JP2000508217A - 聴力評価のための耳道内の人工装具 - Google Patents

聴力評価のための耳道内の人工装具

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JP2000508217A JP10509660A JP50966098A JP2000508217A JP 2000508217 A JP2000508217 A JP 2000508217A JP 10509660 A JP10509660 A JP 10509660A JP 50966098 A JP50966098 A JP 50966098A JP 2000508217 A JP2000508217 A JP 2000508217A
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アドナン シェニーブ
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Abstract

(57)【要約】 聴力評価及び補聴器調整システム(22)は、完全に埋められた3次元の音響環境を提供して、個人の補聴なし、シミュレーションされた補聴有り、補聴有り聴覚能力を評価する。聴覚障害者へ聴力評価を提供するために、選定されたモデル及びデジタル的に制御された信号処理パラメータに従って音声もしくは他の音響分析的に重要な刺激を表す1もしくは1よりも多数の信号源のデジタルフィルタリングは、シミュレーションされた音響条件をつくる。

Description

【発明の詳細な説明】 聴力評価のための耳道内の人工装具 発明の背景 技術分野 本発明は、聴力評価及び補聴器調整に関する。より特定すると、本発明は、補 聴なし、シミュレーションされた補聴あり、補聴あり聴力評価のための仮想電気 音響聴力測定に関する。 従来の技術 人間の聴覚器官システムは、脳内の聴覚皮質に通じる複雑な神経経路と共に、 外耳、中耳、内耳を経由して、複雑な三次元空間からの音を処理する。様々な伝 導の、感覚神経的の、もしくは中枢神経系の聴覚障害に起因する測定可能な聴力 損失は、非常に大きな割合の人口、特に高齢者に影響を与えている。補聴器を介 してのリハビリテーションは、他の方法では、医療的に治療できないか、もしく は外科的に軽減できないタイプの聴力障害に対して唯一実施可能な選択となる。 継続的に、補聴器及び調整技術は進歩してきた。電子機器及び機械の小型化に よって、今日の耳レベルの補聴器、すなわち、耳の中(ITE)、耳の後ろ(B TE)、耳道(canal)の中(ITC)、完全に耳道の中(CIC)といったタ イプは、美容上、興味深い。しかしながら、更に重要なのは、適応を助けるフィ ルタリング及びマルチ帯域のダイナミック圧縮のような、進歩した補聴器信号処 理法の有用性の増大である。 製造業者は、独自の信号処理方法を用いる新しい補聴器を継続的に開発してい るので、補聴器調整の専門家は、可能な選択から、聴力障害の個人の補聴器を処 方して選定する仕事がますます困難になるのに直面している。使用可能な補聴器 処理体系を大まかに見ると、カテゴリー、サブカテゴリー、関連の頭字語の見事 な並びが現れ、それらは、多くの補聴器調整の専門家にとって不可解である(Mue ller,H.G.,「使用されている高度な技術の補聴器の今日の宝庫への実用的な手 引き書(A Practical Guide To Today's Bonannza of Underused High-Tech Hea ring Products)」,The Hearing Journal vol.46,no.3,pp.13-27,1993を 参照)。 今日、処方補聴器の最適な調整は、聴力リハビリテーションに、定義しがたい 目標を残している。基本的な問題は、補聴器の性能に影響を与える多数の電気的 、音響的、物理的、そしてその他のパラメータがあるということである。これら のパラメータには、補聴器を処方して調整する時に、考慮されなければならない 信号処理方法、電気回路調整、補聴器のサイズ、挿入の深さ、ベンティング(ve nting)サイズ、患者コントロール、及び生活様式関連の要素が含まれる。これ らの補聴器のパラメータは、複雑で高度に相関しているだけでなく、聴力障害の 個人と補聴器との独自の相互作用に従って変化する。 一般的に、今日の従来型の調整器具及び方法では、補聴器の自然位の性能特性 を子測できない。一部は、不十分な補聴器処方調整に起因している補聴器ユーザ ーの不満は、産業レポートによるとしばしば20%を超えるような高い返却率に よって明らかにされている。 不満足な補聴器という結果を生じる要因 I. 従来の診断の聴力測定の不正確さ 聴力の評価は、補聴器の処方及び調整の最初のステップである。全ての補聴器 の規定の処方は、1もしくは1よりも多くのセットの聴力診断データに依存する ので、個人の聴力機能の正確な評価は重要である。(Mueller,H.G.,Hawkins ,D.B.,Northern,J.L.,「プローブマイクロホン測定:補聴器選定及び評価 (Probe Microphone Measurements:Hearing Aid Selection and Assessm ent)」,Singular Publishing Group,Inc.,1992:Ch.5を参照)。 補聴器処方手順は、診断データを、補聴器の選定で使用される目標の補聴器電 気音響パラメータに変えることを含む。従来の聴力評価方法及び器具は、音響信 号を耳に結合するための様々な空気伝導トランスデューサーを使用する。一般的 に使用されるトランスデューサーは、TDH−39、TDH−49、TDH−5 0のような耳の上のイヤホン、ER−3Aのような挿入イヤホン、フリーフィー ルド(free-field)のスピーカーがある(「聴力計の仕様(Specification of A udiometers)」,ANSI-S3.6-1989,American Standards National Instituteを 参照)。 このようなトランスデューサーで得られる閾値の測定値は、耳科学的に正常な 個人のグループを検査することによって得られる平均の閾値を基準とする。定義 によると、この平均の閾値はゼロデシベル聴力レベル、すなわち0dB HLと 称される。このゼロ基準の概念を使用すると、耳科学的に正常な人々の閾値の測 定値は、20dBもしくはそれよりも大きなdBまで変化可能である。これらの 変化を、以下の要因に帰することができる。 1. 使用されるトランスデューサーのタイプ及び耳に関する配置に起因する変 化性。 Mowrer等による研究では、10dBの差異が、閾値の測定値の36%に見出さ れた(Mowrer,D.E.,Stearns,C.,「補聴器調整師間での閾値の測定値の変化 性(Threshold measurement variability among hearing aid dispensers)」, Hearing Instrument,vol.43,No.4,1992を参照)。従来のトランスデューサ ーを使用して得られる測定の別の主要な不都合は、結果が、別のトランスデュー サーで取得された所定の個人の測定値と互換性がないことである(Gauthier,E. A.Rapisadri,D.A.,「閾値、閾値、閾値…そなわち、それは?(A Threshold is a Threshold is a Threshold…or is it?)」,Hearing Instruments,vol .43,no.3,1992)。 2. 人間の耳に相当しないカップラーを使用するトランスデューサーの校正方 法に起因する変化性。 最近、開発されたカップラーは、平均的な人間の耳の音響インピーダンス特性 により近くマッチしているけれども、依然として、人口耳の正確さに関して不適 合がある(Katz,J.,「臨床聴力学の手引き(Handbook of Clinical Audiology )」,Third Edition,1985,pp.126を参照)。今日、一番の校正方法は、人間 の実耳とは相当に音響特性が不一致であることが知られている6−ccもしくは 2−ccのカップラを頼っている(「聴力計の仕様(Specification of Audiom eters)」,ANSI-S3.6-1989,American Standards National Instituteを参照 )。更に、たとえ、平均的な人口耳に関して合意しても、耳介、耳道、耳甲介の 、そして、多少は、頭部及び胴部の個人の音響特性にも起因する個人間の変化性 は重大である(Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.,「プローブマ イクロホン測定:補聴器選定及び評価(Probe Microphone Measurements:Heari ng Aid Selection and Assessment)」,1992,pp.49-50を参照)。1研究では 、大人25人の耳50個の鼓膜で、音圧レベル(SPL)を測定した時、間主観 的な変化性は、6つの標準聴力測定周波数の全域で38dBに達した(Valente ,M.,Potts,L.,Valente,M.,Vass,B.,「実耳のSPLの間主観的な変化性 :TDH−39P 対 ER−3A イヤホン(Intersubject Variability o f Real-Ear SPL:TDH-39P vs ER-3A Earphones)」,In Press.JASAを参 照)。 3. 動く隔壁の摩耗及び損傷によって、トランスデューサー特性が変化するこ とが知られているけれども、従来の聴力測定方法は自己校正手段を提供しない。 単に、標準の主観的な受聴(listening)方法を用いる臨床医は、トランスデ ューサーの感度の漸次の変化を検知できない。 上記要因による誤りは、全ての場合に、累積的ではないようであるけれども、 実質的な誤りの可能性は常に存在する。更に、これらの誤りは、全ての周波数全 体で一貫してはおらず、従って、全体の音量調節で、調整工程の中で、簡単に補 償することはできない。 II. 補聴なし及び補聴ありの聴力評価の現実の受聴条件の不足。 1. 両耳の利点の考慮不足。 多数の研究が、両耳対単耳の受聴の利点を示してきた(Cherry,E.C.,「単耳 及び両耳での音声の識別に関するいくつかの実験(Some Experiments on the Re cognition of Speech with One and Two Ears)」,JASA,vol.25,no.5,1953, pp.975-979;Cherry,E.C.,及びTylor,W,K.,「単耳及び両耳での音声の識別 に関する追加のいくつかの実験(Some Further Experiments on the Recognitio n of Speech with One and Two Ears)」,JASA,vol.26,1954,pp.549-554を参 照)。これらの研究は、両耳のマスキングレベルの差異(BMLD)及び両耳の 了解度(intelligibility)レベルの差異(BILD)によって提供される利点 に焦点をあててきた。 BMLD及びBILDの初期の研究は、様々な位相関係での単耳もしくは両耳 への信号及びノイズの提供を含む。信号/ノイズ位相関係に応じて、音調(tone )検知及び音声(speech)の了解度は15dB程変化することが示された。多数 のこれらの研究は、両耳の考慮の重要性を示唆するけれども、補聴なし、もしく は、補聴ありの今日の聴力評価方法は、単耳テスト条件を主に取り扱う。