EP2200341A1 - Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie Hörhilfegerät mit einer Quellentrennungseinrichtung - Google Patents

Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie Hörhilfegerät mit einer Quellentrennungseinrichtung Download PDF

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EP2200341A1
EP2200341A1 EP09175951A EP09175951A EP2200341A1 EP 2200341 A1 EP2200341 A1 EP 2200341A1 EP 09175951 A EP09175951 A EP 09175951A EP 09175951 A EP09175951 A EP 09175951A EP 2200341 A1 EP2200341 A1 EP 2200341A1
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EP
European Patent Office
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signals
hearing aid
source
signal
mixed
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EP09175951A
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EP2200341B1 (de
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Frank Beck
Ulrich Dr. Kornagel
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Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audioligische Technik GmbH
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Publication date
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    • 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
    • H04R25/40—Arrangements for obtaining a desired directivity characteristic
    • H04R25/407—Circuits for combining signals of a plurality of transducers
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
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    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/41—Detection or adaptation of hearing aid parameters or programs to listening situation, e.g. pub, forest
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/43—Signal processing in hearing aids to enhance the speech intelligibility

Definitions

  • the present invention relates to a method for operating a hearing aid and a hearing aid.
  • Hearing aids detect ambient sound and provide it compressed and amplified to a user.
  • the useful signal is the sound that the user wants to perceive.
  • Interference signals are all other sound impressions, regardless of whether they are generated by the hearing aid itself (microphone noise, feedback whistles, acoustic artifacts) or if they are part of the environmental situation (traffic, machine noises, conversations of speakers in which the user does not want to listen ).
  • the user Since the user essentially wants to perceive only the useful signals, but not the interference signals, the problem arises of distinguishing the useful signals from the interference signals, so that the useful signals can be emphasized by a corresponding signal processing with respect to the interference signals.
  • notch filters For example, to suppress the feedback whistle algorithms for feedback compensation, notch filters, etc. can be used.
  • noise suppression algorithms based on the Wiener filter are used.
  • the difficulty with these traditional methods is that they do not allow unambiguous identification of the interference signal and thus always reduce not only the interference signal but also an often not inconsiderable part of the useful signal.
  • the publication DE 101 140 15 A1 describes a method in which the hearing aid wearer can mark a specific sound signal from his listening environment actively (eg by pressing a button) as an interference or useful signal.
  • the disadvantage here is that the excluded from the microphone sound signal is an acoustic composite signal containing signal components of all active sound sources in the environment of the user.
  • no clear identification as interference or useful signal is possible with simultaneously occurring interference and useful signals.
  • the identification of such a mixed signal as interference signal in addition to a reduction of the interference signal contained therein would inevitably lead to an undesirable reduction of the useful signal.
  • a hearing aid with a directional microphone system is known, which is suitable for determining the directions of incidence emanating from different sound sources acoustic signals. This makes it possible to emphasize or suppress certain sound sources from others.
  • a hearing aid with a source separation device for generating source-specific received signals known.
  • the separation of the acoustic signals emanating from different signal sources takes place for example by algorithms for so-called "blind source separation" (BSS).
  • BSS blind source separation
  • the acoustic signals received by the different signal sources can then be subdivided into interfering or useful signals, possibly taking into account manual user inputs. Only the signals identified as useful signals are then further processed and amplified.
  • a disadvantage of the known hearing aid devices with a source separation device is the high computing power required to separate the signal sources. This has, for example, a negative effect on the running time of a hearing aid operated with a small battery.
  • Object of the present invention is to provide a hearing aid device system and a method for operating a hearing aid device system in which a different signal processing of interfering and useful signals with relatively little computational effort is possible.
  • each of the microphones In a hearing aid device having a plurality of microphones, each of the microphones generally receives another mixed acoustic signal, which results in each case as a superimposition of the acoustic signals generated by different sound sources at the location of the respective microphone.
  • Each of the microphones converts the mixed acoustic signal entering the respective microphone into an electrical mixed signal, which is then further processed and amplified to compensate for a user's individual hearing loss. This results in an electrical output signal that converts an output transducer of the hearing aid, usually a listener, into an output signal that is perceived by the user as an acoustic signal.
  • the signal processing within a hearing aid can be adjusted by a variety of adjustable parameter settings to the individual user or the listening situation in which the user is currently located.
  • suitable parameter settings critical to the user's success in using the hearing aid to improve their hearing.
  • Decisive for this success is how the hearing aid in question suppressed interference signals and payloads - especially against the interference signals - highlights.
  • the corresponding parameter settings for this determine, for example, the transfer functions of certain filters or they determine whether certain algorithms, for example for noise suppression or speech signal increase, are active or not.
  • the basic idea of the invention consists in not directly processing or suppressing the source-specific received signals, as is currently the case, but the source-specific received signals are now used to generate parameters which cause an emphasis or a suppression of the respective source-specific received signal, even then even if the source-specific reception signals do not enter directly into the output signal of the hearing aid in question.
  • the invention offers the advantage that the generation of the source-specific reception signals can now take place in a structure which is ancillary to the signal path of a hearing aid device, starting from the microphones via the signal processing unit to the listener.
  • time delays in the sibling structure only play a minor role, since in the invention the acoustic output signal does not emerge directly from one or more source-specific received signals during the normal operation of the relevant hearing aid , The computing power required for generating the source-specific received signals can thus be reduced.
  • the computation-intensive generation of the source-specific received signals takes place only in sections and not during the entire operation a relevant hearing aid.
  • the separation of the different sound sources ultimately serves in particular to extract certain characteristics of the interfering as well as the useful signals, on the basis of which the interference signals can be suppressed or the useful signals can be emphasized. If such characteristics have been established, the generation of the source-specific received signals can be dispensed with, at least for a limited period of time, for which the detected interfering or useful signals are at least largely stationary.
  • the required for the operation of a hearing aid computing power can be significantly reduced.
  • the hearing aid device system additionally comprises, in addition to at least one hearing aid device, an external processor unit.
  • an external processor unit This preferably also serves for the remote control of a relevant hearing aid device of the hearing aid system.
  • the external processor unit is equipped for this purpose with at least two microphones for generating electrical mixed signals.
  • the analysis of the source-specific received signals and the determination of parameter settings for the hearing aid in the external processor unit are also advantageously carried out. The parameter settings determined in this case can then be transmitted wirelessly from the external processor unit to the relevant hearing aid device.
  • the size of the device and its power consumption play a minor role in the external processor unit.
  • the external processor unit can be equipped, for example, with a display and a keyboard, with the help of which, for example, the spatial distribution of several signal sources in space graphically displayed and the distinction between noise and useful sound sources can also be done taking into account user input.
  • FIG. 1 has only a single hearing aid on.
  • this includes the microphones M1, M2, ..., Mn.
  • two signal sources S1 and S2 are also present in the environment of the hearing aid. This generates a first mixed acoustic signal at the input of the microphone M1, a second mixed acoustic signal at the input of the microphone M2, etc.
  • the microphone M1 converts the first mixed acoustic signal into a first mixed electric signal E1
  • the microphone M2 converts the second mixed acoustic signal into a second mixed electric signal E2, etc.
  • the electrical mixed signals E1, E2, ..., En are further processed and amplified in a signal processing unit 1, so that an electrical output signal results, which is converted by a receiver 2 into an acoustic output signal and the hearing of a user.
  • the signal processing in the signal processing unit 1 can be adapted to the individual hearing loss of the user and the current listening environment in which the hearing aid is currently located by a multiplicity of parameter settings.
  • the hearing aid according to the invention comprises in one to the signal path between the microphones M1 to Mn and the handset. 2 sibling signal path, a source separation device, in particular a BSS unit 3, for generating a plurality of source-specific received signals.
  • a source separation device in particular a BSS unit 3, for generating a plurality of source-specific received signals.
  • the BSS unit 3 generates a first source-specific received signal Q1, which essentially results from the acoustic signal emitted by the signal source S1, and a second source-specific received signal Q2, which essentially consists of that from the signal source S2 emitted acoustic signal results.
  • the source-specific received signals Q1, Q2,..., Qn are fed to a marking device 6, by means of which a classification of the source-specific received signals Q1 to Qn into interfering or useful signals takes place.
  • the marking device 6 is connected to a control element 7, by which the source-specific received signals Q1 to Qn can be presented to the user in succession. It then takes place for each individual source-specific received signal an identification as interference or useful signal by manual operation of the control element 7 by the user.
