EP0219025A1 - Hörgerät - Google Patents

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EP0219025A1
EP0219025A1 EP86113800A EP86113800A EP0219025A1 EP 0219025 A1 EP0219025 A1 EP 0219025A1 EP 86113800 A EP86113800 A EP 86113800A EP 86113800 A EP86113800 A EP 86113800A EP 0219025 A1 EP0219025 A1 EP 0219025A1
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EP
European Patent Office
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hearing aid
aid according
signal
bandpass filter
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EP86113800A
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Eberhard Prof. Dr. Zwicker
Thomas Dipl.-Ing. Beckenbauer
Günther Dipl.-Ing. Beer
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Siemens AG
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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/50—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics
    • H04R25/502—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using analog signal processing

Definitions

  • the invention relates to a hearing aid for the hearing impaired according to the preamble of claim 1.
  • Hearing aids of this type are known for example from DE-OS 30 27 953, EP-OS 00 76 687 and WO 83/02212.
  • DE-OS 30 27 953 a frequency response is set in a type of test phase, to which the hearing aid preferably adjusts in subsequent use.
  • the frequency response is, for example, that of a conversation partner.
  • EP-OS 00 76 687 describes a similar hearing aid, but which is equipped with two sets of bandpass filters.
  • the desired frequency response is filtered out using the first of the two bandpass filter sets.
  • the second bandpass filter set is set so that the (speech) signal is preferably influenced in accordance with the selected frequency response.
  • the hearing aid automatically adjusts itself to the previously selected frequency spectrum.
  • the wearer of the hearing device can then, for example, concentrate entirely on the conversation partner whose frequency spectrum is preferably filtered out of ambient noise (in particular, for example, in a very noisy environment) via the hearing device.
  • each frequency channel has its own stored dynamic characteristic curve. So this is an influence by dynamic compression.
  • the object of the present invention is to provide a hearing aid for the hearing impaired which provides such aids.
  • the hearing aid 1 comprises a microphone arrangement 2 for sound recording (preferably directional microphone arrangement).
  • the electrical output signals of the microphone arrangement 2 are fed via a preamplifier 3, which can also contain an automatic gain control, to an arrangement of, for example, six speech frequency selection channels 4 to 9.
  • Each speech frequency selection channel 4 to 9 comprises a bandpass filter 10 to 15 on the input side.
  • the slope of the bandpass filter can be selected down to 12 dB per octave.
  • Block 16 contains an inhibition circuit which makes it possible to emphasize strong channels and to suppress weaker channels, taking into account the signal strengths in the adjacent channels.
  • the signals treated in accordance with this requirement are fed to the receiver 24 of the hearing device 1 via output amplifiers 17 to 22 and an output amplifier 23.
  • the receiver 24 is then connected in the usual way to the ear canal of one ear by means of a hearing olive or the like. The listener can also sit directly in the ear.
  • a further hearing aid corresponding to the hearing aid 1 is provided for the ear canal of the second ear.
  • the purpose of the inhibition is to influence weak channels by strong adjacent channels in such a way that weak channels are further attenuated until signal suppression is complete, so that only strong channel signals come into play.
  • FIG. 2 shows the mode of operation of inhibition block 16.
  • Channel 4 is shown, for example. All other channels 5 to 9 are switched in a corresponding manner.
  • channel 4 comprises a voltage-controlled amplifier 25.
  • a diode circuit 26 and a low pass 27 time constant ⁇ 20 ms
  • the envelope of a signal arriving at the input of channel 4 is formed.
  • the signal of the envelope is weighted by a weighting element 28 (eg potentiometer or fixed resistor) with a factor K1 and fed to the positive input of a summer 29.
  • a weighting element 28 eg potentiometer or fixed resistor
  • the signals of the envelopes of the remaining five channels 5 to 9 are fed to the negative inputs of the summer 29 after appropriate weighting with weighting factors K2, K3, K4, K5 and K6 in weighting elements 30, 31, 32, 33 and 34 (for example potentiometers or fixed resistors) .
  • the signal of the envelope from channel 4 is also fed via signal lines 35 to the remaining channels 5, 6, 7, 8 and 9. There it is weighted in the same way and linked to weighted signals of the adjacent channels in summers.
  • the weighting factors are selected so that they emulate the healthy ear.
  • the factors in the present invention are to be individually adapted to the hearing damage of the hearing impaired. This is done differently for different hearing impairments based on audiometric measurements.
  • the inhibition circuit can gradually between ineffective and fully effective in the course of the adjustment process be changed during a longer training phase. As a result, the hearing impaired can gradually get used to the speech pattern changed by the inhibition.
  • Potentiometers 36 which are connected to the voltage-controlled amplifier 25 in the manner indicated in FIG. 2, can be used for the gradual change. If necessary, the hearing impaired person can completely switch off the effects of the inhibition.