すなわ ち、一時には、単耳をテストする。 2. 空間化された音(sound)の考慮不足。 音声及び/もしくはノイズのような聴力測定信号を、従来の聴力計及び関連の トランスデューサーを介して耳に伝送する時、テスト対象者による音の知覚は、 空間のいずれかの特定地点に限定されない(「聴力計の仕様(Specification of Audiometers)」,ANSI-S3.6-1989,American Standards National Institute を参照)。例えば、音声の聴力評価では、音声の刺激レベルを単耳について調整 し、音声のノイズレベルを反対の耳で別個に調整する。テスト対象者は頭部内に ある音を知覚し、局在性は左/右方向に限定される。このタイプの信号提供及び 知覚は、頭蓋内の信号提供及び知覚と称され、通常、人間が自然音を知覚するよ うな方法ではない。BronkhorstとPlomp及びBegaultによる最近の研究は、ヘッド ホン局在性技術を使用することによって、先の両耳の相互作用の利点の研究 を発展させた(Bronkhorst,A.W.,Plomp,R.,「ノイズ内の音声了解度に対す る、頭部に誘導された耳相互間の時間及びレベルの差異の影響(The Effects of Head-induced interaural Time and Level Differences on Speech In telligibility in Noise)」,Journal of the Acoustical Society of America ,vol.83,no.4,1988,pp.1508-1516;Bronkhorst,A.w.;Plomp,R.,「通常 の聴力及び障害のある聴力における両耳の音声認識に対する、多数の音声のよう なマスク発生源の影響(The Effects of Multiple Speech-like Maskers on B inaural Speech Recognition in Normal and Impaired Hearing)」,Jo urnal of the Acoustical Society of America,vol.92,no.6,1992,pp.31 32-3139;及びBagult,D.R.,「空間聴力表示を使用するコールサイン了解度改 善(Call Sign Intelligibility Improvement Using a Spatial Auditory Displ ay)」,Ames Research Center,NASA Technical Memorandum 104014,April 199 3を参照)。これらの研究の結果、音声の知覚は、強度レベルだけでなく、音声 とノイズ間の空間的な関係に応じても変化するという結論になる。 3. 実受聴環境での評価方法の欠如。 音声と他の環境的な音との競合が存在する中では、音声の了解度及び識別力は 劣化する。更に、例えば、部屋の壁や部屋内の物体といったような部屋の音響特 性は全て、元の信号源に対するフィルタリング処理で重要な役割を果たす。特に 、これらのフィルタリング効果は、一般的に、聴覚能力の限定された周波数応答 及びダイナミック範囲を有する聴力障害の個人にとって重要である。 従来のトランスデューサーで、競合する環境的な音を提供する今日の方法は、 一般的な受聴条件の音響実体を表すことができない。テーププレーヤー、コンパ クトディスク、もしくはコンピュータデジタル再生装置を介して提供される録音 された音データは、使用されるトランスデューサー及び/もしくは臨床装備の 部屋の音響のフィルタリング効果にさらされる。今日、特定の現実の受聴シナリ オで、個人の聴覚能力を評価もしくは予測することが可能な聴力評価方法はない 。 例えば、補聴なし条件の、一般的な教室での聴力障害の子供の聴覚能力、及び 、 同一の教室環境内での特定の補聴器を有する、すなわち補聴ありの聴力を有する その子供の聴覚能力。現在、これら、及び、他の音響体験は、臨床装備で、取り 扱うことができない生活要因と考えられている(Mueller,H.G.,D.B.,Norther n,J.L,「プローブマイクロホン測定:補聴器選定及び評価(Probe Microphone Measurements:Hearing Aid Selection and Assessment)」,1992,pp.69を 参照)。 III. 最新の実耳の測定(REM)機器及び方法の限界。 近年、実耳測定(REM)システムは、補聴器の自然位の能力を評価するよう に開発された。REMは、鼓膜で取得されたフリーフィールドの刺激、すなわち スピーカーへの耳の応答のテストプローブ測定から成る。一般的に、第2の基準 マイクロホンは、耳道の開口部に近い耳道の外側に配置される。頭部がフリーフ ィールドのスピーカーに関して移動するのに伴って、基準マイクロホンを使用し て、刺激レベルを調整すると共にテストプローブを校正する。 総合的なREM評価のために、補聴なし、すなわち開口している耳道の条件の 実耳応答の測定値が最初に取得される。それから、目標の補聴器特性は、他の基 準と共に自然な耳道応答特性に基づいて校正される(Mueller,H.G.,Hawkins, D.B.,Northern,J.L.「プローブマイクロホン測定:補聴器の選定及び評価(P robe Microphone Measurements:Hearing Aid Selection and Assessment )」,1992,Ch.5を参照)。後に続く診察の中で、補聴器を処方し、注文し、 受け取る時、その補聴器は、プローブ管上に挿入され、処方された目標の補聴器 特性にマッチするように調整される。 REM評価及びREMに基づく処方方法は、聴力測定データと補聴器の2−c cカップラー仕様との組み合わせに頼る従来の調整方法をかなり改善する。RE Mは、補聴器の自然位の性能を洞察するけれども、以下に説明するように、いく つかの基本的な問題を有する。 1. REMテスト結果は、耳に関するスピーカーの位置/方位に応じて、特に 、高周波数で相当に変化する(Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L . 「プローブマイクロホン測定:補聴器の選定及び評価(Probe Microphone Measu rements:Hearing Aid Selection and Assessment)」,1992,pp.72-74を参照 )。 2. 特定の刺激タイプ、音源−耳の距離/方位、部屋の音響で、実耳の測定値 が取得される。特定のテスト条件は、補聴器のユーザーが出くわす現実の受聴シ ナリオを表すことができない。実際、聴力障害の個人にとって、より重要である かもしれない他の条件下での性能を妥協して、従来のREMアプローチを使用し て、特定の受聴条件について補聴器を最適化するかもしれない。 3. 正確なREMは、個人の耳道内へのテストプローブの慎重な配置を必要と する。プローブを鼓膜に近づければ近づけるほど、特に、高周波数測定の場合に 、結果はより正確になる(Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.「 プローブマイクロホン測定:補聴器の選定及び評価(Probe Microphone Measure ments:Hearing Aid Selection and Assessment)」,1992,pp.74-79を参照) 。 プローブ配置の現在の方法は、操作医の技術及び耳道の固有の長さに大きく依 存する。耳道の固有の長さは、平均的な大人の場合、約25mmである。今日の REM方法は、プローブチップの視覚による観察に頼っている。補聴ありの評価 過程の中で、補聴器を耳道の中に配置する時、これは、特に問題となる。従来の 視覚による方法に対する唯一の例外は、オーロラ(Aurora)システムで使用する ために、Nicolet Corp.によって開発されてきた音響応答方法である(Chan,J. ,Geisler,C.,「鼓膜音響圧力及び耳道中の離れた地点からの耳道の長さの評 価(Estimation of Eardrum Acoustic Pressure and Ear Canal Length from Re mote Points in the Canal)」,J.Acoust.Soc.Am.87(3),March 1990,pp .1237-1247;及び米国特許4809708「実耳の測定のための方法及び装置 (Method and Apparatus for Real Ear Measurements),March 1989を参照)。 しかしながら、Nikoletの音響応答方法は、耳道内の所望の位置にプローブを配 置する前に、2つの校正測定値を必要とする。 4. REMテスト結果は、耳の近くの基準マイクロホンの配置に応じて相当に 変化する。特に、エラーは、6kHz及びそれよりも高い周波数で重大である( Mueller,H.G.,Hawkins,D.B.,Northern,J.L.「プローブマイクロホン測定 :補聴器の選定及び評価(Probe Microphone Measurements:Hearing Aid Selec tion and Assessment)」,1992,pp.72-74を参照)。 5. REM器具は、しばしば、標準の聴力測定周波数全体にわたる50dBS PLを超える周囲のバックグラウンドノイズが有る部屋で音場スピーカーを使用 する。これは、十分なSN比を持つ測定値をつくるのに、60dBもしくは60 dBよりも高い刺激レベルを必要とする。もし、低レベルの音響刺激下での補聴 器の性能特性が要求されるならば、これは問題である。 IV. 診断、処方規定及び実耳の測定値を相関させる問題。 補聴器調整の結果を生じる重要な要因の1つは、診断データを、聴力障害の個 人の調整要求と十分に相関させるという問題である。一般的に、6−ccカップ ラーで校正されるトランスデューサーで、dB HLで、診断測定値を取得する 。補聴器の仕様及び性能測定は、実耳を表さない2−ccカップラーを使用する 。調整は、いくつかの処方規定のうちの1つを使用し、結果、標準の聴力測定周 波数全体で、同一の診断データに対して15dB程変化する(Mueller,H.G.,H awkins,D.B.,Northern,J.L.「プローブマイクロホン測定:補聴器の選定及 び評価(Probe Microphone Measurements:Hearing Aid Selection and Assessm ent)」,1992,pp.107を参照)。これらの調整規定は、特定の聴覚障害に対す る補聴器要求の相関関係を単純化する統計学に基づく変換変数を組み込む。しか しながら、平均化された変換変数は、客観的に測定された個人の変換変数に関し て、相当に変化することが知られている。 測定誤り及びデータの相関関係に関する誤りを軽減するために、いくつかの方 法及びプロトコルが提案されてきた(Sandberg,R.,McSpaden,J.,Allen,D. ,「実耳の機器からの実際の測定値。聴力器具。(Real Measurement from Real Ear Equipment.Hearing Instruments)」,vol.42,No.3,1991,pp.17-18 )。しかしながら、従来の聴力測定及び実耳の測定(REM)機器の制限、及び 、臨床装備での提唱されたプロトコルの有効性に関する他の要因によって、多数 のこれらのプロトコルはまだ広く受け入れられていない。 