  • the source-specific received signals classified as interference or useful signal are then fed to an analysis device 4, in which they are automatically analyzed with regard to specific characteristics.
  • the signal analysis in the signal analysis device 4 can determine, for example, a spectral analysis, an estimate of parameters of a statistical model, the probability densities of the spectral components (eg real part, imaginary part and magnitude of the Fourier coefficients) at different frequencies or the direction of incidence of acoustic signals in the microphone system.
  • the automatic determination of suitable parameters for the operation of the signal processing unit 1 for suppressing the source-specific received signals marked as interference signals or for highlighting the source-specific received signals designated as useful signals takes place in a parameter determination device 5.
  • the parameters thus defined can be applied in a variety of ways to the processing of electrical Mixed signals E1 to En by the signal processing unit 1 impact.
  • the microphones M1 to Mm in the signal processing unit 1 can be electronically connected to directional microphones, the directivity being then influenced by the parameters determined in the parameter determination device 5.
  • the parameters can be used, for example, to switch on or off noise-elimination algorithms or to change their mode of operation. Furthermore, it can be used to set certain filter parameters that highlight or suppress certain frequency bands, for example.
  • parameters based on the analysis of the spurious or useful signals may affect the operation of an MMSE (Minimum Mean Square Error) algorithm or Ephraim-Malah non-Gaussian algorithm.
  • parameters determined in the parameter determination device 5 control an algorithm for restoring a speech signal in which a certain frequency range is missing or disturbed and in which this frequency range is synthesized from undisturbed frequency ranges.
  • the determined parameter settings have a direct influence on the signal processing in the signal path between the microphones M1, M2,..., Mn and the handset 2, such that at least one interference signal is suppressed or at least one useful signal is emphasized. As a rule, however, they have no direct influence on the source-specific received signals Q1, Q2,..., Qm.
  • the parameter settings determined in this way influence the signal processing until a recalculation takes place. This can for example be triggered manually by the user.
  • the generation of source-specific received signals Q1, Q2, ..., Qm by the hearing aid is not necessary for the period of time after a parameter determination until the time at which a recalculation of the parameter settings is triggered.
  • the computation-intensive generation of the source-specific received signals Q1, Q2,..., Qm is omitted for this period during normal operation of the hearing aid.
  • these are only required for the classification into interference and useful signals and for the determination of the parameters for their suppression or emphasis, but not for the normal operation of the hearing aid device in which these parameter settings are then effective.
  • the invention has the advantage that the computation-intensive determination of the source-specific received signals, the analysis of the same and the determination of parameters based thereon need only be performed on a periodic basis. As long as the external situation remains substantially stationary (for example, the frequency of an input signal classified as a noise signal does not change) it is not necessary to adapt once determined parameter settings.
  • the operation of the source separation device 3, the analysis device 4 and the parameter determination device 5 can accordingly be omitted in sections during the operation of the hearing aid device.
  • the recalculation of corresponding parameters then takes place, for example, after the hearing aid is switched on, after a program changeover, after an automatically determined change in the listening environment or as requested by a corresponding manual user input.
  • a further advantage of the invention results from the fact that the source-specific received signals also do not have to be generated in real time. This would only be the case if the acoustic output signal of the relevant hearing aid device emerged directly from one or more source-specific received signals. However, the latter in the invention is not the case, plays a time delay in generating the source-specific received signals only a minor role.
  • the source-specific received signals Q1, Q2,..., Qm can also be advantageously determined in chronological succession and subsequently presented to the user.
  • only one source-specific received signal must be determined at any time. This also contributes to the reduction of the required computing power compared to a conventional hearing aid device with a source separation device.
  • an alternative embodiment provides for the arrangement of the analysis device 4 FIG. 1 in immediate connection to the source separation device 3. Unlike the embodiment shown in FIG. 1 thus, an automatic classification of the source-specific received signals Q1 to Qn in interference or useful signals on the basis of carried out in the analysis device 4 signal analysis done. Manual user inputs to distinguish between interfering or useful signals are no longer required.
  • the illustrated hearing aid device system comprises not only a hearing aid device 10 but also an external processor unit 20.
  • the basic mode of operation of the hearing aid device 10 is similar to that of the hearing aid device in the exemplary embodiment according to FIG FIG. 1 ,
  • the hearing aid device 10 in the exemplary embodiment comprises the two microphones M1 'and M2', in which received by the signal sources S1 'and S2' generated acoustic signals in the form of mixed acoustic signals.
  • the microphones M1 'and M2' generate the mixed electrical signals E1 'and E2' from the mixed acoustic signals.
  • the latter are processed in the signal processing unit 11 to compensate for the individual hearing loss of a user and strengthened.
  • the resulting electrical output signal is converted by a receiver 12 into an acoustic signal and fed to the user's ear.
  • the signal processing within the signal processing unit 11 can be adapted to the individual hearing loss of the user or the instantaneous hearing situation in which the hearing aid device 10 is currently located.
  • the hearing aid device system in the embodiment according to FIG. 2 also the external processor unit 20, which is designed in particular as a remote control for operating the hearing aid device 10.
  • the remote control 20 also includes the microphones M3 ', M4', ..., Mn '. These also receive mixed acoustic signals resulting from the acoustic signals emanating from the signal sources S1 'and S2'. The acoustic mixed signals are converted by the microphones M3 ', M4', ... Mn 'into the electrical mixed signals E3', E4 ', ..., En' and fed to a source separation device 13, in particular a BSS unit.
  • the latter generates from the electrical mixed signals E3 ', E4', ..., En the source-specific received signals Q1 ', Q2', ..., Qn '.
  • the source-specific received signals Q1 'and Q2' In the exemplary embodiment with two signal sources S1 'and S2', therefore, the source-specific received signals Q1 'and Q2'.
  • the external processor unit 20 provides the marking device 16, through which, in conjunction with the operating element 17, manual user inputs for the classification of the source-specific received signals into interfering or useful signals possible are.
  • further units (not shown) of the external processor unit 20 can be present for this purpose, which facilitate the division into interference or useful signals.
  • the external processor unit can determine the spatial distribution of the sound sources in the room and display them graphically on a display.
  • the external processor unit 20 may also include a speaker, so that the user can listen to the individual sound sources individually and separately from each other. As a result, the classification into interference or useful signals for the user is much easier.
  • the source-specific received signals are analyzed for the presence of certain characteristics. These include in particular the direction of incidence of the acoustic signals generated by the respective sound sources in the external processor unit 20, the frequency spectrum of the signals, possibly present therein modulation frequencies, etc. Based on the thus determined characteristic properties of the source-specific received signals then takes place in the parameter determination device 15, the determination suitable parameters for the operation of the signal processing unit 11 of the hearing aid 10. These parameter settings relate in particular to the mode of action (directivity) of the microphone system of the hearing aid 10 or the operation of certain filters and algorithms. For the determined parameter settings to be effective, they must be transferred from the external processor unit 20 to the hearing aid device 10. For this purpose, both the hearing aid device 10 and the external processor unit 20 each comprise a transmitting and receiving unit 18 and 19, respectively. Furthermore, the external processor unit 20 comprises a controller 21 which controls or monitors sequences and states within the external processor unit 20.
  • the operation of the hearing aid system differs as well according to FIG. 2 from a conventional hearing aid device with a BSS unit, in particular in that the generated source-specific received signals are used predominantly for determining parameter settings.
  • conventional hearing aid devices with a BSS unit directly at least one of the generated source-specific received signals used to directly generate the electrical or acoustic output signal.
  • the latter has the disadvantage that thus the BSS unit must be permanently in operation, whereas in the invention a time-wise operation of the BSS unit is sufficient.
  • the operation of a hearing aid according to the invention with the determined parameter settings can be carried out without the source-specific reception signals must be continuously generated for this purpose.
  • a considerable amount of computing power can be saved compared to a conventional system with a BSS unit.
  • the essential method steps in a method according to the invention for operating a hearing aid system in conjunction with FIG. 3 shown again.
  • the operation is initially in the state Z1, in which the signal processing in the hearing aid works with certain, predetermined parameter settings. It then checks if recalculation of parameter settings is required. In the flowchart according to FIG. 3 this is illustrated by the symbol E.
  • Trigger for a recalculation of Paramter settings are, for example, a program switching in the hearing aid concerned or a detected by the hearing aid change from a first listening situation to a second auditory situation.
  • the hearing aid device changes to the state Z2, in which the generation of source-specific received signals takes place.
  • the state Z2 takes place in the state Z3 a division of the individual source-specific received signals in interference or useful signals. This classification can be done in particular taking into account manual user input.
  • an analysis of the source-specific received signals marked as interference signal or useful signal takes place. In each case certain characteristic properties of the signals in question are determined.

