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EP2043388A2 - Vollautomatisches Ein-/Ausschalten bei Hörhilfegeräten - Google Patents

Vollautomatisches Ein-/Ausschalten bei Hörhilfegeräten Download PDF

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Publication number
EP2043388A2
EP2043388A2 EP08105226A EP08105226A EP2043388A2 EP 2043388 A2 EP2043388 A2 EP 2043388A2 EP 08105226 A EP08105226 A EP 08105226A EP 08105226 A EP08105226 A EP 08105226A EP 2043388 A2 EP2043388 A2 EP 2043388A2
Authority
EP
European Patent Office
Prior art keywords
hearing aid
signal
field strength
hearing
dependent
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.)
Granted
Application number
EP08105226A
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
EP2043388A3 (de
EP2043388B1 (de
Inventor
Jürgen Reithinger
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Sivantos GmbH
Original Assignee
Siemens Audiologische Technik GmbH
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 Siemens Audiologische Technik GmbH filed Critical Siemens Audiologische Technik GmbH
Publication of EP2043388A2 publication Critical patent/EP2043388A2/de
Publication of EP2043388A3 publication Critical patent/EP2043388A3/de
Application granted granted Critical
Publication of EP2043388B1 publication Critical patent/EP2043388B1/de
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

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    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/554—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired using a wireless connection, e.g. between microphone and amplifier or using Tcoils
    • 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
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
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    • H04R25/55—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception using an external connection, either wireless or wired
    • H04R25/552—Binaural
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
    • H04R2225/61—Aspects relating to mechanical or electronic switches or control elements, e.g. functioning
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2460/00—Details of hearing devices, i.e. of ear- or headphones covered by H04R1/10 or H04R5/033 but not provided for in any of their subgroups, or of hearing aids covered by H04R25/00 but not provided for in any of its subgroups
    • H04R2460/03—Aspects of the reduction of energy consumption in hearing devices

Definitions

  • the invention relates to a hearing aid device system having a first and a second, in each case in an ear of a user portable hearing aid, each having an input transducer for receiving an input signal and conversion to an electrical input signal, a signal processing unit for processing and amplification of the electrical input signal and delivery of a electrical output signal, an output transducer for converting the electrical output signal into a perceptible by the user as an acoustic signal output signal and means for wireless signal transmission between the hearing aids comprise.
  • the invention relates to a method for operating such a hearing aid device system.
  • Hearing aids usually have to turn on and off a manually operable switch.
  • this switch is integrated into the battery compartment so that the hearing aid is turned off as soon as the user slightly swings the battery compartment out of the normal operating position.
  • the signal processing device of a respective acoustic system comprises a high-frequency detector (HFD) for analyzing an input signal whose output signal is usable for processing one or more input signals by the signal processing. Specifically, this can detect the presence of an active mobile phone that emits electromagnetic radiation in the high frequency range. As a result, it is possible to switch to a telephone mode with high security in accordance with the situation.
  • HFD high-frequency detector
  • Object of the present invention is to realize an automatic on and / or off in a hearing aid device with two head-worn hearing aids.
  • an input signal is recorded by means of an input transducer and converted into an electrical input signal.
  • an input transducer usually serves as an input transducer at least one microphone, which receives an acoustic input signal and converts into an electrical input signal.
  • Modern hearing aids often include a microphone system with a plurality of microphones to acoustically one from the direction of incidence Signals dependent reception, a directional characteristic to achieve.
  • telephone coils or antennas for receiving wirelessly transmitted input signals and conversion into electrical input signals are also common as input transducers.
  • the input signals converted by the input transducer into electrical input signals are fed to a signal processing unit for further processing and amplification.
  • the further processing and amplification takes place to compensate for the individual hearing loss of a user usually in response to the signal frequency of the input signal.
  • the signal processing unit supplies at its output an electrical output signal, which is supplied via an output transducer to the hearing of the hearing aid wearer, so that the latter perceives the output signal as an acoustic signal.
  • output transducer conventionally earphones are used, which generate an acoustic output signal.
  • output transducers for generating mechanical vibrations are also known, which directly excite certain parts of the ear, such as the ossicles, to vibrate.
  • output transducers are known which directly stimulate neurons of the ear.
  • controls on / off switch, program switch, volume control, etc. may be present.
  • a hearing aid of a hearing aid device comprises means for wireless signal transmission between the hearing aids, for example, realized by a signal transmission and control unit in conjunction with a transmitting and receiving coil, which are present in both hearing aids.