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Abstract

Zwischen Schallaufnahmemikrofonanordnung (2) und Hörer (24) des Hörgerätes ist eine Anordnung aus mehreren Frequenzselektierkanälen (4 bis 9) eingeschaltet, denen eine Einrichtung (16) zum Messen der Stärke eines Signals in jedem einzelnen Sprachfrequenzselektierkanal und zur Beeinflussung der Kanäle untereinander im Sinne der Unterdrückung von schwachen Signalkanälen zum Vor­teil von starken Signalkanälen zugeordnet ist.

Description

  • Die Erfindung bezieht sich auf ein Hörgerät für Hörge­schädigte gemäß Oberbegriff des Patentanspruchs 1.
  • Hörgeräte dieser Art sind z.B. durch die DE-OS 30 27 953, EP-OS 00 76 687 und WO 83/02212 vorbekannt. Bei der DE-OS 30 27 953 wird in einer Art Testphase ein Fre­quenzgang eingestellt, auf den sich bei nachfolgendem Gebrauch das Hörgerät bevorzugt einstellt. Der Fre­quenzgang ist z.B. der eines Gesprächspartners. Die EP-OS 00 76 687 beschreibt ein ähnliches Hörgerät, das jedoch mit zwei Sätzen von Bandpaßfiltern ausgerüstet ist. In der Testphase wird der erwünschte Frequenzgang mit Hilfe des ersten der beiden Bandpaßfiltersätzen he­rausgefiltert. Dann wird in Abhängigkeit davon der zweite Bandpaßfiltersatz so eingestellt, daß das (Sprach) Signal bevorzugt entsprechend dem selektierten Frequenzgang beeinflußt wird. Auch in diesem Fall stellt sich also das Hörgerät automatisch auf das zuvor selek­tierte Frequenzspektrum ein. Der Träger des Hörgerätes kann sich dann also z.B. ganz auf den Gesprächspartner konzentrieren, dessen Frequenzspektrum bevorzugt aus Um­gebungsgeräuschen (insbesondere z.B. bei sehr lauter Um­gebung) über das Hörgerät herausgefiltert wird. Beim Hörgerät der WO 83/02212 wird jedem Frequenzkanal eine eigene gespeicherte Dynamik-Kennlinie unterlegt. Hier handelt es sich also um eine Beeinflussung durch Dy­namikkompression.
  • Das im nachfolgenden angesprochene Hörproblem ist dem­gegenüber jedoch ein ganz anderes.
  • Hörgeschädigte haben bekanntlich ein vermindertes Zeit­auflösungsvermögen. Die Erregung des Gehörs klingt beim Hörgeschädigten langsamer ab, so daß eine genügende Sprachauflösung ohne besondere Hilfsmittel nicht mög­lich ist.
  • Aufgabe vorliegender Erfindung ist es, ein Hörgerät für Hörgeschädigte zu schaffen, das derartige Hilfsmittel bereitstellt.
  • Die Aufgabe wird erfindungsgemäß mit den kennzeichnenden Merkmalen des Patentanspruchs 1 gelöst.