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Abstract

Bei einem Hörhilfegerätesystem mit wenigsten einem Hörhilfegerät (10) sollen mit vertretbarem Rechenaufwand Störsignale unterdrückt und Nutzsignale hervorgehoben werden. Hierzu werden zunächst mittels einer Quellentrennungseinrichtung (3; 13), insbesondere einer BSS-Einheit, quellenspezifische Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm') erzeugt und analysiert. Aus dem Analyseergebnis werden dann Parameter-Einstellungen für den Betrieb des Hörhilfegerätes (10) abgeleitet, die die Unterdrückung von Störsignalen bzw. die Hervorhebung von Nutzsignalen bewirken. Dabei geht ein von dem Hörhilfegerät (10) erzeugtes Ausgangssignal nicht direkt aus den quellenspezifischen Empfangssignalen hervor, so dass ein zeitabschnittsweiser Betrieb der BSS-Einheit genügt und eine Signalverarbeitung in Echtzeit in der BSS-Einheit nicht notwendigerweise erforderlich ist.

Description

  • Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie Hörhilfegerät mit einer Quellentrennungseinrichtung
  • Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätes sowie ein Hörhilfegerät.
  • Hörhilfegeräte erfassen den Umgebungsschall und bieten diesen einem Benutzer komprimiert und verstärkt an. Dabei unterscheidet man zwischen Nutz- und Störsignalen. Das Nutzsignal ist der Schall, den der Benutzer wahrnehmen will. Störsignale sind alle übrigen Schalleindrücke, unabhängig davon, ob sie durch das Hörhilfegerät selbst erzeugt werden (Mikrofonrauschen, Feedback-Pfeifen, akustische Artefakte) oder ob sie Teil der Umgebungssituation sind (Straßenverkehr, Maschinengeräusche, Gespräche von Sprechern, bei denen der Benutzer nicht zuhören möchte).
  • Da der Benutzer im Wesentlichen nur die Nutzsignale, nicht jedoch die Störsignale wahrnehmen möchte stellt sich das Problem, die Nutzsignale von den Störsignalen zu unterscheiden, damit die Nutzsignale durch eine entsprechende Signalverarbeitung gegenüber den Störsignalen hervorgehoben werden können.
  • Zur Lösung dieses Problems gibt es diverse Ansätze: Beispielsweise können zur Unterdrückung des Feedback-Pfeifens Algorithmen zur Feedback-Kompensation, Notch-Filter usw. verwendet werden. Zur Unterdrückung von Störschall aus der Hörumgebung des Benutzers kommen z.B. Störgeräuschunterdrückungsalgorithmen auf Basis des Wiener-Filters zur Anwendung. Die Schwierigkeit bei diesen traditionellen Verfahren besteht darin, dass sie keine eindeutige Identifikation des Störsignals zulassen und somit neben dem Störsignal immer auch einen oft nicht unerheblichen Teil des Nutzsignals reduzieren.
  • Die Offenlegungsschrift DE 101 140 15 A1 beschreibt ein Verfahren, bei dem der Hörgeräteträger ein bestimmtes Schallsignal aus seiner Hörumgebung aktiv (z.B. durch Knopfdruck) als Stör- oder Nutzsignal kennzeichnen kann. Nachteilig dabei ist, dass das von dem Mikrofon ausgenommene Schallsignal ein akustisches Mischsignal ist, das Signalanteile von allen aktiven Schallquellen in der Umgebung des Benutzers enthält. Dadurch ist bei gleichzeitig auftretenden Stör- und Nutzsignalen keine eindeutige Kennzeichnung als Stör- oder Nutzsignal möglich. Beispielsweise würde die Kennzeichnung eines derartigen Mischsignals als Störsignal neben einer Reduzierung des darin enthaltenen Störsignals unweigerlich auch zu einer unerwünschten Reduzierung des Nutzsignals führen.
  • Aus der DE 103 133 31 B4 ist ein Hörhilfegerät mit einem Richtmikrofonsystem bekannt, das zur Bestimmung der Einfallsrichtungen der von unterschiedlichen Schallquellen ausgehenden akustischen Signale geeignet ist. Dadurch wird es möglich, bestimmte Schallquellen gegenüber anderen hervorzuheben oder zu unterdrücken.
  • Aus der EP 18 48 245 A2 ist ein Hörgerät mit einer Quellentrennungseinrichtung zur Erzeugung quellenspezifischer Empfangssignale bekannt. Die Separation der von unterschiedlichen Signalquellen ausgehenden akustischen Signale erfolgt beispielsweise durch Algorithmen zur sogenannten "Blind Source Separation" (BSS). Die von den unterschiedlichen Signalquellen empfangenen akustischen Signale können anschließend, ggf. unter Berücksichtigung manueller Benutzereingaben, in Stör- oder Nutzsignale unterteilt werden. Es werden dann lediglich die als Nutzsignale identifizierten Signale weiterverarbeitet und verstärkt.
  • Nachteilig bei den bekannten Hörhilfegeräten mit einer Quellentrennungseinrichtung ist die hohe Rechenleistung, die zum Trennen der Signalquellen erforderlich ist. Dies wirkt sich beispielsweise negativ auf die Laufzeit eines mit einer kleinen Batterie betriebenen Hörhilfegerätes aus.
  • Aus der Offenlegungsschrift DE 10 2006 020 832 A1 ist ein Verfahren zum Unterdrücken von Rückkopplungen bekannt, bei dem von einem Eingangssignal, das einen Spektralanteil in einem rückkopplungsgefährdeten Frequenzbereich besitzt, ein vorgebbarer Frequenzbereich mit einem synthetischen Signal substituiert wird.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Hörhilfegerätesystem sowie ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems anzugeben, bei denen eine unterschiedliche Signalverarbeitung von Stör- und Nutzsignalen mit verhältnismäßig wenig Rechenaufwand möglich ist.
  • Diese Aufgabe wird durch ein Verfahren mit den Verfahrensschritten gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Ferner wird die Aufgabe durch ein Hörhilfegerätesystem mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 8 gelöst.
  • Bei einem Hörhilfegerät mit mehreren Mikrofonen empfängt jedes der Mikrofone in der Regel ein anderes akustisches Mischsignal, das sich jeweils als Überlagerung der von unterschiedlichen Schallquellen erzeugten akustischen Signale am Ort des jeweiligen Mikrofons ergibt. Jedes der Mikrofone wandelt das in das jeweilige Mikrofon eingehende akustische Mischsignal in ein elektrisches Mischsignal, das dann zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes eines Benutzers weiterverarbeitet und verstärkt wird. Daraus resultiert ein elektrisches Ausgangssignal, das ein Ausgangswandler des Hörhilfegerätes, üblicherweise ein Hörer, in ein von dem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbares Ausgangssignal wandelt.
  • Bei modernen Hörhilfegeräten lässt sich die Signalverarbeitung innerhalb eines Hörhilfegerätes durch eine Vielzahl einstellbarer Parameter-Einstellungen an den individuellen Benutzer oder die Hörsituation, in der sich der Benutzer gerade befindet, anpassen. Dabei ist die Wahl geeigneter Parameter-Einstellungen entscheidend für den Erfolg, den der Benutzer durch die Verwendung des Hörhilfegerätes in Bezug auf eine Verbesserung seines Hörvermögens erfährt. Maßgeblich für diesen Erfolg ist dabei, wie das betreffende Hörhilfegerät Störsignale unterdrückt und Nutzsignale - insbesondere gegenüber den Störsignalen - hervorhebt. Die entsprechenden Parameter-Einstellungen hierfür legen beispielsweise die Übertragungsfunktionen bestimmter Filter fest oder sie bestimmen, ob bestimmte Algorithmen, z.B. zur Störsignalunterdrückung oder zur Sprachsignalanhebung, aktiv sind oder nicht.