  • the invention provides for determining the field strength of a received signal transmitted by the other hearing aid device at least in one of the two hearing aid devices, from which an indication of the instantaneous distance between the two hearing aid devices relative to one another can be obtained. If both hearing aids are worn on the head at the same time, the field strength is set so that just a safe data transmission between the hearing aids is possible. On the other hand, if the hearing aid devices are lying next to one another in a storage box, the field strength measured in the hearing aid device is many times higher. From the measured field strength, a hearing aid can thus derive the information whether it is worn on the head or whether it is in the storage box.
  • the field strength measurement may e.g. by the use of a simple Nutzsignalpegelmessers, which is integrated into one of the receiving filter stages or receiving amplifier stages of the signal transmission unit and detects a voltage value.
  • the measured field strength is compared with a threshold value. If the field strength is below the threshold, this is an indication that the two hearing aids are worn on the head. On the other hand, if the measured field strength exceeds the threshold, then this is an indication that the hearing aids are not worn on the head, but for storage close together, for example, in a storage box.
  • the relevant hearing aid device switches off automatically, for example by means of a suitable software control.
  • switched off are essential power consumers of the hearing aid, such as the input transducer, the output transducer and the signal processing processor, disconnected from the power supply.
  • the power consumption in this switched-off state is reduced in comparison to the completely switched-on hearing aid device.
  • sleep mode the hearing aid in question detects when the measured field strength falls below the threshold, whereby the hearing aid automatically and automatically turns on again.
  • the invention offers the advantage that an automatic switching on and off is achieved in the hearing aid device in question in a simple manner. It can thus be completely dispensed with a manually operable control element for switching on and off. This is particularly advantageous in the production of a waterproof hearing aid.
  • both hearing aids of the hearing aid system according to the invention have a corresponding field strength measuring device.
  • the signal level of the signal received by the first hearing aid can be determined.
  • FIG. 1 1 shows a hearing aid device system with a first hearing aid device 1 that can be worn on the head of a user and a second hearing aid device 11 that can be worn on the head of a user.
  • the hearing aid devices 1 and 11 each include a microphone 2 or 12 for receiving an acoustic input signal and converting it into an electrical input signal.
  • a signal processing unit 3 or 13 is used for processing and frequency-dependent amplification of the electrical input signal.
  • the electrical output signal generated by the signal processing unit 3 or 13 is converted by an earphone 4 or 14 into an acoustic output signal and supplied to the ear of a user.
  • the signal processing in the signal processing units 3 and 13 can be adapted to different listening environments by setting a plurality of parameters.
  • hearing programs or operating modes "speech at rest”, “speech in noise”, “telephoning” etc.
  • the adjustment of the parameters of the individual hearing programs and the settings for individual compensation of the hearing loss of a user by means of the signal transmission and control units 5 and 15, to which the transmitting and receiving coils 7 and 17 are connected for wireless data transmission, in conjunction with an external programming device (not shown).
  • each have a field strength measuring device 6 and 16 are present, through which the field strength of one of the transmitting and receiving coil. 7 or 17 recorded and emanating from the transmitting and receiving coil of the other hearing aid device electromagnetic signal can be measured.
  • a relatively rough determination of the field strength is sufficient.
  • a level meter is preferably integrated in one of the transmitting and receiving coils 7 and 17 downstream receiving filter stages or receiving amplifier stages. The measured signal levels in the signal transmission and control units 5 and 15 are advantageously compared with a specific threshold value.
  • the two hearing aids 1 and 11 are located at a very small distance from each other.
  • the hearing aids 1 and 11 are therefore, controlled by the signal transmission and control units 5 and 15, switched to a sleep mode and remain in this state until the measured field strength falls below the threshold again.
  • the hearing aid is switched off, ie essential components of the hearing aid such as the microphones 2 and 12, the signal processing units 3 and 13 and the earphones 4 and 14 are separated from the voltage source 8 and 18 respectively.
  • the signal transmission between the hearing aids in sleep mode does not follow permanently but only at certain times, for example in the form of short pulses which are repeated periodically in the second range.
  • a synchronization of the hearing aids 1 and 11 is required.
  • both hearing aids 1 and 11 have a quartz control for this, so that a relatively good synchronization of the two hearing aids anyway 1 and 11 is given.
  • the signals transmitted between the hearing aids can also be used for synchronization and in particular for fine adjustment during synchronization.
  • the invention has the advantage that in the hearing aid devices 1 and 11, which are provided for a wireless signal transmission, an automatic switching on and off of the hearing aid devices is realized with relatively little additional effort. Also, corresponding controls for manually switching on and off the hearing aids can therefore be dispensed with. This allows further miniaturization of the devices and increases the ease of use. Furthermore, the lack of control elements will facilitate the production of a waterproof hearing aid.
  • FIG. 2 shows an example of a flowchart for automatically switching on and off a hearing aid according to the invention.
