[go: up one dir, main page]

EP0661905B1 - Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät - Google Patents

Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät Download PDF

Info

Publication number
EP0661905B1
EP0661905B1 EP95103571A EP95103571A EP0661905B1 EP 0661905 B1 EP0661905 B1 EP 0661905B1 EP 95103571 A EP95103571 A EP 95103571A EP 95103571 A EP95103571 A EP 95103571A EP 0661905 B1 EP0661905 B1 EP 0661905B1
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
acoustic
individual
unit
hearing
loudness
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Expired - Lifetime
Application number
EP95103571A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP0661905A3 (de
EP0661905A2 (de
Inventor
Bohumir Dr. Sc.Techn. B.B.A. Uvacek
Herbert Dr. sc. tech. Bächler
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sonova Holding AG
Original Assignee
Phonak AG
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Phonak AG filed Critical Phonak AG
Priority to AT95103571T priority Critical patent/ATE229729T1/de
Priority to EP01128611A priority patent/EP1207718A3/de
Priority to EP95103571A priority patent/EP0661905B1/de
Priority to DE59510501T priority patent/DE59510501D1/de
Priority to DK95103571T priority patent/DK0661905T3/da
Publication of EP0661905A2 publication Critical patent/EP0661905A2/de
Publication of EP0661905A3 publication Critical patent/EP0661905A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP0661905B1 publication Critical patent/EP0661905B1/de
Anticipated expiration legal-status Critical
Expired - Lifetime legal-status Critical Current

Links

Images

Classifications

    • 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
    • H04R25/70—Adaptation of deaf aid to hearing loss, e.g. initial electronic fitting
    • 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
    • H04R25/505—Customised settings for obtaining desired overall acoustical characteristics using digital signal processing

Definitions

  • the present invention relates to a method according to the The preamble of claim 1, an apparatus according to that of claim 23 and a hearing aid according to claim 39.
  • a psycho-acoustic perceptual quantity becomes one Size understood, which is non-linear, through individual laws perception, from physical-acoustic Variables such as frequency spectrum, sound pressure level, phase position, Course of time, etc.
  • Hearing aids known to date change physical, acoustic Signal sizes such that a hearing aid hearing impaired individual hears better.
  • the adaptation the hearing aid is done by setting physical Transmission quantities, such as frequency-dependent amplification, Level limitation etc. until the individual with the Satisfied hearing aid within the possibilities presented is.
  • Preferred embodiment variants of the method according to the invention are specified in claims 2 to 22 of the invention Device in claims 24 to 38 and of the hearing aid according to the invention in claim 40.
  • the device according to the invention can designed as a fitting device separately from the hearing aid his. However, it also includes adjustment measures on the hearing aid the perceived size taken into account for the individual correct.
  • inventive device defined in the claims, the inventive method and the inventive Hearing aids are then, for example, based on Figures explained.
  • the loudness "L” is a psycho-acoustic quantity, which indicates how “loud” an individual is at presented acoustic Signal senses.
  • Loudness has its own unit of measurement; a sinusoidal 1kHz frequency signal at a sound pressure level of 40dB-SPL, produces a loudness of 1 "Sone". A sine of same frequency with a level of 50dB-SPL is exactly double perceived so loud; the corresponding loudness is so 2 sone.
  • the present invention has as its object propose a method and suitable devices for this, with which a hearing aid to be adapted to an individual can be adjusted so that the acoustic perception of the individual at least in the first approximation of that one Norm, namely the normal hearing.
  • the procedure according to the invention can certainly also for the consideration of other psychoacoustic Sizes are used, such as for the consideration of the size "masking behavior in the Time domain and / or in the frequency domain ".
  • the norm, N is used to determine a psycho-acoustic perception variable, in particular the loudness L N , by means of standardized acoustic signals A o and compared with the values of this variable, corresponding to L I of an individual, with the same acoustic signals A o . From the difference corresponding to ⁇ L NI , setting data are determined which act directly on a hearing aid or on the basis of which, manually, a hearing aid is set. L I is determined on the individual without a hearing aid or with a hearing aid that has not yet been adapted, possibly progressively adapted.
  • the loudness itself is a variable, which in turn is of depends on several variables.
  • this is the number Measurements that must be made on an individual to get even approximate information, with the interventions on the hearing aid, for everyone in a natural environment occurring broadband signals that are desired To be able to correct perception, great.
  • the correlation between recorded size differences Interventions in the transmission behavior of a hearing aid ambiguous and extremely complex.
  • a quantifying model of the Perception size, especially loudness used.
  • a model is intended to be used with all types of acoustic signals can be received; at least approximate results the corresponding size sought.
  • the model can be identified, that is valid for the individual. The identification should be able to be canceled if the model is in predeterminable Extent is identified.
  • Such a quantifying model of a psycho-acoustic Perception size does not have to be closed mathematical expression can be given, but may well be defined by a multidimensional table from where with the prevailing frequency and sound level ratios a real acoustic signal as a variable the perceived size can be called up.
  • the band-specific, mean sound pressure levels S k form the model variables defining a presented acoustic signal, which determine the current spectral power density distribution.
  • the spectral width of the considered critical bands CB k , the linear approximation of the loudness perception, ⁇ k , and the hearing threshold T k are parameters of the model or the mathematical simulation function according to (1).
  • the model parameters ⁇ k , T k and CB k have been determined using the standard N, ie for people with normal hearing.
  • the curve L kN represents the loudness curve of the standard as a function of the sound level S k of an acoustic signal presented in a respective critical band k, recorded as explained with reference to FIG. 1.
  • a sinusoidal signal or a narrowband noise signal is presented.
  • the parameter ⁇ N represents the slope of a linear approximation or regression line of this course L kN at higher sound levels, ie at sound pressure levels from 40 to 120 dB SPL, where the acoustic useful signals also predominantly occur. This is also referred to below as "large signal behavior".
  • this increase can be assumed to be the same, ⁇ N , in each of the frequency bands.
  • the hearing threshold T kN In contrast to the parameter ⁇ N , the hearing threshold T kN also differs in the norm and in a first approximation in every critical frequency band CB kN and is not a priori identical to the 0dB sound pressure level.
  • the typical hearing threshold curve of the standard is precisely defined by ISO R226 (1961).
  • Leijon has described a procedure that allows the further band-specific coefficients or model parameters ⁇ kI and CB kI to be estimated from the hearing thresholds T kI of individuals.
  • the estimation errors are usually large when considering individual cases. Nevertheless, when identifying individual loudness models, it is possible to start with estimated parameters, for example those estimated from diagnostic information. This drastically reduces the effort and the burden on the individual.
  • the loudness L recorded with a category scaling according to FIG. 1, is plotted in FIG. 3 as a function of the mean sound pressure level in dB-SPL for a sinusoidal or narrow-band signal of the frequency f k in a critical band of the number k considered ,
  • the loudness L N of the standard increases non-linearly with the signal level in the selected representation, the gradient curve is in a first approximation for normal hearing people for all critical bands with the regression line with the gradient ⁇ N entered on the curve N in FIG. 3 reproduced in [categories per dB-SPL].
  • model parameter ⁇ N corresponds to a nonlinear amplification, the same for normal hearing people in every critical band, but to be determined for individuals with ⁇ kI in every frequency band.
  • the straight line with the slope ⁇ k approximates the non-linear loudness function in band k by a regression line.
  • L kI typically denotes the course of the loudness L I of the hearing impaired in a band k.
  • the curve of a hearing impaired person has a larger offset to the zero point and is steeper than the curve of the norm.
  • the larger offset corresponds to an increased hearing threshold T kI
  • the phenomenon of the fundamentally steeper loudness curve is referred to as loudness recruitment and corresponds to an increased ⁇ parameter.
  • the width of the respective critical bands CB kI it can be stated that the presence of several such bands only becomes effective when psycho-acoustic processing of broadband audio signals, i.e. broadband signals, the spectrum of which is at least two adjacent critical bands. In hearing impaired people, a widening of the critical bands is typically noticeable, whereby primarily the loudness summation is impaired even after (1).
  • individual I as shown, for example via headphones, electrically or by means of an electrical-acoustic transducer, is supplied with narrow-band norm-acoustic norm signals A ok lying in the frequency bands CB Nk .
  • the individual I evaluates and quantifies the perceived loudness, L S (A ok ).
  • the associated standard bandwidth CB kN and the parameter ⁇ N are provided on the output side via a selection unit 7 from a standard storage unit 9.
  • the electrical signal S e (A ok ) corresponding to the sound pressure level of the signal A ok is fed together with the associated bandwidth CB kN to a computing unit 11 which, according to the preferred mathematical loudness model according to (1), calculates a loudness value L '(A ok ) , namely from S e , CB kN , ⁇ N and, as previously mentioned, predetermined hearing threshold value T kI stored in a memory unit 13.
  • loudness L 'the computing unit 11 calculates on the basis of these predetermined parameters. Based on the use of the hearing threshold T kI of the individual and the parameter ⁇ N of the standard, a loudness value L 'is determined on the computing unit 11 at the given sound level, corresponding to S e of the signal A ok , as it corresponds to a scaling function N', which is determined by the Regression line with ⁇ N and the hearing threshold T kI is defined in a first approximation.
  • this loudness value L ' is compared at a comparison unit 15 with the loudness value L I by the input unit 5.
  • the difference .DELTA. (L ', L I ) appearing on the output side of the comparison unit 15 acts on an incrementing unit 17.
  • the output of the incrementing unit 17 is superimposed on a superposition unit 19 with the ⁇ N parameter supplied to the computing unit 11 by the storage unit 9 with the correct sign.
  • the incrementing unit 17 thus increments the signal corresponding to ⁇ N by increments ⁇ according to the number of increments n until the difference appearing on the output side of the comparison unit 15 reaches or falls below a predeterminable minimum dimension.
  • the output signal of the comparison unit 15 in FIG. 4 is compared on a comparator unit 21 with an adjustable signal ⁇ r in accordance with a predeterminable, maximum error - as an abort criterion.
  • the parameter ⁇ kI of the individual is thus found with the required accuracy corresponding to ⁇ r in the critical frequency band k considered.
  • the process is optimally short or only as long as necessary.
  • Fig. 6a analogous to Fig. 5, the scaling function N of the norm and I of a hearing impaired individual is shown again.
  • an amplification G x must therefore be provided on the hearing device so that the individual perceives the loudness L x with the hearing device as the norm N. 6a, depending on various, for example, entered sound pressure levels S kx , a plurality of amplification values G x to be provided on the hearing aid are entered.
  • FIG. 6b shows the gain curve resulting from the considerations of FIG. 6a as a function of S k , as can be realized on a transmission channel on the hearing aid corresponding to the critical frequency band k, as shown in FIG. 6c.
  • the non-linear gain curve G k (S k ) shown in FIG. 6b is determined heuristically and schematically from the parameters T kI and ⁇ kI and the differences T kN -T kI and n ⁇ as determined with reference to FIGS. 4 and 5.
  • the described procedure is optimally used in every critical one Frequency band k repeated. It has to be critical Frequency band and approximation with a regression line only presented a norm-acoustic signal to the individual become; more can be checked if necessary of the regression lines found are used.
  • the model according to (1) which is preferably used becomes arbitrarily more precise (1 *) by using ⁇ k (S k ) instead of the level-independent parameters ⁇ k .
  • ⁇ k is replaced by ⁇ k (S k ).
  • FIG. 8 shows the scaling curve N of the norm and of an individual I in analogy to FIG. 5.
  • the scaling curve N is sound pressure level-dependent slope parameter ⁇ N (S k) is approximated, ie by a polygon of support values S k of the curve N.
  • This sound pressure level dependent parameter ⁇ N (S k) are assumed to be known by they can be easily determined from the known scaling curves N of the standard at the given support values S kx .
  • a set of sound pressure level-dependent slope parameters ⁇ N (S k ) is stored in the memory unit 9.
  • the individual I is again presented with normacoustic, narrow-band signals lying in the respective critical bands, but, in contrast to the procedure according to FIG. 4, per critical frequency band at different sound pressure levels S kx .
  • the storage unit 9 supplies the bandwidth CB kN associated with the critical frequency band under consideration and the set of ⁇ parameters dependent on sound pressure level to the computing unit 11, in addition to the previously determined, individual, band-specific hearing threshold T kI .
  • the frequency of the norm acoustic signal determines the critical frequency band k under consideration, and the values relevant for this are retrieved from the memory unit 9 accordingly.
  • the sequence F of the following sound pressure level values S kx is preferably further stored in a memory device 10. As soon as the individual loudness perception values are recorded and stored in the storage unit 6, the sequence of the stored sound pressure level values S kx is also fed from the storage unit 10 to the computing unit 11, with which the latter, according to FIG.
  • the width of the critical bands CB k becomes relevant for the loudness perception of the individual if the presented normacoustic signals have spectra that lie in two or more critical frequency bands, because loudness summation according to (1) or (1 *) then occurs ,
  • frequency bands CB k and CB k + 1 for example critical frequencies for the standard N, are drawn in over the frequency axis f.
  • the partially broadened, corresponding bands are entered for an individual I.
  • the nonlinear reinforcements found so far have been channel-specific or band-specific with reference to the critical ones Bandwidths of the standard determined.
  • the critical bandwidths of the individual is from Fig. 9a it can be seen that, for example, the hatched area ⁇ f in the individual falls within the broadened critical band k, while in the norm it falls in the band k + 1. This means but that, with the previous reference to the critical bandwidths the standard, signals e.g. in the hatched frequency range ⁇ f in the individual must be corrected for gain.
  • FIG. 10 shows a further development as a function block signal flow diagram in which the parameters ⁇ k and CB k can be determined using a single method. Not only is one critical band after the other examined in accordance with FIGS. 4 and 7, but also, with broadband acoustic signals, the loudness summation is recorded and the width of the individual critical bands is thus also determined as a variable by optimization.
  • the simulation model parameters of the standard namely ⁇ N , CB kN , are stored in a memory unit 41 and, in a preferred embodiment, not the hearing thresholds T kN of the standard, but rather the hearing thresholds T kI of the individual to be examined, determined beforehand by audiometry and taken from a memory unit 43.
  • An individual is acoustically presented with signals A ⁇ k by a generator that is no longer shown here.
  • the electrical signals corresponding to them in FIG. 10, also designated A ⁇ k are fed to a frequency-selective power measurement unit 45.
  • the channel-specific average powers are determined on the unit 45 in accordance with the critical frequency bands of the standard, frequency-selective, and a set of such power values S ⁇ k is output on the output side.
  • These signals are stored in a memory unit 47 in a channel-specific manner and specifically for the signal A ⁇ k (A No.) that is presented in each case.
  • the computing module 53 calculates the loudness L 'according to (1) from the norm parameters ⁇ N , CB kN and the individual hearing threshold values T kI , taking into account the loudness summation , which would result for the norm if the latter had hearing thresholds (T kI ) such as the individual.
  • the calculated value L ' N is stored in a storage unit 55 on the output side of the computing module 53.
  • Each of the presented broadband ( ⁇ k) signals A ⁇ k is assessed or categorized by the individual in terms of loudness perception, the evaluation signal L I , again assigned to the respective presented acoustic signals A ⁇ k , stored in a storage unit 57. Both when determining L ' N and when determining L I , the loudness summation is taken into account arithmetically or by the individual due to the broadbandness ⁇ k of the signals A ⁇ k presented.
  • the corresponding number of values L ' N is stored in the storage unit 55, as is the corresponding number L I values in the storage unit 57.
  • the parameter modification unit 49 varies the start values ⁇ N , CB kN , but not the T kI values, for all critical frequency bands, while simultaneously recalculating the updated L ' N value until the difference signal ⁇ (L' N , L I ) runs within a predeterminable minimum course, which is checked on the unit 61.
  • the standard parameters ⁇ N and CB kN entered as start values taking into account the signals S ⁇ k corresponding to the channel-specific sound pressure values retrieved from memory 47, are varied according to predetermined search algorithms until a maximum permissible deviation between the L ' N and the L I course has been reached.
  • ⁇ and CB values on the output side of the modification unit 49 correspond to those which, used in (1), result in loudness values corresponding optimally with the individually perceived values L I for the acoustic signals A ⁇ k presented: by varying the standard parameters, the individual values in turn became individual determined.
  • Control variables are determined from the parameter values present on the output side of the modification unit 49 when the search is terminated and their difference from the start values ⁇ N and CB kN in order to set the amplification functions on the frequency-selective channels of the hearing aid corresponding to the critical frequency bands.
  • Solution parameter sets excluded from the outset can be, for example, only extremely difficult or unrealizable gain curves on the respective Channels of the hearing aid could lead through appropriate Specifications on the modification unit 49 from the outset be excluded.
  • a shortening of the search process can also be achieved, for example for hearing-impaired individuals, by replacing the standard parameters ⁇ N or CB kN with the ⁇ kI or CB kI values estimated from the individual hearing thresholds T kI for hearing impaired people as search starting values in the Storage unit 41 are stored, especially if the hearing loss of the individual is determined from the outset.
  • the arithmetic unit 51 can also do the mentioned Include storage devices integrated in terms of hardware; is its delimitation shown in dashed lines in FIG. 10 to understand, for example, including in particular the computing module 53 and the coefficient modification unit 49.
  • the previously described procedure according to FIGS. 4, 7 and 10 are primarily suitable for the setting of a hearing aid ex situ.
  • the determined manipulated variables may well be direct electronically transmitted to a hearing aid in situ, whereby but the real benefit of in situ adjustment, namely the consideration of the fundamental hearing impairment through a hearing aid, is not considered: First all manipulated variables are determined without a hearing aid, and then, without further acoustic signal presentation, its Setting made.
  • the acoustic signals A ⁇ k are fed to the hearing aid system HG with transducers 63 and 65 on the input and output sides and individual I, the latter loading the perceived L I values into the memory 57 with the evaluation unit 5.
  • the L I value is stored in the memory 57 for each presented standard-acoustic, broadband signal A ⁇ k .
  • the loudness values L ' N are initially determined on the computing module 53 according to (1) or (1 *), as was explained with reference to FIG. 10 , calculated and, specifically assigned to the presented signals A ⁇ k , stored in the memory unit 55.
  • the standard parameters from the memory unit 41 are then modified, as described, until they, when used in (1) or (1 *), give L ' N values with predeterminable accuracy corresponding to the L I values in memory 57.
  • L ' N L I for all A. .delta..sub.k ,
  • the hearing aid HG has a number k o frequency-selective transmission channels K between the converter 63 and converter 65.
  • Actuators for the transmission behavior of the channels are connected to an actuating unit 70 via a corresponding interface. The latter are fed the initial manipulated variables SG o previously determined as optimal.
  • the changed parameters ⁇ ' Nk , CB' Nk have been determined for a predetermined number of presented normacoustic, broadband signals A ⁇ k by means of the computing module 53 and the modification unit 49, by means of which, according to FIG. 8, the Scaling curves N 'have been adapted to those of the individual I with a hearing aid HG that has not yet been adjusted, the parameter changes found act ⁇ ⁇ k , ⁇ ⁇ CB k , ⁇ ⁇ T k or the parameters ⁇ N , T kN , CB kN and ⁇ kI , T kI , CB kI via the manipulated variable control unit 70 in such a way that it controls the hearing aid in such a way that its channel-specific frequency and amplitude transmission behavior for the signals A ⁇ k , on the output side, produce the correction loudness L Kor .
  • the loudness behavior of the hearing aid forms the intrinsic, i.e. "own” loudness perception of the individual that of the norm, the loudness perception of the individual with hearing aid becomes or is the same as that of the norm, based on that of the standard, can be specified.
  • Fig. 12a) and b) are two basic implementation variants of a hearing aid according to the invention, using simplified signal flow function block diagrams, which are "ex situ”, but preferably “in situ” as described can be put.
  • the hearing aid should, when optimally set, transmit received acoustic signals with the correction loudness L Kor to its output, so that the system hearing aid and individual has a perception that is equal to that of the standard or ( ⁇ L in Fig. 12a) deviates from this by a predeterminable amount.
  • channels 1 to k o are provided on a hearing aid according to the invention, followed by an acoustic-electrical input converter 63, each assigned to a critical frequency band CB kN .
  • the entirety of these transmission channels forms the signal transmission unit of the hearing aid.
  • the frequency selectivity for channels 1 to k o is implemented by filter 64.
  • Each channel also has a signal processing unit 66, for example with multipliers or programmable amplifiers.
  • the non-linear, band- or channel-specific amplifications described above are implemented on the units 66.
  • All signal processing units 66 act on the output side to a summation unit 68, which in turn is on the output side to the electrical-acoustic output transducer 65 of the hearing aid acts. Until then, the two versions are correct according to FIGS. 12a) and 12b).
  • the converted acoustic input signals present on the output side of the converter 63 are converted into their frequency spectrum at a unit 64a.
  • the aforementioned channel-specific correction parameters and the corresponding correction loudness L KOR are converted into actuating signals SG 66 on the computing unit 53 ', with which the units 66 are set.
  • the values .DELTA.SG supplied to the hearing aid according to FIG. 12a) according to FIG. 11 therefore essentially correspond to the channel-specific correction parameters in this embodiment variant.
  • the hearing aid transmits the input signals mentioned with the correction loudness L KOR .
  • the system individual with hearing aid thus perceives the required loudness, be it preferably the same as the standard or in this respect in a predetermined ratio.
  • a controller 116 compares the loudness values L N and L I determined by standard and individual modeling and, channel-specifically, the parameters of the standard model and the individual model and, on the output side, sends control signals SG 66 to the transmission units 66 in accordance with the determined differences, such that the modeled loudness L I becomes equal to the currently required standard loudness L N.
  • controller 116 In contrast to the correction model variant of FIG. 12a), controller 116 first determines the necessary correction loudness L KOR in accordance with FIG. 12b).
  • FIG. 11 An embodiment of a hearing aid according to the invention, combined from the procedure according to FIG. 11 and the structure 12a) is shown in FIG. It is for the same Function blocks have the same position symbols as in Fig. 11 and 12 used. For reasons of clarity, only one Channel X of the hearing aid shown.
  • Switching unit 81 according to the storage unit (41, 43, 44) Fig. 11, shown here as a unit, with the unit 49.
  • a switching unit 80 is in the position shown, i.e. is open, a switchover unit 84 is also initially effective in the position shown.
  • the arrangement works exactly as shown in FIG. 11 and explained in this context.
  • the determined parameter changes ⁇ k , ⁇ CB k , ⁇ T k , which convert the individual loudness model (I) into the standard loudness model (N), when the hearing aid is put into operation by switching over the switching unit 80 in the storage unit 41 ', 43', 44 'acting in the same way as the storage unit 41, 43, 44 is loaded.
  • the switching unit 81 is switched to the output of the last-mentioned storage unit.
  • the modification unit 49 is deactivated (DIS), so that it directly supplies the data from the storage unit 41 'to 44' unmodified and permanently to the computing unit 53c.
  • the switchover unit 84 is switched over so that the output on the arithmetic unit 53c, now acting as arithmetic unit 53 'according to FIG. 12a), acts via the manipulated variable control unit 70a on the transmission path with the units 66 of the hearing aid.
  • the ⁇ Z k parameters ⁇ k , ⁇ CB k , ⁇ T k act together with L KOR on the manipulated variable control unit 70a.
  • the loudness model arithmetic unit 53c integrated in the hearing aid is initially used to determine the model parameter changes ⁇ k , ⁇ CB k , ⁇ T k required for correction and then, in operation, to guide the transmission manipulated variables of the hearing aid in a time-variable manner - in accordance with the current acoustic signals Relationships - used.
  • the determination of the correction loudness model parameters on the hearing aid and thus the necessary manipulated variables for generally non-linear channel-specific amplifications, e.g. for the hearing impaired, allows different target functions, or the loudness requirements can be used as a target function, as mentioned, with different sets of correction loudness model parameters and therefore manipulated variables ⁇ SG 66 can be achieved.
  • the hearing aid optimally set the gain frequency selective, i.e. in certain transmission channels, raised, the correction loudness changes.
  • FIG. 14 shows that in addition to the precautions of FIG. 11 measures to be taken; the same functional blocks which already listed in FIG. 11 and thus explained, have the same item numbers.
  • a sound sensation structured according to specific categories can also be numerically scaled, for example according to the criteria known from Nielsen. 14 and 11, after hearing device HG has been set by finding a correction parameter set ( ⁇ k , ⁇ CB k , ⁇ T k ) such that the individual with the hearing device has at least approximately the same loudness perception as the norm, the individual states: for example, in the case of the same broadband norm-acoustic signals A ⁇ k presented , on a sound scaling unit 90. A numerical value is assigned to each sound category on the unit 90.
  • the individually quantified sound sensation KL I is compared with the sound sensation KL N of the norm, for example, which is statistically determined for the same acoustic signals A ⁇ k . These are stored in a memory unit 94 so that they can be called up.
  • 14 becomes a sound characterization unit according to FIG 96, for example between comparison unit 59 and parameter modification incrementing unit 49, activated, which the parameter modification on the unit 49 in limited in their degree of freedom, i.e. one or more of the mentioned parameters, regardless of the minimum at unit 59 received difference, changed and constant.
  • the sound characterization unit 96 is preferably connected to an expert database, shown schematically at 98 in FIG. 14, to which the information relating to individual sound sensitivity deviation from the norm is supplied.
  • Information for example, is stored in the expert database 98 "shrill at A ⁇ k is the result of too much amplification in channels No. ."
  • a specific constellation of simultaneously prevailing correction coefficients ⁇ k , ⁇ CB k and ⁇ T k in a critical frequency band k can be regarded as a band-specific state vector Z k ( ⁇ k , ⁇ CB k , ⁇ T k ) of the correction loudness model.
  • the entirety of all band-specific state vectors Z k forms the band-specific state space, which is three-dimensional in the case considered here.
  • Band-specific state vectors Z k are primarily responsible for every sound feature that can occur during sound scaling, with "shrill” and "muffled” in high-frequency critical bands. This expert knowledge must be stored as rules in the sound characterization unit 96 or the expert system 98.
  • band-specific correction state vectors Z k which give the individual a sense of loudness with the hearing aid essentially the same as that of the standard, as described above, have been found, then a changed state vector Z ' k must be sought in at least one of the critical bands to change the sound.
  • a changed state vector Z ' k When changing the one band-specific state vector, it must either be changed further so that the loudness remains the same, or at least one other band-specific state vector must also be changed.
  • the parameters of the correction loudness model on the hearing device thus result, based on the parameters of the standard, from a first incremental change “ ⁇ ” for conforming loudness adjustment and from second incremental changes ⁇ for sound matching.
  • FIG. 12b again in functional block representation, is Hearing aid according to the invention according to FIG. 12b) (model difference variant) presented in a form as is preferred is realized. To make the overview easier the same reference numerals used as for the hearing aid according to FIG. 12b) were used.
  • the output signal of the input converter 63 of the hearing aid is subjected to a time / frequency transformation at a transformation unit TFT 110.
  • the resulting signal in the frequency domain, is transmitted in the multi-channel time-variant loudness filter unit 112 with the channels 66 to the frequency / time domain FTT transformation unit 114 and from there, in the time domain, to the output converter 65, for example a loudspeaker or another stimulus transducer for the Individual.
  • the standard loudness L N is calculated from the input signal in the frequency domain and the standard model parameters in accordance with Z kN .
  • the individual loudness L I is calculated analogously on the output side of the loudness filter 112.
  • the loudness values L N and L I are supplied to the controller unit 116.
  • the individual Loudness corrected to the standard loudness by the isophones of an individual are brought into line with those of the norm.
  • the objective function "standard loudness" and possibly also achieved sound perception optimization language is understandable not yet optimal. This is due to the masking behavior of human hearing, which in a damaged individual hearing is different from the norm.
  • the frequency masking phenomenon states that soft tones in close frequency neighborhood of loud tones faded out will not contribute to loudness perception.
  • the intelligibility is to be further increased, then it must ensure that those spectral components, that are unmasked in the standard, i.e. perceived, also if individual hearing is damaged are perceived, the latter mostly through a distinguishes widened masking behavior. With the injured Hearing components were usually masked, which are unmasked in the standard hearing.
  • the input signal of the hearing aid is in the frequency range supplied to a standard masking model unit 118a, where the input signal is masked as with the Standard. How the masking model is determined will be shown later explained.
  • the output signal of the hearing aid in the frequency domain is analog, supplied to the individual masking model unit 118b, whereupon the output signal of the hearing aid the masking model of the intrinsic individual.
  • the input and output signals masked with the N and I models are supplied to the masking controller 122 and compared it. In function of the comparison results Controller 122 accesses a masking filter in a regulatory sense 124 until the mask "hearing aid transmission and individual "are aligned with those of the norm is.
  • the multichannel time-variable loudness filter 112 is followed by the likewise multichannel time-variable masking filter 124, which, as mentioned, is set in function of the difference determined at the masking controller 122 such that the norm-masked input signal at unit 118a equals the "individual + hearing aid" -masked output signal at unit 118b will. If the transmission behavior of the hearing aid has now been changed via the masking controller 122 and the masking filter unit 124, the correction loudness L KOR of the transmission no longer corresponds to the required one, and the loudness controller 116 adjusts the manipulated variables on the multi-channel time-variable loudness filter 112, that the controller 116 again determines the same loudness L I , L N.
  • Masking correction via controller 122 and loudness tracking via controller 116 are thus carried out iteratively, the loudness model used, defined by the state vectors Z LN , Z LI , remaining unchanged. It is only when both the loudness controller 116 and the masking controller 122 that the iterative matching of the filters 112 and 124 achieves the same within narrow tolerances, is the transmitted signal at the frequency / time transformation unit 114 converted back into the time domain and to the individual transfer.
  • the frequency masking model is parameterized by state vectors Z FMN or Z FMI .
  • a masking curve F fx is assigned to each frequency component in accordance with its loudness. Only the level components that exceed the masking limits, corresponding to the F f functions, contribute to the sound and loudness perception of the broadband signal presented, for example with the frequency components f 1 -f 3 .
  • the norm perceives a loudness to which the unmasked components L f1N -L f3N contribute.
  • the slopes m unN and m obN of the masking curves F f are essentially independent of frequency and level if, as shown, the frequency scaling takes place in "bark", according to E. Zwicker (in critical bands).
  • the masking curves F f are broadened as far as the gradients m are concerned, and they are also raised.
  • the frequency masking behavior of the standard N is again shown in dashed lines in characteristic I of FIG. 17.
  • the total masking limit FMG formed by all frequency-specific masking characteristic curves F f naturally also varies over the entire frequency spectrum, with which the filter 126 or the channel-specific filter must be guided in a time-variable manner.
  • the frequency masking model for the standard is known from E. Zwicker or from ISO / MPEG according to the literature reference below.
  • the applicable individual frequency masking model with FMG I must first be determined in order to be able to carry out the individually necessary correction, as shown schematically with the unmasking filter 126 in FIG. 17.
  • frequency components which according to the frequency masking model of the norm be masked, so don't contribute to loudness at all not taken into account, i.e. not broadcast.
  • Narrow band noise R o preferably centered with respect to the center frequency f o of a critical frequency band CB k of the standard or, if already determined as described above, the individual, is presented to the individual via headphones or, and preferably, via the already loudness-optimized hearing aid.
  • a sinusoidal signal preferably at the center frequency f o , is added to the noise R o , as are sinusoidal signals at f un and f ob above and below the noise spectrum. These test sinus signals are added sequentially in time. By varying the amplitude of the signals to f un , f o and f ob , it is determined when the individual to whom the noise R o is presented perceives a change in this noise.
  • the corresponding perception limits determine three points of the frequency masking behavior F foI of the individual.
  • certain estimates are preferably used in advance in order to shorten the investigation process.
  • the masking at the center frequency f o is initially estimated to be -6dB for the hearing impaired.
  • the frequencies f un and f ob are chosen to be offset by one to three critical bandwidths with respect to f o . This procedure is preferably carried out at two to three different center frequencies f o , distributed over the hearing range of the individual, in order to determine FMG I , the frequency masking model of the individual or its parameters, such as in particular m obf , m unf .
  • FIG. 19 schematically shows the experimental setup for determining the frequency masking behavior of an individual according to FIG. 18.
  • Noise center frequency f o , noise bandwidth B and the average noise power A N are set on a noise generator 128.
  • the output signal of the noise generator 128 is superimposed on a superposition unit 130 with the respective test sinusoidal signals, which are set on a sine generator 132.
  • Amplitude A S , frequency f S can be set on the test sine generator 132.
  • the test sine generator 132 is preferably operated in a clocked manner, for which purpose it is activated cyclically, for example via a clock generator 134.
  • the superimposition signal is fed to the individual via an amplifier 136 via calibrated headphones or, and preferably, directly via the hearing aid according to FIG. 16, which is still to be optimized with regard to frequency masking.
  • the noise signals R o are presented to the individual, for example every second, and the respective test sinusoidal signal TS. Is added to one of the noise packets. The individual is asked whether and, if so, which of the noise packages sounds different from the others. If all noise packets sound the same to the individual, the amplitude of the test signal TS is increased until the corresponding noise packet is perceived differently from the others, then the associated point A W is found on the frequency masking characteristic FMG I according to FIG. 18.
  • the unmasking model according to block 126 of FIG. 17 can be determined from the masking model of the individual determined in this way and the known standard.
  • the TARGET masking is actually at block 118a calculated according to the acoustic signal presented and, via masking controller 122, filter 124 in FIG Signal transmission path adjusted until the masking on it and on the individual - model on 118b - the same Result delivers, as from the leadership masking model in block 118a required.
  • changes with frequency masking correction generally also the loudness transmission, so that loudness control and frequency masking control alternately until both are made Only then will criteria be met with the required accuracy via block 114, the "quasi currently" acoustic signal is present Signal converted back into the time domain and the individual transmitted.
  • the frequency / time inverse transformation unit 114 (Wigner inverse transformation or Wigner synthesis) is an analog to Buffer 140 acting spectrum / time buffer 142 upstream.
  • a further computing device 53 ′ b determines the time image of the L I values determined on the basis of the spectra. This time image is compared with the time image of the L N values at controller 116a, and the comparison result is used to control a multi-channel loudness filter unit 112a with controlled, time-variable dispersion (phase shift, time delay).
  • the filter 112a thus ensures that the temporal correction loudness image of the transmission with the loudness image of the individual corresponds to that of the norm.
  • the 142 respectively stored spectra in the buffers 140, the total of signals over a predetermined time period, for example from 20 to 100 msec depict, time and frequency masking model computers for the standard 118 'a and the individual 118' are further b supplied to the are parameterized with the norm and individual parameters or state vectors, Z FM , Z TM . Both frequency masking model F N , analogous to FIG. 16, and time masking model T M are implemented therein.
  • the outputs of the computers 118 ' a , 118' b act on a masking controller unit 122a, the latter acting on the multi-channel unmasking filter 124a, which can now also be used to control the dispersion in a time-variable manner in addition to 124 from FIG. 16.
  • Driving the loudness filter 112a and the masking correction filter 124a is preferably carried out alternately until both assigned controllers 116a and 122a Detect predetermined minimum deviation criteria. First then the spectra in the buffer unit 142 are correct Time sequence on unit 114 converted back into the time domain and transmitted to the individual wearing the hearing aid.
  • 21 shows a hearing device structure in the case of loudness correction, Frequency masking correction and time masking correction on signals converted into the frequency range.
  • a technically possibly simpler design variant 22 consistently takes time phenomena in signals into account in the time domain and phenomena related to frequency response Signals in the frequency domain. This is done before the time / frequency transformation unit 110, which according to the execution 16 preferably shows an instantaneous spectrum transformation executes a time mask correction unit, as shown schematically 141 upstream or, if necessary also as a supplement or replacement, between reverse transformation unit 114 and output transducer 65, such as speakers, Stimulator, e.g. an electrode stimulated cochlear Implant.
  • the time mask correction unit designated 140 in FIG. 22 is shown in more detail in FIG. it includes a time-loudness model unit 142 on which, preferably as a performance integral, the course of the loudness over the Time of the acoustic input signal is tracked. Analogous is in another time-loudness model unit 142 instantaneous loudness of the signal in the time range before it Conversion determined at the time / frequency transformation unit 110.
  • the loudness curves in the time of the input signal mentioned and the output signal mentioned are on compared to a (simplified) time-loudness controller 144, and on a filter unit 146, namely essentially a gain control unit GK, the loudness of the output signal, considered over time, that of the input signal equalized.
  • the input signal is used to carry out the time masking correction fed to a time buffer unit 148, according to which W. Verhelst, M. Roelands, "An overlap-add technique based on waveform similarity ... ", ICASSP 93, pp. 554-557, 1993, WSOLA algorithms or, according to E. Moulines, F. Charpentier, "Pitch Synchronous Waveform Processing Techniques for Text to Speech Synthesis Using Diphones ", Speech Communication Vol. 9 (5/6), pp. 453-467, 1990, PSOLA algorithms used become.
  • a standard time masking model unit 150 N the standard time masking to be described is modeled on the input signals, on the further unit 150 I , on the output signals of the time buffer unit 148, the individual time masking.
  • the time maskings modeled on the signals on the input and output sides of the time buffer unit 148 are compared on a time masking control unit 152, and in accordance with the comparison result, the signal output on the time buffer unit 148 is time-controlled via the algorithms mentioned, preferably used, ie the transmission via the time buffer 148 controlled time-variable expansion factor or delay.
  • the time masking behavior of the standard is again from E. Zwicker known.
  • the time masking behavior of an individual is to be explained with reference to FIG. 24.
  • a second acoustic signal A 2 which is subsequently presented, is only perceived if its level is above the time masking limit TMG N shown in broken lines.
  • TMG N time masking limit
  • FIG. 24 shows the time masking limit profile ZMG of, for example, a hearing-impaired individual under representation I with the same, schematically represented acoustic signals A 1 and A 2 . It can be seen that the second in the time signal A 2 is not perceptible when the hearing impaired may.
  • the dot-time masking behavior TMG N assumed for example, of the curve N is again shown in dash-dotted lines in the course of I. From the difference it can be seen that a time masking correction basically involves either delaying the second signal A 2 on the individual - using the hearing aid - until his individual time masking limit has dropped sufficiently, or the signal A 2 to be strengthened in such a way that the individual is also above his time masking limit.
  • the perceived area of the signal A 2 is designated L in the course of N, the last-mentioned procedure on the individual reveals that A 2 must be amplified so that, in the best case, the same perceived area L is above the individual's time masking limit.
  • the decay time T at the time masking TMG limit N to the standard is essentially independent of the level or loudness of the time masking triggering signal, as shown in FIG. 24 of A 1. This also applies to hearing impaired people, so that in most cases it is sufficient to determine the decay time T AI of the time masking limit TMG I regardless of the level.
  • the individual time masking limit decay time T AI 25 to determine the individual time masking limit decay time T AI, the individual is presented with a click-free and click-free narrow-band noise signal R o . After exposure of the noise signal R o a test sinusoidal signal with Gaussian wrap-around him will be presented after a set interval T Paus. A point corresponding to A ZM of the individual time masking limit TMG I is determined by varying the envelope amplitude and / or the pause time T Paus . Further changes in the pause time and / or the envelope amplitude of the test signal determine two or more points of the individual time masking limit.
  • test sine generator 132 which emits a Gauss-encased sine signal. The individual is asked at which pair of values T Paus and amplitude of the Gauss envelope the test signal after the noise signal is currently being perceived.
  • the individual masking behavior can also be estimated from diagnostic data, which results in a significant reduction in the time for the identification of the individual time masking model TMG I.
  • the essential parameter of this model is the decay time T AN or T AI .