  • Die Grundidee der Erfindung besteht nun darin, nicht wie bisher die quellenspezifischen Empfangssignale wahlweise direkt weiterzuverarbeiten oder zu unterdrücken, sondern die quellenspezifischen Empfangssignale dienen nun dazu, um daraus Parameter zu erzeugen, die eine Hervorhebung bzw. eine Unterdrückung des jeweiligen quellenspezifischen Empfangssignals bewirken, auch dann noch, wenn die quellenspezifischen Empfangsignale nicht direkt in das Ausgangssignal des betreffenden Hörhilfegerätes eingehen.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass die Erzeugung der quellenspezifischen Empfangsignale nun in einer dem Signalpfad eines Hörhilfegerätes, ausgehend von den Mikrofonen über die Signalverarbeitungseinheit zum Hörer, nebengeordneten Struktur erfolgen kann. Im Unterschied zu dem Signalpfad, in dem die Signalverarbeitung nahezu in Echtzeit erfolgen muss, spielen Zeitverzögerungen in der nebengeordneten Struktur lediglich eine untergeordnete Rolle, da bei der Erfindung das akustische Ausgangssignal während des normalen Betriebes des betreffenden Hörhilfegerätes nicht direkt aus einem oder mehreren quellenspezifischen Empfangssignalen hervorgeht. Die zur Erzeugung der quellenspezifischen Empfangssignale erforderliche Rechenleistung kann damit reduziert werden.
  • Bei einer Weiterbildung der Erfindung erfolgt die rechenaufwendige Erzeugung der quellenspezifischen Empfangssignale nur zeitabschnittsweise und nicht während des gesamten Betriebs eines betreffenden Hörhilfegerätes. Die Separation der unterschiedlichen Schallquellen dient letztendlich insbesondere dazu, bestimmte Charakteristika der Stör- als auch der Nutzsignale zu extrahieren, aufgrund derer die Störsignale unterdrückt bzw. die Nutzsignale hervorgehoben werden können. Wurden derartige Charakteristika festgestellt, so kann zumindest für einen begrenzten Zeitraum, für den die erkannten Stör-oder Nutzsignale zumindest weitgehend stationär sind, auf die Erzeugung der quellenspezifischen Empfangssignale verzichtet werden. Die für den Betrieb eines Hörhilfegerätes erforderliche Rechenleistung lässt sich dadurch erheblich reduzieren.
  • Bei einer vorteilhaften Ausgestaltung der Erfindung umfasst das erfindungsgemäße Hörhilfegerätesystem neben wenigstens einem Hörhilfegerät zusätzlich eine externe Prozessoreinheit. Diese dient vorzugsweise auch zur Fernbedienung eines betreffenden Hörhilfegerätes des Hörhilfegerätesystems. Dabei ist es ferner möglich, dass die rechenaufwendige Erzeugung mehrerer quellenspezifischer Empfangssignale aus den von den Mikrofonen des Hörhilfegerätesystems generierten elektrischen Mischsignalen in der externen Prozessoreinheit erfolgt. Vorteilhaft ist die externe Prozessoreinheit hierfür mit wenigstens zwei Mikrofonen zum Erzeugen elektrischer Mischsignale ausgestattet. Weiterhin vorteilhaft erfolgen dann ebenfalls die Analyse der quellenspezifischen Empfangssignale sowie die Bestimmung von Parameter-Einstellungen für das Hörhilfegerät in der externen Prozessoreinheit. Die dabei ermittelten Parameter-Einstellungen können dann drahtlos von der externen Prozessoreinheit auf das betreffende Hörhilfegerät übertragen werden.
  • Im Vergleich zum Hörhilfegerät spielen bei der externen Prozessoreinheit die Größe des Gerätes und dessen Stromverbrauch eine untergeordnete Rolle. Um den Bedienkomfort zu erhöhen, kann die externe Prozessoreinheit z.B. mit einem Display und einer Tastatur ausgestattet sein, mit deren Hilfe z.B. die räumliche Verteilung mehrerer Signalquellen im Raum grafisch dargestellt und die Unterscheidung zwischen Stör- und Nutzschallquellen auch unter Berücksichtigung von Benutzereingaben erfolgen kann.
  • Die Erfindung wird nachfolgend anhand von Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
    • FIG 1
    ein erstes Hörhilfegerätesystem gemäß der Erfindung
    FIG 2
    ein zweites Hörhilfegerätesystem gemäß der Erfin- dung und
    FIG 3
    ein Ablaufdiagramm für ein Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems gemäß der Erfindung.
  • Das erfindungsgemäße Hörhilfegerätesystem gemäß FIG 1 weist lediglich ein einzelnes Hörhilfegerät auf. Zur Aufnahme akustischer Eingangssignale und Wandlung in elektrische Eingangssignale umfasst dieses die Mikrofone M1, M2,..., Mn. Im Ausführungsbeispiel sind ferner zwei Signalquellen S1 und S2 in der Umgebung des Hörhilfegerätes vorhanden. Dies erzeugen am Eingang des Mikrofons M1 ein erstes akustisches Mischsignal, am Eingang des Mikrofons M2 ein zweites akustisches Mischsignal usw. Das Mikrofon M1 wandelt das erste akustische Mischsignal in ein erstes elektrisches Mischsignal E1, das Mikrofon M2 das zweite akustische Mischsignal in ein zweites elektrisches Mischsignal E2 usw. Die elektrischen Mischsignale E1, E2, ..., En werden in einer Signalverarbeitungseinheit 1 weiterverarbeitet und verstärkt, so dass ein elektrisches Ausgangssignal resultiert, das durch einen Hörer 2 in ein akustisches Ausgangssignal gewandelt und dem Gehör eines Benutzers zugeführt wird. Dabei ist die Signalverarbeitung in der Signalverarbeitungseinheit 1 durch eine Vielzahl an Parameter-Einstellungen an den individuellen Hörverlust des Benutzers und die aktuelle Hörumgebung, in der sich das Hörhilfegerät gerade befindet, anpassbar.
  • Das erfindungsgemäße Hörhilfegerät umfasst in einem zu dem Signalpfad zwischen den Mikrofonen M1 bis Mn und dem Hörer 2 nebengeordneten Signalpfad eine Quellentrennungseinrichtung, insbesondere eine BSS-Einheit 3, zum Erzeugen mehrerer quellenspezifischer Empfangssignale. Im Ausführungsbeispiel mit den beiden Signalquellen S1 und S2 erzeugt die BSS-Einheit 3 ein erstes quellenspezifisches Empfangssignal Q1, das im Wesentlichen aus dem von der Signalquelle S1 abgegebenen akustischen Signal resultiert, und ein zweites quellenspezifisches Empfangssignal Q2, das im Wesentlichen aus dem von der Signalquelle S2 abgegebenen akustischen Signal resultiert. Die quellenspezifischen Empfangssignale Q1, Q2, ..., Qn werden einer Kennzeichnungseinrichtung 6 zugeführt, durch die eine Einteilung der quellenspezifischen Empfangssignale Q1 bis Qn in Stör- oder Nutzsignale erfolgt. Hierfür ist die Kennzeichnungseinrichtung 6 mit einem Bedienelement 7 verbunden, durch die die quellenspezifischen Empfangssignale Q1 bis Qn dem Benutzer nacheinander dargeboten werden können. Es erfolgt dann für jedes einzelne quellenspezifische Empfangssignal eine Kennzeichnung als Stör- oder Nutzsignal durch manuelle Betätigung des Bedienelementes 7 durch den Benutzer. Die so als Stör- oder Nutzsignal klassifizierten quellenspezifischen Empfangssignale werden anschließend einer Analyseeinrichtung 4 zugeführt, in der sie automatisch hinsichtlich bestimmter Charakteristika analysiert werden. Die Signalanalyse in der Signalanalyseeinrichtung 4 kann beispielsweise eine Spektralanalyse, eine Schätzung von Parametern eines statistischen Models, die Wahrscheinlichkeitsdichten der Spektralkomponenten (z.B. Realteil, Imaginärteil und Betrag der Fourier-Koeffizienten) bei unterschiedlichen Frequenzen oder die Einfallsrichtung akustischer Signale in das Mikrofonsystem bestimmen. Nach der Analyse der