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Die
Erfindung betrifft eine im Patentanspruch 1 angegebene Hörvorrichtung
mit einer Okklusionsreduktionseinheit und ein im Patentanspruch
10 angegebenes Verfahren zum Betrieb einer Hörvorrichtung.
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Als
Okklusion wird ein Verschluss des Gehörganges bezeichnet,
der beim Tragen einer Hörvorrichtung, beispielsweise einem
Hörgerät, auftritt. Ein im Ohr platziertes Hörgerät
bzw. ein Ohrpassstück des Hörgeräts dichtet
den Gehörgang von der äußeren Umgebung
ab. Infolgedessen nimmt der Hörgeräte-Träger
die eigene Stimme viel lauter und verzerrter wahr als üblich.
Die Okklusion wird als sehr unangenehm empfunden und erschwert die
Wahrnehmung komplexer Umgebungsgeräusche, wie z. B. Sprache.
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Der
Okklusionseffekt entsteht durch Schwingungen der Wand des Gehörgangs.
Diese Schwingungen werden beim Sprechen oder Kauen von den Stimmbändern
oder anderen Schallquellen über die sogenannte Knochenleitung übertragen.
Sie versetzen die Wände des weichen Teils des Gehörgangs
in Schwingung, ähnlich einer Schallmembran. Wenn der äußere
Gehörgang z. B. durch ein Ohrpassstück verstopft
ist, erzeugen diese Schwingungen einen relativ hohen Schalldruckpegel,
da der Schall nicht wie in einem offenen Ohr nach außen
entweichen kann. Der Schalldruck kann dabei am Trommelfell um bis zu
30 dB höher sein als üblich. Die Schalldruckerhöhung
hängt von der Frequenz ab. Der Okklusionseffekt zeigt sich
insbesondere bei den niedrigen Frequenzen unter 1 kHz. Bei diesen
Frequenzen kann die eigene Stimme um bis zu 20 dB verstärkt
werden.
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Um
die in einem verschlossenen Gehörgang auftretenden Okklusionseffekte
zu reduzieren, sind neben mechanischen Lösungen, z. B.
sogenannten Vent-Öffnungen, auch Okklusionsreduktionss chaltungen
bekannt. Hierbei kommen Schleifenfilter zum Einsatz, die in einer
Rückkopplungsschleife des Hörgeräts angeordnet
sind. Das Ausgangssignal des Schleifenfilters wird dabei vom eigentlichen
Audiosignal subtrahiert, um eine Dämpfung der durch die Okklusion überhöhten
Frequenzen zu erreichen. Um auch die durch die Okklusionsreduktionsschaltung selbst
verursachte Verzerrung zu kompensieren, werden ferner sogenannte
Ausgleichsfilter verwendet, die im Übertragungspfad des
Audiosignals angeordnet sind. Sowohl das Schleifenfilter als auch
das Ausgleichsfilter sind als statische oder adaptive Filter ausgebildet.
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In
der
DE 10 2006
047 965 A1 wird eine Vorrichtung und ein Verfahren zur
Okklusionsreduktion bei Hörhilfegeräten beschrieben.
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Zusammenfassend
gilt, dass bei einer aktiven Okklusionsreduktion das Prinzip des
Gegenschalls angewandt wird. Der Gegenschall wird in einer Schleife
ermittelt. Alle Signale, die von außen in die Schleife
eingebracht werden, unterliegen dabei einer Filterung. Da zur Auslöschung
eines Okklusionsschalls der entsprechende Gegenschall phaseninvertiert
vom System abgegeben werden muss, ist eine ausreichende Filterung
des Okklusionsschalls technisch bedingt nur über einen
begrenzten Frequenzbereich möglich. Charakteristisch für
das in Hörgeräten verwendete Schleifen-Prinzip
ist, dass Signale im Frequenzbereich typischer Sprach-Okklusion
(100–1000 Hz) vermindert werden.