補聴器を使用しての聴力リハビリテーションは、医療的に、もしくは他の方法 では処置できない多数の聴力障害の個人にとって唯一実行可能な選択である。十 分な聴力測定評価は、補聴器を調整する前に要求される最初のステップである。 一般的に、純音及び1もしくは1よりも多くの音声の知覚テストが、基本的な聴 力測定テスト一式に含まれる。閾値を超えた測定値もまた、閾値オージオグラム テストで得られた周波数応答特性図に加えて、聴力ダイナミック範囲特性図を確 立するために取得される。それから、聴力測定評価に続いて、補聴器を、処方し 、選定し、注文し、その後、製造者から受け取った後、もしくは診療所で組み立 てた後、試験し、調整する。一般的に、補聴器の電気音響的なパラメータの調整 もしくは決定は、多数の処方規定の内の1つに基づく所望の目標の特性を達成す るための客観的な測定と様々な音量レベルの音声や他の音への個人の主観的な応 答に基づく主観的な測定との組み合わせを含む。 ヘッドホン、インサート、もしくは音場スピーカーを使用する従来の聴力測定 方法は、現実の受聴条件下での音の伝送を表さない方法で、個人の耳に音響エネ ルギーを与えることに頼っている。従来の聴力計は、各々の耳に対して個々に、 様々な音調、音声、ノイズ刺激を与える。従って、従来の聴力計は、個人の両耳 統合の利点を調査すること、もしくは3次元の音環境での聴覚能力を評価するこ とができない。 従来の聴力測定方法の別の主な不都合は、耳道の内側に関する個人の聴覚能力 を、dB SPLのような絶対的、物理的なもので、正確に、かつ、客観的に評 価して、補聴なしの評価結果を補聴器要求と相関させるような方法が不能である ことである。1つの例外は、Ensoniqによって開発されたプローブ−マイク−校 正の調整システムである。そのシステムは、テストの正確さに取り組むのみであ る(Gauthier,E.A.,Rapisadri,D.A.,「閾値、閾値、閾値…すなわちそれは 何?聴力器具。(A Threshold is a Threshold is a Threshold…or is it?: Hearing Instruments)」,vol.43,no.3,1992)。 更に、従来の聴力測定器具及び方法は、1もしくは1よりも多数の処方された 補聴器の電気音響性能をシミュレーションすることができず、また、個人の固有 の受聴要求に適した現実の音響条件で、それらのシミュレーションされた機能を 評価することができない。 70年代及び80年代に流行したマスター補聴器の概念は、補聴器のユーザーに、 シミュレーションされた補聴器を与える器具を含む(「再評価される選定器具/ マスター補聴器(Selection Instrumentation/Master Hearing Aids in Review )」,Hearing Instruments,vol.39,No.3,1988を参照)。Veroba等は、患 者制御の補聴器モジュールを説明しており(米国特許4759070「患者制御 のマスター補聴器(Patient Controlled Master Hearing Aid)」,Jul.19,198 8)、それは、耳道に挿入され、例えば、アナログ回路ブロックといった多数の 信号処理選択を個人に提供するテストモジュールに接続される。聴覚障害者の頭 部の周りに配置された1セットのスピーカーを介して、テープデッキから再生さ れた実際のことば(real-word)の音(声を削除)を聴力障害者に与える中で、 削除のトーナメント方法によって、補聴器特性を決定する。システムの調整処理 は、聴力障害者の主観的な応答に基づいており、その聴力障害者は、信号処理の 選択案を続けて決定し、推定上、結果、最適な調整に到達しなければならない。 プログラム可能な聴力比較器として商用で知られ、必然的に時代後れの製品で あるVerobaシステムを介しての調整処理は、補聴器を選定して調整するための何 らかの客観的な測定もしくは校正を含まない。実際、全体の調整処理は、聴力障 害者の主観的な応答に基づいている。明らかに、殆どの聴力障害の個人は、独力 で、タイムリーかつ効果的な方法で、様々な受聴環境下で、補聴器の様々な複雑 な相互関係のある電気音響パラメータのスペクトルを探査できない。Verobaの深 刻な限界は、それが、シミュレーションされた補聴器の性能を客観的に評価する 方法も、聴力測定評価過程の中で先に決定された個人の補聴なしの応答に、補聴 ありの能力を関連させる方法も教示していないことである。 Verobaのシステムにおける主な根拠のない主張は、テープデッキ再生装置及 び聴力障害の個人の頭部の周りに配置されたスピーカーによる現実の音響環境の シミュレーションである。しかしながら、再生される録音音響信号は更に、スピ ーカー特性、耳/頭部に関するスピーカーの位置、部屋の音響特性、すなわち、 壁の反射及び音響吸収によって音響的な変化を受ける。テープデッキと個人の耳 との間の伝送チャネルにおける全ての特定の音響的な変化を引き起こすものを計 算に入れずに、現実の受聴条件をVerobaもしくは何らかのこのようなシステムで 実現することはできない。更に、Verobaは、例えば、特定の音響境界条件を有す る3次元の音響空間内の特定の位置に音響源を投影することによって、その録音 形式から音響条件を操作することができない。 別の補聴器のシミュレータであるBreakthrough,Inc.によって開発されたIT S補聴器シミュレータは、様々な補聴器の出力から得られたデジタル録音のコン ピュータデジタルオーディオ再生装置を提供する(「ITS補聴器シミュレータ (ITS-Hearing Aid Simulator)」,Product brochure,Breakthrough,Inc.,1 993を参照)。各々の録音部分は、特定の音響入力、受聴シナリオ、補聴器モデ ル、補聴器電気音響設定に相当する。録音部分は、ハードディスク、もしくは、 コンパクトディスク読み出し専用メモリのような、他の既知の型のメモリ記憶装 置上に、メモリ領域を必要とする。聴力障害の個人に対する補聴器、補聴器の設 定、入力刺激の全ての可能な組み合わせを考慮する時、このデジタル録音に基づ くアプローチは、これらの任意の選定を実施不可能にする。更に、提唱されてい る補聴器シミュレータで、補聴器ベントサイズの作用、関連の閉鎖作用、挿入深 さ、個人の外耳をシミュレーションすることはできない。何故ならば、そのシミ ュレータは従来のトランスデューサー、すなわちヘッドホン及び挿入イヤホンを 頼りにしているからである。 同様の理由から、多数の他の商用的に使用可能なマスター補聴器システムは、 現実の受聴環境における補聴器を正確にシミュレーションする能力がない。更に 、これらのシステムは、シミュレーションされた補聴あり対補聴なし条件を評価 するための客観的な測定方法を含まない。これら及び他の理由から、事実上、今 日、全ての調整される補聴器は、マスター補聴器もしくは補聴器シミュレータ器 具を使用せずに調整される。 最新技術のREM機器は、耳道中の音響応答測定を可能にする。一般的に、音 響刺激は、REM機器自身によってつくられ、頭部の横断面に関して、一般的に 、0度の方位角に配置された1台のスピーカーもしくは45度の方位角に配置さ れた2台のスピーカーを介して伝送される。応答測定値、すなわち実耳の伝達関 数に対するフリーフィールドは、特別なスピーカー−耳の関係で、耳ごとに単一 の伝達関数を提供するだけなので、必然的に1次元であり、従って、実耳の応答 の多次元特性図を確立することができない。従来のREM及び方法の別の不都合 は、実音声の刺激提供の欠如である。何故ならば、殆どのREM機器は、純音、 純音スィープ、音声ノイズ、他の音声のような刺激を提供するのみだからである 。これらの刺激は、補聴なし、及び、補聴あり条件の中で、聴力障害の個人にと って重要であるかもしれない特定の音声セグメントへの応答を探査しない。 電気音響補聴器測定に関する最近の開発は、より現実的な条件での補聴器のテ ストを含む。純音及び音声のようなノイズ信号の代わりに、実音声信号を、推奨 のテストプロトコルで使用する。そして、dB SPL対周波数における音響エ ネルギーの時間経過順の、すなわち時間の分析を示すスペクトログラム図表を、 補聴器の入力対出力と比較する(Jamieson,D.,「需要者に基づく電気音響補聴 器測定(Consumer-Based Electroacoustic Hearing Aid Measures)」,JSLPASu ppl.1,Jan.1993を参照)。提唱されるプロトコルの限界は、囲まれた部屋に おけるスピーカーを介しての補聴器への特定の音声の伝送方法による制限された 音響現実性、及び、聴力と音量不快に対するスペクトログラム図表の関係を直接 示さないスペクトログラム図表の制限された値である。 他の最近の開発は、ヘッドホントランスデューサーによる3次元の音提供を含 む(Wightman,F.L.,Kistler,D.J.,「フリーフィールド受聴のヘッドホンシ ミュレーション。I:刺激合成。(Simulation of Free-Field Listening.I:S timulus Synthesis)」,JASA.vol.85,no.2,1989,pp.858-867及びWightm an,F.L.,Kistler,D.J.,「フリーフィールド受聴のヘッドホンシミュレーシ ョン。II:精神的な確認。(Simulation of Free-Field Listening.II:Psycho physical validation)」,JASA.vol.85,no.2,1989,pp.868-878を参照) 。これらの3次元効果は、ヘッドホンもしくはスピーカーを介して、フ リーフィールド信号への耳道内の音響応答を再度つくることによって実現される (米国特許番号4118599「立体音響の音再生システム(Stereophonic Sou nd Reproduction System)」,Oct.3,1978;米国特許番号4219696「音 イメージ局在性制御システム(Sound Image Localization Control System)」 ,Aug.26,1980;米国特許番号5173944「頭部関連伝達関数疑似−立体 音響効果(Head Related Transfer Function Pseudo-Stereophony)」,Dec.22 ,1992;米国特許番号4139728「信号処理回路(Signal Processing Circ uit)」,Feb.13,1979;米国特許番号4774515「高さインジケータ(Al titude Indicator)」,Sep.27,1988を参照)。これは、頭部関連伝達関数( HRTF)に基づく音源信号のデジタルのフィルタリングを含む。HRTFは、 必然的に、3次元空間における実耳の補聴なしの応答(REUR)であり、頭部 シャドーイング(shadowing)、耳介、耳甲介、耳道から生じる周波数従属の振 幅及び時間遅延測定値である。HRTFは、ヘッドホンで局在化される音の具体 化を可能にする。HRTFで処理される音信号は、信号処理パラメーターの制御 に従って、フリーフィールド受聴体験を受聴者に提供する。 