterie 5. Bei Hörgeräten mit zumindest zwei Mikrofonen ist es möglich, eine Laufzeitdifferenz von Schallwellen zwischen diesen Mikrofonen dazu zu nutzen, eine Richtwirkung beim Erfassen eines Schalls zu erzeugen. Dies ermöglicht eine Verarbeitung eines Schallsignals in Abhängigkeit davon, aus welcher Richtung der Schall auf die Hörvorrichtung getroffen ist. Dadurch kann beispielsweise zwischen einem Nutzsignal einerseits und einem störendem Umgebungsschall andererseits unterschieden werden. Als Nutzsignal wird dabei häufig das Signal desjenigen
Schalls angesehen, der Frontal von vorn auf die Person trifft, welche die Hörvorrichtung trägt. Entsprechend wird dann derjenige Schall, der aus einer anderen Richtung auf die Person trifft, als Störschall angesehen.
Zum Beschreiben einer Richtwirkung lässt sich eine Richtcha- rakteristik der Hörvorrichtung ermitteln. Bei einer solchen Richtcharakteristik ist angegeben, welche Dämpfung ein
Schallsignal in Abhängigkeit davon erfährt, aus welcher Rich¬ tung der Schall auf die Hörvorrichtung trifft. Zum Erzeugen einer Richtwirkung können Signale einzelner Mikrofone gegeneinander verzögert werden und anschließend aufsummiert wer¬ den. Als Verzögerung wird dabei üblicherweise eine Zeitdauer eingestellt, welche einer Laufzeit eines Schalls zwischen den Mikrofonen entspricht. Mit anderen Worten ergibt sich die
Verzögerungszeitdauer T als T=d/c wobei d der Mikrofonabstand und c die Schallgeschwindigkeit in Luft ist. Bei zwei Mikro¬ fonen, die an einer Seite eines Kopfes auf einer Linie hin¬ tereinander angeordnet sind, kann so eine Laufzeitdifferenz ausgeglichen werden, welche bei einem frontal von vorn auf die Mikrofonanordnung auftreffenden Schall zwischen den beiden Mikrofonsignalen vorhanden ist. Dies ermöglicht es, diesen Schall als Nutzschall in besonderer Weise zu verstärken oder ihn auch zum Bestimmen einer Leistung eines störenden Umgebungsschalls auszublenden.
Bei Hörvorrichtungen mit einer Richtcharakteristik ergibt sich das Problem, dass beim Tragen der Hörvorrichtung an einem Kopf einer Person die Laufzeitdifferenz eines frontal von vorn auf die Person treffenden Schalls nicht immer pauschal als T=d/c bestimmt werden kann. Beispielsweise kann sich durch Reflexionen des Schalls am Kopf und am Ohr der Person ein anderer Wert für eine effektive Laufzeit ergeben. Beim Erzeugen der Richtwirkung durch Verzögern und Überlagern von Mikrofonsignalen kann es deshalb zu Fehlern beim Auftrennen der Signale in ein Nutzsignal und ein Störsignal kommen. Dies kann dazu führen, dass beim Bestimmen einer Störleistung auch Anteile des Nutzsignals als Störung interpretiert werden. Dies kann zu einer unerwünschten Bedämpfung des Nutzsignals führen, wenn beispielsweise ein Wiener-Filter zum Dämpfen von Geräuschen verwendet werden soll.
Aus der Druckschrift DE 603 16 474 T2 ist ein Mikrofonsystem mit Richtansprechverhalten bekannt. Das adaptive System ver- wendet den Standardalgorithmus der kleinsten Fehlerquadrate. Die Parameter ßb und ßf, die das Verhältnis zwischen der in¬ neren und der äußeren Zeitverzögerung wiedergeben, sind im so genannten „Elko-System" als Einheit festgelegt. Die ß-Werte- Paare werden für eine Reihe von Frequenzen ermittelt.
Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, bei einer Hörvor- richtung eine Richtwirkung zu verbessern.
Die Aufgabe wird durch ein Verfahren gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Eine vorteilhafte Weiterbildung des erfindungsgemäßen Verfahrens ist durch den Unteranspruch gegeben.