  • a received from the other hearing aid of the hearing aid device concerned electromagnetic signal is received permanently or at certain times by the hearing aid, which advantageously takes place based on the received signal, a synchronization of the two hearing aids.
  • the field strength of the electromagnetic signal received by the hearing aid is determined and compared with a threshold value. If the measured field strength is lower than the threshold, then the hearing aid is in normal operation and thus in the on state. However, if the measured field strength exceeds the threshold value, then the hearing aid device is in sleep mode, ie in the switched-off state, in which at least substantially only the components required for the wireless signal transmission are operated. This state is maintained until the measured field strength of the received electromagnetic signal falls below the threshold again.

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Abstract

Bei einem Hörhilfegerätesystem mit zwei jeweils an oder in einem Ohr eines Benutzers tragbaren Hörhilfegeräten (1, 11), zwischen denen eine drahtlose Signalübertragung vorgesehen ist, soll in einfacher Weise ein automatisches Ein- und Ausschalten der Hörhilfegeräte (1, 11) realisiert werden. Hierfür ist vorgesehen, dass wenigstens eines der Hörhilfegeräte (1, 11) mit einer Feldstärkenmesseinrichtung (6, 16) ausgestattet ist, durch die die Feldstärke eines von dem Hörhilfegerät (1, 11) empfangenen und von dem jeweils anderen Hörhilfegerät (11, 1) ausgehenden elektromagnetischen Signals messbar ist. Die gemessene Feldstärke wird mit einem Schwellwert verglichen, wobei das betreffende Hörhilfegerät (1, 11) ausgeschaltet ist (Sleep-Modus), solange die Feldstärke größer ist als der Schwellenwert und das Hörhilfegerät (11, 1) eingeschaltet ist, solange die gemessene Feldstärke kleiner ist als der Schwellenwert.

Description

  • Die Erfindung betrifft ein Hörhilfegerätesystem mit einem ersten und einem zweiten, jeweils in oder an einem Ohr eines Benutzers tragbaren Hörhilfegerät, die jeweils einen Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Eingangssignal, eine Signalverarbeitungseinheit zur Verarbeitung und Verstärkung des elektrischen Eingangssignals und Abgabe eines elektrischen Ausgangssignals, einen Ausgangswandler zur Wandlung des elektrischen Ausgangssignals in ein von dem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbares Ausgangssignal und Mittel zur drahtlosen Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten umfassen.
  • Ferner betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Betrieb eines derartigen Hörhilfegerätesystems.
  • Hörhilfegeräte weisen in der Regel zum Ein- und Ausschalten einen manuell betätigbaren Schalter auf. Bei manchen Hörhilfegeräten ist dieser Schalter in das Batteriefach integriert, so dass das Hörhilfegerät ausgeschaltet wird, sobald der Benutzer das Batteriefach geringfügig aus der normalen Betriebsposition herausschwenkt.
  • In Folge der angestrebten Miniaturisierung steht bei modernen Hörhilfegeräten für die Anbringung von Bedienelementen nur verhältnismäßig wenig Platz zur Verfügung. Das Ein- und Ausschalten eines derartigen Hörhilfegerätes erfordert daher gewisse motorische Fähigkeiten. Darüber hinaus kommt es nicht selten vor, dass ein Benutzer vergisst sein Hörhilfegerät auszuschalten, nachdem er es zur Aufbewahrung vom Kopf genommen hat.
  • Aus der EP 0 941 014 A2 ist ein Hörhilfegerätesystem mit zwei am Kopf tragbaren Hörhilfegeräten bekannt, zwischen denen eine drahtlose Signalübertragung, z.B. zur Übertragung von Steuersignalen, vorgesehen ist.
  • Aus der DE 10 2004 056 733 A1 sind Akustiksysteme und insbesondere Hörgeräte bekannt, die automatisch zwischen verschiedene Verarbeitungsprogrammen umschalten. Dabei ist vorgesehen, dass die Signalverarbeitungseinrichtung eines betreffenden Akustiksystems einen Hochfrequenzdetektor (HFD) zur Analyse eines Eingangssignals aufweist, dessen Ausgangssignal zur Verarbeitung eines oder mehrerer Eingangssignale durch die Signalverarbeitung nutzbar ist. Speziell lässt sich hierdurch die Anwesenheit eines aktiven Mobiltelefons feststellen, das elektromagnetische Strahlung im Hochfrequenzbereich abgibt. Dadurch kann mit hoher Sicherheit situationsgerecht in einen Telefonmodus geschaltet werden.
  • In der Druckschrift DE 31 09 049 C2 ist ein Hörgerät beschrieben, bei dem durch die Erfassung eines Magnetfeldes der Betriebsschalter des Hörgerätes ein- oder ausgeschaltet werden kann.
  • Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, bei einem Hörhilfegerätesystem mit zwei am Kopf tragbaren Hörhilfegeräten ein automatisches Ein- und/oder Ausschalten zu realisieren.
  • Diese Aufgabe wird durch ein Hörhilfegerätesystem mit den Merkmalen gemäß Patentanspruch 1 gelöst. Ferner wird die Aufgabe gelöst durch ein Verfahren mit den Verfahrensschritten gemäß Patentanspruch 12.
  • Bei einem Hörhilfegerät eines erfindungsgemäßen Hörhilfegerätesystems wird mittels eines Eingangswandlers ein Eingangssignal aufgenommen und in ein elektrisches Eingangssignal überführt. Üblicher Weise dient als Eingangswandler wenigstens ein Mikrofon, welches ein akustisches Eingangssignal aufnimmt und in ein elektrisches Eingangssignal wandelt. Moderne Hörhilfegeräte umfassen häufig ein Mikrofonsystem mit mehreren Mikrofonen, um einen von der Einfallsrichtung akustischer Signale abhängigen Empfang, eine Richtcharakteristik, zu erreichen. Als Eingangswandler sind jedoch auch Telefonspulen oder Antennen zur Aufnahme drahtlos übertragener Eingangssignale und Wandlung in elektrische Eingangssignale üblich. Die durch den Eingangswandler in elektrische Eingangssignale gewandelten Eingangssignale werden zur Weiterverarbeitung und Verstärkung einer Signalverarbeitungseinheit zugeführt. Die Weiterverarbeitung und Verstärkung erfolgt zum Ausgleich des individuellen Hörverlustes eines Benutzers in der Regel in Abhängigkeit der Signalfrequenz des Einganssignals. Die Signalverarbeitungseinheit liefert an ihrem Ausgang ein elektrisches Ausgangssignal, welches über einen Ausgangswandler dem Gehör des Hörhilfegeräteträgers zugeführt wird, so dass dieser das Ausgangssignal als akustisches Signal wahrnimmt. Als Ausgangswandler werden üblicher Weise Hörer verwendet, die ein akustisches Ausgangssignal erzeugen. Es sind jedoch auch Ausgangswandler zur Erzeugung mechanischer Schwingungen bekannt, die direkt bestimmte Teile des Gehörs, wie beispielsweise die Gehörknöchelchen, zu Schwingungen anregen. Weiterhin sind Ausgangswandler bekannt, die direkt Nervenzellen des Gehörs stimulieren. Weiterhin können auch Bedienelemente (Ein-/Ausschalter, Programmumschalter, Lautstärkesteller etc.) vorhanden sein.
  • Weiterhin umfasst ein Hörhilfegerät eines erfindungsgemäßen Hörhilfegerätesystems Mittel zur drahtlosen Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten, beispielsweise realisiert durch eine Signalübertragungs- und Steuereinheit in Verbindung mit einer Sende- und Empfangsspule, die jeweils bei beiden Hörhilfegeräten vorhanden sind.
  • Zur Spannungsversorgung weisen Hörhilfegeräte eine Batterie oder einen Akkumulator auf. Um die Lebensdauer der Spannungsquelle zu erhöhen, wird auf einen geringen Energieverbrauch aller Komponenten des Gerätes geachtet. Daher wird die Sendeleistung bei einem Hörhilfegerätesystem, das eine drahtlose Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten vorsieht, so eingestellt, dass damit gerade die Entfernung zwischen den beiden Ohren eines Benutzers überbrückt werden kann.
  • Die Erfindung sieht vor, wenigstens bei einem der beiden Hörhilfegeräte die Feldstärke eines empfangenen und von dem anderen Hörhilfegerät gesendeten Signals zu bestimmen, woraus ein Hinweis auf den momentanen Abstand der beiden Hörhilfegeräte zueinander gewonnen werden kann. Werden beide Hörhilfegeräte gleichzeitig am Kopf getragen, so ist die Feldstärke so eingestellt, dass damit gerade noch eine sichere Datenübertragung zwischen den Hörhilfegeräten möglich ist. Liegen die Hörhilfegeräte hingegen nahe nebeneinander in einer Aufbewahrungsbox, so ist die in dem Hörhilfegerät gemessene Feldstärke um ein Vielfaches höher. Aus der gemessenen Feldstärke kann ein Hörhilfegerät somit die Information ableiten, ob es am Kopf getragen wird oder ob es sich in der Aufbewahrungsbox befindet.
  • Für das erfindungsgemäße Vorgehen ist eine verhältnismäßig grobe Bestimmung der Feldstärke ausreichend. Die Feldstärkenmessung kann z.B. durch die Verwendung eines einfachen Nutzsignalpegelmessers erfolgen, der in eine der Empfangsfilterstufen oder Empfangsverstärkerstufen der Signalübertragungseinheit integriert ist und einen Spannungswert detektiert.