3次元オーディオにおける現在の研究及び開発の努力は、商用の音楽録音、再 生の質の向上、人−機械インターフェースの向上(Bagault,D.R.,「空間的な 聴力表示を使用するコールサイン了解度改善(Call Sign Intelligibility Impr ovement Using a Spatial Auditory Display)」,Ames Research Center,NASA Technical Memorandum 104014,April 1993;Begault,D.,Wenzel,E.,「音 声のヘッドホン局在性限定(Headphone Localization of Speech)」,Human Fa ctors,25(2),pp.361-376,1993を参照)及び仮想現実システム(「PC互換 性のビーチトロン3次元オーデイオ(The Beachtron-Three-dimensional audio for PC-compatibilities)」,reference manual,Crystal River Engineering ,Inc.,Revision D,Nov.,1993を参照)に主に集中されている。一般的に、個 別に配慮されていないHRTFセットを使用するので、これらの3次元オーディ オシステムの目的は、おおよその仮想音響環境における場面に応じた認識をシミ ュレーションするのに限定されてきた。 補聴なし、シミュレーションされた補聴あり、補聴あり条件の客観的な耳道内 の聴力評価における3次元オーディオの適用は、既知の聴力測定技術からの重大 かつ非常に有用な新たな発展である。 本発明の概要 本発明は、補聴なし、シミュレーションされた補聴あり、補聴あり条件の人間 の聴覚能力の評価で使用されるシステムである仮想電気音響聴力計(VEA)を 提供する。1対の耳道内の人工装具(ICP−intra-canal prostheses)を個人 の2つの耳道に配置して、音響刺激を伝送する。部分的に、ICPに挿入される プローブ測定システムは、全ての聴力評価の中で、鼓膜近くで、耳道内の応答条 件を測定し、このようにして、補聴なし、シミュレーションされた補聴あり、補 聴ありの評価条件における応答を相関させるための共通の基準点を提供する。こ のような聴力評価の結果に従って規定された固有モジュールの補聴器はまた、高 度の設定可能な電気音響及び電気信号処理要素を含むことを規定される。 補聴なし評価の中で、システムは、純音閾値、不快な音声レベル(UCL)、 音声受信閾値、音声識別力といったような聴力測定テストを実施する。他の主要 な聴覚処理(CAP)テストと同様に、これらの周辺の聴力テストは、相対聴力 レベル(HL)で与えられる従来の刺激とは異なる絶対音圧レベル(SPL)で 、鼓膜近くで測定された音響刺激に応答して、人間の聴覚能力を評価する。 VEAの別の重要な特徴は、3次元空間の現実の受聴環境で受信される信号を 表す音響信号を、合成、もしくは生成するその能力である。これは、部屋の音響 、大気の吸収、拡散損失、内耳遅延、外耳のスペクトル整形、他の身体作用の様 々なフィルタリング効果を組み込むことによって実現される。例えば、教室の教 師である話者(teacher-talker)を表す受聴条件を、デジタルで合成し、そして 、ICPを介して、子供に伝送し、教室環境における彼/彼女の補聴なし及び補 聴あり受聴能力を評価する。空間化された主要な音声信号、すなわち、教師の信 号に加えて、学校の子供のノイズを表す空間化された競合する信号を選択的に与 え、バックグランドのノイズが存在する中での子供の音声識別能力を更に評価す る。 補聴なし評価方法は、通常、人間が音を聞く条件に類似する受聴体験中の両耳 を含み、各々の耳は、各々の耳と様々な仮想音源との間の関係に従って音響エネ ルギーの一部を受信する。対照的に、従来の聴力測定方法は、例えば、一方の耳 に音声を与え、もう一方の耳に競合するノイズを与えるといったように、頭蓋内 の音響刺激を各々の耳に個々に与える。 VEAシステムのシミュレーションされた補聴あり評価は、所望の補聴器の電 気音響性能を、音響信号の補聴なしデジタル合成に組み込むことによって達成さ れる。シミュレーションされた補聴器の電気音響パラメータは、マイクロホン及 び受信器の伝達関数、及び、増幅器とフィルタ特性を含む。 特定、もしくは、一般化された音響モデルは、シミュレーションされた補聴器 処理の入力にデジタルで与えられる。特定の音響モデルは、評価を受ける個人に とって重大であり、また、操作医によって選定され、操作され得る受聴シナリオ を表す。例えば、特定の音源−耳の関係がある教室環境モデルにおける教師であ る話者の音源モデルを表す。このような特定のシナリオの代表的な目的は、シミ ュレーションされた補聴器の電気音響特性を最適化することによって、音声の了 解度を最大化することである。一般化された音響条件は、標準を定める応答デー タに関連する受聴シナリオを表す。一般化されたモデルの一例は、W−22のよ うな特定の空間化されたバックグランドのノイズを有する聴力学の単語表である 。テストの点は、システムのメモリに記憶された一般的な標準モデルの標準を定 めるデータと比較される。 VEAシステムはまた、個人の耳の固有の作用のために、デジタル合成処理に よってシミュレーションすることができない他の補聴器の効果をシミュレーショ ンする。これらは、閉鎖作用、ベンティングサイズ、振動フィードバック電位を 含む。閉鎖作用は、耳道が補聴器で閉鎖された時に、個人自身の声の知覚特性に 変化を生じる現象である。 加えて、VEAシステムは、3次元空間で、様々な個別に配慮された音響伝達 関数を測定する方法を提供し、それらの伝達関数は、様々な合成処理の中で、個 人用の仮想音響条件をつくるように組み込まれる。 図面の簡単な説明 図1は、本発明に従うVEAシステムの主要な構成要素を示すブロックレベル の概要図であり、個人の耳道に挿入された2つのICP人工装具と、プローブマ イクロホンシステムと、デジタルオーディオシンセサイザーモジュール、デジタ ル聴力計モジュール、仮想音響空間測定モジュールを含むコンピュータシステム とを含む。 図2は、本発明に従うデジタルオーディオシンセサイザーモジュールのブロッ クレベルの概要図である。 図3は、本発明に従うデジタル聴力計モジュールのブロックレベルの概要図で ある。 図4は、本発明に従う仮想音響空間測定モジュールのブロックレベルの概要図 である。 図5は、本発明に従う仮想音響空間測定システムのブロックレベルの概要図で ある。 図6は、仮想音響空間テストの間、患者の頭部を配置するために使用される調 整可能な椅子の透視図である。 図7は、本発明に従う仮想音響空間測定システムにおけるスピーカーの配置を 示す概要図であり、横断面のスピーカー及び矢状面のスピーカーを含む。 図8は、本発明に従う2次元の横断面の地点m1及びm2で測定された伝達関 数からの地点i3における伝達関数の補間の一例を示す概要図である。 図9は、本発明に従う補聴なし聴力評価条件用の現実の受聴シナリオの実現の 一例を示す概要図であり、特に、子供の受聴者の右と左の耳への直通の音響経路 PR1とPL1、及び、初期の反射経路PR2とPL2を含む教師である話者/子供の受 聴者のシナリオを示す。 図10は、本発明に従う補聴なし聴力評価条件用の規実の受聴シナリオ実現の 一例を示すブロックレベルの概要図であり、特に、補聴なし評価中の、教師であ る話者/子供の受聴者のシナリオの製法の表示を示す。 図11は、部分的に切り出された、本発明に従う耳道に浅く配置するための補 聴器を表すICP−ITE用の耳道内の人工装具(ICP)を示す透視図である 。 図12は、部分的に切り出された、本発明に従う耳道に深く配置するための補 聴器を表すICP−IT用の耳道内の人工装具(ICP)を示す透視図である 。 図13は、本発明に従う耳道内の人工装具(ICP)の表面カバー(face-pla te)の端を示す透視図であり、表面カバープローブ管ホルダー及びプローブ管配 置を含む。 図14は、部分的に切り出された、本発明に従う2つの部分のICP構成用の ICPコアモジュールを示す側面図である。 図15は、部分的に切り出された、本発明に従うICP−ITE構成用の調整 可能なベントインサート及びICP−ITEスリーブを示す側面図である。 図16は、部分的に切り出された、本発明に従う2つの部分のICP構成用の ICP−ITCスリーブを示す側面図である。 図17は、部分的に切り出された、本発明に従う完全な2つの部分のICP− ITCの組み立て品を示す側面図である。 図18は、部分的に切り出された、本発明に従うプログラム可能なベントを有 するICPを示す側面図である。 図19は、部分的に切り出された、本発明に従う補聴器、及び、ICPへの直 接音響結合方法を示す側面図であり、磁引力方法による直接音響カップリングを 含む。 図20は、部分的に切り出された、本発明に従う補聴器、及び、ICPへの直 接音響結合方法を示す側面図であり、音響カップラ方法による直接音響カップリ ングを含む。 図21は、部分的に切り出された、本発明に従う補聴器、及び、ICPへの直 接音響結合方法を示す側面図であり、プログラミング及び音響カップリングイン ターフェースを含む。 図22は、部分的に切り出された、本発明に従う補聴器、及び、音響カップラ チップを介してのICPへの音響カップリングを示す側面図である。 図23は、本発明に従う仮想電気音響聴力計システムによって提供される調整 処理の一例を示すブロックレベルの概要図である。 図24は、本発明に従う基準測定モジュールを示す図式のコンピュータ表示で ある。 図25は、本発明に従う補聴なし評価モジュールを示す図式のコンピュータ表 示である。 図26は、本発明に従う予測された補聴ありモジュールを示す図式のコンピュ ータ表示である。 図27は、本発明に従うシミュレーションされた補聴あり評価モジュールを示 す図式のコンピュータ表示である。 図28は、本発明に従う補聴あり評価モジュールを示す図式のコンピュータ表 示である。 図29は、本発明に従って、1個人の、5kHz及び15kHzの音の場合の 、測定されたSPL対鼓膜からのプローブチップの距離の変化性を描く線グラフ である。 図30は、本発明に従って、プローブが鼓膜から6mmの所に進んでいる間に 、5kHz及び15kHzについて測定されたSPLを描く棒グラフである。 図31は、本発明に従って、プローブが鼓膜から5mmの所に進んでいる間に 、5kHz及び15kHzについて測定されたSPLを描く棒グラフである。 図32は、本発明に従って、プローブが鼓膜から4mmの所に進んでいる間に 、5kHz及び15kHzについて測定されたSPLを描く棒グラフである。 図33は、本発明に従う右耳用の予測された補聴あり評価を使用する教師であ る話者/子供の受聴者のシナリオの一例を示すブロックレベルの概要図である。 図34は、本発明に従う右耳用のシミュレーションされた補聴あり評価を使用 する教師である話者/子供の受聴者のシナリオの一例を示すブロックレベルの概 要図である。 図35は、本発明に従う指向性マイクロホンを有するシミュレーションされた 補聴器を示すブロックレベルの概要図である。 図36は、本発明に従う補聴あり聴力評価条件用の現実の受聴シナリオの実現 の一例を示すブロックレベルの概要図である。 図37は、シミュレーションされた補聴器の振動フィードバックの予測及びシ ミュレーションの場合の一例を示すブロックレベルの概要図である。 本発明の詳細な説明 ここでの説明の目的のために、以下の定義を一貫して適用する。 ウィンドゥ:コンピュータ画面上に表示されるグラフィク領域を称し、論理 的で機能的な方法に従って、共にグループ化された制御、対象、エントリーフィ ールド、プロットの集合を表す。 アイコン化:アイコンとして示されるアクティブなウィンドゥを称する。その 表示は不能にされているが、コンピュータ画面上のアイコンをクリックすること によって、使用可能にすることができる。 