Eine geeignete Hörvorrichtung kann dazu ausgelegt sein, auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen eine Richtwirkung zu erzeugen. Hierzu werden bei zumindest einem der Signale Signalanteile unterschiedlicher Frequenz um eine vorbestimmte Zeitdauer verzögert. Für zumindest zwei Signal¬ anteile sind dabei unterschiedliche Zeitdauern festgelegt. Dadurch wird es in vorteilhafter Weise ermöglicht, einen von einer Frequenz eines Signalanteils abhängigen Laufzeitunterschied zwischen den zumindest zwei Mikrofonen beim Erzeugen der Richtwirkung für jeden der Frequenzanteile getrennt aus¬ zugleichen .
Die Erfindung beruht auf der Erkenntnis, dass die effektive Laufzeit eines Schalls zwischen zwei Mikrofonen auch von ei- ner Wellenlänge des Schalls, d.h. von der Frequenz des
Schallsignals, abhängt. Die Frequenzabhängigkeit wird hierbei durch die Ausbreitungspfade bestimmt, die sich beim Tragen der Hörvorrichtung am Körper, z.B. am Kopf, eines Geräteträges zwischen jeweils zwei Mikrofonen ergeben. Durch Festlegen unterschiedlicher Zeitdauern für die einzelnen Frequenzen ist ein genauerer Ausgleich der effektiven Laufzeitdifferenzen bei den einzelnen Signalanteilen möglich. Die Zeitdauern sind hierbei vorbestimmt, d.h. sie müssen nicht während eines Be¬ triebs der Hörvorrichtung geschätzt werden, wenn die Hörvor- richtung von dem Geräteträger im Alltag genutzt wird. Die mittels der Verzögerung erzeugte Richtwirkung ist also sta¬ tisch. Durch Überlagern von Signalen, bei denen unterschiedliche statische Richtwirkungen bewirkt sind, ist dabei den- noch eine Veränderung einer Richtcharakteristik bei einem Ausgangssignal der Hörvorrichtung möglich. Ein Betrieb mit vorbestimmen Zeitdauern ergibt dabei eine Hörvorrichtung, die im Betrieb besonders zuverlässig funktioniert.
In der Hörvorrichtung kann für mindestens einen der Signalanteile eine Zeitdauer festgelegt sein, die verschieden von derjenigen Laufzeit des Schalls ist, welche der Schall benö¬ tigt, um auf direktem Wege von dem einen der beiden Mikrofone zu dem anderen zu gelangen. Mit anderen Worten entspricht die Zeitdauer also nicht einfach dem Wert T=d/c. Sie kann insbe¬ sondere größer als dieser Wert sein. Durch eine geeignete Wahl dieses Wertes ist es in vorteilhafter Weise ermöglicht, beim Erzeugen der Richtwirkung Reflektionen der Signalanteile am Kopf oder am Ohr zu berücksichtigen. Des Weiteren ergibt sich der Vorteil, dass eine Hochpass-Charakteristik, die beim Erzeugen des gerichteten Signals entsteht, weniger stark ausgeprägt ist als bei einer Hörvorrichtung, bei welcher ein Mirkofonsignal lediglich um die Zeitdauer T=d/c verzögert wird.
Die Richtwirkung kann durch eine Überlagerung einer Kardioid- Richtcharakteristik und einer Anti-Kardioid-
Richtcharakteristik erzeugt werden. In einem solchen Fall er- gibt sich eine spezielle Ausbildung der Hörvorrichtung, wenn sich in einer bestimmungsgemäßen Trageposition der Hörvorrichtung an einem Kopf einer Person eine Richtwirkung ergibt, bei welcher die Anti-Kardioid-Richtcharakteristik für zumindest einen der Signalanteile eine Kerbe für eine Geradeaus- richtung des Kopfes aufweist. Eine Kerbe stellt hierbei ein lokales Minimum in einem Graphen für eine Richtcharakteristik dar, durch welchen eine Abhängigkeit einer Dämpfung eines Schallsignals von einem Einfallswinkel des zugehörigen
Schalls angegeben ist. Mit Geradeausrichtung ist diejenige Richtung gemeint, welche senkrecht zur Gesichtsebene der Per¬ son nach vorn weist. Durch Bilden einer Kerbe in der Anti- Kardioid-Richtcharakteristik für diese Richtung ergibt sich der Vorteil, dass ein Nutzsignal eines aus dieser Richtung b
kommenden Schalls in verbesserter Weise von einem Signal eines Umgebungsschalls, insbesondere eines von hinten auf den Kopf treffenden Schalls, unterschieden werden kann. Eine Verzögerung, durch welche sich eine Richtcharakteristik mit ei- ner Kerbe für die Geradeausrichtung ergibt, lässt sich beispielsweise mittels eines numerischen Verfahrens ermitteln.