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Sowohl
bei tieferen (bis etwa 100 Hz) als auch bei höheren Frequenzen
(ab etwa 1000 Hz) findet keine Verminderung des Okklusionssignals
statt, da hier die Phaseninvertierung nicht mehr gilt. Insbesondere
bei einem durch Trittschall im Gehörgang eines gehenden
Hörgeräteträgers induzierten Schallpegel
kann es bei einer aktiven Okklusionsreduktion zu unerwünschten
Signalverzerrungen kommen.
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Es
ist Aufgabe der Erfindung eine Hörvorrichtung anzugeben,
die den Einfluss von Trittschall auf eine aktive Okklusionsreduktion
verringert.
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Gemäß der
Erfindung wird die gestellte Aufgabe mit der Hörvorrichtung
des unabhängigen Patentanspruchs 1 und dem Verfahren zum
Betrieb einer Hörvorrichtung des unabhängigen
Patentanspruchs 10 gelöst.
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Die
Erfindung beansprucht eine Hörvorrichtung mit einer aktiven
Okklusionsreduktionseinheit und mit mindestens einem erstes Mittel,
durch das ein durch Schritte eines Trägers der Hörvorrichtung im
Gehörgang des Trägers gebildeter Trittschall und/oder
durch den Trittschall verursachte Wirkungen auf die Okklusionsreduktionseinheit
verringerbar sind. Dies bietet den Vorteil, dass die für
einen Träger der Hörvorrichtung hörbaren
Trittschall-Artefakte vermieden werden können.
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In
einer Weiterbildung kann die Hörvorrichtung ein In-dem-Ohr-Hörgerät
oder ein Hinter-dem-Ohr-Hörgerät sein.
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In
einer weiteren Ausführungsform können die Wirkungen
in einem Hörer und/oder in einem Gehörgangsmikrofon
erzeugte Oberwellen umfassen. Vorteilhaft ist, dass diese von Nichtlinearitäten
stammenden Störungen vermieden werden können.
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Bevorzugt
kann das erste Mittel ein Gehörgangmikrofon und/oder einen
Hörer mit einem Klirrfaktor kleiner 10% im Frequenzbereich
20 bis 50 Hz umfassen.
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Des
Weiteren kann das erste Mittel zwei oder mehrere Hörer
umfassen, wobei ein Hörer einen Klirrfaktor kleiner 10%
im Frequenzbereich 20 bis 50 Hz aufweist.
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In
einer Weiterbildung der Erfindung kann das erste Mittel eine Trittschallerkennungseinheit umfassen,
die Trittschallpegel im Ohrkanal oberhalb eines vorgebbaren Grenzwerts und/oder
Trittschall-Frequenzmuster erkennt. Dadurch Trittschall sicher erkannt
werden.
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Bevorzugt
kann die Trittschallerkennungseinheit einen Beschleunigungs- und/oder
Erschütterungssensor umfassen.
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In
einer weiteren Ausführungsform kann bei Vorliegen von Trittschall
die Verstärkung der aktiven Okklusionsreduktionseinheit
adaptiv verringert oder die aktive Okklusionsreduktionseinheit ausgeschaltet werden.
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Außerdem
kann das erste Mittel ein Regelelement umfassen, mit dem die Verstärkung
der Okklusionsreduktionseinheit veränderbar ist.
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Die
Erfindung beansprucht auch ein Verfahren zum Betrieb einer Hörvorrichtung
mit einer aktiven Okklusionsreduktion, wobei ein durch Schritte
eines Trägers der Hörvorrichtung im Gehörgang
des Trägers gebildeter Trittschall und/oder durch den Trittschall
verursachte Wirkungen auf die Okklusionsreduktion verringert werden.
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Weitere
Besonderheiten und Vorteile der Erfindung werden aus den nachfolgenden
Erläuterungen mehrerer Ausführungsbeispiele anhand
von schematischen Zeichnungen ersichtlich.
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Es
zeigen:
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1:
ein Blockschaltbild einer Okklusionsreduktionsvorrichtung gemäß Stand
der Technik,
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2:
einen zeitlichen Verlauf eines einzelnen Trittschalls im Ohr und
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3:
ein Blockschaltbild einer aktiven Okklusionsreduktion mit Trittschallerkennung.
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1 zeigt
schematisch den Aufbau eines Hörgeräts 1 mit
einer Okklusionsreduktion. Das Hörgerät 1 weist
einen Über tragungspfad für ein Audiosignal S auf.