ここで説明される仮想電気音響聴力計(VEA)は、補聴なし、シミュレーシ ョンされた補聴あり、補聴あり条件における聴力評価で使用される単一の器具で ある。VEAはまた、評価及び調整処理の中で、現実の音響刺激のデジタル合成 と耳道内応答測定値との組み合わせを使用する補聴器調整及び分析のための新し い方法を提供する。 図1は、VEAシステム15の好ましい実施例の主要な構成要素を示す。補聴 器と類似の方法で、音響刺激25を伝送するために、一対の耳道内の人工装具( ICP)22を個人の耳道21に挿入する。各々のICPは、音響信号を鼓膜2 6へ伝送するために、受信器、すなわちスピーカーを含む。ICPはまた、受信 器生成の音響刺激と個人の耳道特性の固有の相互作用から生じる音響応答を測定 するために、プローブ管24を含む。プローブ管24及びプローブマイクロホン 23から成るプローブマイクロホンシステムは、耳道21からの音響信号を測定 し、音響信号を表す電気信号を提供する。応答キーボード27は、様々な聴力評 価テストの中で、テスト対象者20からの応答を登録するために準備される。 各々のICP受信器22は、デジタル聴力計モジュール19に電気的に接続さ れる。その聴力計モジュールは、ICP受信器22及びプローブ測定システム2 3を含む様々な聴力測定トランスデューサーへのインターフェースを提供する。 デジタル聴力計モジュールは、様々なモジュール間のケーブルを介して、デジタ ルオーディオシンセサイザーモジュール18及び仮想音響空間測定モジュール1 4に接続される。仮想音響空間測定モジュールは、複数のテストスピーカーに接 続するための出力端子16を含む。これらのモジュールを、標準のパーソナルコ ンピュータ(PC)11に、あるいは、その中に含むことができ、そのパーソナ ルコンピュータはまた、メモリ記憶装置17、表示モニター10、キーボード1 2、マウス13のような標準のコンピュータの付属品を含む。メモリ記憶装置は 、システムメモリ17とひとまとめにして称される。 図2、図3、図4に、デジタルオーディオシンセサイザー、デジタル聴力計、 仮想音響空間測定モジュールのブロック図を示す。 本発明の好ましい例では、デジタルオーディオシンセサイザー、デジタル聴力 計、仮想音響空間測定モジュールは、パーソナルコンピュータの産業標準アーキ テクチャー(ISA)−バスインターフェース34及びISA−バス39を介し て、パーソナルコンピュータシステムに接続される(例えば、図2を参照)。オ ーディオ音源を表すデジタルデータは、バスインターフェース34を介して、シ ステムメモリから引き出され、デジタルオーディオシンセサイザーモジュール1 8内のデジタル信号プロセッサ33によってデジタルで処理される。それから、 デジタルで処理されたデータは、デジタル−アナログ変換器35を使用して、ア ナログ形式に変換される。通常、その変換器は、44.1kHzの変換速度もし くは要求される所望の信号帯域幅に応じて別の速度で動作する。 デジタルオーディオシンセサイザーモジュールはまた、その入力コネクター3 1を介して、テープもしくはCDプレーヤーのような(図には示されていない) 外部のオーディオ音源から、オーディオ信号を表すアナログ信号を受信する。受 信されたアナログ信号は、デジタル信号プロセッサ33によって信号を処理する ために、アナログ−デジタル変換器32によってデジタル信号に変換される。 システムのデジタル信号処理能力を増大するために、多数のデジタルオーディ オシンセサイザーモジュール(図に示されていない)を使用することができる。 特に、これは、並列な同時の両耳の信号合成に有用である。1つのデジタルオー ディオシンセサイザーモジュールの出力38を、別のデジタルオーデイオシンセ サイザーモジュールの補助入力30もしくは入力31に接続することによって、 多数のデジタルオーディオシンセサイザーモジュールを縦続接続する。内部及び 補助の信号は、出力の前に、モジュール内で、加算ノード36で合成される。本 発明の好ましい実施例では、2つのデジタルオーディオシンセサイザーモジュー ルを使用する。各々のモジュールは、40MHzでクロックされるMotorola DSP 56001デジタル信号プロセッサを使用する。 デジタルオーディオシンセサイザーモジュール18からのアナログ出力38は 、コネクター42を介して、デジタル聴力計モジュール19(図3)のミキサー 45に送られる。デジタル聴力計モジュールで受信されたアナログオーディオ信 号は、ミキサー回路45でミキシングされ、オーディオ増幅器回路46で増幅さ れ、聴力測定トランスデューサーインターフェース回路49を介して様々な聴力 測定トランスデューサーにインピーダンス整合されて伝送される。聴力測定トラ ンスデューサーへの出力は、ICP50(上記で説明済み。また、以下で更に詳 細に説明する。)、骨振動器51(図に示されていない)、ヘッドホン52(図 に示されていない)、個人の耳に音を伝送する他の従来の方法を含む。 オーディオ増幅器46からの増幅された信号はまた、オーディオバッファ回路 47の出力接続48から、デジタルオーディオシンセサイザーモジュール入力3 1へ送られる。ミキサー回路45はまた、マイクロホン増幅器58を介して、I CPのマイクロホン55、操作医のマイクロホン56(図に示されていない)、 患者のマイクロホン57(図に示されていない)から、オーディオ信号を受信す るための接続を含む。 入力コネクター53で受信された外部のライン−レベル信号はまた、増幅器5 4で増幅され、ミキサー回路45に送られる。応答キーパッドインターフェース 回路60は、コネクター59を介して、システムを応答キーパッドに連結して、 様々な聴力測定評価処理の間、音響刺激への個人の応答を登録するのに使用され る。操作医のマイクロホンは、デジタル聴力計モジュールに接続され、それによ って、操作医は、一対のICPを介して患者と連絡可能となる。患者のマイクロ ホンによって、患者は、患者からの口頭の応答を要求するある聴力測定テストの 間、操作医に連絡を返すことが可能になる。以下でより詳細に説明するように、 患者のマイクロホンはまた、閉鎖作用測定で使用される。 デジタル聴力計モジュールはまた、デジタル聴力計モジュールをVEAに接続 し、システムレベルで、モジュール動作を調整するPC−バス接続43及びPC −バスインターフェース回路44を含む。 VEAはまた、個人の音響伝達関数セットを評価するのに使用される仮想音響 空間測定システム(図5)を含む。図4に、仮想音響空間測定モジュール14の ブロック図を示す。仮想音響空間測定モジュールは、1セットの入力コネクター 64を介して、デジタルオーディオシンセサイザーモジュール出力コネクター3 8から、様々な音響信号を表す電気信号を受信する。入力信号レベル調整及び伝 送は、ミキサー回路65、オーディオ増幅器回路66、スピーカー伝送及びイン ターフェース回路71を介して実施される。そこから、仮想音響空間測定モジュ ールの出力は、一揃いのスピーカ−16の様々なテストスピーカーに接続される 。 仮想音響空間測定モジュールはまた、仮想音響空間測定モジュールをVEAに 接続して、システムレベルでモジュール動作を調整するPC−バス接続68及び PC−バスインターフェース回路67を含む。このような調整は、コネクター7 0及び位置決めセンサーインターフェース回路69を介して、患者の頭部の位置 決めセンサーからの、そのモジュールに接続された患者の頭部の位置を示す情報 を処理することを含む。 調整可能な椅子78は、図6に示されるように、測定空間内に適切に耳を配置 することを確実にするために使用されるのが好ましい。上下調整レバー79は、 椅子上の個人の上下の位置を調整する。背もたれ調整ノブ81は、椅子の背もた れサポート80を調整する。頭部サポート82は、椅子の上に座った個人の頭部 をサポートするように調整可能である。耳位置基準アーム84は、1セットの耳 道開口部ポインター83を、個人の耳道開口部へ向けることによって、目標の基 準を提供する。伝達関数測定の間、耳領域への音響反射を最小化するために、耳 位置基準アーム84は、基準アーム上下調整ノブ85によって、耳領域から除去 可能であるのが好ましい。 赤外線追跡方法(図に示されていない)もまた、一揃いのスピーカー(図5の 16、図7の89−94)に関して、頭部を適切な位置に配置して、維持するの に使用することができる。個人の耳たぶの真下に配置される光反射する目標対象 (図に示されていない)を使用して、入射赤外線放射からの赤外線を反射するこ とができる。適切な耳の配置は、位置決めセンセーインターフェース69(図4 )で検知される反射光によって示される。 仮想音響空間測定システムは、聴力評価処理の中で使用される様々な伝達関数 のセットをつくる。一般的に、線形システムの伝達関数は、周波数(w)に応じ て変化する強度及び位相特性を有する複素数関数H(jw)を定義する。一度、 伝達関数H(jw)が決定されると、任意の入力信号に対するシステムの応答を 予測もしくは合成することができる。 仮想音響空間測定システムにおける伝達関数のセットは、スピーカーのような 、3次元空間に配置された1セットの音響源から得られる。図5及び図7に示さ れるように、好ましいスピーカーの配置は、患者の頭部基準地点88から等距離 (d)に配置された一揃いの6個のスピーカー89−94である。頭部基準地点 88は、耳道21の開口部の中心を結ぶ線を2等分する地点として決められる。 4個のスピーカー、すなわち#1(89)、#2(90)、#3(91)、# 4(92)は、頭部基準地点88を含む横断面95に配置される。図7のAで示 されるように、スピーカー1から4は、方位角0度、45度、315度、270 度にそれぞれ配置される。3個のスピーカー、すなわち#1(89)、#5(9 3)、#6(94)は、頭部基準地点88を含む矢状面96に配置される。図7 のBに示されるように、スピーカー#1、#5、#6は、垂直角度0度、45度 、−45度にそれぞれ配置される。 図7に示される6個のスピーカー構成用の1セットの伝達関数は、頭部がスピ ーカー#1に面している場合の6対の正面測定、すなわち、右及び左耳の測定を 可能にする。更に頭部がスピーカー#1に対して反対を向いている場合(図に示 されていない)の6対の裏面測定を実施するのが好ましい。従って、全部の伝達 関数のセットは、半径(d)の球内の測定可能な地点を表す12対の測定値から 成る。12対の測定値の内、8対の測定値は横断面にあり、6対の測定値は矢状 面にある。2対の測定値は、両方の面に共通である。対の測定値は、各々の耳の 個々の伝達関数を含むだけでなく、各々のスピーカーに関する内耳の位相関係も 含む。 閉鎖されていない耳道内の鼓膜近くに配置された1対のプローブに関する伝達 関数の測定値のセットは、ここでは、補聴なし伝達関数Hua(pn,jw)と称され る。ここで、図7のAで示されるように、pnは極座標d、θ、αによって定義 されるスピーカ−nの位置であり、dはスピーカーと頭部基準地点との間の距離 であり、図7のAで示されるように、θは横断面に関する音の入射の方位角であ り、図7のBで示されるように、αは矢状面に関する垂直角度である。Hua(pn ,jw)は、大気伝播損失、及び、頭部、胴体、首、耳介、耳甲介、耳道、鼓膜、 中耳インピーダンスの作用を含む様々な音響要因が考慮される場合の、スピーカ ー#nから鼓膜への音の伝播から生じる音響伝達関数を表す。 ICPの表面カバー上に配置されたプローブ管に関する伝達関数測定もまた実 施可能である。