  • Durch Einsatz von Schaltungen, die es ermöglichen, daß in einem Mehrkanalsystem durch gegenseitige Kanalbeein­flussung (bei den Mehrkanal-Hörgeräten der zuvor abge­handelten Art beeinflussen die einzelnen Kanäle sich nicht gegenseitig) nur die stärksten Kanäle zum Tragen kommen, während die schwächeren vollständig unterdrückt werden, wird gewährleistet, daß die einzelnen Kanäle nur in einem bestimmten Bruchteil (z.B. 30 %) der normaler­weise nötigen Zeit mit Informationen belegt sind. Die zwischen den Informationen liegenden Pausen in den ein­zelnen Kanälen sind also größer als normal. Dadurch wird der Informationsfluß dem schlechten Zeitauflösungsvermö­gen des Hörgeschädigten besser angepaßt. Das Sprachver­ständnis ist erheblich verbessert.
  • Schaltungen, bei denen nur die stärksten Kanäle zum Tra­gen kommen, während die schwächeren Kanäle vollständig unterdrückt werden, sind als sogenannte Inhibitionsschal­tungen in Verbindung mit Funktionsmodellen des Gehörs an sich bekannt. Es wird dazu beispielsweise auf den Aufsatz "Über ein einfaches Funktionsschema des Gehörs" von E. Zwicker aus der Zeitschrift "Acustica" Vol. 12 (1962), Seiten 22 bis 28 oder auf den Aufsatz "Beitrag zur automatischen Erkennung gesprochener Ziffern" von E. Terhardt aus der Zeitschrift "Kybernetik" 3. Band, 3. Heft, September 1966, Seiten 136 bis 143 verwiesen. Sie können in abgewandelter Form gemäß vorliegender Er­findung nun auch zum Vorteil von Hörgeschädigten in Hör­geräten eingesetzt werden.
  • Weitere Vorteile und Einzelheiten der Erfindung ergeben sich aus der nachfolgenden Beschreibung eines Ausfüh­rungsbeispiels anhand der Zeichnung und in Verbindung mit den Unteransprüchen.
  • Es zeigen:
    • Figur 1 die Erfindung im Prinzipschaltbild,
    • Figur 2 Aufbau und Wirkungsweise einer Inhibitionsschal­tung gemäß vorliegender Erfindung.
  • In der Figur 1 umfaßt das Hörgerät 1 eine Mikrofonanord­nung 2 für die Schallaufnahme (vorzugsweise Richtmikro­fonanordnung). Die elektrischen Ausgangssignale der Mikrofonanordnung 2 werden über einen Vorverstärker 3, der auch eine automatische Verstärkungsgradregelung ent­halten kann, einer Anordnung aus z.B. sechs Sprachfre­quenzselektierkanälen 4 bis 9 zugeleitet. Jeder Sprach­frequenzselektierkanal 4 bis 9 umfaßt eingangsseitig ei­nen Bandpaßfilter 10 bis 15. Die einzelnen Bandpaßfiler 10 bis 15 sind in der Sechskanalanordnung frequenzmäßig wie folgt gestuft:
    Bandpaßfilter 10 f = 175-350 Hz
    Bandpaßfilter 11 f = 350-700 Hz
    Bandpaßfilter 12 f = 700-1050 Hz
    Bandpaßfilter 13 f = 1050-1600 Hz
    Bandpaßfilter 14 f = 1600-3200 Hz
    Bandpaßfilter 15 f = 3200-6400 Hz
  • Die Flankensteilheit der Bandpaßfilter kann bis herab zu 12 dB pro Oktave gewählt werden.