Landscapes

  • Acoustics & Sound (AREA)
  • Neurosurgery (AREA)
  • Otolaryngology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
  • Measurement Of Mechanical Vibrations Or Ultrasonic Waves (AREA)
  • Soundproofing, Sound Blocking, And Sound Damping (AREA)
  • Adornments (AREA)
  • Auxiliary Devices For And Details Of Packaging Control (AREA)
  • Measurement Of Velocity Or Position Using Acoustic Or Ultrasonic Waves (AREA)

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein Verfahren nach dem Oberbegriff von Anspruch 1, eine Vorrichtung nach demjenigen von Anspruch 23 sowie ein Hörgerät nach Anspruch 39.
Definitionen
Unter einer psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse wird eine Grösse verstanden, welche nichtlinear, durch individuelle Gesetzmässigkeiten der Wahrnehmung, aus physikalisch-akustischen Grössen, wie Frequenzspektrum, Schalldruckpegel, Phasenlage, Zeitverlauf etc., gebildet werden.
Bis heute bekannte Hörgeräte verändern physikalische, akustische Signalgrössen so, dass ein mit dem Hörgerät ausgestattetes, gehörgeschädigtes Individuum verbessert hört. Die Anpassung des Hörgerätes erfolgt dabei durch Einstellung physikalischer Uebertragungsgrössen, wie von frequenzabhängiger Verstärkung, Pegelbegrenzung etc., bis das Individuum mit dem Hörgerät im Rahmen der dargebotenen Möglichkeiten befriedigt ist.
Obwohl es bekannt ist, wozu auf die angefügten Literaturstellen verwiesen sei, dass die menschliche akustische Wahrnehmung komplexen psycho-akustisch individuellen Bewertungen folgt, wurden diese bekannten Phänomene zur Optimierung eines Hörgerätes bis anhin nicht ausgenutzt.
Damit konnten mit vorbekannten Hörgeräten, im wesentlichen nur gemittelt über alle in der Praxis vorkommenden akustischen Reizsignale, befriedigende Korrekturen vorgenommen werden; gegenseitige Beeinflussungen von Signalgrössen der akustischen Reizsignale konnten, wenn überhaupt, nur unbefriedigend berücksichtigt werden. Nichtlineare Phänomene der psycho-akustischen Wahrnehmung, wie insbesondere Lautheit mit Lautheitssummation, Frequenz- und Zeitmaskierung, blieben unberücksichtigt.
Aus der EP-A-0 535 425 ist es bekannt, eine psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse, nämlich die Lautheit, bei verschiedenen, einzelnen Testfrequenzen sowohl an einer Norm wie auch bei einer hörbehinderten Person, einem Individuum, zu quantifizieren. Durch Vergleich ergibt sich der individuelle Hörverlust. An einem Hörgerät wird aus einem momentan auftretenden, beliebig breitbandigen akustischen Signal ein "Ersatz"-Sinuston gebildet, mit einer Frequenz und Amplitude, die Funktion der Gesamtenergie des momentan auftretenden akustischen Signales sind. Der Schallpegel des Ersatztones wird als "Lautheit" bezeichnet. Es wird weiter das Spektrum des akustischen Tones geglättet, kategorisiert und so korrigiert, dass es die gleiche Energie aufweist wie der "Ersatz"-Sinuston. In Funktion der an der Norm bei diskreten Frequenzen quantifizierten Lautheit sowie des korrigierten geglätteten Spektrums wird die Anpassung des Hörgerätes vorgenommen.
Ausgehend von einem Verfahren bzw. einer Vorrichtung bzw. einem Hörgerät letztgenannter Art setzt sich die vorliegende Erfindung zur Aufgabe, eine individuelle Gehörkorrektur unter weitgehenderer Berücksichtigung der psycho-akustischen Wahrnehmung zu realisieren.
Dies wird an einem Verfahren eingangs genannter Art bei dessen Ausführung nach dem Kennzeichen von Anspruch 1 erreicht, bei einer Vorrichtung obgenannter Art bei deren Realisierung nach dem Kennzeichen von Anspruch 23 bzw. bei einem Hörgerät nach dem Wortlaut von Anspruch 39.
Bevorzugte Ausführungsvarianten des erfindungsgemässen Verfahrens sind in den Ansprüchen 2 bis 22 spezifiziert, der erfindungsgemässen Vorrichtung in den Ansprüchen 24 bis 38 und des erfindungsgemässen Hörgerätes in Anspruch 40.
Wie ersichtlich werden wird, kann die erfindungsgemässe Vorrichtung als Anpassgerät separat vom Hörgerät konzipiert sein. Sie umfasst aber auch Stellvorkehrungen am Hörgerät, um die berücksichtigte Wahrnehmungsgrösse für das Individuum zu korrigieren.
Die in den Ansprüchen definierte erfindungsgemässe Vorrichtung, das erfindungsgemässe Verfahren und das erfindungsgemässe Hörgerät werden anschliessend beispielsweise anhand von Figuren erläutert.
Es zeigen:
Fig. 1
schematisch, eine Quantifizierungseinheit zur Quantifizierung einer individuell wahrgenommenen, psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse;
Fig. 2
schematisch, in Form eines Blockdiagrammes, ein grundsätzliches Vorgehen;
Fig. 3
in Abhängigkeit des Schallpegels, die wahrgenommene Lautheit der Norm (N) sowie eines schwerhörigen Individuums (I) in einem kritischen Frequenzband k;
Fig. 4
in Form eines Funktionsblock-Signalflussdiagrammes, eine erste Ausführungsvariante einer erfindungsgemässen Vorrichtung, nach dem erfindungsgemässen Verfahren arbeitend, womit erfindungsgemäss Stellgrössen für die Uebertragung eines Hörgerätes ermittelt werden;
Fig. 5
anhand einer Darstellung analog zu Fig. 3, eine vereinfachte graphische Darstellung des mit der Vorrichtung gemäss Fig. 4 vorgenommenen erfindungsgemässen Vorgehens;
Fig. 6a
vereinfacht, das Vorgehen nach Fig. 5, mit in
Fig. 6b
vereinfachter Darstellung des resultierenden Verstärkungsverlaufes in einem betrachteten kritischen Frequenzband, einzustellen am Uebertragungsverhalten eines erfindungsgemässen Hörgerätes, das in
Fig. 6c
in seinem prinzipiellen Aufbau betreffs Uebertragungsstrecke dargestellt ist;
Fig. 7
eine ausgehend von der Anordnung nach Fig. 4 weiterentwickelte Anordnung, bei der das in Fig. 4 implementierte Lautheitsmodell verfeinert implementiert ist;
Fig. 8
in Analogie zu Fig. 5, graphisch vereinfacht, das Verarbeitungsvorgehen an der Vorrichtung gemäss Fig. 7;
Fig. 9
über der Frequenzachse, schematisch, kritische Frequenzbänder der Norm und beispielsweise eines Individuums (a) mit einer beispielsweise resultierenden Korrekturverstärkungsfunktion (b), schallpegel- und frequenzabhängig, für einen einem betrachteten kritischen Frequenzband entsprechenden Hörgerät-Uebertragungskanal;
Fig. 10
analog zur Darstellung der Vorrichtung nach Fig. 4, deren Weiterentwicklung zur Mitberücksichtigung beim Individuum bezüglich der Norm veränderter kritischer Frequenzbandbreiten;
Fig. 11
in Analogie zur Darstellung von Fig. 10, eine erfindungsgemässe Vorrichtung, mittels welcher "in situ" ein erfindungsgemässes Hörgerät betreffs Uebertragungsverhalten eingestellt wird;
Fig.12a) und b)
je in Form eines Funktionsblock-Signalflussdiagrammes, die Struktur erfindungsgemässer Hörgeräte, woran die Uebertragung einer psycho-akustischen Grösse korrigierend gesteuert wird, insbesondere die Lautheitsübertragung;
Fig. 13
eine Ausführungsvariante eines erfindungsgemässen Hörgerätes, woran die Vorkehrungen der Vorrichtung nach Fig. 11 sowie diejenigen nach Fig. 12a) kombiniert am Hörgerät implementiert sind;
Fig. 14
als Beispiel ausgehend von einer erfindungsgemässen Vorrichtung nach Fig. 11, deren Weiterentwicklung zur Mitberücksichtigung des Klangempfindens eines Individuums;
Fig. 15
ausgehend von der Darstellung eines erfindungsgemässen Hörgerätes nach Fig. 12b), eine bevorzugte Realisationsform, bei der die Korrekturübertragung einer psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse, am bevorzugten Beispiel der Lautheit, im Frequenzbereich aufbereitet wird;
Fig. 16
ausgehend von der Darstellung eines erfindungsgemässen Hörgerätes nach Fig. 15, dessen Weiterentwicklung zur Mitberücksichtigung einer weiteren psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse, nämlich der Frequenzmaskierung;
Fig. 17
schematisch, das Frequenzmaskierungsverhalten der Norm und eines schwerhörenden Individuums mit daraus sich ergebendem, qualitativ dargestelltem, zu realisierendem Korrekturverhalten an einem erfindungsgemässen Hörgerät nach Fig. 16;
Fig. 18
anhand einer Frequenz/Pegelcharakteristik, das Vorgehen zur Eruierung des Frequenzmaskierungsverhaltens eines Individuums;
Fig. 19
in Form eines Funktionsblock-Signalflussdiagrammes eine Messanordnung zur Durchführung des Ermittlungsverfahrens, wie anhand von Fig. 18 erläutert;
Fig. 20
über der Zeitachse einem Individuum präsentierte Signale bei der Eruierung, wie sie anhand von Fig. 18 erläutert wurde;
Fig. 21
ausgehend von einem erfindungsgemässen Hörgerät mit der in Fig. 15 bzw. 16 dargestellten Struktur, dessen Weiterentwicklung zur Mitberücksichtigung des Zeitmaskierungsverhaltens als eine weitere psychoakustische Wahrnehmungsgrösse;
Fig. 22
das vereinfachte Blockdiagramm eines erfindungsgemässen Hörgerätes, welches wie das in Fig. 21 dargestellte als weitere psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse das Zeitmaskierungsverhalten berücksichtigt, aber in anderer Ausführungsform;
Fig. 23
die am erfindungsgemässen Hörgerät gemäss Fig. 22 vorgesehene Zeitmaskierungs-Korrektureinheit;
Fig. 24
schematisch, das Zeitmaskierungsverhalten der Norm und eines Individuums als Beispiel zur Erläuterung daraus resultierender Korrekturmassnahmen, um mit einem erfindungsgemässen Hörgerät das Zeitmaskierungsverhalten eines Individuums auf dasjenige der Norm zu korrigieren;
Fig. 25
schematisch, über der Zeitachse, bei der Eruierung des Zeitmaskierungsverhaltens einem Individuum zu präsentierende Signale.
Psycho-akustische Wahrnehmung, insbesondere Lautheit und deren Quantifizierung
Die Lautheit "L" ist eine psycho-akustische Grösse, welche angibt, wie "laut" ein Individuum ein präsentiertes akustisches Signal empfindet.
Die Lautheit hat eine eigene Masseinheit; ein sinusförmiges Signal der Frequenz 1kHz, bei einem Schalldruckpegel von 40dB-SPL, erzeugt eine Lautheit von 1 "Sone". Ein Sinus der gleichen Frequenz mit einem Pegel von 50dB-SPL wird genau doppelt so laut wahrgenommen; die entsprechende Lautheit beträgt also 2 Sone.
Bei natürlichen akustischen Signalen, welche immer breitbandig sind, stimmt die Lautheit nicht mit der physikalisch übertragenen Energie des Signals überein. Es erfolgt psycho-akustisch im Ohr eine Bewertung des eintreffenden akustischen Signals in einzelnen Frequenzbändern, den sogenannten kritischen Bändern. Die Lautheit ergibt sich aus einer bandspezifischen Signalverarbeitung und einer bandübergreifenden Ueberlagerung der bandspezifischen Verarbeitungsresultate, bekannt unter dem Begriff "Lautheitssummation". Diese Grundlagen wurden von E. Zwicker, "Psychoakustik", Springer-Verlag Berlin, Hochschultext, 1982, ausführlich beschrieben.
Betrachtet man nun die Lautheit als eine der wesentlichsten, die akustische Wahrnehmung bestimmenden psycho-akustischen Grössen, so stellt sich die vorliegende Erfindung zur Aufgabe, ein Verfahren und hierfür geeignete Vorrichtungen vorzuschlagen, womit ein an ein Individuum anzupassendes Hörgerät so eingestellt werden kann, dass die akustische Wahrnehmung des Individuums mindestens in erster Näherung derjenigen einer Norm, nämlich der Normalhörenden, entspricht.
Eine Möglichkeit, die individuell empfundene Lautheit auf ausgewählte akustische Signale als weiter verwertbare Grösse überhaupt zu erfassen, ist die in Fig. 1 schematisch dargestellte, beispielsweise aus O. Heller, "Hörfeldaudiometrie mit dem Verfahren der Kategorienunterteilung", Psychologische Beiträge 26, 1985, oder V. Hohmann, "Dynamikkompression für Hörgeräte, Psychoakustische Grundlagen und Algorithmen", Dissertation UNI Göttingen, VDI-Verlag, Reihe 17, Nr. 93, bekannte Methode. Dabei wird einem Individuum I ein akustisches Signal A präsentiert, das an einem Generator 1 bezüglich spektraler Zusammensetzung und übertragenem Schalldruckpegel S verstellbar ist. Das Individuum I bewertet bzw. "kategorisiert" mittels einer Eingabeeinheit 3 das momentan gehörte akustische Signal A gemäss z.B. dreizehn Lautheitsstufen bzw. -kategorien, wie in Fig. 1 dargestellt, welchen Stufen numerische Gewichte, beispielsweise von 0 bis 12, zugeordnet werden.
Mit diesem Vorgehen ist es möglich, die empfundene individuelle Lautheit zu messen, d.h. zu quantifizieren, jedoch nur punktuell bezüglich gegebener akustischer Signale, womit solche Messungen vorerst nicht ermöglichen, auf die individuell wahrgenommene Lautheit zu schliessen, welche bei natürlichen, breitbandigen Signalen wahrgenommen wird.
Wenn im folgenden als die psycho-akustische Wahrnehmung beeinflussende Grösse primär die Lautheit betrachtet wird, so deshalb, weil diese Grösse die psycho-akustische Wahrnehmung akustischer Signale massgeblich bestimmt. Wie weiter unten ausgeführt werden wird, kann aber das erfindungsgemässe Vorgehen durchaus auch für die Berücksichtigung weiterer psychoakustischer Grössen eingesetzt werden, wie beispielsweise für die Berücksichtigung der Grösse "Maskierungsverhalten im Zeitbereich und/oder im Frequenzbereich".
In Fig. 2 ist vorerst, schematisch, das Grundprinzip beim nachfolgend detaillierter beschriebenen, bevorzugten erfindungsgemässen Vorgehen dargestellt.
Von der Norm, N, wird mittels normierter akustischer Signale Ao eine psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse, wie insbesondere die Lautheit LN, ermittelt und mit den Werten dieser Grösse, entsprechend LI eines Individuums, bei denselben akustischen Signalen Ao, verglichen. Aus der Differenz entsprechend ΔLNI werden Stellangaben ermittelt, welche direkt stellend auf ein Hörgerät einwirken oder anhand welcher, manuell, ein Hörgerät eingestellt wird. Die Ermittlung von LI erfolgt am Individuum ohne Hörgerät oder mit noch nicht angepasstem, gegebenenfalls fortschreitend angepasstem Hörgerät.
Die Lautheit selbst ist aber eine Grösse, die ihrerseits von mehreren Variablen abhängt. Damit ist einerseits die Anzahl Messungen, die an einem Individuum vorgenommen werden muss, um auch nur genähert genügend Information zu erhalten, mit den Stelleingriffen am Hörgerät, für alle in natürlicher Umgebung vorkommenden breitbandigen Signale, die erwünschte Wahrnehmungskorrektur vornehmen zu können, gross. Anderseits ist die Korreliertheit erfasster Grössenunterschiede zu Stelleingriffen am Uebertragungsverhalten eines Hörgerätes nicht eindeutig und äusserst komplex.
Damit wird nun in bevorzugter Art und Weise vorerst eine Reduktion der am Individuum vorzunehmenden Messungen angestrebt und dadurch nach einer Lösung gesucht, welche es erlaubt, aus Messresultaten am Individuum und deren Vergleich mit Normresultaten relativ einfach auf die notwendigen Stelleingriffe zu schliessen.
Grundsätzlich wird hierzu ein quantifizierendes Modell der Wahrnehmungsgrösse, insbesondere der Lautheit, eingesetzt. In ein derartiges Modell soll mit jeglicher Art akustischer Signale eingegangen werden können; mindestens genähert resultiert die entsprechende gesuchte Grösse. Anderseits soll mit relativ wenigen Messungen das Modell identifizierbar sein, das für das Individuum Gültigkeit hat. Die Identifizierung soll abgebrochen werden können, wenn das Modell in vorgebbarem Umfange identifiziert ist.
Ein solches quantifizierendes Modell einer psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse muss dabei nicht durch einen geschlossenen mathematischen Ausdruck gegeben sein, sondern kann durchaus durch eine mehrdimensionale Tabelle definiert sein, woraus mit den jeweilig vorherrschenden Frequenz- und Schallpegelverhältnissen eines realen akustischen Signals als Variable die empfundene Wahrnehmungsgrösse abgerufen werden kann.
Obwohl durchaus verschiedene mathematische Modelle für die Lautheit denkbar sind, wurde erfindungsgemäss erkannt, dass das sich an Zwicker anlehnende Modell gemäss A. Leijon, "Hearing Aid Gain for Loudness-Density Normalization in Cochlear Hearing Losses with Impaired Frequency Resolution", Ear and Hearing, Vol. 12, Nr. 4, 1990, vorzüglich für die hier angestrebten Ziele eignet. Es lautet:
Figure 00110001
Darin bezeichnen:
k:
Laufparameter mit 1 ≤ k ≤ ko, Numerierung der Anzahl ko berücksichtigter kritischer Bänder;
CBk:
spektrale Breite des betrachteten kritischen Bandes mit der Nummer k;
αk:
Anstieg einer linearen Approximation der in Kategorien skalierten Lautheitsempfindung bei logarithmischem Auftrag des Pegels eines präsentierten sinusförmigen oder schmalbandigen akustischen Signals, dessen Frequenz circa bandmittig des betrachteten kritischen Bandes CBk liegt;
Tk:
Hörschwelle beim erwähnten Sinussignal;
Sk:
den mittleren Schalldruckpegel eines präsentierten akustischen Signals im betrachteten kritischen Frequenzband CBk.
Wie daraus ersichtlich, bilden die bandspezifischen, mittleren Schalldruckpegel Sk die ein präsentiertes akustisches Signal definierenden Modellvariablen, die die momentane spektrale Leistungsdichteverteilung festlegen. Die spektrale Breite der betrachteten kritischen Bänder CBk, die lineare Approximation der Lautheitsempfindung, αk, sowie die Hörschwelle Tk sind Parameter des Modells bzw. der mathematischen Simulationsfunktion nach (1).
Es wurde nun weiter erkannt, dass an diesem Modell die Parameter αk, Tk, CBk, sich einerseits relativ einfach mittels relativ weniger akustischer Tests an Individuen ermitteln lassen und dass diese Koeffizienten auch relativ einfach mit Uebertragungsgrössen an einem Hörgerät korreliert sind und damit durch Stelleingriffe an einem Hörgerät für ein Individuum veränderbar sind.
Die Modellparameter αk, Tk und CBk sind an der Norm N, d.h. für normalhörende Personen, bestimmt worden.
Die lineare Approximation der Lautheit in Kategorien pro Anstieg des mittleren Schalldruckes Sk in dB in den jeweiligen kritischen Bändern CBN der Norm wird in der Literatur, beispielsweise in E. Zwicker, "Psychoakustik", für alle Bänder als gleich angegeben.
In Fig. 3 ist mit dem Verlauf LkN der Lautheitsverlauf der Norm in Funktion des Schallpegels Sk eines in einem jeweiligen kritischen Band k liegenden präsentierten akustischen Signals, aufgenommen wie anhand von Fig. 1 erläutert wurde, dargestellt. Präsentiert wird ein sinusförmiges Signal oder ein schmalbandiges Rauschsignal. Wie daraus ersichtlich, repräsentiert der Parameter αN die Steigung einer linearen Approximation bzw. Regressionsgeraden dieses Verlaufes LkN bei höheren Schallpegeln, d.h. bei Schalldruckpegeln von 40 bis 120dB-SPL, wo auch die akustischen Nutzsignale überwiegend auftreten. Dies wird auch nachfolgend als "Grosssignalverhalten" bezeichnet. Wie erwähnt, kann bei der Norm dieser Anstieg in jedem der Frequenzbänder als gleich, αN, angenommen werden.
Betrachtung von Fig. 3 mit Blick auf das mathematische Modell nach (1) zeigt aber auch, dass Nichtberücksichtigen der Pegelabhängigkeit der Verlaufssteilheit von LkN, d.h. Approximation dieses Verlaufes mit einer Regressionsgeraden, nur zu einem Modell erster Näherung führen kann. Das Modell wird dann genauer, wenn in jedem kritischen Band, schalldruckpegelabhängig, die Parameterwerte eingesetzt werden, also αN = αN(Sk), d.h. wenn in jedem Band k α kN (Sk ) = dLNk / dSk gesetzt wird.
Im Unterschied zum Parameter αN ist die Hörschwelle TkN auch bei der Norm und bereits in erster Näherung in jedem kritischen Frequenzband CBkN unterschiedlich und ist nicht a priori identisch mit dem 0dB-Schalldruckpegel. Der typische Hörschwellenverlauf der Norm wird durch ISO R226 (1961) genau festgelegt.
Im weiteren sind die Bandbreiten der kritischen Bänder CBkN für die Norm sowie ihre Anzahl ko in ANSI, American National Standard Institute, American National Standard Methods for the Calculation of the Articulation Index, Draft WG S. 3.79, Mai 1992, V2.1, normiert.
Damit ist, zusammengefasst, das bevorzugterweise eingesetzte mathematische Lautheitsmodell nach (1) für die Norm bekannt.
Wie ohne weiteres einsehbar, können zwischen der wahrgenommenen Lautheit von Individuen und derjenigen der statistisch ermittelten Norm grosse Abweichungen auftreten. Insbesondere kann bei von der Norm abweichenden Individuen I, insbesondere Schwerhörigen, für jedes kritische Frequenzband ein spezifischer Koeffizient αkI ermittelt werden; weiter ergeben sich Abweichungen zur Norm selbstverständlich bezüglich Hörschwelle TkI und Breite der kritischen Bänder CBkI.
Leijon hat ein Vorgehen beschrieben, welches es erlaubt, aus den Hörschwellen TkI von Individuen die weiteren bandspezifischen Koeffizienten bzw. Modellparameter αkI und CBkI abzuschätzen. Die Schätzungsfehler sind jedoch bei Betrachtung individueller Fälle meistens gross. Trotzdem kann aber bei der Identifikation individueller Lautheitsmodelle von geschätzten, z.B. aus diagnostischen Informationen geschätzten Parametern ausgegangen werden. Dadurch wird der zu treibende Aufwand und damit die Belastung des Individuums drastisch verringert.