  • Vorteilhaft wird die gemessene Feldstärke mit einem Schwellenwert verglichen. Liegt die Feldstärke unterhalb des Schwellenwertes, so ist dies ein Hinweis dafür, dass die beiden Hörhilfegeräte am Kopf getragen werden. Übersteigt die gemessene Feldstärke hingegen den Schwellenwert, so ist dies ein Hinweis dafür, dass die Hörhilfegeräte nicht am Kopf getragen werden, sondern zur Aufbewahrung eng nebeneinander, beispielsweise in einer Aufbewahrungsbox liegen.
  • Sobald die gemessene Feldstärke den Schwellenwert übersteigt, schaltet sich das betreffende Hörhilfegerät, z.B. mittels einer geeigneten Softwaresteuerung, automatisch ab. Im ausgeschalteten Zustand sind wesentliche Stromverbraucher des Hörhilfegerätes, wie z.B. der Eingangswandler, der Ausgangswandler sowie der Signalverarbeitungsprozessor, von der Spannungsversorgung getrennt. Es folgt bei dem Hörhilfegerät gemäß der Erfindung jedoch keine vollständige Trennung von der Spannungsquelle, so dass zumindest Komponenten zur drahtlosen Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten weiterhin aktiv sind. Dennoch ist der Stromverbrauch in diesem ausgeschalteten Zustand (Sleep-Modus) im Vergleich zu dem vollständig eingeschalteten Hörhilfegerät reduziert. Im Sleep-Modus erkennt das betreffende Hörhilfegerät, wenn die gemessene Feldstärke den Schwellenwert unterschreitet, wodurch sich das Hörhilfegerät selbsttätig und automatisch wiedereinschaltet.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass damit in einfacher Weise ein automatisches Ein- und Ausschalten bei dem betreffenden Hörhilfegerät erreicht wird. Es kann somit auch ein manuell betätigbares Bedienelement zum Ein- und Ausschalten gänzlich verzichtet werden. Dies ist insbesondere auch bei der Herstellung eines wasserdichten Hörhilfegerätes von Vorteil.
  • Vorteilhaft verfügen beide Hörhilfegeräte des erfindungsgemäßen Hörhilfegerätesystems über eine entsprechende Feldstärkenmesseinrichtung. Es ist jedoch auch möglich, dass nur eines der beiden Hörhilfegeräte über eine Feldstärkenmesseinrichtung verfügt und von diesem Hörhilfegerät ein Steuersignal auf das andere Hörhilfegerät übertragen wird, das dann bei dem zweiten Hörhilfegerät ein automatisches Ein- und/oder Ausschalten bewirkt.
  • Selbstverständlich ist es im Rahmen der Erfindung möglich, nicht direkt die Feldstärke zu messen, mit der ein von dem zweiten Hörhilfegerät eines erfindungsgemäßen Hörhilfegerätesystems gesendetes Signal an dem ersten Hörhilfegerät anliegt, sondern auch jede beliebige von dieser Feldstärke abhängige Größe. Beispielsweise kann der Signalpegel des von dem ersten Hörhilfegerät empfangenen Signals bestimmt werden.
  • Die Erfindung wird nachfolgend anhand eines Ausführungsbeispiels näher erläutert. Dabei zeigt:
    • Figur 1 ein Hörhilfegerätesystem mit zwei am Kopf eines Benutzers tragbaren Hörhilfegeräten gemäß der Erfindung im Blockschaltbild und
    • Figur 2 ein Ablaufdiagramm zum automatischen Ein- und Ausschalten eines entsprechenden Hörhilfegerätes.
  • Figur 1 zeigt ein Hörhilfegerätesystem mit einem ersten am Kopf eines Benutzers tragbaren Hörhilfegerät 1 und einem zweiten am Kopf eines Benutzers tragbaren Hörhilfegerät 11. Die Hörhilfegeräte 1 und 11 umfassen jeweils ein Mikrofon 2 bzw. 12 zur Aufnahme eines akustischen Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Eingangssignal. Eine Signalverarbeitungseinheit 3 bzw. 13 dient zur Verarbeitung und frequenzabhängigen Verstärkung des elektrischen Eingangssignals. Das von der Signalverarbeitungseinheit 3 bzw. 13 generierte elektrische Ausgangssignal wird von einem Hörer 4 bzw. 14 in ein akustisches Ausgangssignal gewandelt und dem Gehör eines Benutzers zugeführt. Die Signalverarbeitung in den Signalverarbeitungseinheiten 3 bzw. 13 kann durch die Einstellung einer Vielzahl an Parametern an unterschiedliche Hörumgebungen angepasst werden. Es existieren beispielsweise Hörprogramme bzw. Betriebsmodi "Sprache in Ruhe", "Sprache in Störlärm", "Telefonieren" usw. Die Einstellung der Parameter der einzelnen Hörprogramme sowie die Einstellungen zum individuellen Ausgleich des Hörverlustes eines Benutzers erfolgt mittels der Signalübertragungs- und Steuereinheiten 5 bzw. 15, an die zur drahtlosen Datenübertragung die Sende- und Empfangsspulen 7 bzw. 17 angeschlossen sind, in Verbindung mit einem externen Programmiergerät (nicht dargestellt).