これらの測定は、ここでは、Hfp(pn,jw)と称され、シミュレ ーションされた補聴器の表面カバー上のマイクロホン位置に相当する位置におけ る、スピーカー#nからICPの表面カバー(fp)への伝達関数を表す(以下で より詳細に説明する)。 一般的に、図8に示されるように、座標d,θ,α空間内の任意の地点pd,θ ,αにおける伝達関数H(p(d,θ,α),jw)を1セットの測定された伝達関 数から補間することができる。例えば、音源からの音圧は、通常の大気状態では 、距離に反比例することが知られている。更に、空間内のある地点の伝達関数を 、2つの最も近くで測定された伝達関数の加重平均によって近似することができ る。図8は、地点i3における横断面で、伝達関数H(i1,jw)及びH(i2,jw) から補間された近似伝達関数H(i3,jw)の一例を示す。伝達関数H(i1,jw)及 びH(i2,jw)はまた、スピーカー#1(89)及び#2(90)で測定される 伝達関数H(m1,jw)及びH(m2,jw)から補間される。 従って、 H(i3,jw)=[H(m1,jw)+H(m2,jw)]/[2*Lat(jw)] ここで、Lat(jw)は、音の大気吸収及び拡散ロールオフによる大気損失伝達関 数である。 同様に、測定された伝達関数の最も近いセットの加重平均から、3次元空間の 任意の地点における伝達関数を近似するのに、補間を使用することができる。も し、更なるスピーカー及び/もしくはスピーカー−頭部方位に関して更なる測定 を実施するならば、補間された関数の精度を改善できる。本発明の好ましい実施 例は、例えばここで説明される本発明の実施例では6であるスピーカー数と、例 えば前方及び後方の方位で2である個々の方位数との間で実施上の折衷案を使用 する。更に、もし、多数の個人の伝達関数測定から得られた統計データから決め られるならば、伝達関数の補間用の非線形加重はより適切になる。 VEAシステムによって測定される他の伝達関数は、以下を含む。 (1)ICPが個人の耳道内に配置されている時にプローブによって測定され るような、耳道内の電気音響伝達関数に対するICP受信器を表すHicp-rec(jw )伝達関数。 (2)補聴器の評価中に使用される補聴器のICPスピーカーからマイクロホ ンへの電気音響伝達関数を表すHicp-mic(jw)伝達関数。 (3)ICPの表面カバーで測定されるICPの受信器からの音響漏れ、すな わち、音響的フィードバックを表すHicp-fb(jw)伝達関数。 伝達関数Hua(pn,jw)、Hfp(pn,jw)、Hicp-rec(jw)、Hicp-mic(jw)、 Hicp-fb(jw)を様々な組み合わせで使用して、従来の評価及び調整方法では不 可能な現実性を有するような補聴なし、シミュレーションされた補聴あり、もし くは補聴あり受聴条件を表す音響信号をデジタルで合成する。 図9では、例えば、教師である話者101及び子供の受聴者102の音響環境 100を次のようにつくる。すなわち、子供の受聴者102の右及び左耳への直 線音響経路PR1とPL1及び反射経路PR2とPL2は、子供の先に測定された伝達関数か ら補間された伝達関数によって表される。 図9の環境の音響実現を図10に示す。図10では、教師である話者の音声を 表すデジタルオーディオファイル107が、システムメモリ106から引き出さ れ、デジタル信号プロセッサ114によってデジタルで処理される。デジタル信 号プロセッサは、信号処理Hua(PR1,jw)108、Hua(PL1,jw)110、Hua (PR2,jw)109、Hua(PL2,jw)111を実施し、それらの信号処理は、経 路PR1、PL1、PR2、PL2をそれぞれ表す。右及び左耳経路処理は、加算ノード11 2及び113で加算され、それぞれ右及び左のICP受信器119/120用 に、逆伝達関数1/Hicp-rec-Rt(jw)(116)及び1/Hicp-rec-Lt(jw)( 104)で更に処理される。 音を伝送するようなICP受信器と耳道の残留音量との間で発生する音響伝達 関数をキャンセルするように、逆伝達関数を提供する。それから、処理された右 及び左のデジタル信号は、デジタル−アナログ変換器115でアナログ信号に変 換され、聴力計インターフェース回路117を介して右及び左のICPに送られ る。教師である話者の音声を子供の受聴者へ伝えるといったような、仮想オーデ ィオイメージを3次元空間の特定の地点の受聴者へ伝える処理は、空間化と称さ れる。 代替案として、空間化及び対のICPを装着している受聴者への伝送のために 、デジタルオーディオデータの代わりに、操作医のマイクロホンを介しての操作 医からの生の声の信号を使用することができる。以下でより詳細に説明するよう に、空間化された音響源の仮想位置及び音量は、本発明の仮想の聴力計システム の制御下にある。 一般的に、伝達関数Hua(pn,jw)、Hfp(pn,jw)、Hicp-rec(jw)、Hicp-m ic (jw)、Hicp-fb(jw)のような線形の時間変化しないシステムの伝達関数測 定は、不連続もしくは連続の純音音響刺激を使用する。他の刺激は、音声ノイズ 、ホワイトノイズ、他の音声のようなノイズ信号を含む。疑似ランダムノイズシ ーケンス及び他の信号もまた、伝達関数を計算するのに要求される時間を減少す るために使用されてきた。計算方法は、高速フーリエ変換(FFT)、最大長シ ーケンス(MSL)、時間遅延分光法(TDS)を含む(Rife.D.,Vanderkooy ,J.,「最大長シーケンスによる伝達関数測定(Transfer-Function Measuremen t with Maximum-Length)」,J.Audio Engineering Soc.,Vol.37,No.6,Jun e 1989,pp.418-442)。MSL及びTDS測定の利点には、伝達関数への部屋の反射 作用の減少がある。本発明で使用される測定された伝達関数の重要な成分の1つ は、直線経路伝達関数である。 本発明の好ましい実施例では、最初に、VEAをその臨床構成に設置する時、 VEAのプローブマイクロホンを頭部の基準地点に校正する。これらの校正デー タは、システムメモリに記憶され、使用される各々のプローブマイクロホンの固 有の周波数応答特性及び部屋の音響の固有の特性について補正するために、伝達 関数測定の中で、後で使用される。 図11は部分的に切り出された、耳道に浅く配置するための補聴器を表すIC P−ITE用の耳道内の人工装具(ICP)を示す透視図である。図12は部分 的に切り出された、耳道に深く配置するための補聴器を表すICP−ITC用の ICPを示す透視図である。図13は、ICPの表面カバーの端を示す透視図で あり、表面カバープローブ管ホルダー及びプローブ管配置を含む。図14は部分 的に切り出された、2つの部分のICP構成のためのICPコアモジュールを示 す側面図である。図15は部分的に切り出された、ICP−ITE用の調整可能 なベントインサートを示す側面図である。図16は部分的に切り出された、2つ の部分のICP構成のためのICP−ITCスリーブを示す側面図である。図1 7は部分的に切り出された、完成した2つの部分のICP−ITC組み立てを示 す側面図である。図18は部分的に切り出された、プログラム可能なベントを有 するICPを示す側面図である。図19は部分的に切り出された、補聴器及びI CPへの直接音響結合方法を示す側面図であり、磁力方法による直接音響カッ プリングを含む。図20は部分的に切り出された、補聴器及びICPへの直接音 響結合方法を示す側面図であり、音響カップラ方法による直接音響カップリング を含む。図21は部分的に切り出された、補聴器及びICPへの直接音響結合方 法を示す側面図であり、プログラム可能な音響カップリングインターフェースを 含む。図22は部分的に切り出された、補聴器及び音響カップラチップを介して のICPへの音響カップリングを示す側面図である。図11から図22は全て本 発明に従う。 前述の図では、様々な実施例に共通な本発明のそれらの構成要素は、共通の参 照番号を持つ。例えば、図11及び図12のICPは各々、受信器136を持つ が、一方、図11の実施例中のハウジング129は、図12の実施例のハウジン グ152とは異なる。 図11から図22に示される耳道内の人工装具(ICP)は、主に、受信器1 36、受信器ポート199、プローブ管の導管134に挿入されたプローブ管1 33、ベント導管130に挿入されたベントインサート128、プローブマイク ロホン131、表面カバー122、アクリルのような柔軟性のある物質からつく られたハウジングから成る。一般的に、ICPは、信号処理及び生成を例外とし て、所望のタイプの補聴器の物理的かつ電気音響的な特性を表すように設計され る。信号処理及び生成は、コンピュータ化された仮想電気音響聴力計システムの オーディオシンセサイザー基盤によって実施される。図11及び図12は、耳道 に浅く配置された補聴器及び耳道に深く配置された補聴器をそれぞれ表すITE 及びITC ICPを示す。 本発明の好ましい実施例で使用される(Knowles Corp.of Itasca,Illinois によって製造された)受信器136は、その低ノイズ出力特性と共にその音響特 性のために選定され、商用に使用可能な補聴器で使用される受信器に類似してい る。シミュレーションされた補聴器の受信器からのICP受信器の変差は、様々 なシミュレーション処理の中で使用される補正伝達関数として、VEAシステム メモリに記憶される。プローブ管133はシリコンゴム物質から成り、約1mm の直径を有するのが好ましく、図11から図12に示されるようにICPのプロ ーブ管の導管134に挿入される。 深く耳道に挿入するICP−ITCバージョン(図12及び図17)では、圧 力の等化のために、また、浅く耳道に挿入されるICP−ITEバージョン(図 11及び図15)については、ベントインサートを収容するために、ベント導管 130を提供するのが好ましい。ICP−ITEバージョンでは、ベント導管に よって、ベント導管への様々なベントインサートを挿入して、所望の自然位の音 響特性を実現できるようになる。例えば、比較的大きな直径のベントインサート を使用して、個人自身の声の知覚音量の増大から生じる閉鎖作用を減少すること ができる。一方、より小さなベントインサートを使用して、ベントインサートを 介しての受信器からの音響漏れを削減することができる。小型のコネクターソケ ット138及びコネクタープラグ123は、付属のコネクターケーブル125を 介して、ICPをVEAシステムへ電気的に接続する。 後に説明するように、プローブマイクロホンシステムに関して、VEAシステ ムは、閉鎖作用対ICP及びベントタイプの測定を可能にする。図11、図12 、図17に示されるように、ICPはまた、2つのプローブ管ホルダー124及 び プローブ管の配置のための配置ハンドル126を含む。図13は、表面カバー管 ホルダー124を含む表面カバー122のより詳細な図を示す。図には、ICP /ITCスリーブ156及び補聴器マイクロホン位置132もまた示されている 。音響漏れフィードバック及び表面カバー伝達関数を測定する時に、この構成を 使用する。 ICPハウジング(図11の129、図12の152)は、音響干渉防止効果 を持つ柔らかい柔軟な物質から成り、快適な音響遮断を提供するのが好ましい。 いくつかのバージョンのICPは、様々な耳道の大きさに対応できる。例えば、 小さなハウジングのバージョンは、小児に適しており、一方、大きなバージョン は、大きな耳道を持つ大人に適している。伝染病の耳道を持つ個人からの伝染を 防ぐために、図11及び図12に示されるICPは使い捨てであるのが好ましい 。 