Messtechnische Bestimmung der Koeffizienten αkI, CBkI und TkI
Wie bereits angetönt, ist in Fig. 3 die Lautheit L, aufgenommen mit einer Kategorienskalierung nach Fig. 1, als Funktion des mittleren Schalldruckpegels in dB-SPL für ein sinusförmiges oder schmalbandiges Signal der Frequenz fk in einem betrachteten kritischen Band der Nummer k abgetragen. Wie weiter erwähnt wurde, nimmt die Lautheit LN der Norm in der gewählten Darstellung nichtlinear mit dem Signalpegel zu, der Steigungsverlauf wird in erster Näherung bei Normalhörenden für alle kritischen Bänder mit der in Fig. 3 am Verlauf N eingetragenen Regressionsgeraden mit der Steigung αN in [Kategorien pro dB-SPL] wiedergegeben.
Aus dieser Darstellung ist ohne weiteres ersichtlich, dass der Modellparameter αN einer nichtlinearen Verstärkung entspricht, für Normalhörende in jedem kritischen Band gleich, jedoch bei Individuen, mit αkI, in jedem Frequenzband zu bestimmen. Durch die Gerade mit der Steigung αk wird die nichtlineare Lautheitsfunktion im Band k durch eine Regressionsgerade approximiert.
In Fig. 3 bezeichnet LkI typischerweise den Verlauf der Lautheit LI Schwerhöriger in einem Band k.
Wie aus dem Vergleich der Kurven LkN und LkI ersichtlich, weist die Kurve eines Schwerhörigen einen grösseren Offset zum Nullpunkt auf und verläuft steiler als die Kurve der Norm. Der grössere Offset entspricht einer erhöhten Hörschwelle TkI, das Phänomen der grundsätzlich steileren Lautheitskurve wird als Lautheit-recruitment bezeichnet und entspricht einem erhöhten α-Parameter.
Es ist bekannt, Hörschwellen grundsätzlich durch klassische Schwellenaudiometrie zu bestimmen. Es ist aber durchaus möglich, auch im Sinne der Schwellenaudiometrie, an Individuen die Hörschwellen TkI mit einer Anordnung gemäss Fig. 1 durch Schwellendetektion zwischen unhörbar und hörbar zu erfassen. Dabei müssen aber um den Schwellwert herum grössere Fehler in Kauf genommen werden. Im folgenden wird davon ausgegangen, dass die jeweiligen Hörschwellen TkI, eben durch Audiometrie, bereits erfasst und bekannt sind.
Bezugnehmend auf den verbleibenden Modellparameter nach (1), die Breite der jeweiligen kritischen Bänder CBkI, kann ausgeführt werden, dass das Vorhandensein mehrerer derartiger Bänder erst bei der psycho-akustischen Verarbeitung breitbandiger Audiosignale wirksam wird, d.h. bei breitbandigen Signalen, deren Spektrum in mindestens zwei sich benachbarten kritischen Bändern liegt. Bei Schwerhörigen ist typisch eine Verbreiterung der kritischen Bänder feststellbar, wodurch auch nach (1) primär die Lautheitssummation beeinträchtigt wird.
Zur Bestimmung der Bandbreite der kritischen Bänder sind verschiedene Messmethoden beschrieben worden. Diesbezüglich kann verwiesen werden auf B.R. Glasberg & B.C.J. Moor, "Derivation of the auditory filter shapes from notched-noise data", Hearing Research, 47, 1990; P. Bonding et al., "Estimation of the Critical Bandwidth from Loudness Summation Data", Scandinavian Audiolog, Vol. 7, Nr. 2, 1978; V. Hohmann, "Dynamikkompression für Hörgeräte, Psychoakustische Grundlagen und Algorithmen", Dissertation UNI Göttingen, VDI-Verlag, Reihe 17, Nr. 93. Die Messung der Lautheitssummation mit spezifischen Breitbandsignalen gemäss letzterwähnter Literaturstelle, sowohl bei Normal- wie auch bei Schwerhörigen, eignet sich gut zur experimentellen Messung der jeweiligen Bandbreiten der kritischen Bänder.
Somit kann festgehalten werden, dass:
  • die individuellen αkI-Parameter sich aus den Regressionsgeraden gemäss Fig. 1 ermitteln lassen,
  • die individuellen Hörschwellen TkI sich durch Schwellenaudiometrie bestimmen lassen,
  • die individuellen Bandbreiten CBkI der kritischen Bänder sich, wie in obgenannter Literatur angegeben, bestimmen lassen, wobei
  • diese Grössen für die Norm, d.h. für die Normalhörenden, bekannt und normiert sind.
Allerdings sind die individuelle Aufnahme der Lautheits- bzw. Skalierungskurven LkI gemäss Fig. 3 zur nachmaligen Bestimmung der Modellparameter αkI und gegebenenfalls TkI und das bekannte Vorgehen zur Ermittlung der Breite der kritischen Bänder CBkI derart zeitaufwendig, dass sie, ausser im Rahmen wissenschaftlicher Untersuchungen, einem zur Abklärung seines Wahrnehmungsverhaltens anwesenden Individuum kaum zugemutet werden können.
Ein bevorzugtes Vorgehen soll deshalb anhand von Fig. 4 erläutert werden.
Dabei wird von der Erkenntnis ausgegangen, dass bei Einsatz normakustischer schmalbandiger Signale Ao, welche im wesentlichen zentriert in den kritischen Frequenzbändern CBN liegen, die für das Individuum noch unbekannten Modellparameter CBkI ohne untolerierbare Fehler den bekannten CBkN gleichgesetzt werden können.
Im weiteren wird davon ausgegangen, dass die Hörschwellen TkI des Individuums I in einer anderen Messumgebung mittels klassischer Schwellenaudiometrie bestimmt wurden, wird doch ein bezüglich Gehörverhalten abzuklärendes Individuum in den allermeisten Fällen erst einer solchen Untersuchung unterzogen. Daraus ist ersichtlich, dass zur Identifikation des individuellen Lautheitsmodells, seiner individuellen Parametrisierung, primär die TkI und αkI beizuziehen sind.
Gemäss Fig. 4 werden dem Individuum I, wie dargestellt z.B. über Kopfhörer, elektrisch oder mittels eines elektrisch-akustischen Wandlers, in den Frequenzbändern CBNk liegende schmalbandige normakustische Normsignale Aok zugeführt. Beispielsweise über eine Eingabeeinheit 5 gemäss Fig. 1 bewertet und quantifiziert das Individuum I die wahrgenommene Lautheit, LS(Aok).
Entsprechend der Kanal- bzw. Bandzugehörigkeit des Signals Aok wird über eine Selektionseinheit 7 aus einer Normspeichereinheit 9 die zugehörige Normbandbreite CBkN und der Parameter αN ausgangsseitig bereitgestellt. Das dem Schalldruckpegel des Signals Aok entsprechende elektrische Signal Se(Aok) wird gemeinsam mit der zugehörigen Bandbreite CBkN einer Recheneinheit 11 zugeführt, welche, nach dem bevorzugten mathematischen Lautheitsmodell nach (1), einen Lautheitswert L'(Aok) berechnet, und zwar aus Se, CBkN, αN und dem, wie vorgängig erwähnt, vorausbestimmten, in einer Speichereinheit 13 abgespeicherten Hörschwellenwert TkI.
Anhand von Fig. 5 soll dargestellt werden, welche Lautheit L' die Recheneinheit 11 aufgrund dieser vorgegebenen Parameter berechnet. Aufgrund des Einsetzens der Hörschwelle TkI des Individuums und des Parameters αN der Norm wird an der Recheneinheit 11 beim gegebenen Schallpegel, entsprechend Se des Signals Aok, ein Lautheitswert L' ermittelt, wie er einer Skalierungsfunktion N' entspricht, welche durch die Regressionsgerade mit αN und dem Hörschwellenwert TkI in erster Näherung definiert ist.
Gemäss Fig. 4 wird weiter ausgangsseitig der Recheneinheit 11 dieser Lautheitswert L' an einer Vergleichseinheit 15 mit dem Lautheitswert LI von der Eingabeeinheit 5 verglichen. Die ausgangsseitig der Vergleichseinheit 15 erscheinende Differenz Δ(L', LI) wirkt auf eine Inkrementierungseinheit 17. Der Ausgang der Inkrementierungseinheit 17 wird an einer Ueberlagerungseinheit 19 dem der Recheneinheit 11 von der Speichereinheit 9 zugeführten αN-Parameter vorzeichenrichtig überlagert. Die Inkrementierungseinheit 17 inkrementiert somit das Signal entsprechend αN so lange entsprechend der Inkrementzahl n um Inkremente Δα, bis die ausgangsseitig der Vergleichseinheit 15 erscheinende Differenz ein vorgebbares Mindestmass erreicht oder unterschreitet.
Mit Blick auf Fig. 5 heisst dies, dass αN am Verlauf N' so lange verändert wird, bis der an der Einheit 11 berechnete Lautheitswert L' im geforderten Masse mit dem Lautheitswert LI übereinstimmt. Damit hat die Recheneinheit 11, ausgehend vom Verlauf N', die Regressionsgerade der Individuum-Skalierungskurve I gefunden.
Das Ausgangssignal der Vergleichseinheit 15 in Fig. 4 wird an einer Komparatoreinheit 21 mit einem einstellbaren Signal Δr entsprechend einem vorgebbaren, maximalen Fehler - als Abbruchkriterium - verglichen. Wenn das ausgangsseitig der Vergleichseinheit 15 erscheinende Differenzsignal Δ(L',LI) den Wert Δr erreicht, wird, wie schematisch dargestellt, durch Oeffnen des Schalters Q1 sowie Schliessen des Schalters Q2 einerseits die Inkrementierung von α abgebrochen, anderseits der dann erreichte α-Wert entsprechend α' = αN + nΔα an den Ausgang der Messanordnung ausgegeben; es gilt: α' = αkI.
Damit ist mit geforderter Genauigkeit entsprechend Δr im betrachteten kritischen Frequenzband k der Parameter αkI des Indivuums gefunden.
Durch Festlegen des Abbruchkriteriums Δr so, dass die αkI-Identifikation praxisgerechten Genauigkeitsanforderungen genügt, wird das Verfahren optimal kurz bzw. nur so lang wie nötig.
In Fig. 6a ist, in Analogie zu Fig. 5, nochmals die Skalierungsfunktion N der Norm und I eines schwerhörigen Individuums dargestellt. Bei einem gegebenen Schalldruckpegel Skx muss demnach eine Verstärkung Gx am Hörgerät vorgesehen sein, damit das Individuum mit dem Hörgerät die Lautheit Lx wie die Norm N wahrnimmt. In Fig. 6a sind, in Abhängigkeit verschiedener, beispielsweise eingetragener Schalldruckpegel Skx, mehrere am Hörgerät vorzusehende Verstärkungswerte Gx eingetragen.
In Fig. 6b ist der aus den Betrachtungen von Fig. 6a resultierende Verstärkungsverlauf in Abhängigkeit von Sk dargestellt, wie er an einem dem kritischen Frequenzband k entsprechenden Uebertragungskanal am Hörgerät, wie dies in Fig. 6c dargestellt ist, zu realisieren ist. Aus den wie anhand von Fig. 4 und 5 erläutert ermittelten Parametern TkI und αkI bzw. den Unterschieden TkN - TkI bzw. nΔα wird der in Fig. 6b heuristisch und schematisch dargestellte nichtlineare Verstärkungsverlauf Gk(Sk) ermittelt.
Das geschilderte Vorgehen wird optimalerweise in jedem kritischen Frequenzband k wiederholt. Dabei muss pro kritisches Frequenzband und bei Approximation mit einer Regressionsgeraden nur ein normakustisches Signal dem Individuum präsentiert werden; weitere können gegebenenfalls zur Ueberprüfung der gefundenen Regressionsgeraden eingesetzt werden.
Aus den Betrachtungen, insbesondere zu den Fig. 4 bis 6, ist nun aber ohne weiteres ersichtlich, dass das vorgeschlagene Verfahren sich durch einfache Erweiterung auf beliebig genaue Näherung erweitern lässt. Eine Erhöhung der mit einem Hörgerät erreichten Genauigkeit, mit der ein Individuum dieselbe Lautheitswahrnehmung hat wie die Norm, lässt sich mit Blick auf Fig. 5 dadurch erreichen, dass grundsätzlich die Skalierungskurven durch mehrere Regressionsgeraden im Sinne eines Regressionspolygons stückweise approximiert werden.
Das anhand der Fig. 4 bis 6 beschriebene Vorgehen beruht im wesentlichen darauf, die jeweilige individuelle oder Normskalierungskurve N bzw. I als erste Näherung nur durch ein Paar Regressionsgeraden, nämlich für tiefe Schalldruckpegel und für hohe Schalldruckpegel, zu approximieren.
Dies entspricht auch der Näherung, womit das Simulationsmodell nach (1) die jeweiligen Skalierungskurven in den kritischen Frequenzbändern berücksichtigt.
Das bevorzugterweise verwendete Modell nach (1) wird dadurch beliebig genauer (1*), dass anstelle der pegelunabhängigen Parameter αk schalldruckpegelabhängige αk(Sk) eingesetzt werden. In (1) wird dabei αk durch αk(Sk) ersetzt.
Dieses ausgehend von den Darlegungen zu den Fig. 4 bis 6 erweiterte Vorgehen soll anhand der Fig. 7 und 8 erläutert werden.
In Fig. 7 sind die analog zu den Funktionsblöcken von Fig. 4 wirkenden Funktionsblöcke mit den gleichen Positionsziffern versehen.
In Fig. 8 ist in Analogie zu Fig. 5 die Skalierungskurve N der Norm und eines Individuums I dargestellt. Im Unterschied zur Näherung nach Fig. 5 wird die Skalierungskurve N durch schalldruckpegelabhängige Steilheitsparameter αN(Sk) approximiert, d.h. durch einen Polygonzug an Stützwerten Skx der Kurve N. Diese schalldruckpegelabhängigen Parameter αN(Sk) werden als bekannt vorausgesetzt, indem sie bei den vorgegebenen Stützwerten Skx aus den bekannten Skalierungskurven N der Norm ohne weiteres ermittelbar sind.
In Analogie zu den Betrachtungen von Fig. 5 wird, durch die Anordnung nach Fig. 7 vorerst unter Berücksichtigung der individuellen Hörschwelle TkI, weiterhin als bekannt vorausgesetzt, die um den individuellen Hörschwellenwert TkI versetzte Kurve N' gebildet, an welcher weiterhin die schalldruckpegelabhängigen Normparameter αN(Sk) gelten. Letztere werden so lange verändert, bis die Kurve N' sich mit geforderter Genauigkeit an die Skalierungskurve I des Individuums anschmiegt. Es sind so viele Pegelwerte Skx am Individuum mindestens zu bewerten, wie die erwünschte Anzahl zur Approximation eingesetzter Approximationstangenten angibt.
Aus den jeweiligen notwendigen Aenderungen der nun schalldruckpegelabhängigen Parameter αN(Sk) wird, mit Blick auf Fig. 6b, der genauere Verlauf der am Hörgerät kanalspezifisch einzustellenden schalldruckpegelabhängigen Verstärkungen ermittelt.
Hierzu ist gemäss Fig. 7 in der Speichereinheit 9, nebst den Bandbreiten der kritischen Frequenzbänder CBkN, ein Satz schalldruckpegelabhängiger Steigungsparameter αN(Sk) abgespeichert. Es werden dem Individuum I wiederum normakustische, schmalbandige, in den jeweiligen kritischen Bändern liegende Signale präsentiert, aber, im Unterschied zum Vorgehen gemäss Fig. 4, pro kritisches Frequenzband auf verschiedenen Schalldruckpegeln Skx.
Die individuellen Lautheitsbewertungen für diese normakustischen Signale unterschiedlicher Schalldruckpegel werden vorzugsweise in einer Zwischenspeichereinheit 6 abgelegt. Durch diese abgelegten Lautheits-Wahrnehmungswerte ist, mit Blick auf Fig. 8, die Skalierungskurve I des Individuums durch Stützwerte festgehalten.
Von der Speichereinheit 9 werden die dem betrachteten kritischen Frequenzband zugeordnete Bandbreite CBkN sowie der Satz schalldruckpegelabhängiger α-Parameter der Recheneinheit 11 zugeführt, nebst der vorgängig ermittelten, individuellen, bandspezifischen Hörschwelle TkI.
Wie bereits anhand von Fig. 4 erläutert wurde und hier nur noch vereinfacht dargestellt, bestimmt die Frequenz des normakustischen Signals das betrachtete kritische Frequenzband k, und entsprechend werden die hierfür relevanten Werte aus der Speichereinheit 9 abgerufen. Bevorzugterweise wird weiter die Folge F sich folgender Schalldruckpegelwerte Skx in einer Speichereinrichtung 10 abgespeichert. Sobald die individuellen Lautheits-Wahrnehmungswerte aufgenommen und in Speichereinheit 6 abgelegt sind, wird auch die Folge der abgespeicherten Schalldruckpegelwerte Skx von Speichereinheit 10 der Recheneinheit 11 zugespiesen, womit letztere, gemäss Fig. 8, die Skalierungskurve N' berechnet, aus dem Hörschwellenwert TkI, der Bandbreite CBkN sowie den schalldruckpegelabhängigen Steilheitswerten αN(Skx), und mithin ermittelt, welche Lautheitswerte nach der Kurve N' von Fig. 8 bei den eingesetzten Schalldruckpegeln Skx zu erwarten wären.
An der Vergleichseinheit 15 werden nun, mit Blick auf Fig. 8, alle schalldruckpegelabhängigen Differenzwerte Δ ermittelt, und durch gegebenenfalls unterschiedliche inkrementelle Verstellung der schalldruckpegelabhängigen Normparameter αN(Skx) durch die Inkrementierungseinheit 17 und an der Ueberlagerungseinheit 19, wie dies durch Δ'α dargestellt ist, werden die schalldruckpegelabhängigen Koeffizienten so lange verändert und damit der Verlauf der errechneten Kurve N', bis eine genügende Annäherung der Kurve N' an die Kurve I erzielt ist.
Hierzu wird wiederum die ausgangsseitig der Vergleichseinheit 15 erscheinende Differenz, hier im Sinne eines schalldruckpegelabhängigen Differenzverlaufes zwischen den Kurven S und veränderter Kurve N' gemäss Fig. 8, bezüglich Unterschreiten eines vorgegebenen Maximalbereiches - als Abbruchkriterium - beurteilt, und sobald die genannten Abweichungen einen SOLL-Wertverlauf unterschreiten, wird, analog zu Fig. 4, einerseits der Optimierungs- bzw. Inkrementierungsvorgang abgebrochen, anderseits werden die an der Recheneinheit 11 anstehenden schalldruckpegelabhängigen α-Parameter ausgegeben, welche den Tangentensteigungswerten an der individuellen Skalierungskurve I entsprechen, also αkI(Skx) oder die Δ'αkI(Skx).
Aus diesen schalldruckpegelabhängigen Werten wird, in Analogie zu Fig. 6b und 6c, die dem spezifischen kritischen Frequenzband zugeordnete nichtlineare Verstärkungsfunktion am Hörgerät ermittelt und daran eingestellt.
Damit wurde gezeigt, wie mit beliebiger Genauigkeit die notwendige schalldruckpegelabhängige, nichtlineare Verstärkung der Hörgerät-Uebertragung in einem Kanal, der dem jeweils betrachteten kritischen Frequenzband entspricht, ermittelt und zur Einstellung dieses Kanals eingesetzt wird.
Dabei wurde in erster Näherung davon ausgegangen, dass für die individuelle Wahrnehmung eines schmalbandigen Signals die Breite des jeweiligen kritischen Frequenzbandes irrelevant ist, was aber, wie sich aus (1) ergibt, nur genähert stimmt.
Relevant wird aber die Breite der kritischen Bänder CBk für die Lautheits-Wahrnehmung des Individuums dann, wenn die präsentierten normakustischen Signale Spektren aufweisen, die in zwei oder mehr kritischen Frequenzbändern liegen, weil dann Lautheitssummation nach (1) bzw. (1*) eintritt.
Bisher wurde gefunden, dass Abweichungen der bandspezifischen Parameter α und T eines Individuums von der Norm durch Stellen der nichtlinear pegelabhängigen Verstärkung an den kritischen Frequenzbändern zugeordneten Kanälen eines Hörgerätes kompensiert werden können. Wie erwähnt wurde, weicht die Breite der kritischen Frequenzbänder individuell, insbesondere bei Schwerhörigen, von derjenigen der Norm ab, die kritischen Frequenzbänder Schwerhöriger sind üblicherweise breiter als die entsprechenden der Norm.
Eine einfache Messmethode für die Lage bzw. die Grenzen der kritischen Frequenzbänder wird von P. Bonding et al., "Estimation of the Critical Bandwidth from Loudness Summation Data", Scandinavian Audiolog, Vol. 7, Nr. 2, 1978, beschrieben. Hierzu wird die Bandbreite präsentierter normakustischer Testsignale stetig vergrössert, und ein Individuum skaliert, wie beschrieben wurde, die wahrgenommene Lautheit. Der mittlere Schalldruckpegel wird dabei konstant gehalten. Dort, wo das Individuum eine spürbare Zunahme der Lautheit wahrnimmt, liegt die Grenze zwischen zwei kritischen Frequenzbändern, weil dann Lautheitssummation eintritt.
Wesentlich ist mithin die Ermittlung der Breite der kritischen Frequenzbänder CBk I für individuelle Lautheits-Wahrnehmungskorrektur auf breitbandige akustische Signale hin, d.h. wenn Lautheitssummation auftritt. Aus dem Bekanntsein der von der Norm abweichenden Frequenzbandgrenzen wird, nun frequenzabhängig, die nichtlineare Verstärkung G von Fig. 6b in den jeweiligen, den kritischen Bändern zugeordneten Hörgerätkanälen verändert, insbesondere in Frequenzbereichen, die am Individuum nicht dem gleichen kritischen Band wie bei der Norm zuzuordnen sind.
Dies soll, vereinfacht und heuristisch, anhand der Fig. 9a und 9b erläutert werden.
In Fig. 9a sind, über der Frequenzachse f, für die Norm N beispielsweise kritische Frequenzbänder CBk und CBk+1 eingezeichnet. Darunter sind in gleicher Darstellung für ein Individuum I die teilweise verbreiterten, entsprechenden Bänder eingetragen.
Die bis anhin gefundenen, nichtlinearen Verstärkungen wurden kanalspezifisch bzw. bandspezifisch mit Bezug auf die kritischen Bandbreiten der Norm ermittelt. Bei Berücksichtigung der kritischen Bandbreiten des Individuums ist aus Fig. 9a ersichtlich, dass beispielsweise der schraffierte Bereich Δf beim Individuum in das verbreiterte kritische Band k fällt, während er bei der Norm in das Band k+1 fällt. Dies heisst aber, dass, mit dem bisherigen Bezug auf die kritischen Bandbreiten der Norm, Signale z.B. im schraffierten Frequenzbereich Δf am Individuum verstärkungskorrigiert werden müssen.
Wenn somit, gemäss Fig. 9b, Signale, welche an einem Hörgerätekanal übertragen werden, der dem kritischen Frequenzband k der Norm entspricht, mit der vorgängig anhand von Fig. 6b erläuterten, nichtlinearen pegelabhängigen Verstärkungsfunktion Gk(Sk) verstärkt werden, so müssen Signale im Ueberlagerungsbereich Δf, d.h. frequenzabhängig, zusätzlich angehoben oder gegebenenfalls abgesenkt werden.
Aus Kenntnis der wie gezeigt ermittelten kanalspezifischen, nichtlinear pegelabhängigen Verstärkungen Gk(Sk) in den jeweiligen kritischen Frequenzbändern und der Kenntnis der Abweichungen der kritischen Frequenzbänder CBkI des Individuums von denjenigen CBkN der Norm ist es möglich, diese Abweichungen frequenzabhängig durch die Verstärkungen Gk(Sk,f) an den Hörgerätekanälen zu kompensieren.