  • Weiterhin ist bei den Hörhilfegeräten 1 und 11 die jeweils eine Feldstärkenmesseinrichtung 6 bzw. 16 vorhanden, durch die die Feldstärke eines von der Sende- und Empfangsspule 7 bzw. 17 aufgenommenen und von der Sende- und Empfangsspule des jeweils anderen Hörhilfegerätes ausgehenden elektromagnetischen Signals gemessen werden kann. Für die Entscheidung, ob die beiden Hörhilfegeräte augenblicklich am Kopf getragen werden oder nahe zusammenliegend aufbewahrt werden, ist eine verhältnismäßig grobe Bestimmung der Feldstärke ausreichend. Vorzugsweise ist zur Feldstärkemessung ein Pegelmesser in eine der Sende- und Empfangsspule 7 bzw. 17 nachgeschalteten Empfangsfilterstufen oder Empfangsverstärkerstufen integriert. Vorteilhaft werden die gemessenen Signalpegel in den Signalübertragungs- und Steuereinheiten 5 bzw. 15 mit einem bestimmten Schwellenwert verglichen. Übersteigt die gemessene Feldstärke den Schwellenwert, so ist dies ein Hinweis dafür, dass sich die beiden Hörhilfegeräte 1 und 11 in sehr geringem Abstand zueinander befinden. Die Hörhilfegeräte 1 und 11 werden daher, gesteuert durch die Signalübertragungs- und Steuereinheiten 5 bzw. 15, in einen Sleep-Modus geschaltet und verbleiben solange in diesem Zustand, bis die gemessene Feldstärke den Schwellenwert wieder unterschreitet. Im Sleep-Modus ist das Hörhilfegerät ausgeschaltet, d.h. wesentliche Komponenten des Hörhilfegerätes wie die Mikrofone 2 bzw. 12, die Signalverarbeitungseinheiten 3 bzw. 13 und die Hörer 4 bzw. 14 sind von der Spannungsquelle 8 bzw. 18 getrennt. Lediglich die zur drahtlosen Signalübertragung erforderlichen Komponenten, und zwar die Sende- und Empfangsspulen 7 bzw. 17, die Feldstärkenmesseinrichtungen 6 bzw. 16 sowie die Signalübertragungs- und Steuereinrichtungen 5 bzw. 15 sind weiterhin im Betrieb und hierfür mit den Spannungsquellen 8 bzw. 18 verbunden. Um den Stromverbrauch weiterhin zu reduzieren, folgt die Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten im Sleep-Modus nicht permanent sondern nur zu bestimmten Zeitpunkten, z.B. in Form kurzer Impulse, die periodisch im Sekundenbereich wiederholt werden. Damit diese nur zu bestimmten Zeitpunkten durchgeführte Signalübertragung funktioniert, ist eine Synchronisation der Hörhilfegeräte 1 und 11 erforderlich. Vorteilhaft verfügen beide Hörhilfegeräte 1 und 11 hierfür über eine Quarzsteuerung, so dass ohnehin eine verhältnismäßig gute Synchronisation der beiden Hörhilfegeräte 1 und 11 gegeben ist. Auch die zwischen den Hörhilfegeräten übertragenen Signale können zur Synchronisation und insbesondere zur Feinanpassung bei der Synchronisation benutzt werden.
  • Die Erfindung bietet den Vorteil, dass bei den Hörhilfegeräten 1 und 11, die für eine drahtlose Signalübertragung vorgesehen sind, mit verhältnismäßig geringem zusätzlichem Aufwand ein automatisches Ein- und Ausschalten der Hörhilfegeräte realisiert wird. Auch entsprechende Bedienelemente zum manuellen Ein- und Ausschalten der Hörhilfegeräte kann daher verzichtet werden. Dies erlaubt eine weitere Miniaturisierung der Geräte und erhöht den Bedienkomfort. Ferner wird durch das Fehlen der Bedienelemente die Herstellung eines wasserdichten Hörhilfegerätes erleichtern.