Entlang des Übertragungspfads sind mehrere Signalverarbeitungskomponenten
angeordnet, mit deren Hilfe das Audiosignal S verarbeitet wird.
Das Audiosignal S wird unter anderem mithilfe von Filter- und Verstärkerschaltungen
verarbeitet, um einen individuellen Hörverlust zu kompensieren.
Da in modernen Hörgeräten die Signalverarbeitung
in der Regel digital erfolgt, handelt es sich hierbei vorzugsweise
um einen digitalen Signalverarbeitungsprozessor. Am Ende des Übertragungspfads
wird das Audiosignal S über einen Hörer R, in
der Regel ein elektroakustischer Ausgangswandler, als Schallsignal
in den Gehörgang abgegeben. Der Ausgangswandler R ist vorzugsweise
als Lautsprecher ausgebildet. Um akustische Signale der Umgebung
in das Hörgerät 1 als elektrische Signale
einzukoppeln, ist vorzugsweise ein in der 1 nicht
gezeigter Eingangswandler vorgesehen, beispielsweise ein Eingangsmikrofon.
Für die Einkopplung elektrischer Signale oder elektromagnetischer
Funksignale können ferner auch entsprechende Signaleingänge
vorgesehen sein. Sofern das Hörgerät 1 eine
digitale Signalverarbeitung aufweist, muss ein in das akustische Gerät
eingekoppeltes analoges Signal zunächst digitalisiert werden.
Hierzu ist üblicherweise ein A/D-(Analog/Digital) Wandler
am Anfang des Übertragungspfads vorgesehen. Entsprechend
muss das digitale Audiosignal mithilfe eines D/A-(digital/analog)
Wandlers am Ende des Übertragungspfads wieder in ein analoges
Signal umgewandelt werden, bevor es als akustisches Signal über
den Ausgangswandler in den Gehörgang ausgegeben werden kann.
Häufig ist der D/A-Wandler bereits im Ausgangswandler integriert,
so dass der elektroakustische Ausgangswandler direkt digital angesteuert werden
kann.
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Die
elektronische Okklusionsreduktionseinheit 10 wird typischerweise
durch eine Rückkopplungsschleife realisiert, die ein Gehörgangsmikrofon M
und ein Filterelement B umfasst. Das Gehörgangsmikrofon
M erfasst das aktuell im Gehörgang herrschende Schallfeld,
das ein Okklusionssignal OS umfasst, und erzeugt ein elektrisches
Ausgangssignal Z. Dieses Signal durchläuft das Schleifenfilter
B, in dem es entsprechend den Filtereinstellungen geformt wird.
Das Ausgangsignal T des Schleifenfilters B wird anschließend
von einem Signal X im Übertragungspfad des Audiosignals
S subtrahiert. Bei einer optimalen Einstellung des Schleifenfilters
B werden vor allem diejenigen Frequenzen, etwa 100 bis 1000 Hz,
des Audiosignal S gedämpft, welche im Gehörgang
durch die Okklusionseffekte überhöht auftreten. Das
gegebenenfalls analog vorliegende Ausgangssignal Z des Gehörgangsmikrofons
M wird noch in ein digitales Signal umgewandelt, bevor es in der
Rückkopplungsschleife digital weiterverarbeitet werden kann.
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Durch
die der Signalverarbeitung nachgeschaltete Okklusionsreduktionseinheit 10 erfährt
das Audiosignal S in der Regel eine lineare Verzerrung. Um diese
Verzerrung zu kompensieren, wird ein Ausgleichsfilter C verwendet.
Das auch Vorverzerrungsfilter genannte Filter C ist typischerweise
im Übertragungspfad des Audiosignals S zwischen einer Signalverarbeitungseinrichtung
und dem Ausgangswandler R angeordnet.
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An
Stelle eines Gehörgangsmikrofons M kann grundsätzlich
auch ein beliebiger im Gehörgang angeordneter akustischer
Eingangswandler vorgesehen werden. Ferner können unter
Ausnutzung des Superpositionsprinzips von Signalen auch der Ausgangswandler
R und das Gehörgangsmikrofon M miteinander kombiniert werden.