Bei einer anderen Hörvorrichtung sind Mittel vorgesehen, durch welche wahlweise zwei Signale entlang von Signalpfaden in der Hörvorrichtung vertauscht werden können. Dadurch ergibt sich der Vorteil, dass eine Hörvorrichtung in einfacher Weise mit Hilfe von standardisierten Verfahren individuell an eine Person angepasst werden kann. Durch das erfindungsgemäße Verfahren lässt sich eine Hörvor¬ richtung einstellen, welche zum Erzeugen einer Richtwirkung auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen aus¬ gelegt ist, wobei zum Erzeugen der Richtwirkung vorgesehen ist, dass bei zumindest einem der Signale Signalanteile un- terschiedlicher Frequenzen um eine bestimmte Zeitdauer verzögert werden. Gemäß dem erfindungsgemäßen Verfahren werden die folgenden drei Schritte für jeden der Signalanteile unterschiedlicher Frequenz durchgeführt. Zunächst wird ein Wert für einen Richtparameter zum Einstellen der Richtwirkung ermittelt, so dass die Richtwirkung für eine vorbestimmte Richtung einem vorbestimmten Kriterium genügt. Beispielsweise kann der Richtparameter solange verändert werden, bis ein Pegel eines Mikrofonsignals, welches durch einen Frontal von vorn auf die Hörvorrichtung auftreffenden Schall erzeugt wird, minimiert oder maximiert ist. In einem darauffolgenden Schritt wird auf Grundlage des für den Richtparameter ermittelten Werts eine Zeitdauer für die Verzögerung des Signalanteils bestimmt. Schließlich wird in ei- nem weiteren Schritt die bestimmte Zeitdauer in der Hörvorrichtung für einen späteren Betrieb festgelegt. Bei dem Richtparameter der Hörvorrichtung handelt es sich um einen Gewichtungsfaktor a zum Einstellen eines Anteils einer Anti-Kardioid-Richtcharakteristik, welche auf Grundlage von Signalen zweier Mikrofone der Hörvorrichtung gebildet wird, ergibt sich ein Vorteil, wenn die Zeitdauer T als T =(1- a) / (l+a)*d/c festgelegt wird. Hierbei steht d wieder für den Abstand der beiden Mikrofone und c für die Schallgeschwindig¬ keit in Luft. Durch die Weiterbildung ergibt sich der Vorteil, dass bei einem späteren Betrieb der Hörvorrichtung der Richtparameter a in einer gewohnten Weise mittels eines Algorithmus zum Anpassen einer Richtwirkung an eine Hörsituation verändert werden kann, ohne dass dadurch in unerwünschter Weise ein Signal eines Nutzschalls gedämpft wird. Durch das erfindungsgemäße Verfahren ergibt sich der Vorteil, dass bei der derart eingestellten Hörvorrichtung die Zeitdauern zum Verzögern der Signalanteile unterschiedlicher Frequenz derart eingestellt sind, dass anhand der Richtwirkung eine Unterscheidung zwischen einem Nutzsignal und einem Stör- signal in einer optimierten Weise ermöglicht ist.