  • Figur 2 zeigt beispielhaft ein Ablaufdiagramm zum automatischen Ein- und Ausschalten eines Hörhilfegerätes gemäß der Erfindung. Hierfür wird permanent oder zu bestimmten Zeitpunkten von dem Hörhilfegerät ein von dem anderen Hörhilfegerät des betreffenden Hörhilfegerätesystems ausgehendes elektromagnetisches Signal empfangen, wobei vorteilhaft anhand des empfangenen Signals auch eine Synchronisation der beiden Hörhilfegeräte erfolgt. Anschließend wird die Feldstärke des von dem Hörhilfegerät empfangenen elektromagnetischen Signals bestimmt und mit einem Schwellenwert verglichen. Ist die gemessene Feldstärke niedriger als der Schwellenwert, so befindet sich das Hörhilfegerät im normalen Betrieb und somit im eingeschalteten Zustand. Übersteigt die gemessene Feldstärke jedoch den Schwellenwert, so befindet sich das Hörhilfegerät im Sleep-Modus, d.h. im abgeschalteten Zustand, in dem wenigstens im Wesentlichen lediglich die für die drahtlose Signalübertragung erforderlichen Komponenten betrieben werden. Dieser Zustand wird solange beibehalten, bis die gemessene Feldstärke des empfangenen elektromagnetischen Signals wieder unter den Schwellenwert fällt.

Claims (21)

  1. Hörhilfegerätesystem mit einem ersten und einem zweiten, jeweils in oder an einem Ohr eines Benutzers tragbaren Hörhilfegerät (1, 11), die jeweils einen Eingangswandler zur Aufnahme eines Eingangssignals und Wandlung in ein elektrisches Eingangssignal, eine Signalverarbeitungseinheit (3, 13) zur Verarbeitung und Verstärkung des elektrischen Eingangssignals und Abgabe eines elektrischen Ausgangssignals, einen Ausgangswandler zur Wandlung des elektrischen Ausgangssignals in ein von dem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbares Ausgangssignal und Mittel (5, 7; 15, 17) zur drahtlosen Signalübertragung zwischen den Hörhilfegeräten (1, 11) umfassen, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens das erste Hörhilfegerät (1) Mittel zum automatischen An- und/oder Ausschalten des ersten Hörhilfegerätes (1) in Abhängigkeit der Feldstärke, mit der ein von dem zweiten Hörhilfegerät (11) auf das erste Hörhilfegerät (1) drahtlos übertragenes Signal in dem ersten Hörhilfegerät empfangen wird, umfasst.
  2. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 1, wobei zum automatischen An- und/oder Ausschalten die Feldstärke des in dem ersten Hörhilfegerät (1) empfangenen Signals oder eine von der Feldstärke abhängige Größe zumindest näherungsweise durch das erste Hörhilfegerät (1) bestimmbar ist.
  3. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 2, wobei die gemessene Feldstärke oder die von der Feldstärke abhängige Größe in dem ersten Hörhilfegerät (1) mit einem ersten Schwellenwert vergleichbar ist und sich das erste Hörhilfegerät (1) automatisch ausschaltet, wenn die Feldstärke oder die von der Feldstärke abhängige Größe den ersten Schwellenwert übersteigt.
  4. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 2, wobei die gemessene Feldstärke oder die davon abhängige Größe in dem ersten Hörhilfegerät (1) mit einem zweiten Schwellenwert vergleichbar ist und sich das erste Hörhilfegerät (1) automatisch einschaltet, wenn die Feldstärke oder die davon abhängige Größe den zweiten Schwellenwert unterschreitet.
  5. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei ein Steuersignal von dem ersten Hörhilfegerät (1) auf das zweite Hörhilfegerät (11) übertragbar ist zum automatischen Ein- und/oder Ausschalten des zweiten Hörhilfegerätes (11), gesteuert durch das erste Hörhilfegerät (1).
  6. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Hörhilfegeräte (1, 11) synchronisierbar sind.
  7. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 6, wobei in einem Sleep-Modus der Hörhilfegeräte (1, 11) ein Signal von dem zweiten Hörhilfegerät (11) auf das erste Hörhilfegerät (1) übertragbar ist und die Feldstärke des in dem ersten Hörhilfegerät (1) empfangenen Signals oder eine von der Feldstärke abhängige Größe in dem ersten Hörhilfegerät (1) bestimmbar ist.
  8. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 7, wobei das zweite Hörhilfegerät (11) zumindest im Sleep-Modus nur innerhalb bestimmter Zeitintervalle ein Signal an das erste Hörhilfegerät (1) sendet und das erste Hörhilfegerät (1) nur innerhalb dieser Zeitintervalle zum Empfang des von dem zweiten Hörhilfegerät (11) gesendeten Signals in einen Empfangsmodus geschaltet ist.