  • Der Block 16 beinhaltet eine Inhibitionsschaltung, die es ermöglicht, unter Berücksichtigung der Signalstärken in den Nachbarkanälen starke Kanäle hervorzuheben und schwächere zu unterdrücken. Die nach dieser Maßgabe be­handelten Signale werden über Ausgangsverstärker 17 bis 22 und einen Endverstärker 23 dem Hörer 24 des Hörgerä­tes 1 zugeführt. Der Hörer 24 wird dann in üblicher Weise mittels Hörolive od. dgl. am Ohrkanal des einen Ohres angeschlossen. Der Hörer kann auch direkt im Ge­hör sitzen. Für Binaural-Versorgung wird für den Ohr­kanal des zweiten Ohres ein dem Hörgerät 1 entsprechen­des weiteres Hörgerät zur Verfügung gestellt.
  • Zweck der Inhibition ist es, schwache Kanäle durch starke Nachbarkanäle so zu beeinflussen, daß schwache Kanäle bis zu vollständiger Signalunterdrückung weiter gedämpft werden, so daß nur starke Kanalsignale zum Tra­gen kommen.
  • Die Figur 2 zeigt die Wirkungsweise des Inhibitions­blockes 16. Dargestellt ist beispielsweise der Kanal 4. Alle anderen Kanäle 5 bis 9 sind in entsprechender Weise geschaltet. Gemäß der Figur 2 umfaßt der Kanal 4 einen spannungsgesteuerten Verstärker 25. Mittels einer Diodenschaltung 26 sowie eines Tiefpasses 27 (Zeit­ konstante <20 ms) wird die Hüllkurve eines am Eingang des Kanals 4 eingehenden Signales gebildet. Das Signal der Hüllkurve wird mittels Gewichtungsglied 28 (z.B. Potentiometer oder Festwiderstand) mit einem Faktor K1 gewichtet und dem positiven Eingang eines Summierers 29 zugeleitet. Den negativen Eingängen des Summierers 29 werden die Signale der Hüllkurven der restlichen fünf Kanäle 5 bis 9 nach entsprechender Gewichtung mit Ge­wichtungsfaktoren K2, K3, K4, K5 und K6 in Gewichtungs­gliedern 30, 31, 32, 33 und 34 (z.B. Potentiometer oder Festwiderstände) zugeführt. Das Signal der Hüllkurve aus dem Kanal 4 wird außerdem noch über die Signal­leitungen 35 den restlichen Kanälen 5, 6, 7, 8 und 9 zugeleitet. Dort wird es in gleicher Weise gewichtet und mit gewichteten Signalen der benachbarten Kanäle in Summierern verknüpft.
  • Beim Ohrmodell sind die Gewichtungsfaktoren so gewählt, daß sie das gesunde Ohr nachbilden. Im Gegensatz dazu sind die Faktoren bei vorliegender Erfindung an den Hörschaden des Hörgeschädigten individuell anzupassen. Dies geschieht für verschiedene Hörgeschädigte ent­sprechend individuell unterschiedlich aufgrund audiome­trischer Messungen.
  • Es ist auch möglich, für bestimmte Klassen von Hör­schädigungen eine einheitliche Voreinstellung dieser Parameter zu wählen.
  • Die Inhibitionsschaltung kann stufenweise zwischen nicht wirksam und voll wirksam im Laufe des Anpaßvorganges während einer längeren Trainingsphase verändert werden. Dadurch kann sich der Hörgeschädigte allmählich an das durch die Inhibition geänderte Sprachmuster gewöhnen. Zur stufenweisen Änderung können z.B. Potentiometer 36 eingesetzt werden, die in der in Figur 2 angedeuteten Weise mit dem spannungsgesteuerten Verstärker 25 ver­schaltet sind. Bei Bedarf kann der Hörgeschädigte auch die Wirkung der Inhibition ganz ausschalten.