Das Verfahren lässt sich in vorteilhafter Weise weiterbilden, wenn zum Ermitteln des Werts die Hörvorrichtung in einer bestimmungsgemäßen Trageposition an einem Kopf angebracht wird und die Hörvorrichtung aus der vorbestimmten Richtung beschallt wird. Dadurch lässt sich die Hörvorrichtung individu¬ ell für einen bestimmten Benutzer der Hörvorrichtung anpassen . Die Erfindung wird im Folgenden anhand eines Ausführungsbei¬ spiels näher erläutert. Dazu zeigt:
FIG 1 eine schematische Darstellung eines Aufbaus eines
Hinter-dem-Ohr-Hörgeräts ;
FIG 2 einen Signalflussgraphen, wie er sich bei einer
Signalverarbeitung zum Erzeugen einer Richtcharak- teristik aus einer Kardioid- und einer Anti- Kardioid-Richtcharakteristik ergibt ;
FIG 3 eine Anti-Kardioid-Richtcharakteristik;
FIG 4 eine Richtcharakteristik, wie sie sich für einen
Anti-Kardioidzweig bei einem Hörgerät gemäß dem Stand der Technik ergibt, wenn dieses an einem Kopf getragen wird;
FIG 5 einen Signalflussgraphen für eine Verarbeitung von
Mikrofonsignalen in einem Hörgerät; und
FIG 6 eine Richtcharakeristik eines Anti-Kardioidzweigs des Hörgeräts von FIG 5, wie sie sich gemäß der Er¬ findung ergibt, wenn das Hörgerät an einem Kopf ge¬ tragen wird.
Für ein besseres Verständnis der Erfindung ist in den Figuren 2 bis 4 noch einmal erläutert, welche Schwierigkeiten sich beim Einstellen einer Richtwirkung einer Hörvorrichtung gemäß dem Stand der Technik ergeben.
Dazu zeigt Fig. 2 einen Signalflussgraphen für eine Verarbei- tung von Signalen zweier Mikrofone 10, 12 eines in FIG 2 nicht weiter dargestellten Hörgeräts. In einer ebenfalls nicht dargestellten Signalverarbeitungseinheit des Hörgeräts wird aus den Mikrofonsignalen ein Ausgangssignal 14 erzeugt, bei welchem Signalanteile eines Schallsignals gegenüber den Mikrofonsignalen in Abhängigkeit davon gedämpft sind, aus welcher Richtung ein entsprechender Schall auf die Mikrofone 10, 12 getroffen ist.
Das Hörgerät kann beispielsweise ein Hinter-dem-Ohr-Hörgerät sein. Ein solches Hörgerät wird in einer bestimmungsgemäßen Weise getragen, indem es beispielsweise mit einem Tragehaken an einer Ohrmuschel eines Ohrs eines Geräteträgers befestigt wird. In diesem Fall sind die Mikrofone 10 und 12 derart auf einer Linie hintereinander angeordnet, dass ein von vorn aus einer Richtung 16 auf den Kopf des Geräteträgers treffende
Schallwelle zuerst auf das Mikrofon 10 und anschließen auf das Mikrofon 12 trifft.
Zum Erzeugen der Richtwirkung für das Ausgangssignal 14 werden die Signale der beiden Mikrofone 10, 12 durch Summierer 20, 22 miteinander überlagert. Dabei wird jeweils eines des Signale mittels eines Verzögerungselements 24, 26 gegenüber dem jeweils anderen Signal um eine Zeitdauer T verzögert. Die Zeitverzögerung T entspricht dabei einer Laufzeitdifferenz eines Schalls aus der Richtung 16 zwischen den Mikrofonen 10, 12. Die Verzögerungsdauer T ist als Quotient eines Abstands d der Mikrofone und der Schallgeschwindigkeit c bestimmt, also T=d/c. Als Schallgeschwindigkeit kann beispielsweise
c=343 m/s angegeben sein. An den Summierern 20 und 22 wird zudem eines der beiden Signale invertiert, was in Fig. 2 durch ein Minuszeichen angedeutet ist.
Durch die Verzögerung und Überlagerung der Signale ergeben sich ein Kardioidzweig 28 und ein Anti-Kardioidzweig 30. Das Signal des Anti-Kardioidzweigs 30 wird mittels eines Mul¬ tiplizierers 32 mit einem Gewichtungsfaktor a gewichtet. Der Gewichtungsfaktor a stellt einen Richtparameter dar, durch welchen für das Ausgangssignal 14 eine Richtwirkung einge¬ stellt werden kann. Die Signale der Zweige 28 und 30 werden durch einen Summierer 34 überlagert, wodurch das Ausgangssignal 14 gebildet wird.