  9. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 3 bis 8, wobei das erste Hörhilfegerät (1) einen Pegelmesser zum Bestimmen des Signalpegels des in dem ersten Hörhilfegerät(1) empfangenen Signals oder eines daraus hervorgehenden Signals umfasst.
  10. Hörhilfegerätesystem nach Anspruch 9, wobei der Pegelmesser in eine Empfangsfilterstufe oder Empfangsverstärkerstufe des ersten Hörhilfegerätes (1) integriert ist.
  11. Hörhilfegerätesystem nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei keines der beiden Hörhilfegeräte (1, 11) einen manuell betätigbaren Ein- und/oder Ausschalter zum Ein- und/oder Ausschalten des jeweiligen Hörhilfegerätes (1, 11) umfasst.
  12. Verfahren zum Betrieb eines Hörhilfegerätesystems mit einem ersten und einem zweiten jeweils an oder in einem Ohr eines Benutzers tragbaren Hörhilfegerät (1, 11), bei denen jeweils ein Eingangssignal aufgenommen und in ein elektrisches Eingangssignal gewandelt wird, wobei das elektrische Eingangssignal verarbeitet und verstärkt und ein elektrisches Ausgangssignal erzeugt wird, wobei das elektrische Ausgangssignal in ein von dem Benutzer als akustisches Signal wahrnehmbares Ausgangssignal gewandelt wird und wobei zwischen den Hörhilfegeräten (1, 11) ein Signal drahtlos übertragen wird, dadurch gekennzeichnet, dass wenigstens das erste Hörhilfegerät (1) in Abhängigkeit der Feldstärke, mit der ein von dem zweiten Hörhilfegerät (11) auf das erste Hörhilfegerät (1) drahtlos übertragenes Signal in dem ersten Hörhilfegerät (1) empfangen wird, automatisch ein- und/oder ausgeschaltet wird.
  13. Verfahren nach Anspruch 12, wobei zum automatischen An- und/oder Ausschalten zumindest näherungsweise die Feldstärke des in dem ersten Hörhilfegerät (1) empfangenen Signals oder eine davon abhängige Größe in dem ersten Hörhilfegerät (1) bestimmt wird.
  14. Verfahren nach Anspruch 12 oder 13, wobei die Feldstärke oder die davon abhängige Größe mit einem Schwellenwert verglichen wird und das erste Hörhilfegerät (1) ausgeschaltet wird, wenn die Feldstärke bzw. die Größe den Schwellenwert übersteigt.
  15. Verfahren nach Anspruch 12 oder 13, wobei die Feldstärke oder die davon abhängige Größe mit einem Schwellenwert verglichen wird und das erste Hörhilfegerät (1) eingeschaltet wird, wenn die Feldstärke bzw. die Größe den Schwellenwert unterschreitet.
  16. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 15, wobei in Abhängigkeit der Feldstärke eine Steuersignal in dem ersten Hörhilfegerät (1) erzeugt und auf das zweite Hörhilfegerät (11) übertragen wird zum automatischen Ein- und/oder Ausschalten des zweiten Hörhilfegerätes (11), gesteuert durch das erste Hörhilfegerät (1).
  17. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 16, wobei die Hörhilfegeräte (1, 11) durch das von dem zweiten Hörhilfegerät (11) auf das erste Hörhilfegerät (1) übertragene Signal synchronisiert werden.
  18. Verfahren nach einem der Anspruche 12 bis 17, wobei in einem Sleep-Modus der Hörhilfegeräte (1, 11) ein Signal von dem zweiten Hörhilfegerät (11) auf das erste Hörhilfegerät (1) übertragen wird und die Feldstärke des in dem ersten Hörhilfegerät (1) empfangenen Signals oder eine davon abhängige Größe in dem ersten Hörhilfegerät (1) bestimmt wird.
  19. Verfahren nach Anspruch 18, wobei das zweite Hörhilfegerät (11) zumindest im Sleep-Modus nur innerhalb bestimmter Zeitintervalle ein Signal an das erste Hörhilfegerät (1) sendet und das erste Hörhilfegerät (1) nur innerhalb dieser Zeitintervalle zum Empfang des von dem zweiten Hörhilfegerät (11) gesendeten Signals in einen Empfangsmodus geschaltet wird.
  20. Verfahren nach Anspruch 18 oder 19, wobei das erste Hörhilfegerät (1) nur innerhalb bestimmter Zeitintervalle zum Empfang des von dem zweiten Hörhilfegerät (11) gesendeten Signals in einen Empfangsmodus geschaltet wird.
  21. Verfahren nach einem der Ansprüche 12 bis 20, wobei als von der Feldstärke des empfangenen Signals abhängige Größe der Signalpegel eines aus dem empfangenen Signal hervorgehenden Signals in dem ersten Hörhilfegerät (1) bestimmt wird.
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