図14から図17に示されるように、本発明の代替の実施例は、2つの部分の ICP構成を提供する。図15及び図16に示されるように、コア部分169( 図14)は、様々な使い捨て可能なスリーブ177に挿入される。スリーブ部分 だけが使い捨てなので、この選択可能案は、図11から図13に示される構成に 、経済的な代替案を提供する。コア部分169は、ある程度しなやかな属性を有 するのが好ましい保護物質に包まれる。減結合するキャパシタ167を使用して 、可聴のノイズを引き起こす異質の電磁気信号をフィルタすることができる。 ICPが様々な耳の形や大きさに快適に適合するように、一般的に、図15及 び図16に示されるスリーブ部分は、柔らかいアクリルのような柔軟性のある物 質からつくられる。図16は、ITC及びCICの補聴器タイプに相当する深い 耳道挿入に適切なスリーブを示す。また、図16は、ICPが耳道に挿入され ている間、音響遮断を提供する音響バッフルシステム186が示されている。 図15は、ITE補聴器タイプに相当する浅い耳道挿入用のICPスリーブを 示す。ICPコアは、図15及び図16に示されるICPを含む全てのICPの スリーブ孔179に挿入される。操作医によって選定されるICPスリーブの特 定の大きさは、実施されるテスト、個人の耳道の大きさ、補聴器シミュレーショ ン要求に応じて変化する。ICP部分とICPスリーブ部分との組み合わせの一 例を図17に示す。それは、ICP−ITCの組み立て品を表す。 図18は、ベントの大きさが電気的に制御されて調整されるベント機構の変形 を示す(Zdeblick,K.,「ミクロ構造用の大変革をもたらすアクチュエーター( A Revolutionary Actuator For Microstructures)」,Sensors Magazine,eb. 1993を参照)。これは、(Redwood City,CaliforniaのRedwood Microsystemsに よって製造されるNO-300のような)プログラム可能なミクロ−バルブ193を使用 することによって実施される。そのミクローバルブは、ミクローバルブポート1 95を介して、ベント導管197に接続されているベントの大きさを調節するシ リコンの隔壁194を含む。操作医のテスト選択に応じて仮想電気音響聴力計モ ジュールから供給される電圧レベルに従って、一般的なベントの大きさの範囲は 、.032と1.5mmの間である。 図19から図22に示されるように、ICPはまた、ICPへ接続するのに適 合する新タイプの補聴器をテストするための新規な方法において使用される。一 般的に、離れて配置されたスピーカーを使用して、音響信号を補聴器マイクロホ ンに伝送する従来の補聴器及び補聴あり聴力評価とは異なって、本発明のICP は、音響信号を、補聴器214のマイクロホン211に直接与える。本発明の音 響カップリングは、一般的に15mmよりも短いような最小の距離をつなぐ。 図19及び図21は、本発明の実施例を示す。そこでは、音響カップリングを 、磁引力方法によって実施する。このような方法では、図19に示されるように 、ICPの受信器の端上の磁気ディスク206と、補聴器マイクロホンポート2 10近くで、補聴器214の表面カバー218の一部である別の磁気ディスク2 09との間の磁引力によって、ICP受信器136を補聴器マイクロホン211 に結合する。遮断リング205は、音響遮断を提供し、カップリングにおける漏 れを最小化する。また、補聴器バッテリーホルダー221、補聴器音量制御21 9、補聴器回路212、補聴器ベント導管217も提供され、それらは全て、補 聴器装置の従来の構成部品に相当する。 更に、図21に示される本発明の好ましい実施例は、プログラム可能な補聴器 回路253を提供する。その回路は、プログラミングケーブル257でVEAか ら伝送される制御信号によるダイナミックITEテストを可能にする。図21は 、補聴器回路を本発明のVEAに接続するプログラミングケーブル257をもつ 電 気的にプログラム可能な補聴器を示す。これらの補聴器は、一般的に電気信号に よって、プログラム可能なもしくは調整可能な回路を含む。図示されている表面 カバーのプログラム可能なインターフェースは、プログラミング電気信号を補聴 器回路に伝送するのに適合したバッテリーホルダーを介している。一般的に、プ ログラミング信号及びインターフェース方法は、使用される補聴器回路の仕様に によって規定される補聴器モデルに対して固有である。これらのプログラミング 信号及びインターフェース方法は、補聴器設計の当業者にとって既知である。最 新の商用で使用可能な他のプログラム可能な補聴器は、補聴器内の適切な信号イ ンターフェース回路で、超音波もしくは赤外線の信号を使用する。 図20に示されるように、代替の音響結合方法は、音響カップラ243を介し て、ICP受信器136を補聴器マイクロホン211に接続する。本発明独特の 延長マイクロホンポート242はまた、その通常の使用の中で、補聴器214の 挿入及び除去を容易にするためのハンドルとして機能する。 図22に示される本発明の別の実施例は、補聴器214のマイクロホンポート 299への挿入に適合した音響カップラ290を使用する。マイクロホンポート 299は、音響カップラチップ291を収容するように凹所を設けられている。 別の音響結合方法(図に示されていない)は、吸盤リングを使用して、特別な インターフェース部分を備えていない既存の従来の補聴器にICP受信器を接続 する。 本発明の直接音響カップリングの主な利点の1つは、補聴器を調整もしくは評 価している間に、補聴器のマイクロホンにおいてSN比を改善することである。 主に、これは、ICPへのカップリングで、周囲の部屋のノイズから補聴器のマ イクロホンを電気的に隔離することによって実現される。 図19から図22に示されるように、本発明の補聴器はまた、プローブ管の導 管を使用して、プローブ管挿入及びプローブ測定システムによる後続の耳道内の 音響測定を可能にする。補聴器での耳道内測定の従来の方法は、補聴器の真下に プローブを配置する。それはプローブを締め付ける作用が有り、従って、測定の 精度に影響する。更に、補聴器の真下へのプローブ管の配置は、振動フィードバ ックを引き起こす音響漏れ経路をつくる。本発明のプローブ管の導管はまた、耳 道内に補聴器を配置しながら、プローブを前進させる改良された方法を提供する 。 図23で概略が示されるようなこれらの段階のシーケンスは、本発明のシステ ムに独自の代表的な調整処理を表す。本発明の好ましい実施例の仮想電気音響聴 力計システムによって提供される調整処理は、(1)基準測定264、(2)補 聴なし聴力評価265、(3)予測された補聴あり評価266、(4)シミュレ ーションされた補聴あり評価267、(5)補聴あり評価268の5段階で実施 される。しかしながら、個々の段階もしくは各々の段階の1部分を、個別に、も しくは、聴力評価を受ける個人に適するような他のシーケンスで処理することが できる。図24から図28に示されるように、各々の処理段階は、図式のモジュ ールで実施される。 第1の段階、すなわち基準測定は、基準測定ウィンドゥ(図24に開かれて示 されている)及び信号モデルウィンドゥ(図24にアイコン化されて示されてい る)を含む基準測定モジュール(図24)によって実施される。基準測定ウィン ドゥは、後の調整処理の中で使用される様々な伝達関数の測定を可能にする。 3D−REUR(3次元実耳の補聴なし応答)選択案を選定する時、上記で説 明した補聴なし伝達関数Hua(pn,jw)を測定する。選定された前方/後方の選 択に応じて、前方(スピーカー#1に面する)もしくは後方(スピーカー#1に 背中を向ける)の方位から、測定値を得る。横断/矢状選択案の選定によって、 横断面もしくは矢状面のどちらか一方の右及び左耳の伝達関数の図表を表示する ことができる。図24は、横断面の8対のHua(pn,jw)伝達関数の1セットを示 す。個人を一揃いのスピーカーに対して中央に配置することによって(上記に説 明)、また、個々の閉鎖されていない耳道内に右及び左プローブ管を配置するこ とによって測定を実施する。 本発明の別の新規な特徴は、調整された補聴器と共に、シミュレーションされ た補聴器の閉鎖作用を測定し、計量する機能である。しかしながら、閉鎖された 測定が行われる前に、閉鎖されていない耳道について基準測定が行われなければ ならない。そのプロシジャーは、ここで簡単に説明すると、「ee」のような、 その低周波スペクトルに高エネルギー量を有するのが好ましい母音を個人に発音 することを要求する。鼓膜近くに配置されたプローブで測定を行う。以下に説明 するように、開鎖作用基準測定、すなわち未閉鎖の測定は、ICPもしくは補聴 器を使用して閉鎖された耳道に関する閉鎖作用測定のために保存される。閉鎖基 準選択案が選定される時、閉鎖作用基準測定が実施される。 表面カバー応答選択案を選定する時、表面カバー伝達関数Hfp(pn,jw)(図 表は示されていない)を測定する。ICPは耳の中に配置され、図13に示され るように、プローブ管チップは表面カバーのマイクロホン位置132に配置され る。 ICP校正選択案を選定する時、実耳の伝達関数に対するICP受信器、Hicp -rec (jw)を測定する。これは、ICPのプローブ管の導管に、プローブ管が挿 入され、そして、鼓膜近くに、プローブ管のチップが挿入されることを必要とす る。 様々な応答及び校正測定中、耳道内へのプローブの適切な配置を容易にするた めに、新規な方法を使用して、耳道内のこのようなプローブの配置を最適化し、 そして、特に、鼓膜からの波反射によって耳道内に現れる定常波の作用を最小化 する。周波数に従属する定常波パターンは特徴となっており、音響及び特に実耳 の音響測定の当業者にとって既知である。本発明の新しい方法は、2つの音の音 響の提示を含む。1つは、1kHzから5kHzの範囲の低周波数の音であり、 もう1つは、15kHzから20kHzの範囲の音である。図30から図32に 示されるように、測定値に応じ、スピーカーもしくはICP受信器を介して伝 送される音信号に対する音響応答は、マイクロホンプローブシステムによって継 続的に測定されて、モニター上に表示される。 各々の音に対する個人の耳における音響応答の図表は図29に示され、プロー ブが鼓膜近くに進められるのに伴って、低周波数応答において特有の立ち上りを 示し、また、高周波数応答においてノッチを示す。このノッチは、15kHzの 音の場合、鼓膜から約5mmで発生する。プローブ挿入中の相対的な応答特性の 監視は、図30から図32のスペクトル図表で示されるような適切なプローブ配 置を示すための視覚的なコンピュータによる方法を提供する。高周波数、すなわ ち第2の音の応答において重大な立ち上がりが、一般的に、図31に示されるよ うな15dBを超える重大なノッチに続く時、一般的に、このプロシジャーの終 わりを示す。 プローブが鼓膜により近く挿入される時、低周波数、すなわち第2の音の応答 は、3dB以内の微増を示すのみである。鼓膜へのプローブチップ距離の概算が 、これらのプロシジャーで可能になるけれども、このプロシジャーの目的は、伝 達関数測定の中で、重要な周波数で現れる定常波を最小化するようにプローブを 配置することである。例えば、もし、6kHzまでの補聴なし応答測定を必要と するならば、15kHz応答でノッチを検知するまで、プローブを進めることに よって、確実に、測定エラーが6kHzで、2.5dBを超えないようにする。 