Selbstverständlich ist es ohne weiteres möglich, alle das Modell nach (1) definierenden Parameter α, T und CB für die Norm und für ein Individuum experimentell zu bestimmen und direkt aus Abweichungen dieser Koeffizienten auf Korrekturstelleingriffe am Hörgerät zu schliessen. Allerdings bedingt ein solches Vorgehen die kanalspezifische Ausmessung des Individuums, was, wie erwähnt wurde, kaum für klinische Anwendungen in Frage kommt.
Ausgehend vom Vorgehen gemäss den Fig. 4 bzw. 7, ist in Fig. 10 eine Weiterentwicklung als Funktionsblock-Signalflussdiagramm dargestellt, bei welchem die Parameter αk und CBk mit einem einzigen Verfahren bestimmt werden können. Es wird nicht mehr nur jeweils ein kritisches Band nach dem anderen gemäss den Fig. 4 bzw. 7 untersucht, sondern auch, mit breitbandigen akustischen Signalen, die Lautheitssummation erfasst und damit die Breite der individuellen kritischen Bänder als Variable durch Optimierung mitbestimmt.
In einer Speichereinheit 41 sind die Simulationsmodellparameter der Norm, nämlich αN, CBkN, abgespeichert sowie in bevorzugter Ausführungsform nicht die Hörschwellen TkN der Norm, sondern die vorab durch Audiometrie ermittelten, aus einer Speichereinheit 43 übernommenen Hörschwellen TkI des zu untersuchenden Individuums.
Einem Individuum werden von einem hier nicht mehr dargestellten Generator breitbandige, kritische Bänder übergreifende Signale AΔk akustisch präsentiert. Die ihnen entsprechenden elektrischen Signale in Fig. 10, ebenfalls mit AΔk bezeichnet, werden einer frequenzselektiven Leistungsmesseinheit 45 zugeführt. An der Einheit 45 werden entsprechend den kritischen Frequenzbändern der Norm, frequenzselektiv, die kanalspezifischen mittleren Leistungen ermittelt und ausgangsseitig ein Satz derartiger Leistungswerte SΔk ausgegeben. Kanalspezifisch und spezifisch zum jeweils präsentierten Signal AΔk (A-Nr.) werden diese Signale in einer Speichereinheit 47 abgelegt. Bei Präsentation jeweils eines der Signale AΔk werden alle in der Speichereinheit 41 abgespeicherten Koeffizienten vorerst unverändert, über eine noch zu beschreibende Einheit 49 an der Recheneinheit 51, einem Rechenmodul 53 zugeführt, ebenso die dem vorherrschenden Signal AΔk entsprechenden Leistungssignale SΔk. Das Rechenmodul 53 berechnet aus den Normparametern αN, CBkN sowie den Individuums-Hörschwellenwerten TkI, unter Berücksichtigung der Lautheitssummation, die Lautheit L' nach (1), welche sich für die Norm ergäbe, wenn letztere Hörschwellen (TkI) aufwiese wie das Individuum.
Für jedes präsentierte Signal AΔk wird, dem Signal zugeordnet, der berechnete Wert L'N in einer Speichereinheit 55 ausgangsseitig des Rechenmoduls 53 abgelegt. Jedes präsentierte akustische breitbandige (Δk) Signal AΔk wird, wie anhand der Fig. 4 bzw. 7 beschrieben wurde, bezüglich Lautheits-Wahrnehmung vom Individuum bewertet bzw. kategorisiert, das Bewertungssignal LI, wiederum den jeweiligen präsentierten akustischen Signalen AΔk zugeordnet, in einer Speichereinheit 57 abgelegt. Sowohl bei der Ermittlung von L'N wie auch bei der Ermittlung von LI ist die Lautheitssummation rechnerisch bzw. durch das Individuum aufgrund der Breitbandigkeit Δk der präsentierten Signale AΔk berücksichtigt.
Nach Präsentation einer gegebenen Anzahl von Signalen AΔk ist in der Speichereinheit 55 die entsprechende Anzahl Werte L'N abgespeichert, ebenso in der Speichereinheit 57 die entsprechende Anzahl LI-Werte.
Nun wird die Präsentation akustischer Signale vorerst abgebrochen, das Individuum nicht mehr länger belastet. Alle sich zugeordneten L'N- und LI-Werte, die, je über den Nummern der vormals präsentierten akustischen Signale AΔk abgetragen, je einen Verlauf bilden, werden einer Vergleichseinheit 59 an der Recheneinrichtung 51 zugeführt, welche den Differenzverlauf Δ(L'N, LI) ermittelt. Dieser Differenzverlauf wird der Parameter-Modifikationseinheit 49 zugeführt, prinzipiell ähnlich dem Regeldifferenzsignal in einem Folgeregelkreis.
Die Parameter-Modifikationseinheit 49 variiert für alle kritischen Frequenzbänder die Startwerte αN, CBkN, nicht jedoch die TkI-Werte, unter gleichzeitiger jeweiliger Neuberechnung des aktualisierten L'N-Wertes so lange, bis das Differenzverlaufsignal Δ(L'N, LI) innerhalb eines vorgebbaren Minimalverlaufes verläuft, was an der Einheit 61 überprüft wird.
Falls das Abbruchkriterium ΔR noch nicht erreicht wird, müssen weitere akustische Signale AΔk verarbeitet werden.
Mithin werden am Simulationsmodell nach (1) mit den individuellen Hörschwellen TkI die als Startwerte eingegebenen Normparameter αN und CBkN, unter Berücksichtigung der jeweils aus Speicher 47 abgerufenen, den kanalspezifischen Schalldruckwerten entsprechenden Signalen SΔk nach vorgegebenen Suchalgorithmen, so lange variiert, bis eine maximal noch zulässige Abweichung zwischen dem L'N- und dem LI-Verlauf erreicht ist.
Wird an einer Komparatoreinheit 61 das Erreichen eines vorgegebenen Maximalabweichungskriteriums ΔR durch die ausgangsseitig der Einheit 59 auftretende Differenz Δ(L'N, LI) registriert, so wird der Suchprozess abgebrochen; die ausgangsseitig der Modifikationseinheit 49 anliegenden α- und CB-Werte entsprechen denjenigen, welche, in (1) eingesetzt, für die präsentierten akustischen Signale AΔk optimal mit den individuell wahrgenommenen Werten LI übereinstimmende Lautheitswerte ergeben: Durch Variierung der Normparameter wurden wiederum die individuellen ermittelt.
Aus den ausgangsseitig der Modifikationseinheit 49 bei Suchabbruch anstehenden Parameterwerten und ihrer Differenz zu den Startwerten αN und CBkN werden Stellgrössen ermittelt, um an den den kritischen Frequenzbändern entsprechenden frequenzselektiven Kanälen des Hörgerätes die Verstärkungsfunktionen einzustellen.
Wie ersichtlich wurde, handelt es sich beim beschriebenen Vorgehen eigentlich um das Aufsuchen einer Minimalstelle einer mehrvariablen Funktion. In den meisten Fällen werden dabei mehrere Sätze geänderter Parameter zum Erfüllen des mit ΔR angegebenen Minimumkriteriums führen. Das beschriebene Verfahren kann mithin zum Erhalt mehrerer derartiger Lösungsparametersätze führen, wobei zum dann physikalischen Stellen des Hörgerätes diejenigen Sätze eingesetzt werden, welche sich physikalisch sinnvoll und zum Beispiel am einfachsten realisieren lassen.
Lösungsparametersätze, die von vorneherein ausgeschlossen werden können, die beispielsweise zu nur äusserst schwer oder nicht realisierbaren Verstärkungsverläufen an den jeweiligen Kanälen des Hörgerätes führen würden, können durch entsprechende Vorgaben an der Modifikationseinheit 49 von vorneherein ausgeschlossen werden.
Eine Verkürzung des Suchprozesses kann im weiteren, z.B. für schwerhörige Individuen, dadurch erreicht werden, dass anstelle der Normparameter αN bzw. CBkN die aus den individuellen Hörschwellen TkI für Schwerhörige geschätzten αkI- bzw. CBkI-Werte als Suchstartwerte in der Speichereinheit 41 abgelegt werden, insbesondere dann, wenn von vorneherein Schwerhörigkeit des Individuums feststeht.
Selbstverständlich kann die Recheneinheit 51 auch die erwähnten Speichereinrichtungen Hardware-mässig integriert umfassen; ihre in Fig. 10 gestrichelt dargestellte Abgrenzung ist beispielsweise zu verstehen, umfassend insbesondere das Rechenmodul 53 und die Koeffizientenmodifikationseinheit 49.
Die bis anhin beschriebenen Vorgehen nach den Fig. 4, 7 bzw. 10 eignen sich vornehmlich für die Einstellung eines Hörgerätes ex situ. Wohl können die ermittelten Stellgrössen direkt elektronisch auf ein Hörgerät in situ übertragen werden, wobei aber der tatsächliche Vorteil einer in situ-Anpassung, nämlich die Berücksichtigung der grundsätzlichen Gehörbeeinflussung durch ein Hörgerät, nicht berücksichtigt wird: Zuerst werden ohne Hörgerät alle Stellgrössen ermittelt, und dann wird, ohne weitere akustische Signalpräsentation, dessen Einstellung vorgenommen.
Wenn man allerdings die grundsätzlichen Betrachtungen im Zusammenhang mit den Fig. 4, 7 und 10 überdenkt, so ist ersichtlich, dass die im Zusammenhang insbesondere mit der ex situ-Einstellung eines Hörgerätes gemachten Ueberlegungen sich ohne weiteres auf die "on-line"-Einstellung eines Hörgerätes in situ übertragen lassen. Anstelle dass, wie bisher beschrieben, ein vorgegebenes Lautheitsmodell entsprechend dem Simulationsmodell mit vorgegebenen Parametern an dasjenige eines Individuums oder gegebenenfalls umgekehrt angepasst wird und schliesslich daraus Stellgrössen für das Hörgerät ermittelt werden, ist es ohne weiteres möglich, das Hörgerät in situ so lange zu verstellen, bis die vom Individuum wahrgenommene Lautheit mit der Norm übereinstimmt.
Dabei ist es durchaus möglich, die Bewertung der Lautheitswahrnehmung durch das Individuum dazu einzusetzen zu ermitteln, ob eine vorgenommene inkrementelle Parameteränderung am Hörgerät, in Analogie zu Fig. 4 bzw. 7, eine Veränderung der Lautheitswahrnehmung gegen die Lautheit der Norm hin oder von ihr weg ergibt. Allerdings sollte vermieden werden, dass ein Individuum durch die Hörgerätanpassung in unzumutbarer Weise zeitlich und konzentrationsmässig zu stark belastet wird.
Mit Blick auf das anhand von Fig. 10 erläuterte Vorgehen ist nun aber ersichtlich, dass sich dieses optimal für die in situ-Hörgerätanpassung eignet. Die dazu bevorzugte Vorgehensweise soll anhand von Fig. 11 erläutert werden, worin Funktionsblöcke, die denjenigen von Fig. 10 entsprechen, mit den gleichen Bezugszeichen versehen sind. Das Vorgehen entspricht mit den nachfolgend beschriebenen Unterschieden dem anhand von Fig. 10 erläuterten.
Die akustischen Signale AΔk werden dem System Hörgerät HG mit eingangs- und ausgangsseitigen Wandlern 63 und 65 und Individuum I zugeführt, welch letzteres mit der Bewertungseinheit 5 die wahrgenommenen LI-Werte in den Speicher 57 lädt.
Genau gleich, wie dies anhand von Fig. 10 erläutert wurde, wird, für jedes präsentierte normakustische, breitbandige Signal AΔk, im Speicher 57 der LI-Wert abgespeichert. Mit den Leistungswerten SΔk von der Speichereinheit 47 gemäss Fig. 10 und den Normparameterwerten aus der Speichereinheit 41 werden am Rechenmodul 53 nach (1) bzw. (1*) vorerst die Lautheitswerte L'N, wie dies anhand von Fig. 10 erläutert wurde, berechnet und, spezifisch den präsentierten Signalen AΔk zugeordnet, in der Speichereinheit 55 abgelegt. Ueber die Vergleichseinheit 59 und die Modifikationseinheit 49 werden anschliessend, wie dies beschrieben wurde, die Normparameter aus der Speichereinheit 41 so lange modifiziert, bis sie, eingesetzt in (1) bzw. (1*), mit vorgebbarer Genauigkeit L'N-Werte ergeben, die den LI-Werten in Speicher 57 entsprechen.
Es gilt dann: α'Nk = αN ± Δ'αk, CB'Nk = CBNk ± Δ'CBk, und L'N = LI für alle AΔk.
Damit gilt aber auch: α'Nk = αIk, CB'Nk = CBIk.
Damit ist aber auch gefunden, dass, wenn das Hörgerät Eingangssignale mit einer Korrekturlautheit LKor = LKor (± Δαk, ± ΔCBk, ΔTk) überträgt, wobei ΔTk = TkI -TkN gesetzt ist, das Gesamtsystem aus Hörgerät und Individuum eine Lautheit entsprechend der Norm wahrnimmt.
Das Hörgerät HG weist, wie dies bereits anhand von Fig. 6c prinzipiell erläutert wurde, eine Anzahl ko frequenzselektiver Uebertragungskanäle K zwischen Wandler 63 und Wandler 65 auf. Ueber eine entsprechende Schnittstelle sind Stellglieder für das Uebertragungsverhalten der Kanäle an einer Stelleinheit 70 angeschlossen. Letzterer werden die vorgängig als optimal ermittelten Anfangsstellgrössen SGo zugespiesen.
Nachdem nun für eine vorgegebene Anzahl präsentierter normakustischer, breitbandiger Signale AΔk mittels des Rechenmoduls 53 und der Modifikationseinheit 49 die, ausgehend von den Normparametern, geänderten Parameter α'Nk, CB'Nk ermittelt worden sind, mittels welchen, gemäss Fig. 8, die Skalierungskurven N' an diejenigen des Individuums I mit noch unverstelltem Hörgerät HG angepasst worden sind, wirken die gefundenen Parameteränderungen ± Δαk, ± ΔCBk, ± ΔTk oder die Parameter αN, TkN, CBkN und αkI, TkI, CBkI über die Stellgrössen-Steuereinheit 70 so steuernd auf das Hörgerät, dass dessen kanalspezifische Frequenz- und Amplitudenübertragungsverhalten bei den Signalen AΔk, ausgangsseitig, die Korrekturlautheit LKor erzeugen.
Während beim Vorgehen nach Fig. 10 und mit Blick auf Fig. 8 die Parameter der Norm so lange geändert wurden, bis die Skalierungskurven N' mit den Skalierungskurven I übereinstimmen und hierzu die Hörschwellen TkN nicht benötigt wurden, sondern erst für die Bestimmung der Verstärkungen an den Hörgerätekanälen gemäss Fig. 6b, werden, gemäss Fig. 11, auch die Hörschwellen des Individuums, abgelegt in Speicher 43, und die Normhörschwellen, abgelegt in Speicher 44, verwendet.
Aus den in Fig. 11 in Analogie zum Vorgehen nach Fig. 10 ermittelten Parameteränderungen, um, gemäss Fig. 8, N' in I überzuführen, sowie aus den Differenzen der Hörschwellen ermittelt, zusammengefasst, die Steuergrössen-Bestimmungseinheit 70 nach Fig. 11 Stellgrössenänderungen ΔSG für das kanalspezifische Frequenz- und Amplitudenübertragungsverhalten des Hörgerätes derart, dass die Skalierungskurven des Individuums I mit dem Hörgerät HG mit erwünschter Genauigkeit an die Skalierungskurven N der Norm herangeführt werden:
Das Lautheitsverhalten des Hörgerätes bildet die intrinsische, d.h. "eigene" Lautheitswahrnehmung des Individuums auf diejenige der Norm ab, die Lautheitswahrnehmung von Individuum mit Hörgerät wird gleich derjenigen der Norm oder ist, bezogen auf die der Norm, vorgebbar.
Gegenüber einer "ex situ"-Einstellung des Uebertragungsverhaltens eines Hörgerätes weist die beispielsweise anhand von Fig. 11 dargestellte "in situ"-Einstellung den wesentlichen Vorteil auf, dass das physikalische "in situ"-Uebertragungsverhalten des Hörgerätes und z.B. die mechanische Ohrbeeinflussung durch das Hörgerät mitberücksichtigt werden.
In Fig. 12a) und b) sind zwei prinzipielle Realisationsvarianten eines erfindungsgemässen Hörgerätes dargestellt, mittels vereinfachter Signalfluss-Funktionsblockdiagramme, welche "ex situ", aber bevorzugt "in situ", wie beschrieben wurde, gestellt werden können.
Das Hörgerät, wie in Fig. 12a) und b) dargestellt, soll, optimal eingestellt, empfangene akustische Signale mit der Korrekturlautheit LKor an seinen Ausgang übertragen, so dass das System Hörgerät und Individuum eine Wahrnehmung hat, die gleich derjenigen der Norm ist oder (ΔL in Fig. 12a) davon in vorgebbarem Masse abweicht.
Gemäss Fig. 12a) sind an einem erfindungsgemässen Hörgerät, einem akustisch-elektrischen Eingangswandler 63 nachgeschaltet, Kanäle 1 bis ko vorgesehen, je einem kritischen Frequenzband CBkN zugeordnet. Die Gesamtheit dieser Uebertragungskanäle bildet die Signalübertragungseinheit des Hörgerätes.
Die Frequenzselektivität für die Kanäle 1 bis ko wird durch Filter 64 realisiert. Jeder Kanal weist weiter eine signalverarbeitende Einheit 66 auf, beispielsweise mit Multiplikatoren bzw. programmierbaren Verstärkern. An den Einheiten 66 werden die nichtlinearen, vorgängig beschriebenen band- bzw. kanalspezifischen Verstärkungen realisiert.
Ausgangsseitig wirken alle signalverarbeitenden Einheiten 66 auf eine Summationseinheit 68, die ihrerseits ausgangsseitig auf den elektrisch-akustischen Ausgangswandler 65 des Hörgerätes wirkt. Bis dahin stimmen die beiden Ausführungsvarianten gemäss den Fig. 12a) und 12b) überein.
Bei der Ausführungsvariante gemäss Fig. 12a), deren Prinzip nachfolgend "Korrekturmodell" genannt sei, werden die ausgangsseitig des Wandlers 63 anstehenden gewandelten akustischen Eingangssignale an einer Einheit 64a in ihr Frequenzspektrum gewandelt. Damit ist die Grundlage geschaffen, die akustischen Signale, im Frequenzbereich, an einer Recheneinheit 53' dem Lautheitsmodell nach (1) oder (1*) zu unterziehen, parametrisiert mit den wie vorgängig beschrieben gefundenen Korrekturparametern Δαk, ΔCBk, ΔTk, also entsprechend der Korrekturlautheit LKOR. An der Recheneinheit 53' werden die erwähnten kanalspezifischen Korrekturparameter sowie die entsprechende Korrekturlautheit LKOR in Stellsignale SG66 gewandelt, womit die Einheiten 66 gestellt werden.
Die gemäss Fig. 11 dem Hörgerät gemäss Fig. 12a) zugeführten Grössen ΔSG entsprechen mithin in dieser Ausführungsvariante im wesentlichen den kanalspezifischen Korrekturparametern. Durch Steuern des Uebertragungsverhaltens des Hörgerätes über die Einheiten 66, in Funktion der jeweils momentan anstehenden akustischen Eingangssignale und den entsprechend gültigen Korrekturparametern, wird erreicht, dass das Hörgerät die erwähnten Eingangssignale mit der Korrekturlautheit LKOR überträgt. Damit nimmt das System Individuum mit Hörgerät die geforderte Lautheit wahr, sei dies bevorzugterweise gleich der Norm oder diesbezüglich in vorgegebenem Verhältnis.
Bei der Ausführungsvariante gemäss Fig. 12b), welche im folgenden "Differenzmodell"-Variante genannt sei, werden von den gewandelten akustischen Eingangssignalen sowie den elektrischen Ausgangssignalen des Hörgerätes an Einheiten 64a die Spektren gebildet. An einer Recheneinheit 53a werden aufgrund der Eingangsspektren sowie der Lautheitsmodellparameter der Norm N die momentanen Lautheitswerte berechnet, welche die Norm aufgrund der Eingangssignale wahrnehmen würde. Analog werden an einer Recheneinheit 53b aufgrund der Ausgangssignalspektren die Lautheitswerte berechnet, die das Individuum ohne Hörgerät, d.h. das intrinsische Individuum, wahrnimmt. Hierzu werden der modellierenden Recheneinheit 53b die Modellparameter des Individuums zugespiesen, die, wie vorgängig beschrieben, bestimmt wurden.
Ein Kontroller 116 vergleicht einerseits die durch Norm- und Individuummodellierung ermittelten Lautheitswerte LN und LI sowie, kanalspezifisch, die Parameter des Normmodells und des Individuummodells und gibt ausgangsseitig, entsprechend den ermittelten Differenzen, Stellsignale SG66 an die Uebertragungseinheiten 66, derart, dass die modellierte Lautheit LI gleich der momentan geforderten Normlautheit LN wird.
Im Unterschied zur Korrekturmodell-Variante von Fig. 12a) ermittelt mithin gemäss Fig. 12b) der Kontroller 116 erst die jeweils notwendige Korrekturlautheit LKOR.
Auch bei der Differenzmodell-Variante nach Fig. 12b) wird die Hörgerät-Uebertragung mit den Einheiten 66 so gestellt, dass die momentan anstehenden akustischen Signale mit der Korrekturlautheit übertragen werden, so dass Modellierung der Lautheit an den Ausgangssignalen, entsprechend dem Wahrnehmungsverhalten des Individuums (53b), eine Lautheit ergibt, entsprechend der von der Norm wahrgenommenen oder diesbezüglich in vorgebbarer Relation stehend.
Zusammenfassend kann mithin ausgeführt werden:
  • dass, wie anhand der Fig. 1 bis 11 erläutert, ausgehend von einem gegebenen mathematischen Norm-Lautheitsmodell, Parameteränderungen ermittelt werden, welche dem Lautheits-Empfindungsunterschied von Norm und Individuum entsprechen. Damit sind Modellunterschiede und Individuummodell bekannt.
  • An einem Hörgerät wird dasselbe mathematische Modell vorgesehen.
  • Das Lautheitsmodell am Hörgerät wird in Funktion der Parameterunterschiede (Δ) betrieben, welche das Lautheitsmodell des Individuums demjenigen der Norm angleichen, wozu die gefundenen Modell-Parameterunterschiede und/oder die Norm-Parameter und die Individuum-Parameter dem Hörgerät zugespiesen werden.
  • Am Hörgerätemodell wird im letzterwähnten Fall laufend überprüft, ob die aus den momentanen Eingangssignalen nach dem Modell der Norm berechnete Lautheit auch der durch das Individuum-Modell aufgrund der Ausgangssignale errechneten entspricht. Aufgrund der Modell-Parameterunterschiede und gegebenenfalls der modellierten Lautheitsunterschiede wird die Uebertragung am Hörgerät in regelndem Sinne so geführt, dass modellierte Lautheiten LI, LN in vorgebbare Relation kommen, vorzugsweise gleich werden.
Rückblickend, beispielsweise auf die Fig. 10 oder 11, ist es ohne weiteres ersichtlich, dass die Funktionen der dort beschriebenen "ex situ"-Verarbeitungseinheiten, insbesondere der Recheneinheiten 53, der Modifikationseinheiten 49 und 70, direkt von der Reglereinheit 71 am Hörgerät wahrgenommen werden können. Die Kombination des Vorgehens nach Fig. 11 mit einem Hörgerät nach Fig. 12 erfordert nämlich je Recheneinheiten, die beide dasselbe Lautheitsmodell berechnen, zeitsequentiell mit anderen Parametern.