In diesem Fall wirkt z. B. der Hörerlautsprecher R auch
als Schallempfänger, so dass bei entsprechender Auslegung
der Schaltung auf ein separates Gehörgangsmikrofon M verzichtet
werden kann.
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Beim
Gehen entsteht bei jedem Auftreten des Fußes ein kurzer
Impuls, der an den menschlichen Körper abgegeben wird.
Der Körper reagiert auf diesen Impuls mit einer Impulsantwort,
es entsteht eine gedämpfte Schwingung. Der so erzeugte
sogenannte Trittschall TS gelangt über Knochenleitung in den
Ohrkanal und kann hier gemessen werden. In 2 ist eine
Messung eines Trittschalls im Ohrkanal für einen einzelnen
Schritt dargestellt. Je nach Person, Schuhwerk, Bodenbeschaffenheit
etc. kann der Trittschall TS in Frequenz und Pegel variieren.
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Typischerweise
wurden 2 bis 5 Wellenzüge je Schritt mit einer Frequenz
von 20 bis 40 Hz gemessen. Der Trittschallpegel im Ohrkanal hängt
auch davon ab, wie dicht der Ohrkanal nach außen, beispielsweise
durch ein In-dem-Ohr-Hörgerät oder durch die Otoplastik
eines Hinter-dem-Ohr-Hörgeräts verschlossen ist.
Bei völligem Verschließen des Ohrkanals können
extrem hohe Pegel von bis zu 130 dB Signalleistung entstehen.
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Das
tieffrequente Trittschallsignal TS wird vom Mikrofon M der Okklusionsreduktionseinheit 10 in 1 aufgenommen,
in der Schleife gefiltert und vom Hörer R abgegeben. Durch
einen hohen Eingangspegel kommt es bei Verwendung von konventionellen
Mikrofonen, wie sie derzeit in Hörgeräten Verwendung
finden, zu einer Verzerrung des Signals. Ebenso wird der Hörer
R durch die Okklusionsreduktionseinheit 10 zur Abgabe derart
hoher Pegel gezwungen, die bei konventionellen Hörgeräte-Hörern zu
einer starken Verzerrung des Hörers R führen.
Die Wandler-Nichtlinearitäten führen so zur Entstehung von
Oberwellen („Klirren”), die von einem Träger
des Hörgeräts 1 extrem störend
wahrgenommen werden.
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Mithilfe
eines ersten Mittels im Hörgerät 1 können
die unerwünschten Wirkungen (Verzerrungen, Oberwellen)
des Trittschalls erfindungsgemäß soweit reduziert
werden, dass sie von einem Hörgeräteträger
nicht mehr störend wahrgenommen werden. Das erste Mittel
kann verschiedene Ausführungsformen umfassen, wobei im
Folgenden eine Auswahl beschrieben wird.
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In
einer ersten Ausführungsform wird anstelle eines konventionellen
Gehörgangmikrofons M ein spezielles Mikrofon als erstes
Mittel verwendet, das im Gegensatz zu typischerweise in Hörgeräten 1 verwendeten
Mikrofonen M einen wesentlich niedrigeren Klirrfaktor im Bereich
der Frequenzen von 20 bis 50 Hz bei typischerweise im Ohrkanal auftretenden Trittschall-Lautstärkepegeln
aufweist. Typischerweise liegt der Klirrfaktor deutlich unter 10%,
da ein Klirrfaktor größer 10% von einem Hörgeräteträger
störend empfunden wird.
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In
einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform
wird der Hörer R durch einen speziellen Hörer
ersetzt und bildet somit das erste Mittel. Im Gegensatz zu typischerweise
in Hörgeräten 1 verwendeten Hören
R weist der spezielle Hörer einen deutlich niedrigeren
Klirrfaktor im Bereich der Frequenzen von 20 bis 50 Hz bei typischerweise
im Ohrkanal auftretenden Trittschall-Lautstärkepegeln auf.