Claims (13)

1. Hörgerät für Hörgeschädigte mit Schallaufnahmemikro­fonanordnung und Hörer zwischen denen eine Anordnung aus mehreren Frequenzselektierkanälen eingeschaltet ist,
dadurch gekennzeichnet, daß den Frequenzselektierkanälen (4 bis 9) eine Einrichtung (16) zum Messen der Stärke eines Signals in jedem einzelnen Sprachfrequenzselektierkanal und zur Beeinflussung der Kanäle untereinander im Sinne der Unterdrückung von schwachen Signalkanälen zum Vorteil von starken Signal­kanälen zugeordnet ist.
2. Hörgerät nach Anspruch 1, dadurch ge­kennzeichnet, daß die Zahl der Frequenz­selektierkanäle (4 bis 9) im Bereich drei bis zwölf, z.B. bei sechs, liegt.
3. Hörgerät nach Anspruch 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, daß jeder Sprachfrequenz­selektierkanal (4 bis 9) eingangsseitig ein Bandpaß­filter (10 bis 15) zur Frequenzselektion umfaßt, wobei das Bandpaßfilter (10) des ersten Sprachfrequenz­selektierkanals (4) auch durch einen Tiefpaß und das Bandpaßfilter (15) des letzten Sprachfrequenzselektier­kanals (19) auch durch einen Hochpaß ersetzt werden kann.
4. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung (16) zum Messen der Stärke eines Signals eine Schaltungsanordnung (26, 27) zur Bildung der Sig­nalhüllkurve im jeweiligen Kanal umfaßt.
5. Hörgerät nach Anspruch 4, dadurch ge­kennzeichnet, daß die Einrichtung (16) zum Beeinflussen der Kanäle für jeden Kanal ein Signalstärkesteuerglied (25), insbesondere spannungs­gesteuerter Verstärker, sowie ein Glied (29) zum Beein­flussen des Signalstärkesteuergliedes in Abhängigkeit von der Hüllkurve des Kanals und den Hüllkurven aller weiteren Kanäle im Sinne der Unterdrückung von schwachen Signalkanälen zum Vorteil von starken Signalkanälen um­faßt.
6. Hörgerät nach Anspruch 5, dadurch ge­kennzeichnet, daß das Glied (29) einen Summierer mit positiven und negativen Eingängen um­faßt, dessen positivem Eingang das mit einem Gewich­tungsfaktor (K1) gewichtete Signal der Hüllkurve und dessen negativen Eingängen unterschiedlich gewichtete (K2, K3, K4, K5, K6) Signale der Hüllkurven der rest­lichen Frequenzselektierkanäle zugeleitet werden, und daß der Summierer das Signalstärkesteuerglied (25) mit dem Differenziersignal beeinflußt.
7. Hörgerät nach Anspruch 6, dadurch ge­kennzeichnet, daß das Signal einer Hüll­kurve aus einem Frequenzselektierkanal auch noch den restlichen Frequenzselektierkanälen zugeleitet und dort gewichtet und mit den gewichteten Signalen der benach­barten Kanäle in Summierern verknüpft wird.
8. Hörgerät nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß die Gewichtungs­faktoren (K1 bis K6) an den Hörschaden eines Hörge­schädigten individuell angepaßt sind und individuell unterschiedlich aufgrund audiometrischer Messungen ge­wonnen werden.
9. Hörgerät nach Anspruch 6 oder 7, dadurch gekennzeichnet, daß für bestimmte Klassen von Hörschädigungen die Gewichtungsfaktoren (K1 bis K6) einheitlich voreinstellbar sind.
10. Hörgerät nach einem der Ansprüche 3 bis 9, dadurch gekennzeichnet, daß die relativen Bandbreiten der Bandpaßfilter in der Mitte des Übertragungsbereiches kleiner sind als an den Rändern.
11. Hörgerät nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, daß die einzelnen Band­paßfilter (10 bis 15) frequenzmäßig wie folgt gestuft sind:
Bandpaßfilter 10 f = 175-350 Hz
Bandpaßfilter 11 f = 350-700 Hz
Bandpaßfilter 12 f = 700-1050 Hz
Bandpaßfilter 13 f = 1050-1600 Hz
Bandpaßfilter 14 f = 1600-3200 Hz
Bandpaßfilter 15 f = 3200-6400 Hz.
12. Hörgerät nach Anspruch 10 oder 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Flankensteil­heit der Bandpaßfilter bis herab zu 12 dB pro Oktave gewählt werden kann.
13. Hörgerät nach einem der Ansprüche 1 bis 12, da­durch gekennzeichnet, daß die Ein­richtung (16) zur Beeinflussung der Kanäle untereinander mittels Potentiometer (36) od. dgl. zwischen nicht wirk­sam und voll wirksam veränderbar ist.
EP86113800A 1985-10-16 1986-10-06 Hörgerät Expired - Lifetime EP0219025B1 (de)

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DE3536881 1985-10-16
DE3536881 1985-10-16

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EP0219025A1 true EP0219025A1 (de) 1987-04-22
EP0219025B1 EP0219025B1 (de) 1990-06-13

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EP (1) EP0219025B1 (de)
JP (1) JPS6295099A (de)
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