Eine Ausführungsform eines erfindungsgemässen Hörgerätes, kombiniert aus dem Vorgehen nach Fig. 11 und der Struktur nach Fig. 12a), ist in Fig. 13 dargestellt. Es sind für dieselben Funktionsblöcke dieselben Positionszeichen wie in Fig. 11 bzw. 12 verwendet. Aus Uebersichtsgründen ist nur ein Kanal X des Hörgerätes dargestellt. Zu Beginn verbindet eine Umschalteinheit 81 die Speichereinheit (41, 43, 44) gemäss Fig. 11, hier als eine Einheit dargestellt, mit der Einheit 49. Eine Umschalteinheit 80 steht in dargestellter Position, d.h. ist geöffnet, eine Umschalteinheit 84 ist vorerst ebenfalls in dargestellter Position wirksam.
In diesen Schaltpositionen arbeitet die Anordnung exakt wie in Fig. 11 dargestellt und in diesem Zusammenhang erläutert. Nach Durchlaufen des anhand von Fig. 11 erläuterten Abgleichverfahrens werden die ermittelten Parameteränderungen Δαk, ΔCBk, ΔTk, welche das individuelle Lautheitsmodell (I) in das Norm-Lautheitsmodell (N) überführen, bei Inbetriebnahme des Hörgerätes durch Umschalten der Umschalteinheit 80 in die analog zur Speichereinheit 41, 43, 44 wirkende Speichereinheit 41', 43', 44' geladen. Die Umschalteinheit 81 wird auf den Ausgang letzterwähnter Speichereinheit umgeschaltet. Gleichzeitig wird die Modifikationseinheit 49 desaktiviert (DIS), so dass sie direkt die Daten aus der Speichereinheit 41' bis 44' unmodifiziert und bleibend der Recheneinheit 53c zuleitet.
Die Umschalteinheit 84 wird umgeschaltet, so dass nun der Ausgang an der Recheneinheit 53c, nun als Recheneinheit 53' gemäss Fig. 12a) wirkend, über die Stellgrössen-Steuereinheit 70a auf die Uebertragungsstrecke mit den Einheiten 66 des Hörgerätes wirkt. Vorzugsweise wirken die ΔZk-Parameter Δαk, ΔCBk, ΔTk, wie gestrichelt dargestellt, nebst LKOR auf die Stellgrössen-Steuereinheit 70a.
Auf diese Art und Weise wird die im Hörgerät integrierte Lautheitsmodell-Recheneinheit 53c vorerst zur Ermittlung der zur Korrektur notwendigen Modellparameteränderungen Δαk, ΔCBk, ΔTk und dann, im Betrieb, zur zeitvariablen Führung der Uebertragungs-Stellgrössen des Hörgerätes - entsprechend den momentanen akustischen Verhältnissen - eingesetzt.
Klangoptimierung
Die Bestimmung der Korrekturlautheits-Modellparameter am Hörgerät und damit der notwendigen Stellgrössen für im allgemeinen nichtlineare kanalspezifische Verstärkungen, z.B. für einen Schwerhörigen, erlaubt verschiedene Zielfunktionen, oder es können die gestellten Lautheitsanforderungen als eine Zielfunktion, wie erwähnt wurde, mit unterschiedlichen Sätzen von Korrekturlautheits-Modellparametern und mithin Stellgrössen ΔSG66 erreicht werden.
Man versucht im allgemeinen, das Individuum, d.h. den Schwerhörigen, so zu rehabilitieren, dass er wieder wie die Norm empfindet. Dieses Ziel wurde gemäss den bisherigen Erläuterungen bezüglich Lautheit erreicht. Das Ziel, nämlich dass das Individuum mit dem Hörgerät dieselbe Lautheitsempfindung wahrnimmt wie die Norm, muss aber nicht zwangsläufig bereits das Optimum der individuellen Hörbedürfnisse, insbesondere klanglicher Art, sein.
Man muss davon ausgehen, dass individuelle Abweichungen zum genannten Ziel, d.h. zur Angleichung der Lautheit an die Isophonen durchschnittlich Normalhörender, in der Praxis als optimaler empfunden werden, falls man überhaupt einen dies berücksichtigenden Feinabgleich, nämlich Optimierung der Hörgeräteparameter auch für optimale akustische Klangwahrnehmung, in Betracht ziehen will.
Erfahrungsgemäss werden sogenannte Klangparameter hauptsächlich mit dem Frequenzgang des Hörgerätes in Verbindung gebracht. Im Bereich der hohen, mittleren und tiefen Frequenzen sollte deshalb die Verstärkung manchmal angehoben und/oder abgesenkt werden können, um den Wohlklang des Gerätes zu beeinflussen, wie das bei Hi-Fi-Systemen gebräuchlich ist.
Wird aber an einem wie bis anhin beschrieben bezüglich Isophonen der Norm optimal eingestellten Hörgerät die Verstärkung frequenzselektiv, also in bestimmten Uebertragungskanälen, angehoben, so ändert sich damit die Korrekturlautheit.
Damit stellt sich die weitere Aufgabe, bei einem lautheitsoptimierten Hörgerät den hierfür eingesetzten Korrekturparametersatz so zu ändern, dass einerseits das Klangempfinden verändert wird, anderseits das vormals erreichte Ziel, nämlich individuelles Lautheitsempfinden mit Hörgerät wie die Norm, beibehalten wird.
Aufgrund der mehrparametrigen Optimierungsaufgabe, die zur Erfüllung der Lautheitsanforderung führt, können, wie vorgängig erwähnt wurde, mehrere Parametersätze zur Lösung führen, d.h. es ist durchaus möglich, gezielt Parameter des Korrekturlautheitsmodells zu ändern und Beibehalten der Lautheitsanforderung durch entsprechende Aenderung anderer Modellparameter sicherzustellen.
Dies soll anhand von Fig. 14, ausgehend von Fig. 11, erläutert werden.
Fig. 14 zeigt die zusätzlich zu den Vorkehrungen von Fig. 11 zu treffenden Massnahmen; die gleichen Funktionsblöcke, welche bereits in Fig. 11 aufgeführt und damit erläutert wurden, weisen dieselben Positionsziffern auf.
Dabei ist selbstverständlich, dass die folgenden Erläuterungen auch für ein System nach Fig. 13 gelten sowie für das Stellen der Hörgeräte nach den Fig. 12a), b). Aus Uebersichtsgründen werden die vorzunehmenden Massnahmen jedoch ausgehend von Fig. 11 dargestellt.
Bezüglich Klangempfinden existieren Beurteilungskriterien, wie sie beispielsweise von Nielsen beschrieben werden, nämlich scharf, schrill, dumpf, klar, hallig, um nur einige zu nennen.
In Analogie zur Quantifizierung des Lautheitsempfindens bzw. zur Lautheitsskalierung, wie sie anhand von Fig. 1 erläutert wurde, kann auch eine nach spezifischen Kategorien gegliederte Klangempfindung numerisch skaliert werden, z.B. nach den erwähnten, von Nielsen bekannten Kriterien. Nachdem nun gemäss Fig. 14 bzw. 11 das Hörgerät HG durch Auffinden eines Korrekturparametersatzes (Δαk, ΔCBk, ΔTk) so gestellt worden ist, dass das Individuum mit dem Hörgerät mindestens genähert dieselbe Lautheitswahrnehmung hat wie die Norm, gibt das Individuum, beispielsweise bei den gleichen präsentierten, breitbandigen normakustischen Signalen AΔk, an einer Klangskalierungseinheit 90 sein Klangempfinden ein. An der Einheit 90 wird jeder Klangkategorie ein numerischer Wert zugeordnet. An einer Differenzeinheit 92 wird das individuell quantifizierte Klangempfinden KLI mit dem beispielsweise statistisch ermittelten Klangempfinden KLN der Norm bei denselben akustischen Signalen AΔk verglichen. Diese sind in einer Speichereinheit 94 abrufbar gespeichert.
Nun sind aber aus der Klangempfindungsaussage des Individuums bezüglich der spektralen Zusammensetzung des von ihm empfundenen Signals direkt Schlüsse möglich. Ist beispielsweise das Klangempfinden des Individuums mit dem lautheitsabgeglichenen Hörgerät beispielsweise zu schrill, so ist ohne weiteres ersichtlich, dass die Verstärkung an mindestens einem der hörfrequenten Kanäle des Hörgerätes HG zurückzunehmen ist. Die dadurch entstehende Lautheitsänderung muss aber durch Eingriff auf an der Lautheitsbildung beteiligte Kanäle, nämlich mit entsprechenden Verstärkungsänderungen, rückgängig gemacht werden, um weiterhin das vormals erreichte Ziel nicht preiszugeben. Weicht also Klangempfindung des Individuums mit lautheitsabgeglichenem Hörgerät von demjenigen der Norm ab, so wird gemäss Fig. 14 eine Klangcharakterisierungseinheit 96, beispielsweise zwischen Vergleichseinheit 59 und Parametermodifizierungs- bzw. -inkrementierungseinheit 49, aktiviert, welche die Parametermodifikation an der Einheit 49 in ihrem Freiheitsgrad beschränkt, d.h. einen oder mehrere der erwähnten Parameter, unabhängig von der an Einheit 59 minimal erhaltenen Differenz, verändert und konstant hält.
Nun muss das in Fig. 11 bzw. 14 nicht mehr dargestellte Fehlerkriterium ΔR als Abbruchkriterium gemäss Fig. 10 neuerdings erfüllt werden; bei Festhalten des erwähnten Parameters werden über Einheit 59 die noch freien Parameter so lange geändert, bis wiederum der Norm entsprechende Lautheit empfunden wird - LI = L'N -, aber nun mit geändertem Klang.
Die Klangcharakterisierungseinheit 96 wird dabei vorzugsweise mit einer Expertendatenbank verbunden, in Fig. 14 schematisch bei 98 dargestellt, welcher die Information bezüglich individueller Klangempfindungsabweichung von der Norm zugeführt wird. In der Expertendatenbank 98 sind beispielsweise Informationen gespeichert, wie
   "schrill bei AΔk ist die Folge von zuviel Verstärkung in den Kanälen Nr. ...."
Wird "schrill" empfunden, so wird, ausgehend von der Expertendatenbank und der Klangcharakterisierungseinheit 96, die Verstärkung in ein oder mehreren der höher frequenten Hörgerätekanäle zurückgenommen, womit an der Vergleichseinheit 59 das Abbruchkriterium ΔR gemäss Fig. 10 nicht mehr erfüllt ist und ein neuer Suchzyklus für die Korrekturmodellparameter einsetzt, jedoch mit durch das Expertensystem vorgeschriebener Rücknahme der Verstärkung in höher frequenten Hörgerätekanälen.
Eine spezifische Konstellation gleichzeitig vorherrschender Korrekturkoeffizienten Δαk, ΔCBk und ΔTk in einem betrachteten kritischen Frequenzband k kann als bandspezifischer Zustandsvektor Zk(Δαk, ΔCBk, ΔTk) des Korrekturlautheitsmodells betrachtet werden. Die Gesamtheit aller bandspezifischen Zustandsvektoren Zk bildet den bandspezifischen Zustandsraum, der im hier betrachteten Fall dreidimensional ist. Für jedes Klangmerkmal, das bei der Klangskalierung auftreten kann, sind bandspezifische Zustandsvektoren Zk primär verantwortlich, bei "schrill" und "dumpf" in hochfrequenten kritischen Bändern. Dieses Expertenwissen muss als Regeln in der Klangcharakterisierungseinheit 96 bzw. dem Expertensystem 98 abgelegt sein.
Sind die bandspezifischen Korrekturzustandsvektoren Zk, welche ein Lautheitsempfinden des Individuums mit Hörgerät im wesentlichen gleich demjenigen der Norm ergeben, wie vorgängig beschrieben wurde, gefunden, so muss zur Klangveränderung mindestens in einem der kritischen Bänder ein geänderter Zustandsvektor Z'k gesucht werden. Dabei muss bei Veränderung des einen bandspezifischen Zustandsvektors entweder dieser selbst so weiter verändert werden, dass die Lautheit gleich bleibt, oder aber mindestens ein weiterer bandspezifischer Zustandsvektor muss hierzu mitverändert werden. Damit ergeben sich die Parameter des Korrekturlautheitsmodells am Hörgerät, ausgehend von den Parametern der Norm, aus einer ersten inkrementalen Aenderung "Δ" zur normentsprechenden Lautheitsanpassung und aus zweiten inkrementalen Aenderungen δ für den Klangabgleich.
Das Korrekturlautheitsmodell am Hörgerät, beispielsweise nach Fig. 12a), verwendet mithin Parameter der Art αKOR = ± Δαk ± δαk; CBKOR = ± ΔCBk ± δCBk; TKOR = ± δTk.
Bei jedem neu aufgefundenen oder angesteuerten bandspezifischen Zustandsvektor am Hörgerätemodell, Z'k, welcher dem Individuum eine neue Klangfarbe vermitteln soll, werden die entsprechenden Stellgrössen gemäss Fig. 12a), 12b) bzw. 13 auf die Stellglieder an den Hörgerätekanälen geschaltet und das Hörgerät dadurch neu eingestellt, worauf das Individuum bei weiterhin der Norm entsprechender Lautheitsempfindung neuerlich die Klangqualität beurteilt und entsprechend an der Einheit 90 gemäss Fig. 14 eingibt. Dieser Vorgang wird so lange wiederholt, d.h. vorzeichenrichtig immer wieder neue δαk, δCBk und δTk gesucht, bis das mit dem Hörgerät ausgerüstete Individuum die präsentierten akustischen Signale zufriedenstellend wahrnimmt, z.B. auch dessen Klangqualität gleich beurteilt wie die Norm.
Anstelle einer absoluten Aussage betreffs Klangqualität, welche sich beim oben beschriebenen interaktiven Verfahren an der Aussage Normalhörender (Speicher 94) orientiert, haben sich auch verschiedene iterativ vergleichende, relative Testverfahren, beispielsweise nach Neuman und Levitt, für die Klangempfindungsoptimierung bewährt. So ist es durchaus möglich, eine Vielzahl zusammengehörender kanalspezifischer Zustandsvektorsätze, welche je die Lautheitskriterien erfüllen, wie erläutert wurde, zu berechnen, indem jedes Mal, wenn das Abbruchkriterium ΔR nach Fig. 10 erreicht ist, ein neuer Rechenzyklus ausgelöst wird, beispielsweise mit einem geänderten kanalspezifischen Zustandsvektor. Das Individuum kann nachmals beispielsweise in einem systematischen Auswahlverfahren aus den gefundenen, alle die Lautheitsanforderungen erfüllenden Sätzen von kanalspezifischen Zustandsvektoren denjenigen Satz eruieren, der es klanglich optimal befriedigt.
In Fig. 15 ist, wiederum in Funktionsblockdarstellung, das erfindungsgemässe Hörgerät gemäss Fig. 12b) (Modelldifferenz-Variante) in einer Form dargestellt, wie es bevorzugterweise realisiert wird. Um den Ueberblick zu erleichtern, werden dabei dieselben Bezugszeichen eingesetzt, wie sie für das erfindungsgemässe Hörgerät gemäss Fig. 12b) verwendet wurden.
Das Ausgangssignal des Eingangswandlers 63 des Hörgerätes wird einer Zeit/Frequenztransformation an einer Transformationseinheit TFT 110 unterworfen. Das resultierende Signal, im Frequenzbereich, wird in der mehrkanaligen zeitvarianten Lautheitsfiltereinheit 112 mit den Kanälen 66 an die Frequenz/Zeitbereichs-FTT-Transformationseinheit 114 übertragen und von dort, im Zeitbereich, an den Ausgangswandler 65, beispielsweise einen Lautsprecher oder einen anderen Reiztransducer für das Individuum. An einem Rechenteil 53a wird aus dem Eingangssignal im Frequenzbereich sowie den Norm-Modellparametern entsprechend ZkN die Normlautheit LN berechnet.
Analog wird ausgangsseitig des Lautheitsfilters 112 die Individuumlautheit LI berechnet. Die Lautheitswerte LN und LI werden der Kontrollereinheit 116 zugeführt. Die Kontrollereinheit 116 stellt am Lautheitsfilter 112 die Stellglieder, wie die Multiplikatoren 66a bzw. programmierbare Verstärker, so, dass LI = LN wird.
Mit diesem erfindungsgemässen Hörgerät wird die individuelle Lautheit auf die Normlautheit korrigiert, indem die Isophonen eines Individuums an diejenigen der Norm angeglichen werden.
Lautheits-korrigierte Frequenzentmaskierung
Auch wenn mit dem erfindungsgemässen Hörgerät, wie beispielsweise in Fig. 15 dargestellt, die Zielfunktion "Normlautheit" und gegebenenfalls auch Klangwahrnehmungsoptimierung erzielt werden können, so ist doch die Verständlichkeit von Sprache noch nicht zwingend optimal. Dies rührt vom Maskierungsverhalten des menschlichen Gehörs her, welches bei einem geschädigten individuellen Gehör anders ist als bei der Norm. Das Frequenzmaskierungsphänomen besagt, dass leise Töne in enger Frequenznachbarschaft von lauten Tönen ausgeblendet werden, also zur Lautheitswahrnehmung nicht beitragen.
Soll nun die Verständlichkeit weiter erhöht werden, so muss sichergestellt werden, dass diejenigen spektralen Anteile, die bei der Norm unmaskiert vorliegen, also wahrgenommen werden, auch beim gegebenenfalls geschädigten individuellen Gehör wahrgenommen werden, welch letzteres sich meist durch ein verbreitertes Maskierungsverhalten auszeichnet. Beim geschädigten Gehör wurden üblicherweise Frequenzkomponenten maskiert, welche beim Normgehör unmaskiert sind.
Fig. 16 zeigt, ausgehend von der Darstellung des bisher beschriebenen erfindungsgemässen Hörgerätes nach Fig. 15, eine Weiterentwicklung, bei der nebst der Lautheitskorrektur des Individuums auch eine Maskierungskorrektur für ein schwerhörendes Individuum, mithin eine Frequenzentmaskierung, vorgenommen wird. Dabei ist vorab festzuhalten, dass durch Aenderung des Maskierungsverhaltens des Hörgerätes und mithin seines Frequenzübertragungsverhaltens auch die Lautheitsübertragung ändert, womit jeweils nach Veränderung des Frequenzmaskierungsverhaltens iterativ auch die Lautheitsübertragung neu erstellt werden muss.
Gemäss Fig. 16 wird das Eingangssignal des Hörgerätes im Frequenzbereich einer Norm-Maskierungsmodelleinheit 118a zugeführt, woran das Eingangssignal so maskiert wird wie bei der Norm. Wie das Maskierungsmodell bestimmt wird, wird später erläutert.
Das Ausgangssignal des Hörgerätes im Frequenzbereich wird, analog, der Individuum-Maskierungsmodelleinheit 118b zugeführt, woran das Ausgangssignal des Hörgerätes dem Maskierungsmodell des intrinsischen Individuums unterworfen wird. Die mit den Modellen N und I maskierten Eingangs- und Ausgangssignale werden dem Maskierungskontroller 122 zugeführt und daran verglichen. In Funktion der Vergleichsresultate greift der Kontroller 122 in regelndem Sinne auf ein Maskierungsfilter 124 so lange ein, bis die Maskierung "Hörgerät-Uebertragung und Individuum" derjenigen der Norm angeglichen ist.
Dem mehrkanaligen zeitvariablen Lautheitsfilter 112 ist das ebenso mehrkanalige zeitvariable Maskierungsfilter 124 nachgeschaltet, welches in Funktion der am Maskierungskontroller 122 ermittelten Differenz, wie erwähnt, so gestellt wird, dass das normmaskierte Eingangssignal an Einheit 118a gleich dem "Individuum+Hörgerät"-maskierten Ausgangssignal an Einheit 118b wird. Wenn nun über den Maskierungskontroller 122 und die Maskierungsfiltereinheit 124 das Uebertragungsverhalten des Hörgerätes verändert worden ist, stimmt im allgemeinen die Korrekturlautheit LKOR der Uebertragung nicht mehr mit der geforderten überein, und der Lautheitskontroller 116 stellt am Mehrkanal-zeitvariablen Lautheitsfilter 112 die Stellgrössen so nach, dass der Kontroller 116 wieder gleiche Lautheiten LI, LN feststellt.
Maskierungskorrektur über Kontroller 122 und Lautheitsnachführung über Kontroller 116 erfolgen somit iterativ, wobei das eingesetzte Lautheitsmodell, definiert durch die Zustandsvektoren ZLN, ZLI, unverändert bleibt. Erst wenn sowohl am Lautheitskontroller 116 wie auch am Maskierungskontroller 122 die durch iterative Abgleichung der Filter 112 bzw. 124 erzielten Uebereinstimmungen innerhalb enger Toleranzen erreicht sind, wird das übertragene Signal an der Frequenz/-Zeit-Transformationseinheit 114 in den Zeitbereich rückgewandelt und an das Individuum übertragen.
Analog zum Lautheitsmodell ist das Frequenzmaskierungsmodell durch Zustandsvektoren ZFMN bzw. ZFMI parametrisiert.
Anhand von Fig. 17 soll, ausgehend vom beispielsweise dargestellten Maskierungsverhalten Normalhörender N, dasjenige schwerhörender Individuen I erläutert werden und, von letzterem rückschreitend, die Maskierungskorrektur in stark vereinfachter Darstellung erläutert werden.
Wenn gemäss der Darstellung N von Fig. 17 dem menschlichen Gehör ein statisches'akustisches Signal, beispielsweise mit den dargestellten drei Frequenzkomponenten f1-f3, präsentiert wird, so ist jedem Frequenzanteil entsprechend seiner Lautheit eine Maskierungskurve Ffx zugeordnet. Zur Klang- und Lautheitswahrnehmung des präsentierten breitbandigen Signals, beispielsweise mit den Frequenzkomponenten f1-f3, tragen nur die jeweils über den Maskierungsgrenzen, entsprechend den Ff-Funktionen, überragenden Pegelanteile bei. Bei der dargestellten Konstellation nimmt die Norm eine Lautheit wahr, an der die nicht maskierten Anteile Lf1N-Lf3N beitragen. Im wesentlichen sind die Steigungen munN und mobN der Maskierungsverläufe Ff in erster Näherung frequenz- und pegelunabhängig, wenn, wie dargestellt, die Frequenzskalierung in "bark", gemäss E. Zwicker (in kritischen Bändern), erfolgt.
Bei einem schwerhörenden Individuum I sind die Maskierungsverläufe Ff, was die Steigungen m anbelangt, verbreitert, und sie sind zudem angehoben. Dies ist aus der Darstellung für ein schwerhörendes Individuum I unten in Fig. 17 ersichtlich, gemäss welcher bei gleichen präsentierten akustischen Signalen mit den Frequenzkomponenten f1-f3 die Komponente auf der Frequenz f2 nicht wahrgenommen wird und damit auch zur wahrgenommenen Lautheit nichts beiträgt. Gestrichelt ist in der Charakteristik I von Fig. 17 nochmals das Frequenzmaskierungsverhalten der Norm N dargestellt.
Es geht nun darum, durch eine "Frequenzentmaskierungs-Filterung" an einem Hörgerät für das Individuum I eine Filtercharakteristik zu realisieren, welche das Maskierungsverhalten des Individuums auf dasjenige der Norm korrigiert. Dies wird, wie in Fig. 17 bei 126 prinzipiell dargestellt, in vorzugsweise jedem je einem kritischen Frequenzband zugeordneten Kanal des Hörgerätes durch ein Filter realisiert, welche gesamthaft mit frequenzabhängiger Verstärkung G' insbesondere die beim geschädigten Individuum ausmaskierten Frequenzanteile so anheben, dass die gleichen Frequenzanteile wie bei der Norm gleichviel zur Klangwahrnehmung und zur Lautheitsempfindung des Individuums beitragen. Die Korrektur der Lf1I-, Lf3I-Anteile auf die Lf1N-, Lf3N-Werte wird durch die Lautheitskorrektur - unterschiedliche TkI, TkN - erreicht.