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In
einer weiteren erfindungsgemäßen Ausführungsform
umfasst das erste Mittel zwei oder mehreren Hörer. Mindestens
ein Hörer dient als Bass-Hörer, d. h. der Hörer
kann tiefe Frequenzen im Bereich des Trittschalls mit niedrigem
Klirrfaktor abgeben. Der oder die weiteren Hörer sind für
den restlichen Frequenzbereich, d. h. den normalen Hörgerätefrequenzbereich,
ausgelegt.
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In 3 ist
ein Hörgerät 1 mit einer Okklusionsreduktionseinheit 10 gemäß 1 mit
einer Trittschallerkennungseinheit 20 als erstes Mittel
ausgestattet. Die Erkennungseinheit erfasst, ob ein kritisch hoher
Trittschall-Pegel TS im Ohrkanal auftritt. Die Erkennung von Trittschall
TS kann über ein mechanisches, ein elektrisches oder elektromechanisches System
erfolgen. Ein in der Trittschallerkennungseinheit 20 eingebauter
Beschleunigungs- oder Erschütterungs-Sensor erkennt die
beim Gehen auftretenden Kräfte. Bei einem kritisch hohen
Trittschall-Pegel TS reduziert die Okklusionsreduktionseinheit 10 adaptiv
die Verstärkung der aktiven Okklusionsreduktion, so dass
dadurch die durch die Höreransteuerung entstehenden Nichtlinearitäten
begrenzt werden. Über das Mikrofon-Eingangssignal werden
die beim Gehen typischerweise entstehenden Trittschall-Pegel und
Trittschall-Frequenz-Muster in Verbindung mit typischen Schrittfrequenzen
von 0.5–2 Hz erkannt. Liegt ein Muster für „Person
geht” vor, reduziert das Hörgerät adaptiv
die Verstärkung der aktiven Okklusionsreduktion bei kritisch
hohen Trittschall-Pegeln oder deaktiviert sogar die aktive Okklusionsreduktion.
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In
einer weiteren Variante werden die Trittschall-Frequenzen von Hörgeräte-Trägern
bei einem Hörgeräteakustiker gemessen. Da sich
Trittschall-Pegel und Trittschall-Frequenz von Person zu Person
signifikant unterscheiden, kann durch diese Vorgehensweise eine
aktive Okklusionsreduktion individuell bzgl. Trittschall und Okklusionsreduktion
optimal eingestellt werden. Die Messung der Trittschall-Frequenz
kann z. B. mit Universal-Ohrenstöpseln mit eingebauten
Mikrofonen erfolgen. Sowohl Trittschall-Frequenz als auch Pegel
werden aufgenommen. Durch diese Vorabmessung wird auch entschieden,
ob für die betreffende Person ein Gerät mit akzeptabler
Okklusionsreduktionswirkung gebaut werden kann.
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In
einer weiteren Ausbildung der Erfindung können individualisierte
Einstellungen der Schleifeneinstellung der Okklusionsreduktionseinheit 10 durch individuelle
Rückmeldung der Hörgeräteträger
vorgenommen werden. Vorraussetzung ist, dass algorithmisch Stellmöglichkeiten
vorhanden sind, mit denen sich die Stärke des Trittschalleffektes
verändern lässt. Die Bandbreite der Einstellmöglichkeiten
kann über ein Regelelement 30 kontinuierlich oder über eine
Auswahl von festen Einstellungen dem Hörgeräteträger über
die Anpasssoftware zur Verfügung gestellt werden. Der Wert
des Regelelements 30 wird durch Rückmeldung des
Hörgeräteträgers bzgl. Trittschallartefakte
bei einer Anpasssitzung individuell festgelegt.
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- 1
- Hörgerät
- 10
- Okklusionsreduktionseinheit
- 20
- Trittschallerkennungseinheit
- 30
- Regelelement
- B
- Filterelement
- C
- Ausgleichsfilter
- M
- Gehörgangsmikrofon
- OS
- Okklusionssignal
- S
- Audiosignal
- T
- Ausgangssignal
des Filterelements B
- TS
- Trittschall
- R
- Hörer
- X
- Signal
nach dem Ausgleichsfilter
- Z
- Ausgangssignal
des Gehörgangmikrofons M
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- - DE 102006047965
A1 [0005]