Für den Fall, dass ein Schall aus der Richtung 16 ausschlie߬ lich auf direktem Wege von dem Mikrofon 10 zu dem Mikrofon 12 gelangt, ergibt sich in dem Anti-Kardioidzweig 30 an dem Sum¬ mierer 22 eine Auslöschung der Mikrofonsignale für diesen Schall. Daher kann das Signal des Anti-Kardioidzweigs 30 dazu verwendet werden, eine Leistung eines Störschalls aus einer Umgebung des Hörgeräts zu bestimmen. In FIG 3 ist eine Richtcharakteristik 36 gezeigt, wie sie sich bei dem im Zusammenhang mit FIG 2 erläuterten Hörgerät in einem Freifeld, d.h. in einer reflexionsfreien Umgebung, für den Anti-Kardioidzweig 30 ergibt. Für einen Schall aus einer Null-Grad-Richtung, d.h. aus der Richtung 16 frontal von vorn, ergibt sich eine Kerbe 38, welche eine besonders starke Unterdrückung für ein Signal aus dieser Richtung anzeigt. In dem Freifeld weist die Richtcharakteristik 36 für Signalanteile mit der Frequenz 1000 Hz, 2500 Hz bzw. 5000 Hz die gleiche Abhängigkeit der Dämpfung von der Einfallsrichtung auf.
In FIG 4 ist eine Richtcharakteristik 40 gezeigt, wie sie sich für den Anti-Kardioidzweig 30 ergibt, wenn das Hörgerät von Fig. 2 an einem Kopf einer Person getragen wird. Bei der Richtcharakteristik 40 ist eine Kerbe 42, welche der Kerbe 38 entspricht, bei einer Einfallsrichtung von ungefähr fünfzig Grad ausgebildet. Ein Signal eines Schalls, welcher aus der Null-Grad-Richtung (Richtung 16) auf das Hörgerät trifft, wird dagegen um weniger als 20 dB gedämpft. Die Dämpfung ist dabei abhängig von einer Frequenz der jeweils prozessierten Signalanteile. In FIG 4 sind Verläufe 40', 40'', 40''' der Richtcharakteristik 40 für Frequenzen 1000 Hz, 2500 Hz und 5000 gezeigt. Die unterschiedlichen Verläufe 40', 40'', 40' ''ergeben sich durch Unterschiede in den Ausbreitungspfa¬ den zwischen den Mikrofonen 10 und 12 für die einzelnen Signalanteile eine Schalls. Die effektiven Laufzeiten der Sig¬ nalanteile sind hier frequenzabhängig. Durch die Verschiebung der Kerbe weg von der Null-Grad- Richtung verringern sich die Leistungsfähigkeit und Robust¬ heit von Algorithmen zum Erzeugen einer adaptiven Richtwirkung, durch welche z.B. der Wert für den Gewichtungsfaktor a in einem Betrieb des Hörgeräts gesteuert werden kann, und auch von Algorithmen für eine räumliche Störgeräuschredukti¬ on . In FIG 5 ist ein Signalflussgraph gezeigt, wie er sich bei einem nicht weiter dargestellten Hörgerät ergibt, bei dem Verzögerungselemente 44, 46 Mikrofonsignale von Mikrofonen 48, 50 um eine optimierte, frequenzabhängige Zeitdauer T0 verzögern. Bei dem Hörgerät kann es sich um ein Hinter-dem- Ohr-Hörgerät handeln, bei welchem die Mikrofone 48 und 50 in der gleichen Weise angeordnet sind, wie es schon im Zusammenhang mit dem in FIG 2 erläuterten Hörgerät beschrieben wurde. Entsprechend ergibt sich für das Hörgerät von FIG 5 in der bestimmungsgemäßen Trageposition als Null-Grad-Richtung die Richtung 16. Die Mikrofone 48, 50 sind bei dem Hörgerät in einem Abstand d zueinander angeordnet. Für die folgenden Erläuterung sei angenommen, dass die in FIG 5 gezeigten Elemente in ihrer Funktionsweise den Elementen entsprechen, die im Zusammenhang mit FIG 2 bereits erläutert wurden.