Bei nicht stationären Signalen, d.h. wenn die Frequenzanteile des präsentierten akustischen Signals in der Zeit variieren, variiert selbstverständlich auch die durch alle frequenzspezifischen Maskierungskennlinien Ff gebildete Gesamtmaskierungsgrenze FMG über das gesamte Frequenzspektrum, womit das Filter 126 bzw. die kanalspezifischen Filter zeitvariabel geführt werden müssen.
Das Frequenzmaskierungsmodell für die Norm ist aus E. Zwicker oder aus ISO/MPEG gemäss Literaturangabe unten bekannt. Das jeweilig geltende individuelle Frequenzmaskierungsmodell mit FMGI muss aber erst bestimmt werden, um die individuell notwendige Korrektur, wie schematisch mit dem Entmaskierungsfilter 126 in Fig. 17 dargestellt, vornehmen zu können.
Im weiteren werden am erfindungsgemässen Hörgerät Frequenzanteile, welche nach dem Frequenzmaskierungsmodell der Norm maskiert werden, also zur Lautheit nichts beitragen, gar nicht berücksichtigt, d.h. nicht übertragen.
Anhand von Fig. 18 soll nun erläutert werden, wie an einem Individuum das individuelle Maskierungsmodell FMGI ermittelt wird.
Schmalbandiges Rauschen Ro, bevorzugterweise zentriert bezüglich der Mittenfrequenz fo eines kritischen Frequenzbandes CBk der Norm oder, falls wie vorgängig beschrieben bereits bestimmt, des Individuums, wird dem Individuum über Kopfhörer oder, und bevorzugterweise, über das bereits lautheitsoptimierte Hörgerät präsentiert. Dem Rauschen Ro wird ein Sinussignal, vorzugsweise bei der Mittenfrequenz fo, beigemischt, ebenso wie oberhalb und unterhalb des Rauschspektrums Sinussignale bei fun und fob. Diese Testsinussignale werden zeitsequentiell beigemischt. Durch Variation der Amplitude der Signale auf fun, fo und fob wird ermittelt, wann das Individuum, dem das Rauschen Ro präsentiert wird, an diesem Rauschen eine Veränderung wahrnimmt. Die entsprechenden Wahrnehmungsgrenzen, in Fig. 18 mit AWx bezeichnet, legen drei Punkte des Frequenzmaskierungsverhaltens FfoI des Individuums fest. Dabei werden bevorzugterweise vorab gewisse Abschätzungen eingesetzt, um das Ermittlungsverfahren zu verkürzen. Die Maskierung bei der Mittenfrequenz fo wird bei Schwerhörigen anfänglich auf -6dB geschätzt. Die Frequenzen fun und fob werden um eine bis drei kritische Bandbreiten bezüglich fo versetzt gewählt. Dieses Vorgehen wird vorzugsweise bei zwei bis drei verschiedenen Mittenfrequenzen fo durchgeführt, verteilt über den Hörbereich des Individuums, um in genügender Näherung FMGI, das Frequenzmaskierungsmodell des Individuums zu bestimmen bzw. dessen Parameter, wie insbesondere mobf, munf.
In Fig. 19 ist schematisch der Versuchsaufbau zur Ermittlung des Frequenzmaskierungsverhaltens eines Individuums gemäss Fig. 18 dargestellt. An einem Rauschgenerator 128 werden Rauschmittenfrequenz fo, Rauschbandbreite B und die mittlere Rauschleistung AN eingestellt. An einer Ueberlagerungseinheit 130 wird das Ausgangssignal des Rauschgenerators 128 mit den jeweiligen Testsinussignalen überlagert, welche an einem Sinusgenerator 132 eingestellt werden. Am Testsinusgenerator 132 sind Amplitude AS, Frequenz fS einstellbar. Der Testsinusgenerator 132 wird, wie anhand von Fig. 20 erläutert werden wird, vorzugsweise getaktet betrieben, wozu er, beispielsweise über einen Taktgeber 134, zyklisch aktiviert wird. Ueber einen Verstärker 136 wird das Ueberlagerungssignal dem Individuum über kalibrierte Kopfhörer oder, und bevorzugterweise, direkt über das noch bezüglich Frequenzmaskierung zu optimierende Hörgerät gemäss Fig. 16 zugeführt.
Gemäss Fig. 20 werden dem Individuum, beispielsweise im Sekundentakt, die Rauschsignale Ro dargeboten, und in einem der Rauschpakete wird das jeweilige Testsinussignal TS.beigemischt. Das Individuum wird gefragt, ob und, wenn ja, welches der Rauschpakete anders als die übrigen klingt. Klingen für das Individuum alle Rauschpakete gleich, so wird die Amplitude des Testsignals TS so lange erhöht, bis das entsprechende Rauschpaket anders als die übrigen wahrgenommen wird, dann ist der zugehörige Punkt AW auf der Frequenzmaskierungs-Kennlinie FMGI gemäss Fig. 18 gefunden. Aus dem so ermittelten Maskierungsmodell des Individuums und dem bekannten der Norm kann das Entmaskierungsmodell gemäss Block 126 von Fig. 17 ermittelt werden.
Mit Blick auf Fig. 16 wird am Block 118a eigentlich die SOLL-Maskierung je nach präsentiertem akustischem Signal berechnet und über den Maskierungs-Kontroller 122 das Filter 124 in der Signalübertragungsstrecke so lange verstellt, bis die Maskierung daran und am Individuum - Modell an 118b - das gleiche Resultat liefert, wie vom Führungsmaskierungsmodell in Block 118a gefordert. Wie erwähnt, verändert sich mit der Frequenzmaskierungskorrektur im allgemeinen auch die Lautheitsübertragung, so dass Lautheitsregelung und Frequenzmaskierungsregelung abwechselnd so lange vorgenommen werden, bis beide Kriterien mit erforderter Genauigkeit erfüllt sind, dann erst wird über Block 114 das "quasi momentan" vorliegende akustische Signal in den Zeitbereich rückgewandelt und dem Individuum übermittelt.
An dieser Stelle muss im weiteren bemerkt werden, dass es durchaus möglich ist, anstelle der tatsächlichen Ausmessung des individuellen Frequenzmaskierungsverhaltens letzteres aus Audiogrammessungen und/oder der Lautheitsskalierung gemäss Fig. 3 mindestens abzuschätzen. Wird zur Modellidentifikation des Individuums von angenäherten Schätzungen ausgegangen, so wird das Identifikationsverfahren (Fig. 18 bis 20) wesentlich verkürzt.
Lautheitskorrigierte Zeitmaskierung
Auch wenn die Lautheit, welche ein Individuum mit dem Hörgerät wahrnimmt, mit der von der Norm wahrgenommenen Lautheit übereinstimmt und zudem, wie beschrieben wurde, das Frequenzmaskierungsverhalten des Systems Hörgerät mit Individuum dem Frequenzmaskierungsverhalten der Norm angeglichen ist, was ebenfalls mit den vorbeschriebenen Massnahmen erreicht wird, bleibt die Sprachverständlichkeit noch nicht optimal. Dies, weil das menschliche Gehör als weitere psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse auch ein Maskierverhalten in der Zeit aufweist, das sich bei der Norm vom Zeitmaskierverhalten bei einem Individuum, insbesondere einem schwerhörigen Individuum, unterscheidet.
Während das Frequenzmaskierungsverhalten aussagt, dass, bei Vorliegen eines Spektralanteils eines akustischen Signals mit hohem Pegel, gleichzeitig anliegende Spektralanteile mit tiefen Pegeln und in enger Frequenznachbarschaft des Hochpegelanteils zur wahrgenommenen Lautheit unter Umständen nichts beitragen, ergibt sich aus dem Maskierungsverhalten in der Zeit, dass zeitlich nach dem Vorliegen eines lauten akustischen Signals leise unter Umständen nicht wahrgenommen werden. Deshalb ist auch langsameres Sprechen für die zeitliche Entmaskierung eines Schwerhörigen hilfreich.
In Analogie zu den weiter oben erkannten und gelösten Problemen betreffs Lautheit, Klangoptimierung und Frequenzmaskierung, geht es mithin für eine weitere Erhöhung der Verständlichkeit darum, Signalabschnitte, welche bei der Norm zeitunmaskiert sind, mit Hilfe eines erfindungsgemässen Hörgerätes auch unmaskiert vom Individuum wahrnehmen zu lassen.
Bei Berücksichtigung bzw. Korrektur des Zeitmaskierungsverhaltens an einem wie bis anhin beschrieben konzipierten Hörgerät ist grundsätzlich zu bedenken, dass das bis anhin beschriebene Vorgehen auf der Verarbeitung einzelner Spektren beruht. Wechselwirkungen von sich zeitlich folgenden Spektren waren nicht zu berücksichtigen. Im Gegensatz dazu ist bei der Berücksichtigung des Zeitmaskierungseffektes ein Kausalzusammenhang herzustellen zwischen momentan anstehenden akustischen Signalen und zukünftigen anstehenden akustischen Signalen. M.a.W. ist ein weiterentwickeltes, auch das Zeitmaskierungsverhalten berücksichtigendes Hörgerät grundsätzlich mit zeitvariablen Zeitverzögerungsvorkehrungen ausgerüstet, um die Auswirkungen eines vergangenen akustischen Signals auf ein nachmals anstehendes berücksichtigen und steuern zu können. Dies besagt aber auch, dass die Lautheitskorrektur und Frequenzmaskierungskorrektur, wie erwähnt auf Einzelspektren beruhend, so in der Zeit mitzuschieben sind, dass zugehörige Ein- und Ausgangsspektren zur Bildung der Lautheits- und Frequenzmaskierungskorrekturen zeitlich synchron bleiben.
Wiederum gilt dabei, dass eine Veränderung bzw. Korrektur der zeitlichen Signalabfolge, die zu einer Zeitmaskierungskorrektur notwendig ist, die jeweils momentane Lautheit verändert, womit die Lautheitskorrektur, wie bereits im Zusammenhang mit der Frequenzmaskierungskorrektur ausgeführt wurde, nachgeführt werden muss.
In Fig. 21 ist, ausgehend von der vorbeschriebenen Hörgerätestruktur, insbesondere nach Fig. 16, deren Modifikation zur Mitberücksichtigung von Zeitmaskierungskorrekturen dargestellt. Nach der Zeit/Frequenz-Transformation an der Einheit 110 werden in der Zeit sequentiell angefallene Signalspektren in einem Spektrum/Zeit-Puffer 140 abgelegt (Wasserfall-Spektren-Darstellung). Wahlweise kann die Spektrum-über-Zeit-Darstellung auch mit der Wigner-Transformation (s. Lit. 13, 14) berechnet werden. Mehrere zeitsequentiell angefallene und abgespeicherte Eingangsspektren werden an der Norm-Lautheit-Recheneinrichtung 53'a - für die einzelnen Spektren in der Frequenz analog zur Recheneinrichtung 53a von Fig. 16 wirkend - verarbeitet und das LN-Zeitbild der Kontrollereinheit 116a zugeführt.
Der Frequenz/Zeit-Rücktransformationseinheit 114 (Wigner-Rücktransformation bzw. Wigner-Synthese) ist ein analog zum Puffer 140 wirkender Spektrum/Zeit-Puffer 142 vorgeschaltet.
Analog ermittelt eine weitere Recheneinrichtung 53'b das Zeitbild der anhand der Spektren ermittelten LI-Werte. Dieses Zeitbild wird mit dem Zeitbild der LN-Werte am Kontroller 116a verglichen, und mit dem Vergleichsresultat wird eine Multikanal-Lautheitsfiltereinheit 112a mit gesteuert zeitvariabler Dispersion (Phasenschiebung, Zeitverzögerung) angesteuert. Am Filter 112a wird mithin sichergestellt, dass das zeitliche Korrektur-Lautheitsbild der Uebertragung mit dem Lautheitsbild des Individuums demjenigen der Norm entspricht.
Die in den Puffern 140 bzw. 142 abgelegten Spektren, die gesamthaft Signale über eine vorgegebene Zeitspanne, beispielsweise von 20 bis 100msec, abbilden, werden weiter Zeit- und Frequenz-Maskierungsmodellrechnern für die Norm 118'a und das Individuum 118'b zugeführt, die je mit den Norm- und Individuumparametern bzw. Zustandsvektoren parametrisiert sind, ZFM, ZTM. Darin sind sowohl Frequenzmaskierungsmodell FN, analog zu Fig. 16, wie auch Zeitmaskierungsmodell TM implementiert. Die Ausgänge der Rechner 118'a, 118'b wirken auf eine Maskierungs-Kontrollereinheit 122a, welch letztere auf das Multikanal-Entmaskierungsfilter 124a wirkt, woran nun zusätzlich zu 124 von Fig. 16 auch die Dispersion zeitvariabel steuerbar ist. Ueber die Modellierungsrechner 118'a, 118'b und die Kontrollereinheit 122a wird die Filtereinheit 124a so betreffs Frequenzübertragung und Zeitverhalten gesteuert, dass das frequenz- und zeitkorrigiert maskierte zeitliche Eingangsspektralbild mit dem individuell modellierten (118'b) des Ausgangs-Zeitspektralbildes übereinstimmt.
Die Ansteuerung des Lautheitsfilters 112a und des Maskierungs-Korrekturfilters 124a erfolgt dabei bevorzugterweise abwechselnd, bis beide zugeordneten Kontroller 116a und 122a vorgegebene minimale Abweichungskriterien detektieren. Erst dann werden die Spektren in der Puffereinheit 142 in richtiger Zeitsequenz an der Einheit 114 in den Zeitbereich rückgewandelt und an das das Hörgerät tragende Individuum übertragen.
Fig. 21 zeigt eine Hörgerätestruktur, bei der Lautheitskorrektur, Frequenzmaskierungskorrektur und Zeitmaskierungskorrektur an in den Frequenzbereich gewandelten Signalen erfolgt.
Eine technisch gegebenenfalls einfachere Ausführungsvariante gemäss Fig. 22 berücksichtigt Zeitphänomene konsequent an Signalen im Zeitbereich und Phänomene bezüglich Frequenzgang an Signalen im Frequenzbereich. Hierzu wird vor der Zeit/Frequenz-Transformationseinheit 110, welche gemäss der Ausführung von Fig. 16 vorzugsweise eine momentane Spektrumtransformation ausführt, wie schematisch dargestellt, eine Zeitmaskierungs-Korrektureinheit 141 vorgeschaltet oder, gegebenenfalls auch ergänzend oder ersetzend, zwischen Rücktransformationseinheit 114 und Ausgangstransducer 65, wie Lautsprecher, Stimulator, z.B. ein elektrodenstimuliertes kochleares Implantat.
Zwischen den Transformationseinheiten 110 und 114 erfolgt die Signalverarbeitung im Block 117 entsprechend der Verarbeitung zwischen 110 und 114 von Fig. 16.
Die in Fig. 22 mit 140 bezeichnete Zeitmaskierungs-Korrektureinheit ist in Fig. 23 detaillierter dargestellt. Sie umfasst eine Zeit-Lautheits-Modelleinheit 142, woran, bevorzugterweise als Leistungsintegral, der Verlauf der Lautheit über der Zeit des akustischen Eingangssignals verfolgt wird. Analog wird in einer weiteren Zeit-Lautheits-Modelleinheit 142 die momentane Lautheit des Signals im Zeitbereich vor seiner Wandlung an der Zeit/Frequenz-Transformationseinheit 110 ermittelt. Die Lautheitsverläufe in der Zeit des erwähnten Eingangssignals und des erwähnten Ausgangssignals werden an einem (vereinfachten) Zeit-Lautheits-Kontroller 144 verglichen, und an einer Filtereinheit 146, nämlich im wesentlichen einer gain control-Einheit GK, wird die Lautheit des Ausgangssignals, über der Zeit betrachtet, derjenigen des Eingangssignals angeglichen.
Zur Durchführung der Zeitmaskierungskorrektur wird das Eingangssignal einer Zeitpuffereinheit 148 zugeführt, woran, gemäss W. Verhelst, M. Roelands, "An overlap-add technique based on waveform similarity ...", ICASSP 93, S. 554-557, 1993, WSOLA-Algorithmen bzw., gemäss E. Moulines, F. Charpentier, "Pitch Synchronous Waveform Processing Techniques for Text to Speech Synthesis Using Diphones", Speech Communication Vol. 9 (5/6), S. 453-467, 1990, PSOLA-Algorithmen eingesetzt werden.
An einer Norm-Zeitmaskierungs-Modelleinheit 150N wird an den Eingangssignalen die noch zu beschreibende Norm-Zeitmaskierung modelliert, an der weiteren Einheit 150I, an den Ausgangssignalen der Zeitpuffereinheit 148, die individuelle Zeitmaskierung. Die an den Signalen eingangsseitig und ausgangsseitig der Zeitpuffereinheit 148 modellierten Zeitmaskierungen werden an einer Zeitmaskierungs-Kontrolleinheit 152 verglichen, und entsprechend dem Vergleichsresultat wird an der Zeitpuffereinheit 148 über die erwähnten, bevorzugterweise eingesetzten Algorithmen die Signalausgabe zeitlich gesteuert, d.h. die Uebertragung über den Zeitpuffer 148 mit gesteuert zeitvariablem Dehnungsfaktor bzw. -verzögerung.
Das Zeitmaskierungsverhalten der Norm ist wiederum aus E. Zwicker bekannt. Das Zeitmaskierungsverhalten eines Individuums soll anhand der Fig. 24 erläutert werden.
Gemäss Fig. 24 wird, wenn der Norm über der Zeit t ein akustisches Signal A1 präsentiert wird, ein zweites, nachfolgend präsentiertes akustisches Signal A2 nur dann wahrgenommen, wenn sein Pegel über der gestrichelt eingetragenen Zeitmaskierungsgrenze TMGN liegt. Der Verlauf dieser Maskierungsgrenze beim Abklingen ist primär gegeben durch den Pegel des momentan präsentierten akustischen Signals. Folgen sich Signale mit verschiedener Lautheit, ergibt sich eine umhüllende TMG aller einzeln von den Signalen ausgelösten TMGs.
In Fig. 24 ist unter Darstellung I bei gleichen präsentierten, schematisch dargestellten akustischen Signalen A1 und A2 der Zeitmaskierungs-Grenzverlauf ZMG beispielsweise eines schwerhörenden Individuums dargestellt. Dabei ist ersichtlich, dass beim Schwerhörigen u.U. das in der Zeit zweite Signal A2 gar nicht wahrgenommen wird. Strichpunktiert ist im Verlauf gemäss I wiederum das beispielsweise angenommene Norm-Zeitmaskierungsverhalten TMGN des Verlaufs N dargestellt. Aus der Differenz ist ersichtlich, dass es für eine Zeitmaskierungskorrektur grundsätzlich darum geht, entweder das zweite Signal A2 am Individuum so lange zu verzögern - mit dem Hörgerät -, bis seine individuelle Zeitmaskierungsgrenze genügend weit abgefallen ist, oder aber darum, das Signal A2 so zu verstärken, dass es auch beim Individuum über seiner Zeitmaskierungsgrenze liegt.
Wenn im Verlauf N der wahrgenommene Bereich des Signals A2 mit L bezeichnet ist, so ergibt sich bei letzterwähntem Vorgehen am Individuum, dass A2 so verstärkt werden muss, dass im besten Fall derselbe wahrgenommene Bereich L über der Zeitmaskierungsgrenze des Individuums liegt.
In jedem Fall müssen, wie sich dies auch aus den Erläuterungen zu den Fig. 21 bis 23 ergibt, aus momentanen akustischen Signalverläufen, in der Zeit verschoben, Korrektureingriffe vorgenommen werden, die zukünftig anfallende akustische Signale betreffen.
Die Abklingzeit TAN der Zeitmaskierungsgrenze TMGN an der Norm ist im wesentlichen unabhängig vom Pegel bzw. der Lautheit des die Zeitmaskierung auslösenden Signals, gemäss Darstellung von Fig. 24 von A1. Dies gilt genähert auch für Schwerhörige, so dass es in den meisten Fällen ausreicht, pegelunabhängig, die Abklingzeit TAI der Zeitmaskierungsgrenze TMGI zu ermitteln.
Gemäss Fig. 25 wird zur Ermittlung der individuellen Zeitmaskierungsgrenzen-Abklingzeit TAI dem Individuum ein klickfrei einsetzendes und klickfrei aussetzendes schmalbandiges Rauschsignal Ro präsentiert. Nach Aussetzen des Rauschsignals Ro wird ihm nach einer einstellbaren Pause TPaus ein Testsinussignal mit Gauss-Umhüllender präsentiert. Durch Variation der Umhüllenden-Amplitude und/oder der Pauszeit TPaus wird ein Punkt entsprechend AZM der individuellen Zeitmaskierungsgrenze TMGI ermittelt. Durch weitere Veränderungen der Pauszeit und/oder der Umhüllenden-Amplitude des Testsignals werden zwei oder mehr Punkte der individuellen Zeitmaskierungsgrenze ermittelt.
Dies erfolgt beispielsweise mit einer Versuchsanordnung, wie sie in Fig. 19 dargestellt ist, wobei aber ein Testsinusgenerator 132 eingesetzt wird, welcher ein Gauss-umhülltes Sinussignal abgibt. Das Individuum wird gefragt, bei welchem Wertepaar TPaus und Amplitude der Gauss-Umhüllenden das Testsignal nach dem Rauschsignal gerade wahrgenommen wird.
Auch hier kann das individuelle Maskierungsverhalten aber auch aus diagnostischen Daten abgeschätzt werden, was eine massgebliche Reduktion der Zeit für die Identifikation des individuellen Zeitmaskierungsmodells TMGI ergibt. wesentlicher Parameter dieses Modells ist, wie erwähnt, die Abklingzeit TAN bzw. TAI.
Literatur:
1)
E. Zwicker, Psychoakustik, Springer Verlag Berlin, Hochschultext, 1982
2)
O. Heller, Hörfeldaudiometrie mit dem Verfahren der Kategorienunterteilung, Psychologische Beiträge 26, 1985
3)
A. Leijon, Hearing Aid Gain for Loudness-Density Normalization in Cochlear Hearing Losses with Impaired Frequency Resolution, Ear and Hearing, Vol. 12, NO. 4, 1990
4)
ANSI, American National Standard Institute, American National Standard Methods for the Calculation of the Articulation Index, Draft WG S3.79; May 1992, V2.1
5)
B.R. Glasberg & B.C.J. Moore, Derivation of the auditory filter shapes from notched-noise data, Hearing Research, 47, 1990
6)
P. Bonding et al., Estimation of the Critical Bandwidth from Loudness Summation Data, Scandinavian Audiolog, Vol. 7, No. 2, 1978
7)
V. Hohmann, Dynamikkompression für Hörgeräte, Psychoakustische Grundlagen und Algorithmen, Dissertation UNI Göttingen, VDI-Verlag, Reihe 17, Nr. 93
8)
A.C. Neuman & H. Levitt, The Application of Adaptive Test Strategies to Hearing Aid Selection, Chapter 7 of Acoustical Factors Affecting Hearing Aid Performance, Allyn and Bacon, Needham Heights, 1993
9)
ISO/MPEG Normen, ISO/IEC 11172, 1993-08-01
10)
PSOLA, E. Moulines, F. Charpentier, Pitch Synchronous Waveform Processing Techniques for Text to Speech Synthesis Using Diphones, Speech Communication Vol. 9 (5/6), S. 453-467, 1990
11)
WSOLA, W. Verhelst, M. Roelands, An overlap-add technique based on waveform similarity ..., ICASSP 93, S. 554-557, 1993
12)
Lars Bramsløw Nielsen, Objective Scaling of Sound Quality for Normal-Hearing and Hearing-Impaired Listeners, The Acoustics Laboratory, Technical University of Denmark, Report No. 54, 1993
13)
B.V.K. Vijaya Kumar, Charles P. Neuman and Keith J. DeVos, Discrete Wigner Synthesis, Signal Processing 11 (1986) 277-304, Elsevier Science Publishers B.V. (North-Holland)
14)
Françoise Peyrin and Rémy Prost, A Unified Definition for the Discrete-Time, Discrete-Frequency, and Discrete-Time/Frequency Wigner Distributions, S. 858 ff., IEEE Transactions on Acoustics, Speech, and Signal Processing, Vol. ASSP-34, No. 4, August 1986