quellenspezifischen Empfangssignale Q1 bis Qn in der Analyseeinrichtung 4 erfolgt in einer Parameter-Bestimmungseinrichtung 5 die automatische Bestimmung geeigneter Parameter für den Betrieb der Signalverarbeitungseinheit 1 zur Unterdrückung der als Störsignale gekennzeichneten quellenspezifischen Empfangssignale bzw. zur Hervorhebung der als Nutzsignale gekennzeichneten quellenspezifischen Empfangssignale. Die so festgelegten Parameter können sich in vielfältiger Weise auf die Verarbeitung der elektrischen Mischsignale E1 bis En durch die Signalverarbeitungseinheit 1 auswirken. Beispielsweise können die Mikrofone M1 bis Mm in der Signalverarbeitungseinheit 1 elektronisch zu Richtmikrofonen verschaltet sein, wobei die Richtwirkung dann durch die in der Parameter-Bestimmungseinrichtung 5 bestimmten Parameter beeinflusst wird. Weiterhin können durch die Parameter beispielsweise Störgeräuschbefreiungsalgorithmen ein- oder ausgeschaltet oder in ihrer Funktionsweise verändert werden. Ferner können damit bestimmte Filter-Parameter eingestellt werden, die beispielsweise bestimmte Frequenzbänder gegenüber anderen hervorheben bzw. unterdrücken. Zusätzlich können beispielsweise auf der Analyse der Stör- oder Nutzsignale basierende Parameter die Wirkungsweise eines MMSE-(Minimum Mean Square Error-) Algorithmus oder eines Ephraim-Malah-Algorithmus mit nichtgauß'scher Verteilung beeinflussen. Darüber hinaus ist es möglich, dass in der Parameter-Bestimmungseinrichtung 5 ermittelte Parameter einen Algorithmus zur Restauration eines Sprachsignals steuern, bei dem ein bestimmter Frequenzbereich fehlt oder gestört ist und bei dem dieser Frequenzbereich aus ungestörten Frequenzbereichen synthetisiert wird.
  • Die aufgezeigten Beispiele geben ohne Beschränkung der Allgemeinheit nur einen kleinen Ausschnitt möglicher Filter, Algorithmen oder Funktionen des Hörhilfegerätes wieder, die durch Parameter, die aus einer Analyse der quellenspezifischen Empfangssignale hervorgehen, beeinflusst oder gesteuert werden.
  • Die ermittelten Parameter-Einstellungen haben direkten Einfluss auf die Signalverarbeitung in dem Signalpfad zwischen den Mikrofonen M1, M2, ..., Mn und dem Hörer 2, derart, dass wenigstens ein Störsignal unterdrückt bzw. wenigstens ein Nutzsignal hervorgehoben wird. Sie haben in der Regel jedoch keinen direkten Einfluss auf die quellenspezifischen Empfangssignale Q1, Q2, ..., Qm. Nach deren Bestimmung beeinflussen die so ermittelten Parameter-Einstellungen die Signalverarbeitung so lange, bis eine Neuberechnung erfolgt. Diese kann beispielsweise manuell durch den Benutzer ausgelöst werden. Die Erzeugung quellenspezifischer Empfangssignale Q1, Q2, ..., Qm durch das Hörhilfegerät ist für die Zeitdauer nach einer Parameter-Bestimmung bis zu dem Zeitpunkt, bei dem eine Neuberechnung der Parameter-Einstellungen ausgelöst wird, nicht erforderlich. Vorteilhaft unterbleibt daher für diesen Zeitraum während des normalen Betriebes des Hörhilfegerätes die rechenaufwendige Erzeugung der quellenspezifischen Empfangssignale Q1, Q2, ..., Qm. Diese werden bei dem Hörhilfegerät gemäß dem Ausführungsbeispiel nur für die Einteilung in Stör- und Nutzsignale sowie zur Bestimmung der Parameter zu deren Unterdrückung bzw. Hervorhebung benötigt, nicht jedoch für den normalen Betrieb des Hörhilfegerätes, in dem diese Parameter-Einstellungen dann wirksam sind.
  • Mit der Erfindung ist der Vorteil verbunden, dass die rechenaufwendige Ermittlung der quellenspezifischen Empfangssignale, die Analyse derselben und die darauf basierende Bestimmung von Parametern nur zeitabschnittsweise erfolgen müssen. Solange die äußere Situation im Wesentlichen stationär bleibt (sich beispielsweise die Frequenz eines als Störsignal klassifizierten Eingangssignals nicht ändert) ist eine Anpassung einmal ermittelter Parameter-Einstellungen nicht erforderlich. Der Betrieb der Quellentrennungseinrichtung 3, der Analyseeinrichtung 4 sowie der Parameter-Bestimmungseinrichtung 5 kann demnach zeitabschnittweise während des Betriebes des Hörhilfegerätes unterbleiben. Die Neuberechnung entsprechender Parameter erfolgt dann beispielsweise nach dem Einschalten des Hörhilfegerätes, nach einer Programmumschaltung, nach einer automatisch festgestellten Änderung der Hörumgebung oder nach Anforderung durch eine entsprechende manuelle Benutzereingabe.
  • Ein weiterer Vorteil der Erfindung ergibt sich dadurch, dass die quellenspezifischen Empfangssignale auch nicht in Echtzeit erzeugt werden müssen. Dies wäre nur dann der Fall, wenn das akustische Ausgangssignal des betreffenden Hörhilfegerätes direkt aus einem oder mehreren quellenspezifischen Empfangssignalen hervorginge. Da letzteres bei der Erfindung jedoch gerade nicht der Fall ist, spielt eine Zeitverzögerung beim Erzeugen der quellenspezifischen Empfangssignale lediglich eine untergeordnete Rolle.
  • Weiterhin vorteilhaft können im Zusammenhang mit der Erfindung die quellenspezifischen Empfangssignale Q1, Q2, ..., Qm auch zeitlich aufeinanderfolgend ermittelt und anschließend dem Benutzer dargeboten werden. Damit muss zu jeder Zeit nur ein quellenspezifisches Empfangssignal bestimmt werden. Auch dies trägt zur Reduzierung der erforderlichen Rechenleistung gegenüber einem herkömmlichen Hörhilfegerät mit einer Quellentrennungseinrichtung bei.
  • In Abweichung von dem dargestellten Ausführungsbeispiel sieht eine alternative Ausführungsform (nicht dargestellt) die Anordnung der Analyseeinrichtung 4 gemäß FIG 1 in unmittelbarem Anschluss an die Quellentrennungseinrichtung 3 vor. Anders als in dem gezeigten Ausführungsbeispiel gemäß FIG 1 kann damit eine automatische Einteilung der quellenspezifischen Empfangssignale Q1 bis Qn in Stör- oder Nutzsignale auf Basis der in der Analyseeinrichtung 4 durchgeführten Signalanalyse erfolgen. Manuelle Benutzereingaben zur Unterscheidung zwischen Stör- oder Nutzsignalen sind dabei nicht mehr erforderlich.
  • Eine weitere Ausführungsform der Erfindung zeigt das Ausführungsbeispiel gemäß FIG 2. Dabei umfasst das dargestellte Hörhilfegerätesystem neben einem Hörhilfegerät 10 auch eine externe Prozessoreinheit 20. Die prinzipielle Wirkungsweise des Hörhilfegerätes 10 ist dabei ähnlich zu der des Hörhilfegerätes im Ausführungsbeispiel gemäß FIG 1. Das Hörhilfegerät 10 im Ausführungsbeispiel umfasst die beiden Mikrofone M1' und M2', in die von den Signalquellen S1' und S2' erzeugte akustische Signale in Form akustischer Mischsignale eingehen. Die Mikrofone M1' und M2' erzeugen aus den akustischen Mischsignalen die elektrischen Mischsignale E1' bzw. E2'. Letztere werden in der Signalverarbeitungseinheit 11 zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes eines Benutzers verarbeitet und verstärkt. Das resultierende elektrische Ausgangssignal wird durch einen Hörer 12 in ein akustisches Signal gewandelt und dem Gehör des Benutzers zugeführt. Auch bei dem Hörhilfegerät 10 gemäß dem Ausführungsbeispiel lässt sich die Signalverarbeitung innerhalb der Signalverarbeitungseinheit 11 durch eine Vielzahl einstellbarer Parameter an den individuellen Hörverlust des Benutzers oder die augenblickliche Hörsituation, in der sich das Hörhilfegerät 10 gerade befindet, anpassen.