Der in FIG 5 gezeigte Signalverarbeitungsgraph stellt dabei eine Verarbeitung dar, wie sie in einem von mehreren Frequenzkanälen des Hörgeräts durchgeführt werden kann. Für die übrigen Frequenzkanäle ergeben sich dieselben Signalflussgra¬ phen, wobei sich Werte für die Zeitdauer T0 und den Gewichtungsfaktor a für die einzelnen Frequenzkanäle voneinander unterscheiden können. Bei den Verzögerungselementen 44, 46 ist die Zeitdauer T0 für die einzelnen Frequenzkanäle einstellbar. Bevor ein Geräteträger das für ihn bestimmte Hörgerät im Alltag tragen kann, muss das Hörgerät eingestellt werden, indem für die Zeitdauer T0 für jeden Frequenzkanal ein optimaler Wert ermittelt und für das jeweilige Verzögerungselement 44, 46 festgelegt wird. Das Einstellen kann z.B. durch einen Hörgeräteakustiker vorgenommen werden. Dazu können in einer Anpassungsphase folgende Schritte durchgeführt werden: Das Hörgerät wird zunächst am Ohr des Geräteträger in der be¬ stimmungsgemäßen Weise befestigt. Anschließend wird das Hör¬ gerät mittels einer Schallquelle, beispielsweise einem Laut¬ sprecher, mit einem Schall aus der Null-Grad-Richtung des Hörgeräts, d.h. aus der Richtung 16, beschallt. Bei dem
Schall kann es sich beispielsweise um ein Rauschen handeln. Anschließend wird mittels eines Algorithmus ein Wert für den Gewichtungsfaktor a ermittelt, für welchen sich ein optimaler Wert beispielsweise einer Signalleistung für einen der Zweige des Signalflussgraphen ergibt. Ein solcher optimaler Wert kann beispielsweise eine minimale oder eine maximale Signal¬ leistung sein. Bei dem Algorithmus kann es sich beispielswei¬ se um ein numerisches Optimierungsverfahren handeln oder um einen Algorithmus, wie er auch zum Adaptieren des Gewichtungsfaktors a zum Erzeugen einer adaptiven Richtwirkung verwendet wird. Adaptive Richtmikrofonstrukturen dieser Art sind aus dem Stand der Technik hinreichend bekannt. Für den Fall, dass ein Algorithmus zum Bereitstellen einer adaptiven Richtwirkung verwendet wird, können bei dem Hörgerät (in FIG 5 nicht gezeigte) Mittel vorgesehen sein, durch welche Signale der Mikrofone 48 und 50 während der Anpas¬ sungsphase vertauscht werden. Dann lässt sich der Algorithmus ohne weitere Veränderung nutzen.
Nachdem ein optimaler Wert für den Gewichtungsfaktor a für jeden Frequenzkanal ermittelt ist, werden diese Werte ausge¬ lesen. Auf Grundlage der Werte wird für jeden Frequenzkanal die Zeitdauer T0 berechnet. Für tiefe Frequenzen wird dabei in dem Beispiel von FIG 5 die Formel T0=(l-a)/ (l+a)*d/c ver¬ wendet. Für hohe Frequenzen kann entweder ebenfalls die Formel verwendet werden oder es werden anhand von Experimenten numerische Abbildungsvorschriften ermittelt. Die Zeitdauern T0 für die einzelnen Frequenzkanäle werden anschließend in dem Hörgerät gespeichert, so dass sie einem späteren Betrieb des Hörgeräts als die Zeitdauern T0 für die Verzögerungsele¬ mente 44 und 46 bereitstehen. Für die einzelnen Frequenzkanäle können sich also unterschiedliche Zeitverzögerungen. Wäh- rend des Betriebs des Hörgeräts durch den Geräteträger können die Werte für Zeitverzögerungen unverändert bleiben. Durch Verwenden der frequenzabhängigen Zeitdauern To für die Verzögerungselemente 44, 46, können Reflexionen und Beugungen von Schall, wie sie am Kopf des Geräteträgers entstehen, be¬ rücksichtigt werden. Das beschriebene Verfahren zum Ermitteln der Zeitdauern T0 ist einfach zu realisieren. Es ermöglicht auch das Bestimmen optimaler Zeitdauern für einzelne Geräteträger .