Claims (40)

  1. Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes (HG) an ein Individuum (I), bei dem man
    mindestens eine psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse (L, Ff) einer Norm (N) auf gegebene akustische Signale quantifiziert;
    dieselbe psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse (L, Ff), wie sie das Individuum (I) bei den gegebenen akustischen Signalen wahrnimmt, quantifiziert;
    aus Abweichungen der erwähnten quantifizierten psychoakustischen Wahrnehmungsgrössen das Hörgerät für das Individuum so einstellt oder konzipiert, dass die psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse, wie sie vom Individuum mit dem Hörgerät wahrgenommen wird, mindestens genähert zu derjenigen, wie sie von der Norm wahrgenommen wird, in vorgebbarer Relation steht,
    dadurch gekennzeichnet, dass man für die Abhängigkeit der psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse (L, Ff) von akustischen Signalen beliebiger Spektralverläufe ein mit mindestens einem Teil der kritischen Frequenzbänder (CBk) parametrisiertes, mehrparametriges Modell erstellt und dass man mittels durch die erwähnten Quantifizierungen ermittelter Unterschiede der Parameter am Modell der Norm und am Modell des Individuums das Hörgerät für das Individuum einstellt oder konzipiert.
  2. Verfahren nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass die vorgebbare Relation Gleichheit ist.
  3. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass man die Quantifizierungen, die Bestimmung der Abweichungen mit einer vom Hörgerät getrennten Vorrichtung vornimmt und die akustischen Signale dem Individuum ohne Hörgerät zur Quantifizierung präsentiert.
  4. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 oder 2, dadurch gekennzeichnet, dass man die Quantifizierung, die Bestimmung der Abweichungen mit einer vom Hörgerät getrennten Vorrichtung vornimmt und die akustischen Signale dem Individuum mit Hörgerät zur Quantifizierung präsentiert und vorzugsweise zwischen Vorrichtung und Hörgerät eine steuerbare Verbindung erstellt für die Uebergabe von Daten, die von den Abweichungen abhängen.
  5. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass man die Quantifizierung der psycho-akustischen Wahrnehmurigsgrösse durch das Individuum abbricht, wenn die Abweichungen mit vorgebbarer (ΔR) Genauigkeit ermittelt sind.
  6. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 5, dadurch gekennzeichnet, dass man die Anzahl vom Individuum zu quantifizierender Grössen dadurch reduziert, dass man seine Wahrnehmung, vorzugsweise aufgrund diagnostischer Information, vorab schätzt und die Schätzung durch die Quantifizierung überprüft und gegebenenfalls präzisiert.
  7. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 6, dadurch gekennzeichnet, dass man als psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse mindestens Lautheit oder Frequenzmaskierung einsetzt.
  8. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 7, dadurch gekennzeichnet, dass man zur Ermittlung der Abhängigkeit der psycho-akustischen Wahrnehmungsgrösse von akustischen Signalen die Modellparameter so bestimmt, dass die aufgrund der akustischen Signale modellierte psycho-akustische Grösse gleich der von der Norm bei den erwähnten akustischen Signalen wahrgenommenen wird, dass man weiter die vom Individuum ohne Hörgerät wahrgenommene psycho-akustische Grösse auf akustische Signale hin quantifiziert (5) und die bestimmten Modellparameter am Modell so ändert, dass die berechnet modellierte psycho-akustische Grösse in vorgebbarem Masse mit der vom Individuum quantifizierten übereinstimmt.
  9. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 8, dadurch gekennzeichnet, dass man die Bestimmung der Parameter für die Modellierung der vom Individuum wahrgenommenen Grösse dann abbricht, wenn die Parameter das Modell mit vorgebbarer Genauigkeit festlegen.
  10. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Bestimmung der Parameter mit Schätzwerten hierfür beginnt.
  11. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 10, dadurch gekennzeichnet, dass lediglich Parameter bestimmt werden, die die Modellierung mit vorgebbarer Genauigkeit festlegen.
  12. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass man am Hörgerät das Modell (53'; 118, 120; 53a, 118a; 150) implementiert und dessen Parameter zur Bildung eines Korrekturmodells, entsprechend den erwähnten Unterschieden bzw. Aenderungen, festsetzt.
  13. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass man am Hörgerät das Modell für die Norm und für das Individuum implementiert, je eines auf Ein- und Ausgangssignale des Hörgerätes appliziert und abhängig von Modellierungsdifferenzen die Hörgerät-Uebertragung stellt.
  14. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass man ein Modell (1) wählt, bei dem Veränderungen von Parametern (α, CB, T) gleiche Aenderungen der modellierten psycho-akustischen Grösse ergeben, wie Veränderungen zugeordneter physikalischer Stellgrössen (66) Aenderungen der psycho-akustischen Grösse an der Uebertragungsstrecke am Hörgerät ergeben.
  15. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass mehrere Parameteränderungssätze, die die genannten Bedingungen erfüllen, bestimmt werden und derjenige Satz für die Konzeption oder das Stellen des Hörgerätes oder das Führen seiner Uebertragung eingesetzt wird, der für das Individuum mit dem Hörgerät einen individuell zufriedenstellenden Klangeindruck ergibt.
  16. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 15, dadurch gekennzeichnet, dass als psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse die Lautheit eingesetzt wird und diese durch
    Figure 00680001
    modelliert wird, worin bedeuten:
    k:
    Laufparameter mit 1 ≤ k ≤ ko, Numerierung der Anzahl ko berücksichtigter kritischer Bänder;
    CBk:
    spektrale Breite des betrachteten kritischen Bandes mit der Nummer k;
    αk:
    Anstieg einer linearen Approximation der in Kategorien skalierten Lautheitsempfindung bei logarithmischem Auftrag des Pegels eines präsentierten sinusförmigen oder schmalbandigen akustischen Signals, dessen Frequenz circa bandmittig des betrachteten kritischen Bandes CBk liegt;
    Tk:
    Hörschwelle beim erwähnten Sinussignal;
    Sk:
    der mittlere Schalldruckpegel eines präsentierten akustischen Signals im betrachteten kritischen Frequenzband CBk;
    und wobei gegebenenfalls das Modell für pegelabhängige αk erweitert wird.
  17. Verfahren nach Anspruch 16, dadurch gekennzeichnet, dass bei der Modellierung des Individuums die Hörschwellen individuell berücksichtigt werden, vorzugsweise auch die αk und gegebenenfalls auch die CBk individuell berücksichtigt werden.
  18. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 16, dadurch gekennzeichnet, dass das Modell individuell mit mindestens einem Teil der kritischen Frequenzbänder parametrisiert wird.
  19. Verfahren nach einem der Ansprüche 16 oder 17, dadurch gekennzeichnet, dass zusätzlich als psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse die Frequenz- und/oder Zeitmaskierung eingesetzt wird.
  20. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 19, dadurch gekennzeichnet, dass man die Abhängigkeit von akustischen Signalen einer psycho-akustischen Grösse am Hörgerät für die Norm und für ein Individuum modelliert und die Modelle auf den akustischen Signalen entsprechende elektrische Eingangs- und/oder Ausgangssignale des Hörgerätes im Zeitbereich und/oder im Frequenzbereich anwendet.
  21. Verfahren nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass man intermittierend am Hörgerät mindestens ein Lautheitsmodell und mindestens ein Maskierungsmodell für das Führen von Uebertragungsstellgrössen einsetzt.
  22. Verfahren nach einem der Ansprüche 1 bis 21, dadurch gekennzeichnet, dass man als eine psycho-akustische Wahrnehmungsgrösse die Zeitmaskierung einsetzt und am Hörgerät diese mit gesteuert zeitvariabler Uebertragungsverzögerung berücksichtigt, vorzugsweise unter Verwendung von WSOLA-Algorithmen.
  23. Vorrichtung zur Anpassung eines Hörgerätes an ein Individuum mit mindestens einer Recheneinheit (11; 53, 53'; 118, 120; 53a, 118a; 150), worin mindestens ein Modell (L, Ff, ZMG) implementiert ist, das die Abhängigkeit einer psychoakustischen Wahrnehmungsgrösse des Menschen von akustischen Signalen modelliert, und mit der, eingangsseitig, ein Eingang für von akustischen Signalen abhängige Signale wirkverbunden ist, dadurch gekennzeichnet, dass eine Vergleichseinheit (15; 59; 116; 122; 116a, 122a; 152) vorgesehen ist, deren Eingang mit dem Ausgang der Recheneinheit wirkverbunden ist und die einen weiteren Eingang aufweist, welcher mit einem Eingang für die Eingabe einer quantifizierten psychoakustischen Wahrnehmungsgrösse wirkverbindbar ist, wobei der Ausgang der Vergleichseinheit Signale für die Konzipierung oder für das Stellen oder für das Führen des Uebertragungsverhaltens des Hörgerätes abgibt.
  24. Vorrichtung nach Anspruch 23, dadurch gekennzeichnet, dass der Recheneinheit eine Speichereinheit mit Festdaten eingangsseitig zugeschaltet ist und der Ausgang der Vergleichseinheit auf einen Steuereingang einer Datenmodifikationseinheit wirkt, woran die von der Speichereinheit der Recheneinheit zugeführten Daten in Abhängigkeit vom Signal am Vergleichseinheitsausgang verändert werden.
  25. Vorrichtung nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, dass der Ausgang der Vergleichseinheit auf eine Schwellwerteinheit wirkt, deren Ausgang die Modifikationseinheit aktiviert bzw. stillsetzt, wobei der Schwellwerteinheit ein vorgebbares Schwellwertsignal zugeführt ist.
  26. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 23 bis 25, dadurch gekennzeichnet, dass die Vorrichtung am Hörgerät mindestens eine Recheneinheit umfasst, welche eingangsseitig mit einer Speichereinheit verbunden ist und der Signale in Abhängigkeit von den Ein- und/oder Ausgangssignalen des Hörgerätes zugeführt sind, wobei die Recheneinheit ausgangsseitig auf Stellglieder für die Uebertragung am Hörgerät wirkt.
  27. Vorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass der Recheneinheit sowohl Ein- wie auch Ausgangssignale zugeführt sind und auf die Stellglieder Signale in Funktion einer Differenz des Recheneinheits-Ausgangssignals wirken, sich jeweils mit den Ein- bzw. Ausgangssignalen ergebend.
  28. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 22 bis 27, dadurch gekennzeichnet, dass an der Recheneinheit mindestens ein Modell implementiert ist, das mindestens eine der psycho-akustischen Wahrnehmungsgrössen Lautheit, Frequenzmaskierung, Zeitmaskierung modelliert, vorzugsweise mindestens die Lautheit modelliert.
  29. Vorrichtung nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass eine Recheneinheit vom Hörgerät abgesetzt vorgesehen ist, auf die eingangsseitig über eine Datenmodifikationseinheit eine Speichereinheit für Festdaten wirkt, wobei die Vergleichseinheit ausgangsseitig auf einen Steuereingang an der Datenmodifikationseinheit wirkt, und weiter ein Signalgenerator vorgesehen ist, welcher einerseits auf einen Ausgabesteuereingang an der Speichereinheit, anderseits auf einen elektrisch/akustischen Wandler wirkt, wobei die Recheneinheit eine psycho-akustische Grösse modelliert, parametrisiert mit den von der Speichereinheit zugeführten modifizierten Daten.
  30. Vorrichtung nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Vergleichseinheit eingangsseitig mit einer Kategorienskalierungseinheit wirkverbunden ist, an der individuell die Wahrnehmung kategorisierbar ist.
  31. Vorrichtung nach Anspruch 28, dadurch gekennzeichnet, dass am Hörgerät mindestens eine Recheneinheit vorgesehen ist, woran das Modell implementiert ist, und dass ihr eine Speichereinheit für Parameterdaten zugeordnet ist, wobei sie ausgangsseitig auf Stellglieder für die Signalübertragung am Hörgerät wirkt.
  32. Vorrichtung nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass an der Speichereinheit mindestens zwei Datensätze abgespeichert sind, die auf die Recheneinheit je mit den Ein- und Ausgangssignalen des Hörgerätes wirken, daran die Modellierungsdifferenz gebildet wird, in deren Abhängigkeit die Recheneinheit auf die Stellglieder wirkt.
  33. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 23 bis 32, dadurch gekennzeichnet, dass an der mindestens einen Recheneinheit ein Lautheitsmodell gemäss
    Figure 00730001
    implementiert ist, worin bedeuten:
    k:
    Laufparameter mit 1 ≤ k ≤ ko, Numerierung der Anzahl ko berücksichtigter kritischer Bänder;
    CBk:
    spektrale Breite des betrachteten kritischen Bandes mit der Nummer k;
    αk:
    Anstieg einer linearen Approximation der in Kategorien skalierten Lautheitsempfindung bei logarithmischem Auftrag des Pegels eines präsentierten sinusförmigen oder schmalbandigen akustischen Signals, dessen Frequenz circa bandmittig des betrachteten kritischen Bandes CBk liegt;
    Tk:
    Hörschwelle beim erwähnten Sinussignal;
    Sk:
    der mittlere Schalldruckpegel eines präsentierten akustischen Signals im betrachteten kritischen Frequenzband CBk;
    und gegebenenfalls das implementierte Modell die Pegelabhängigkeit von αk berücksichtigt.
  34. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 23 bis 33, dadurch gekennzeichnet, dass beiden Eingängen der Vergleichseinheit eine Zwischenspeichereinheit (55, 57) vorgeschaltet ist.
  35. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 24 bis 34, dadurch gekennzeichnet, dass der Recheneinheit ein Eingang für akustische Signale über eine Leistungs-Bildungseinheit (45, 47) zugeführt ist.
  36. Vorrichtung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Uebertragungsstrecke (117) am Hörgerät zwischen einer Zeitbereich-in-Frequenzbereich-Transformationseinheit (110) und einer Frequenzbereich-in-Zeitbereich-Transformationseinheit (114) angeordnet ist und die Recheneinheit mit Uebertragungsstrecken-Eingang und -Ausgang wirkverbunden ist.
  37. Vorrichtung nach Anspruch 36, dadurch gekennzeichnet, dass eine weitere Uebertragungsstrecke (148) vor der Zeitbereich-in-Frequenzbereich-Transformationseinheit (110) vorgesehen ist und eine Recheneinheit (150) eingangsseitig sowohl mit dem Eingang wie auch mit dem Ausgang der weiteren Uebertragungsstrecke (148) wirkverbunden ist und Modellierungen anhand der Ausgangs- und Eingangssignale der weiteren Uebertragungsstrecke (148) vornimmt, wobei eine Vergleichseinheit (152) die Modellierungsresultate vergleicht und ausgangsseitig die weitere Uebertragungsstrecke (148) ansteuert.
  38. Vorrichtung nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, dass die weitere Uebertragungsstrecke steuerbare Zeitverzögerungsmittel umfasst, vorzugsweise mit WSOLA-Algorithmus.
  39. Hörgerät mit einer Recheneinheit, welche die Wahrnehmung mindestens einer psycho-akustischen Grösse durch den Menschen auf empfangene akustische Signale hin modelliert, dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinheit die psycho-akustische Grösse mit kritischen Frequenzbändern des menschlichen Gehörs parametrisiert.
  40. Hörgerät nach Anspruch 39, dadurch gekennzeichnet, dass die Recheneinheit das Modell mit mindestens zwei Parametersätzen, je ausgehend von Hörgeräte-Ein- und -Ausgangssignalen, berechnet und in Funktion der Modelldifferenz die Uebertragung zwischen Ein- und Ausgangssignalen stellt.
EP95103571A 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät Expired - Lifetime EP0661905B1 (de)