  • Neben dem Hörhilfegerät 10 umfasst das Hörhilfegerätesystem in dem Ausführungsbeispiel gemäß FIG 2 auch die externe Prozessoreinheit 20, die insbesondere als Fernbedienung zur Bedienung des Hörhilfegerätes 10 ausgebildet ist. Neben den üblichen Komponenten einer Fernbedienung für ein Hörhilfegerät umfasst die Fernbedienung 20 auch die Mikrofone M3', M4', ..., Mn'. Auch diese nehmen akustische Mischsignale auf, die aus den von den Signalquellen S1' und S2' ausgehenden akustischen Signalen hervorgehen. Die akustischen Mischsignale werden von den Mikrofonen M3', M4', ... Mn' in die elektrischen Mischsignale E3', E4', ..., En' gewandelt und einer Quellentrennungseinrichtung 13, insbesondere einer BSS-Einheit, zugeführt. Letztere erzeugt aus den elektrischen Mischsignalen E3', E4', ..., En die quellenspezifischen Empfangssignale Q1', Q2', ..., Qn'. Im Ausführungsbeispiel mit zwei Signalquellen S1' und S2' demnach die quellenspezifischen Empfangssignale Q1' und Q2'.
  • Ähnlich wie bei dem Ausführungsbeispiel gemäß FIG 1 sind auch bei dem Ausführungsbeispiel gemäß FIG 2 zwei unterschiedliche Möglichkeiten der Weiterverarbeitung der quellenspezifischen Empfangssignale vorhanden. Einerseits können diese in der Analyseeinrichtung 14 automatisch analysiert und in Stör- oder Nutzsignale unterteilt werden. Andererseits kann diese Einteilung auch unter Berücksichtigung von Benutzereingaben erfolgen. Hierfür sieht die externe Prozessoreinheit 20 die Kennzeichnungseinrichtung 16 vor, durch die in Verbindung mit dem Bedienelement 17 manuelle Benutzereingaben zur Einteilung der quellenspezifischen Empfangssignale in Stör- oder Nutzsignale möglich sind. Neben dem Bedienelement 17 können hierfür weitere, nicht dargestellte Baueinheiten der externen Prozessoreinheit 20 vorhanden sein, die die Einteilung in Stör- oder Nutzsignale erleichtern. Beispielsweise kann die externe Prozessoreinheit die räumliche Verteilung der Schallquellen im Raum feststellen und auf einem Display grafisch darstellen. Ferner kann die externe Prozessoreinheit 20 auch einen Lautsprecher umfassen, so dass sich der Benutzer die einzelnen Schallquellen einzeln und getrennt voneinander anhören kann. Dadurch wird die Einteilung in Stör- oder Nutzsignale für den Benutzer wesentlich erleichtert.
  • Nach erfolgter Einteilung in Stör- oder Nutzsignale werden die quellenspezifischen Empfangssignale hinsichtlich des Vorhandenseins bestimmter Charakteristika analysiert. Hierzu zählen insbesondere die Einfallsrichtung der von den jeweiligen Schallquellen erzeugten akustischen Signale in die externe Prozessoreinheit 20, das Frequenzspektrum der Signale, evtl. darin vorhandene Modulationsfrequenzen usw. Anhand der so ermittelten charakteristischen Eigenschaften der quellenspezifischen Empfangssignale erfolgt dann in der Parameter-Bestimmungseinrichtung 15 die Bestimmung geeigneter Parameter für den Betrieb der Signalverarbeitungseinheit 11 des Hörhilfegerätes 10. Diese Parameter-Einstellungen betreffen insbesondere die Wirkungsweise (Richtwirkung) des Mikrofonsystems des Hörhilfegerätes 10 oder die Wirkungsweise bestimmter Filter und Algorithmen. Damit die ermittelten Parameter-Einstellungen wirksam werden können, müssen diese von der externen Prozessoreinheit 20 auf das Hörhilfegerät 10 übertragen werden. Hierfür umfasst sowohl das Hörhilfegerät 10 als auch die externe Prozessoreinheit 20 jeweils eine Sende- und Empfangseinheit 18 bzw. 19. Ferner umfasst die externe Prozessoreinheit 20 einen Controller 21, der Abläufe und Zustände innerhalb der externen Prozessoreinheit 20 steuert bzw. überwacht.
  • Wie bei dem Hörhilfegerät nach dem Ausführungsbeispiel gemäß FIG 1 unterscheidet sich auch die Wirkungsweise des Hörhilfegerätesystems gemäß FIG 2 von einem herkömmlichen Hörhilfegerät mit einer BSS-Einheit insbesondere dadurch, dass die generierten quellenspezifischen Empfangssignale vorwiegend zur Bestimmung von Parameter-Einstellungen herangezogen werden. Demgegenüber wird bei herkömmlichen Hörhilfegeräten mit einer BSS-Einheit direkt wenigstens eines der erzeugten quellenspezifischen Empfangssignale dazu verwendet, um daraus direkt das elektrische bzw. akustische Ausgangssignal zu erzeugen. Letzteres hat den Nachteil, dass damit die BSS-Einheit permanent in Betrieb sein muss, wohingegen bei der Erfindung ein zeitabschnittsweiser Betrieb der BSS-Einheit ausreicht. Solange sich an der äußeren Hörsituation nichts wesentliches ändert, kann der Betrieb eines erfindungsgemäßen Hörhilfegerätes mit den ermittelten Parameter-Einstellungen erfolgen, ohne das hierfür kontinuierlich die quellenspezifischen Empfangssignale erzeugt werden müssen. Dadurch kann gegenüber einem herkömmlichen System mit einer BSS-Einheit ein erheblicher Teil an Rechenleistung eingespart werden.
  • Zur weiteren Verdeutlichung der Erfindung werden die wesentlichen Verfahrensschritte bei einem erfindungsgemäßen Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems in Verbindung mit FIG 3 nochmals aufgezeigt. Nach dem Start, z.B. nach dem Einschalten eines betreffenden Hörhilfegerätes erfolgt der Betrieb zunächst in dem Zustand Z1, in dem die Signalverarbeitung in dem Hörhilfegerät mit bestimmten, vorgegebenen Parameter-Einstellungen arbeitet. Anschließend wird überprüft, ob eine Neuberechnung von Parameter-Einstellungen erforderlich ist. Im Ablaufdiagramm gemäß FIG 3 ist dies durch das Symbol E veranschaulicht. Auslöser für eine Neuberechnung von Paramter-Einstellungen sind beispielsweise eine Programmumschaltung bei dem betreffenden Hörhilfegerät oder ein von dem Hörhilfegerät erkannter Wechsel von einer ersten Hörsituation hin zu einer zweiten Hörsituation. Soll eine Neuberechnung von Parameter-Einstellungen stattfinden, so geht das Hörhilfegerät in den Zustand Z2 über, in dem die Erzeugung quellenspezifischer Empfangssignale stattfindet. Ausgehend von dem Zustand Z2 erfolgt im Zustand Z3 eine Einteilung der einzelnen quellenspezifischen Empfangssignale in Stör- oder Nutzsignale. Diese Einteilung kann insbesondere unter Berücksichtigung manueller Benutzereingaben erfolgen. Im darauffolgenden Zustand Z4 erfolgt eine Analyse der als Stör- oder Nutzsignal gekennzeichneten quellenspezifischen Empfangssignale. Dabei werden jeweils bestimmte charakteristische Eigenschaften der betreffenden Signale bestimmt. In dem nachfolgenden Betriebszustand Z5 werden daraus dann Parameter-Einstellungen für den Betrieb des betreffenden Hörhilfegerätes abgeleitet, mit der die akustischen Ausgangssignale einer somit als Störsignalquelle gekennzeichneten Signalquelle in dem Hörhilfegerät unterdrückt werden und die von einer als Nutzsignalquelle gekennzeichneten Signalquelle herrührenden Signale in dem Hörhilfegerät hervorgehoben werden. Es erfolgt dann wieder der Übergang in den Betriebszustand Z1, wobei darin nun jedoch der Betrieb des Hörhilfegerätes mit den neu ermittelten Parameter-Einstellungen erfolgt. Insbesondere werden im Zustand Z1 quellenspezifische Empfangssignale weder erzeugt noch analysiert.