Durch das Anpassen der Zeitdauern T0 ergibt sich eine Verbes- serung der statischen Richtwirkung des Hörgerätes am Kopf des Hörgeräteträgers. Dazu ist in FIG 6 eine Richtcharakteristik 52 des Hörgeräts gezeigt, die sich für einen Anti- Kardioidzweig 30' ergibt, wenn das Hörgerät von dem Geräte¬ träger getragen wird, für welchen die Zeitdauer T0 in der be- schriebenen Weise eingestellt wurde. Die Richtcharakteristik 52 umfasst Verläufe 52', 52'', 52'"' für die Frequenzen 1000 Hz, 2500 Hz bzw. 5000 Hz. Für die Null-Grad-Richtung, d.h. für einen Schall aus der Richtung 16, ergibt sich bei der Richtcharakteristik 52 eine im Vergleich zur Richtcharakte- ristik 40 deutlich stärkere Dämpfung. Für einige Frequenzka¬ näle ist sogar eine Kerbe 54 ausgebildet. Durch die Richtcha¬ rakteristik 52 sind Einflüsse des Nutzsignals auf die Berech¬ nung der Störleistung vermindert, wie sie auf Grundlage eines Signals des Anti-Kardioidzweigs 30' durchgeführt werden kann.
In dem erläuterten Beispiel ist Zeitdauer T0 für einen einzelnen Geräteträger optimiert worden. Es ist aber auch möglich, für mehrere Probanden einen gemittelten Wert für eine optimale Zeitdauer T0 zu ermitteln und diesen als Standard- wert für Hörgeräte zu verwenden. Anstelle von Probanden kann natürlich auch ein Kunstkopf verwendet werden. Des Weiteren ist es möglich, für einen einzelnen Frequenzkanal unterschiedliche Werte für die Zeitverzögerung bei dem Verzöge¬ rungselement 44 einerseits und dem Verzögerungselement 46 an- dererseits festzulegen.
Durch Ermitteln eines optimierten Wertes für die Zeitdauer T0 in Abhängigkeit eines optimalen Wertes für den Gewichtungs- faktor a, d.h. den Richtparameter zum Gewichten des Anti- Kardioidzweigs 30', ist das Hörgerät auch besonders robust, wenn der Gewichtungsfaktor a während eines Betriebs des Hörgeräts mittels eines Algorithmus zum Erzeugen einer adaptiven Richtwirkung verändert wird. Ein Schall von einer Nutzschall¬ quelle, welcher aus der Richtung 16 auf das Hörgerät trifft, beeinträchtigt dann eine Berechnung des Gewichtungsfaktors a durch diesen Algorithmus weniger. Genauso können auch Schallsignale von Störquellen in einer vorderen Hemisphäre des Hör- geräts die Berechnung des Gewichtungsfaktors a zum Erzeugen einer gewünschten Charakteristik weniger stören. Auch für eine räumliche Störgeräuschberechnung, bei welcher eine Leistung für das Störsignal auf Grundlage des Signals des Anti- Kardioidzweigs 30', ergibt sich der Vorteil, dass ein Nutz- signal aus der Null-Grad-Richtung, d.h. der Richtung 16 weniger stark in die Leistungsschätzung des Störgeräuschs eingeht .
Durch das beschriebene Verfahren können sich für die Zeitdau- ern T0 in den einzelnen Frequenzkanälen Werte ergeben, die größer als die Laufzeit d/c sind. Wie bereits beschrieben, ergibt sich dann als weiterer Vorteil, dass eine Hochpass- Charakteristik des Hörgeräts weniger stark ausgeprägt ist. Durch das Abschwächen der Hochpasscharakteristik ist entspre- chend auch ein geringerer Kompensationsbedarf zum Ausgleichen dieser Hochpasscharakteristik nötig. Durch die damit einhergehende geringere Verstärkung des Mikrofonrauschens ergibt sich auch eine bessere Signalqualität des Hörgeräts von FIG 5 im Vergleich zu einem Hörgerät gemäß dem Stand der Technik.