Priority Applications (5)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AT95103571T ATE229729T1 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur anpassung eines hörgerätes, vorrichtung hierzu und hörgerät
EP01128611A EP1207718A3 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät
EP95103571A EP0661905B1 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät
DE59510501T DE59510501D1 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät
DK95103571T DK0661905T3 (da) 1995-03-13 1995-03-13 Fremgangsmåde til tilpasnning af et høreapparat, anordning hertil og høreapparat

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
EP95103571A EP0661905B1 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP01128611A Division EP1207718A3 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät

Publications (3)

Publication Number Publication Date
EP0661905A2 EP0661905A2 (de) 1995-07-05
EP0661905A3 EP0661905A3 (de) 1995-10-04
EP0661905B1 true EP0661905B1 (de) 2002-12-11

Family

ID=8219068

Family Applications (2)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP95103571A Expired - Lifetime EP0661905B1 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät
EP01128611A Withdrawn EP1207718A3 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät

Family Applications After (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
EP01128611A Withdrawn EP1207718A3 (de) 1995-03-13 1995-03-13 Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät

Country Status (4)

Country Link
EP (2) EP0661905B1 (de)
AT (1) ATE229729T1 (de)
DE (1) DE59510501D1 (de)
DK (1) DK0661905T3 (de)

Cited By (14)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7715571B2 (en) 2006-03-23 2010-05-11 Phonak Ag Method for individually fitting a hearing instrument
EP2278827A1 (de) 2006-03-23 2011-01-26 Phonak Ag Verfahren zur individuellen Anpassung eines Hörgeräts
US8019095B2 (en) 2006-04-04 2011-09-13 Dolby Laboratories Licensing Corporation Loudness modification of multichannel audio signals
US8090120B2 (en) 2004-10-26 2012-01-03 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
US8144881B2 (en) 2006-04-27 2012-03-27 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio gain control using specific-loudness-based auditory event detection
US8199933B2 (en) 2004-10-26 2012-06-12 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
US8315398B2 (en) 2007-12-21 2012-11-20 Dts Llc System for adjusting perceived loudness of audio signals
US8396574B2 (en) 2007-07-13 2013-03-12 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio processing using auditory scene analysis and spectral skewness
US8437482B2 (en) 2003-05-28 2013-05-07 Dolby Laboratories Licensing Corporation Method, apparatus and computer program for calculating and adjusting the perceived loudness of an audio signal
US8504181B2 (en) 2006-04-04 2013-08-06 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio signal loudness measurement and modification in the MDCT domain
US8521314B2 (en) 2006-11-01 2013-08-27 Dolby Laboratories Licensing Corporation Hierarchical control path with constraints for audio dynamics processing
US8538042B2 (en) 2009-08-11 2013-09-17 Dts Llc System for increasing perceived loudness of speakers
US8849433B2 (en) 2006-10-20 2014-09-30 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio dynamics processing using a reset
US9312829B2 (en) 2012-04-12 2016-04-12 Dts Llc System for adjusting loudness of audio signals in real time

Families Citing this family (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6118877A (en) * 1995-10-12 2000-09-12 Audiologic, Inc. Hearing aid with in situ testing capability
US6108431A (en) * 1996-05-01 2000-08-22 Phonak Ag Loudness limiter
DK0820212T3 (da) * 1996-07-19 2010-08-02 Bernafon Ag Lydstyrkestyret bearbejdning af akustiske signaler
DE19639236A1 (de) * 1996-09-24 1998-03-26 Geers Hoergeraete Verfahren zur direkten Einstellung von programmierbaren Hörgeräten über eine definierte Datenschnittstelle
EP0836363B1 (de) * 1996-10-01 2003-09-03 Phonak Ag Lautstärkebegrenzung
JP2002541683A (ja) 1999-07-29 2002-12-03 フォーナック アーゲー 補聴器調整装置
EP1205090A2 (de) 1999-08-17 2002-05-15 Phonak Ag Hörgerät-anpasseinrichtung
WO2001049068A2 (de) * 2001-04-10 2001-07-05 Phonak Ag Verfahren zur anpassung eines hörgerätes an ein individuum
US8036753B2 (en) 2004-01-09 2011-10-11 Cochlear Limited Stimulation mode for cochlear implant speech coding
US8369958B2 (en) 2005-05-19 2013-02-05 Cochlear Limited Independent and concurrent processing multiple audio input signals in a prosthetic hearing implant
DE102005049507B4 (de) * 2005-09-19 2007-10-25 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Vorrichtung zum Erzeugen eines Kombinationssignals sowie entsprechendes Verfahren und Computerprogramm zur Ausführung des Verfahrens
DE102005061569B3 (de) 2005-12-22 2007-05-24 Siemens Audiologische Technik Gmbh Verfahren zum Konstruieren einer Otoplastik und zum Einstellen eines Hörgeräts
US8019430B2 (en) 2007-03-21 2011-09-13 Cochlear Limited Stimulating auditory nerve fibers to provide pitch representation
DE102007035173A1 (de) 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Einstellen eines Hörsystems mit einem perzeptiven Modell für binaurales Hören und entsprechendes Hörsystem
DE102007035175A1 (de) 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Gewinnen individueller Hörsituationsdaten und entsprechendes Aufzeichnungsgerät
DE102007035172A1 (de) 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörsystem mit visualisierter psychoakustischer Größe und entsprechendes Verfahren
DE102007035174B4 (de) * 2007-07-27 2014-12-04 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Hörvorrichtung gesteuert durch ein perzeptives Modell und entsprechendes Verfahren
DE102007035171A1 (de) 2007-07-27 2009-02-05 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Verfahren zum Anpassen eines Hörgeräts mit Hilfe eines perzeptiven Modells
US8265288B2 (en) 2007-07-27 2012-09-11 Siemens Medical Instruments Pte. Ltd. Method for adapting a hearing aid by a perceptive model
DE102009030551B4 (de) 2009-04-02 2020-03-26 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum lautheitsbasierten Einstellen der Verstärkung eines Hörgeräts und zugehöriges Hörgerät
EP2904972B1 (de) 2014-02-05 2021-06-30 Oticon A/s Vorrichtung zur Bestimmung einer toten kochlearen Region
AT516046B1 (de) * 2014-12-30 2016-02-15 Audio Lab Swiss Ag Verfahren und vorrichtung zur bestimmung der qualität eines übertragungssystems

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE2843923C2 (de) * 1978-10-09 1985-09-12 Philips Patentverwaltung Gmbh, 2000 Hamburg Verfahren und Anordnung zum Anpassen eines Hörgerätes
US4489610A (en) * 1984-04-11 1984-12-25 Intech Systems Corp. Computerized audiometer
GB2184629B (en) * 1985-12-10 1989-11-08 Colin David Rickson Compensation of hearing
AU596633B2 (en) * 1986-01-21 1990-05-10 Antin, Mark Digital hearing enhancement apparatus
DE3900588A1 (de) * 1989-01-11 1990-07-19 Toepholm & Westermann Fernsteuerbares, programmierbares hoergeraetesystem
WO1990009760A1 (en) * 1989-03-02 1990-09-07 Ensoniq Corporation Apparatus and a method for fitting a hearing aid
US5303306A (en) * 1989-06-06 1994-04-12 Audioscience, Inc. Hearing aid with programmable remote and method of deriving settings for configuring the hearing aid
US5274711A (en) * 1989-11-14 1993-12-28 Rutledge Janet C Apparatus and method for modifying a speech waveform to compensate for recruitment of loudness
ATE150609T1 (de) * 1991-10-03 1997-04-15 Ascom Audiosys Ag Verfahren zur verstärkung von akustischen signalen für hörbehinderte, sowie vorrichtung zur durchführung des verfahrens
US5402496A (en) * 1992-07-13 1995-03-28 Minnesota Mining And Manufacturing Company Auditory prosthesis, noise suppression apparatus and feedback suppression apparatus having focused adaptive filtering
US6563931B1 (en) * 1992-07-29 2003-05-13 K/S Himpp Auditory prosthesis for adaptively filtering selected auditory component by user activation and method for doing same
US5396560A (en) * 1993-03-31 1995-03-07 Trw Inc. Hearing aid incorporating a novelty filter

Cited By (24)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8437482B2 (en) 2003-05-28 2013-05-07 Dolby Laboratories Licensing Corporation Method, apparatus and computer program for calculating and adjusting the perceived loudness of an audio signal
US8090120B2 (en) 2004-10-26 2012-01-03 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
US8199933B2 (en) 2004-10-26 2012-06-12 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
US9350311B2 (en) 2004-10-26 2016-05-24 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
US8488809B2 (en) 2004-10-26 2013-07-16 Dolby Laboratories Licensing Corporation Calculating and adjusting the perceived loudness and/or the perceived spectral balance of an audio signal
EP2278827A1 (de) 2006-03-23 2011-01-26 Phonak Ag Verfahren zur individuellen Anpassung eines Hörgeräts
US7715571B2 (en) 2006-03-23 2010-05-11 Phonak Ag Method for individually fitting a hearing instrument
US8504181B2 (en) 2006-04-04 2013-08-06 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio signal loudness measurement and modification in the MDCT domain
US8019095B2 (en) 2006-04-04 2011-09-13 Dolby Laboratories Licensing Corporation Loudness modification of multichannel audio signals
US8600074B2 (en) 2006-04-04 2013-12-03 Dolby Laboratories Licensing Corporation Loudness modification of multichannel audio signals
US9584083B2 (en) 2006-04-04 2017-02-28 Dolby Laboratories Licensing Corporation Loudness modification of multichannel audio signals
US8428270B2 (en) 2006-04-27 2013-04-23 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio gain control using specific-loudness-based auditory event detection
US8144881B2 (en) 2006-04-27 2012-03-27 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio gain control using specific-loudness-based auditory event detection
US9136810B2 (en) 2006-04-27 2015-09-15 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio gain control using specific-loudness-based auditory event detection
US9450551B2 (en) 2006-04-27 2016-09-20 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio control using auditory event detection
US8849433B2 (en) 2006-10-20 2014-09-30 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio dynamics processing using a reset
US8521314B2 (en) 2006-11-01 2013-08-27 Dolby Laboratories Licensing Corporation Hierarchical control path with constraints for audio dynamics processing
US8396574B2 (en) 2007-07-13 2013-03-12 Dolby Laboratories Licensing Corporation Audio processing using auditory scene analysis and spectral skewness
US8315398B2 (en) 2007-12-21 2012-11-20 Dts Llc System for adjusting perceived loudness of audio signals
US9264836B2 (en) 2007-12-21 2016-02-16 Dts Llc System for adjusting perceived loudness of audio signals
US8538042B2 (en) 2009-08-11 2013-09-17 Dts Llc System for increasing perceived loudness of speakers
US9820044B2 (en) 2009-08-11 2017-11-14 Dts Llc System for increasing perceived loudness of speakers
US9312829B2 (en) 2012-04-12 2016-04-12 Dts Llc System for adjusting loudness of audio signals in real time
US9559656B2 (en) 2012-04-12 2017-01-31 Dts Llc System for adjusting loudness of audio signals in real time

Also Published As

Publication number Publication date
EP1207718A3 (de) 2003-02-05
DK0661905T3 (da) 2003-04-07
ATE229729T1 (de) 2002-12-15
EP0661905A3 (de) 1995-10-04
EP0661905A2 (de) 1995-07-05
DE59510501D1 (de) 2003-01-23
EP1207718A2 (de) 2002-05-22

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP0661905B1 (de) Verfahren zur Anpassung eines Hörgerätes, Vorrichtung hierzu und Hörgerät
DE60222813T2 (de) Hörgerät und methode für das erhöhen von redeverständlichkeit
DE68919349T2 (de) Verfahren und Apparat zur Bestimmung der akustischen Parameter eines Hörgerätes unter Verwendung eines Software-Modells.
DE69933141T2 (de) Tonprozessor zur adaptiven dynamikbereichsverbesserung
US7231055B2 (en) Method for the adjustment of a hearing device, apparatus to do it and a hearing device
DE69931580T2 (de) Identifikation einer akustischer Anordnung mittels akustischer Maskierung
EP3520441B1 (de) Aktive unterdrückung des okklusionseffektes in hörhilfen
EP1379102A2 (de) Richtungshören bei binauraler Hörgeräteversorgung
DE102006047965A1 (de) Hörhilfsgerät mit einer Okklusionsreduktionseinrichtung und Verfahren zur Okklusionsreduktion
EP1404152B1 (de) Vorrichtung und Verfahren zum Anpasssen eines Hörgeräts
EP3266222B1 (de) Vorrichtung und verfahren zum ansteuern der dynamikkompressoren einer binauralen hörhilfe
EP1290914A2 (de) Verfahren zur anpassung eines hörgerätes an ein individuum
EP2229010A2 (de) Verfahren zum Kompensieren eines Störschalls bei einer Hörvorrichtung, Hörvorrichtung und Verfahren zum Anpassen derselben
EP1453358A2 (de) Vorrichtung und Verfahren zur Einstellung eines Hörgeräts
DE60016144T2 (de) Hörhilfegerät
DE102006019694B3 (de) Verfahren zum Einstellen eines Hörgeräts mit Hochfrequenzverstärkung
DE69629814T2 (de) Lautstärkebegrenzung
EP2584795B1 (de) Verfahren zum Ermitteln einer Kompressionskennlinie
DE102012203349B4 (de) Verfahren zum Anpassen einer Hörvorrichtung anhand des Sensory Memory und Anpassvorrichtung
EP1351550B1 (de) Verfahren zur Anpassung einer Signalverstärkung in einem Hörgerät sowie ein Hörgerät
DE60310084T2 (de) Vorrichtung und verfahren zur verteilten verstärkungsregelung zur spektralen verbesserung
DE112017003954T5 (de) Adaptive Stimulationstoneinstellung zur Behandlung von Tinnitus in akustischen Neuromodulationssystemen, -vorrichtungen, -komponenten und -verfahren mit koordinierter Rücksetzung
EP1416764B1 (de) Verfahren zur Einstellung eines Hörgerätes sowie Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens
EP1453355A1 (de) Signalverarbeitung in einem Hörgerät
EP0535425A2 (de) Verfahren zur Verstärkung von akustischen Signalen für Hörbehinderte, sowie Vorrichtung zur Durchführung des Verfahrens

Legal Events

Date Code Title Description
PUAI Public reference made under article 153(3) epc to a published international application that has entered the european phase

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009012

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A2

Designated state(s): AT CH DE DK FR GB LI NL SE

RIN1 Information on inventor provided before grant (corrected)

Inventor name: BAECHLER, HERBERT, DR. SC. TECH.

Inventor name: UVACEK, BOHUMIR, DR. SC.TECHN. B.B.A.

PUAL Search report despatched

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009013

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: A3

Designated state(s): AT BE CH DE DK ES FR GB GR IE IT LI LU MC NL PT SE

17P Request for examination filed

Effective date: 19951027

17Q First examination report despatched

Effective date: 19960108

TPAD Observations filed by third parties

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOS TIPA

GRAG Despatch of communication of intention to grant

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOS AGRA

GRAG Despatch of communication of intention to grant

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOS AGRA

GRAH Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOS IGRA

RBV Designated contracting states (corrected)

Designated state(s): AT CH DE DK FR GB LI NL SE

GRAH Despatch of communication of intention to grant a patent

Free format text: ORIGINAL CODE: EPIDOS IGRA

GRAA (expected) grant

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009210

AK Designated contracting states

Kind code of ref document: B1

Designated state(s): AT CH DE DK FR GB LI NL SE

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: NL

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20021211

REF Corresponds to:

Ref document number: 229729

Country of ref document: AT

Date of ref document: 20021215

Kind code of ref document: T

REG Reference to a national code

Ref country code: GB

Ref legal event code: FG4D

Free format text: NOT ENGLISH

REG Reference to a national code

Ref country code: CH

Ref legal event code: EP

REF Corresponds to:

Ref document number: 59510501

Country of ref document: DE

Date of ref document: 20030123

REG Reference to a national code

Ref country code: CH

Ref legal event code: NV

Representative=s name: TROESCH SCHEIDEGGER WERNER AG

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: SE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF FAILURE TO SUBMIT A TRANSLATION OF THE DESCRIPTION OR TO PAY THE FEE WITHIN THE PRESCRIBED TIME-LIMIT

Effective date: 20030311

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: AT

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20030313

REG Reference to a national code

Ref country code: DK

Ref legal event code: T3

GBT Gb: translation of ep patent filed (gb section 77(6)(a)/1977)

Effective date: 20030325

NLV1 Nl: lapsed or annulled due to failure to fulfill the requirements of art. 29p and 29m of the patents act
ET Fr: translation filed
PLBE No opposition filed within time limit

Free format text: ORIGINAL CODE: 0009261

STAA Information on the status of an ep patent application or granted ep patent

Free format text: STATUS: NO OPPOSITION FILED WITHIN TIME LIMIT

26N No opposition filed

Effective date: 20030912

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DK

Payment date: 20110310

Year of fee payment: 17

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: FR

Payment date: 20110317

Year of fee payment: 17

Ref country code: CH

Payment date: 20110314

Year of fee payment: 17

PGFP Annual fee paid to national office [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: GB

Payment date: 20110309

Year of fee payment: 17

Ref country code: DE

Payment date: 20110309

Year of fee payment: 17

REG Reference to a national code

Ref country code: CH

Ref legal event code: PL

REG Reference to a national code

Ref country code: DK

Ref legal event code: EBP

GBPC Gb: european patent ceased through non-payment of renewal fee

Effective date: 20120313

REG Reference to a national code

Ref country code: FR

Ref legal event code: ST

Effective date: 20121130

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: CH

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120331

Ref country code: GB

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120313

Ref country code: FR

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120402

Ref country code: LI

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120331

REG Reference to a national code

Ref country code: DE

Ref legal event code: R119

Ref document number: 59510501

Country of ref document: DE

Effective date: 20121002

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DK

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20120331

PG25 Lapsed in a contracting state [announced via postgrant information from national office to epo]

Ref country code: DE

Free format text: LAPSE BECAUSE OF NON-PAYMENT OF DUE FEES

Effective date: 20121002