Claims (13)

  1. Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems, umfassend wenigstens ein Hörhilfegerät, mit folgenden Schritten:
    - Empfangen mehrerer akustischer Mischsignale von mehreren Schallquellen und Wandeln in elektrische Mischsignale,
    - Verarbeiten wenigstens eines der elektrischen Mischsignale in Abhängigkeit wenigstens einer Parameter-Einstellung und Erzeugen eines elektrischen Ausgangssignals,
    - Wandeln des elektrischen Ausgangssignals in ein von einem Benutzer als akustisches Ausgangssignal wahrnehmbares Ausgangssignal,
    - Erzeugen mehrerer quellenspezifischer Empfangssignale aus den elektrischen Mischsignalen,
    - Analysieren der quellenspezifischen Empfangssignale,
    - Bestimmen der Parameter-Einstellung in Abhängigkeit eines Ergebnisses der Analyse.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, wobei die quellenspezifischen Empfangssignale jeweils als Stör- oder Nutzsignal gekennzeichnet werden.
  3. Verfahren nach Anspruch 2, wobei die Kennzeichnung unter Berücksichtigung von Benutzereingaben erfolgt.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Parameter-Einstellung die Reduzierung eines Störsignals bewirkt.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei die Parameter-Einstellung die Hervorhebung eines Nutzsignals bewirkt.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei das Erzeugen der quellenspezifischen Empfangssignale aus den elektrischen Mischsignalen nicht in Echtzeit erfolgt.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei nach dem Bestimmen der Parameter-Einstellung zumindest für einen Zeitabschnitt die Signalverarbeitung in Abhängigkeit der bestimmten Parameter-Einstellung erfolgt und die Erzeugung sowie die Analyse der quellenspezifischen Empfangssignale unterbleiben.
  8. Hörhilfegerätesystem mit wenigstens
    - einem Hörhilfegerät,
    - zwei Mikrofonen (M1, M2, ..., Mn; M1', M2', ..., Mn') zum Empfang mehrerer akustischer Mischsignale von mehreren Schallquellen (S1, S2; S1', S2')und zum Wandeln der akustischen Mischsignale in elektrische Mischsignale (E1, E2, ..., En; E1', E2', ..., En'),
    - einer Signalverarbeitungseinheit (1; 11) zum Verarbeiten wenigstens eines der elektrischen Mischsignale (E1, E2, ..., En; E1', E2', ..., En') in Abhängigkeit wenigstens einer Parameter-Einstellung und zum Erzeugen eines elektrischen Ausgangssignals,
    - einem Hörer (2; 12) zum Wandeln des elektrischen Ausgangssignals in ein von einem Benutzer als akustisches Ausgangssignal wahrnehmbares Ausgangssignal,
    - einer Quellentrennungseinrichtung (3; 13) zum Erzeugen mehrerer quellenspezifischer Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm')
    - einer Analyseeinrichtung (4; 14) zum Analysieren der quellenspezifischen Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm'),
    - einer Parameter-Bestimmungseinrichtung (5; 15) zum Bestimmen der Parameter-Einstellung für die Signalverarbeitungseinheit (1;11) in Abhängigkeit eines Ergebnisses der Analyse.
  9. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 8, wobei die quellenspezifischen Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm') oder daraus hervorgehende Signale dem Benutzer nacheinander zuführbar sind und das Hörhilfegerätesystem eine Kennzeichnungseinrichtung (6, 16) zur Kennzeichnung des jeweiligen quellenspezifischen Empfangssignals (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm') als Stör- oder Nutzsignal durch den Benutzer umfasst.
  10. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 9, wobei die Kennzeichnungseinrichtung (6; 16) zur automatischen Kennzeichnung der quellenspezifischen Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm; Q1', Q2', ..., Qm') als Stör- oder Nutzsignal ausgebildet ist.
  11. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 8 bis 10, wobei die Quellentrennungseinrichtung (3; 13) und die Parameter-Bestimmungseinrichtung (5; 15) zeitabschnittsweise während des Betriebes des Hörhilfegerätesystems betreibbar sind und die Signalverarbeitung in Abhängigkeit der Parameter-Einstellung zumindest auch in einem Zeitabschnitt erfolgt, in dem die Erzeugung quellenspezifischer Empfangssignale unterbleibt.
  12. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 8 bis 11, wobei das Hörhilfegerät die Mikrofone (M1, M2, ..., Mn), die Signalverarbeitungseinheit (1), den Hörer (2), die Quellentrennungseinrichtung (3), die Analyseeinrichtung (4) sowie die Parameter-Bestimmungseinrichtung (5) umfasst, wobei wenigstens zwei Signalabgriffpunkte in einem Signalpfad zwischen den Mikrofonen (M1, M2, ..., Mn) und dem Hörer (2) vorhanden sind zum Erzeugen zweier Abgriffsignale und wobei die Abgriffsignale der Quellentrennungseinrichtung (3) zugeführt sind zum Erzeugen der quellenspezifischen Empfangssignale (Q1, Q2, ..., Qm) aus den Abgriffsignalen.
  13. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 8 bis 11, umfassend wenigstens eine externe Prozessoreinheit (20), in der die Quellentrennungseinrichtung (13) sowie die Analyseeinrichtung (14) angeordnet sind.
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2405673A1 (de) * 2010-07-07 2012-01-11 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Lokalisieren einer Audioquelle und mehrkanaliges Hörsystem