Claims

Patentansprüche
1. Verfahren zum Einstellen einer Hörvorrichtung, welche zum Erzeugen einer Richtwirkung auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen (48, 50) ausgelegt ist, wobei zum Erzeugen der Richtwirkung vorgesehen ist, bei zumindest einem der Signale Signalanteile unterschiedlicher Frequenz um eine bestimmte Zeitdauer (T0) zu verzögern,
durch die Schritte:
für die Signalanteile unterschiedlicher Frequenz jeweils:
- Ermitteln eines Werts für einen Richtparameter (a) zum Einstellen der Richtwirkung, so dass die Richtwirkung für eine vorbestimmte Richtung (16) einem vorbestimmten Kriterium genügt,
- Bestimmen einer Zeitdauer (T0) auf Grundlage des für den Richtparameter (a) ermittelten Werts, und
- Festlegen der bestimmten Zeitdauer (T0) in der Hörvorrichtung (44, 46) für einen späteren Betrieb derselben,
dadurch gekennzeichnet, dass
- der Richtparameter ein Gewichtungsfaktor a ist, mittels welchem beim Erzeugen der Richtwirkung ein Anteil einer Anti- Kardioid-Richtcharakteristik (30', 52) eingestellt wird, welche auf Grundlage von Signalen zweier der Mikrofone (48, 50) gebildet wird, die einen Abstand d zueinander aufweisen, und die Zeitdauer als T0= ( 1-a) / ( 1+a) *d/c festgelegt wird, wobei c die Schallgeschwindigkeit angibt.
2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei
zum Ermitteln des Werts die Hörvorrichtung in einer bestim- mungsgemäßen Trageposition an einem Kopf angebracht wird und die Hörvorrichtung aus der vorbestimmten Richtung beschallt wird .
3. Hörvorrichtung nach Anspruch 1 oder 2,
wobei die Richtwirkung durch eine Überlagerung einer Kardi- oid-Richtcharakteristik und einer Anti-Kardioid- Richtcharakteristik (52) erzeugbar ist und
sich in einer bestimmungsgemäßen Trageposition der Hörvor- richtung an einem Kopf einer Person eine Richtwirkung ergibt, bei welcher die Anti-Kardioid-Richtcharakteristik (52) für zumindest einen der Signalanteile eine Kerbe (54) für eine Geradeausrichtung (16) des Kopfes aufweist.
4. Hörvorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche, wobei Mittel zum wahlweisen Vertauschen von zwei Signalen entlang von Signalpfaden in der Hörvorrichtung vorgesehen sind .
5. Verfahren zum Einstellen einer Hörvorrichtung, welche zum Erzeugen einer Richtwirkung auf Grundlage von Signalen von zumindest zwei Mikrofonen (48, 50) ausgelegt ist, wobei zum Erzeugen der Richtwirkung vorgesehen ist, bei zumindest einem der Signale Signalanteile unterschiedlicher Frequenz um eine bestimmte Zeitdauer (T0) zu verzögern,
gekennzeichnet durch die Schritte:
für die Signalanteile unterschiedlicher Frequenz jeweils:
- Ermitteln eines Werts für einen Richtparameter (a) zum Ein- stellen der Richtwirkung, so dass die Richtwirkung für eine vorbestimmte Richtung (16) einem vorbestimmten Kriterium genügt,
- Bestimmen einer Zeitdauer (T0) auf Grundlage des für den Richtparameter (a) ermittelten Werts, und
- Festlegen der bestimmten Zeitdauer (T0) in der Hörvorrichtung (44, 46) für einen späteren Betrieb derselben.
6. Verfahren nach Anspruch 5, wobei
zum Ermitteln des Werts die Hörvorrichtung in einer bestim- mungsgemäßen Trageposition an einem Kopf angebracht wird und die Hörvorrichtung aus der vorbestimmten Richtung beschallt wird .
7. Verfahren nach einem der Ansprüche 5 oder 6, wobei
der Richtparameter ein Gewichtungsfaktor a ist, mittels welchem beim Erzeugen der Richtwirkung ein Anteil einer Anti- Kardioid-Richtcharakteristik (30', 52) eingestellt wird, welche auf Grundlage von Signalen zweier der Mikrofone (48, 50) gebildet wird, die einen Abstand d zueinander aufweisen, und die Zeitdauer als T0= ( 1-a) / ( 1+a) *d/c festgelegt wird, wobei c die Schallgeschwindigkeit angibt.
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