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102012214081A1 (de) 2012-06-06 2013-12-12 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Fokussieren eines Hörinstruments-Beamformers
US9414170B2 (en) * 2012-12-28 2016-08-09 Gn Resound A/S Hearing aid having an adaptive antenna matching mechanism and a method for adaptively matching a hearing aid antenna
WO2016067754A1 (ja) * 2014-10-30 2016-05-06 ソニー株式会社 音響出力装置
DE102016225205A1 (de) * 2016-12-15 2018-06-21 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Bestimmen einer Richtung einer Nutzsignalquelle
WO2019084214A1 (en) * 2017-10-24 2019-05-02 Whisper.Ai, Inc. AUDIO SEPARATION AND RECOMBINATION FOR INTELLIGIBILITY AND COMFORT

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10114015A1 (de) 2001-03-22 2002-10-24 Siemens Audiologische Technik Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfe- und/oder Gehörschutzgerätes sowie Hörhilfe- und/oder Gehörschutzgerät
EP1509065A1 (de) * 2003-08-21 2005-02-23 Bernafon Ag Verfahren zur Verarbeitung von Audiosignalen
DE10313331B4 (de) 2003-03-25 2005-06-16 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Einfallsrichtung eines Signals einer akustischen Signalquelle und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
EP1848245A2 (de) 2006-04-21 2007-10-24 Siemens Audiologische Technik GmbH Hörgerät mit Quellentrennung und entsprechendes Verfahren
DE102006020832A1 (de) 2006-05-04 2007-11-15 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Unterdrücken von Rückkopplungen und zur Spektralerweiterung bei Hörvorrichtungen
EP1912473A1 (de) * 2006-10-10 2008-04-16 Siemens Audiologische Technik GmbH Verarbeitung eines Eingangssignals in einem Hörgerät
WO2008043758A1 (de) * 2006-10-10 2008-04-17 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum betreiben einer hörhilfe, sowie hörhilfe

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10356093B3 (de) * 2003-12-01 2005-06-02 Siemens Audiologische Technik Gmbh Hörervorrichtung mit richtungsabhängiger Signalverarbeitung und entsprechendes Verfahren
US7464029B2 (en) * 2005-07-22 2008-12-09 Qualcomm Incorporated Robust separation of speech signals in a noisy environment
EP1912472A1 (de) * 2006-10-10 2008-04-16 Siemens Audiologische Technik GmbH Verfahren zum Betreiben einer Hörhilfe, sowie Hörhilfe

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE10114015A1 (de) 2001-03-22 2002-10-24 Siemens Audiologische Technik Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfe- und/oder Gehörschutzgerätes sowie Hörhilfe- und/oder Gehörschutzgerät
DE10313331B4 (de) 2003-03-25 2005-06-16 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zur Bestimmung einer Einfallsrichtung eines Signals einer akustischen Signalquelle und Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
EP1509065A1 (de) * 2003-08-21 2005-02-23 Bernafon Ag Verfahren zur Verarbeitung von Audiosignalen
EP1848245A2 (de) 2006-04-21 2007-10-24 Siemens Audiologische Technik GmbH Hörgerät mit Quellentrennung und entsprechendes Verfahren
DE102006020832A1 (de) 2006-05-04 2007-11-15 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Unterdrücken von Rückkopplungen und zur Spektralerweiterung bei Hörvorrichtungen
EP1912473A1 (de) * 2006-10-10 2008-04-16 Siemens Audiologische Technik GmbH Verarbeitung eines Eingangssignals in einem Hörgerät
WO2008043758A1 (de) * 2006-10-10 2008-04-17 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum betreiben einer hörhilfe, sowie hörhilfe

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP2405673A1 (de) * 2010-07-07 2012-01-11 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Lokalisieren einer Audioquelle und mehrkanaliges Hörsystem

Also Published As

Publication number Publication date
EP2200341B1 (de) 2015-02-25
US20100158289A1 (en) 2010-06-24
DK2200341T3 (en) 2015-06-01

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