第2の音としてより高周波数を選定することによって、精度を改善することがで きるが、これは、プローブを前方に進めすぎて、鼓膜の表面に接触してしまう機 会を増大する。一般的に、この接触は安全であるが、不快感を引き起こす。 鼓膜に対するプローブ距離をほとんど考慮することなく、様々な音響刺激への 応答を継続的に測定し、プローブの前進中に、適切な停止地点を検知する上記の プロシジャーを実施するために、単一、3重、合成、及び他の信号を含む他の音 の組み合わせも使用することができる。以降、適切なプローブ位置をプローブ基 準地点と称す。 図25に示されるように、第2の段階である補聴なし評価が、補聴なし評価モ ジュールによって実施される。そのモジュールは、図に開いて示されている補聴 なし分析ウインドゥ、やはり図に開いて示されている空間化ウィンドゥ、図にア イコン化されて示されている信号モデルウインドゥ、やはり図にアイコン化され て示されている聴力測定評価ウインドゥから成る。 補聴なし分析ウインドゥは、ICPが耳道内に挿入されている場合の、補聴な し条件における聴力評価についての様々な耳道内の測定及び表示を可能にする。 測定値及び図表には、オージオグラムスペクトル、ひずみ、時間分析、スペクト ログラム、2−CC曲線が含まれる。これらのテストについての音響刺激、測定 方法、及び関連の図表は、聴力学及び信号分析の当業者にとって既知である。し かしながら、以下に説明するように、可聴スペクトログラムは、本発明に固有の 新しい特徴である。 可聴スペクトログラムは、個人の聴力特性図に関して、ある信号の可聴性を示 し、また、ある音響信号の臨界の可聴特性を示すスペクトル図表である。図25 に示されるように、必然的に、可聴スペクトログラムは3次元マトリックスであ り、信号ダイナミックス(時間)及び臨界の可聴領域(CAR)対周波数を示す 2次元の図表で表される。CARは、外側の輪郭線として示され、信号モデルウ インドゥから選定される各々の信号セグメントに対して固有である。音声セグメ ントのCARは、母音の重大なフォーマットのエネルギー、発声の基本周波数の エネルギー、非周期的な周波数音のエネルギー、選定された信号モデルに応じて 、了解度、検知、もしくは認識に影響することが知られている他の基準といった ような臨界の音の特性によって規定される。 可聴スペクトログラム図表は、分析された信号と規定されたCARのスペクト ログラムとを組み合わせることによって得られ、プローブ測定されたスペクトロ グラムは、計算されて、CARにおいて、個人の測定された聴力特性図と比較さ れる。個人の聴力の閾値よりも下になる測定されたスペクトログラム値は、CA R内で、外側の輪郭領域を規定する閾値より下(B−Thresh)の値に指定 される。一方、CAR内で聴力の閾値を超える測定されたスペクトログラム値は 、閾値よりも下の領域内に領域を規定する閾値より上(A−Thresh)の値 に指定される。そして、個人の不快な音量レベル(UCL)を超える測定された スペクトログラム値は、最も内側の輪郭領域を規定する不快音量レベルよりも上 (A−UCL)の値に指定される。 一般に、結果として生じる色分けされた図表は、音声信号に対して形成される 輪郭線である。しかしながら、全ての種類の音響信号を、CAR及び個人の測定 された聴力特性図に基づく対応する可聴スペクトログラムに割り当てることがで きる。可聴スペクトログラム図表の目的は、個人の聴力特性図及び信号モデルの 臨界の可聴特性を考慮することによって、ダイナミックに受信される音響信号の 可聴性を示す迅速な図示手段を提供することである。特に、この図表は、予測さ れた補聴あり、シミュレーションされた補聴あり、補聴あり評価の中の補聴器調 整最適化処理において重要である。 空間化ウインドゥは、空間化モードもしくは頭蓋内モードのどちらかの信号表 現モードの選定を可能にする。図25に示されるように、空間化モードは、頭部 、音源、バックグランド、及び境界線の選定された空間的な関係に従って、挿入 さ れたICPを介して、選定された伝送されるべき音源及びバックグランドの信号 を両耳に与える。空間的な関係には、オーディオ音源と頭部基準地点との間の距 離(d)、方位角(θ)、垂直角度(α)が含まれる。 様々な個々及び校正の伝達関数を使用して、現実の受聴効果を有するオーディ オ信号を合成する。信号源及び対応するレベルは、信号モデルウインドゥ(図に 示されていない)から選定される。一方、頭蓋内モードは、空間化なしで、片耳 、もしくは両耳に、選定された信号及び対応するレベルを伝送する従来の音表現 方法を提供する。 信号モデルウインドゥは、音源及びバックグランド信号並びに対応するレベル の選定を可能にする。音源選定は、純音タイプ、音声、音楽、もしくは聴力学的 に重要な何らかの信号から成る。一般的に、バックグランドの信号は、競合する 音声、環境的なノイズ、聴力学的に重要な他の信号である。空間化モードで選定 される信号のレベルは、dB SPLで、フリーフィールド内の音源から1メー ターに校正されるのが好ましい。測定された耳道内の音響応答は、プローブマイ クロホンシステムによって測定されるようにdB SPLで表示されるのが好ま しい。 頭蓋内モードでは、従来の聴力測定の場合と同様に、音源及びバックグランド の信号を、右、左もしくは両耳に伝送する。頭蓋内モードで選定される信号レベ ルは、dB SPLでのレベルであるのが好ましい。上記に説明したICP校正 プロシジャーによるHicp-rec(jw)伝達関数の測定は、dB SPLでのレベル 選定を可能にする。更に、確実に、プローブ及びICPを、耳道内に適切に配置 し続けて、所望されるように、プローブマイクロホンシステムによる測定を実施 できる。 音源及びバックグランドの信号の種類、レベル、及び空間化モードの特定の選 定を、信号モデルとして規定する。表示及び分析の目的のためにシステムによっ て、1もしくは1よりも多数の信号モデルを、選定し、保存し、引き出すことが できる。信号モデルは、音声、バックグランドのノイズ、音楽、純音、マスキン グノイズ、合成信号、及び他の聴力学的に重要な信号を含む、全ての個々の音響 信号/シナリオもしくは組み合わせの音響信号/シナリオを表すことができる。 アイコン化されて示されている聴力測定評価ウインドゥは、様々な従来の聴力 測定の実施を可能にする。これは、閾値オージオグラム、最大快適レベル(MC L)、不快音量レベル(UCL)、音声受信閾値(SRT)及び聴力学の当業者 にとって既知である様々な他の聴力測定を含む。しかしながら、トランスデュー サーを様々な音響カップラで校正し、相対的な聴力レベル(HL)で、測定値を 測定する従来の聴力測定とは異なって、好ましい方法は、絶対音圧レベル(SP L)で、耳道内応答を測定する。 本発明の別の特徴は、聴力測定信号提供のモードに関する。上記に説明したよ うに、空間化ウインドゥから選定される空間化もしくは頭蓋内受聴モードは、信 号モデルウインドゥから選定される提供に影響するだけではなく、聴力測定評価 ウインドゥから選定される提供にも同様に影響する。例えば、NU−6もしくは W−22のような、一般に、従来の音声聴力測定で使用される標準聴力学単語リ ストを、従来の頭蓋内モード、もしくは代わりに、本発明に固有の空間化モード で提供することができる。 空間化された補聴なし評価の信号処理は、空間化ウインドゥの選定に基づいて 補間された補聴なし伝達関数Hua(Pn,jw)及びHicp-rec(jw)伝達関数を含む 。特定の空間化された補聴なし評価の信号処理の実施を図10に示す。 第3段階の予測された補聴あり評価は、予測された補聴あり評価モジュールに よって実施される。図26に示されるように、このモジュールによって、操作医 は、聴力障害の個人を巻き込むことなく、補聴器を選定し、その性能を予測する ことができる。そのモジュールは、図に開いて示されている補聴器選定/調整ウ インドゥ、図に開いて示されている分析ウインドゥ、図にアイコン化されて示さ れている信号モデルウインドゥ、図にアイコン化されて示されている空間化ウイ ンドゥ、聴力測定評価モジュールから成る。必然的に、信号モデル、空間化、聴 力測定評価ウインドゥは、補聴なし評価段階で説明したウインドゥと同一である 。 補聴器選定/調整ウインドゥは、補聴器の選定及び後続の調整を可能にする。 選定/調整の予測された結果は、隣接する予測された分析ウインドゥの選定され た図表上に示される。選定される補聴器選定の自動/手動の選択案に応じて、補 聴器の選定を自動もしくは手動にすることができる。自動選定は、選定された調 整アルゴリズム、及び、聴力障害者及び操作医によって選定された様々な他の基 準に基づいて、1もしくは1よりも多数の補聴器を選定することを含む。POG O、Berger、NAL−IIのような従来の調整方式及び方法を提供する。 好ましい調整方法は、可聴スペクトログラムを最適化するような、人間を用い るダイナミック可聴方法である。これは、閾値より下(B−Thresh)及び 不快音量レベルの上(A−UCL)輪郭領域を最小化しつつ、閾値より上(A− Thresh)輪郭領域を最大化する図表に対応する。選定された基準に最も良 くマッチする補聴器モデルが、システムメモリから自動的に得られる。 代わりに、使用可能なモデルのリストから1もしくは1よりも多数の補聴器を 選定することによって、手動選定を実施することができる。補聴器モデルは、信 号モデルの信号処理に使用される全ての必要な電気音響パラメータを含む。信号 処理の結果を、予測された分析ウインドゥで、分析及び図表を描く目的のために 使用する。選定された補聴器調整自動/手動選択案及び調整方法に応じて、選定 された補聴器モデルの補聴器パラメータを自動もしくは手動で調整する。 一般的に、補聴器制御パラメータのセットは、選定された補聴器に固有である 。選定された補聴器モデルDijiLink100についての図26に示される ウインドゥ例では、制御パラメータは、音量制御(VC)、低周波数カット(L FL)、圧縮閾値ニー(compression Threshold Knee−TK)、マイクロホンタ イプ(MIC)、受信器タイプ(REC)、挿入されるICPのベントサイズを表す ベントサイズ選定である。もし、ベントインサート選定によって手動で、も しくは、プログラム可能なマイクローバルブベント選定によって電気的に、異な るベントの大きさを選定するならば、新しいHicp-spkr(jw)伝達関数を測定し て、分析の精度を改善するのが好ましい。 上記に説明したように、測定された表面カバー伝達関数Hfp(pn,jw)(図3 3の292、293)、補聴器伝達関数Hha(jw)(図33の294)、補聴あ りの耳についての実耳に対する測定されたICP受信器Hicp-rec(jw)伝達関数 (図33の295)を含む信号処理モデルを例外として、必然的に、予測された 分析ウインドゥは補聴なし分析ウインドゥと同一である。一般的に、補聴器Hha (jw)伝達関数は非線形であり、選定される補聴器に応じて変化する。一般的に 、 全体の補聴器伝達関数Hha-t(jw)は、マイクロホンHmic(jw)、補聴器回路Hha -rec (jw)、受信器Hha-rec(jw)の伝達関数を含む。補聴器の受信器を排除し 、代わりに、予測された補聴器の受信器と使用されるICP受信器との間の差異 を規定する受信器補正伝達関数HRec-corr(jw)を含むことによって、伝達関数Hha (jw)はHha-t(jw)とは異なる。一般的に、この補正伝達関数HRec-corr(jw )は線形伝達関数であり、VEAシステムによって与えられる。 子供の受聴者/教師である話者のシナリオについての、補聴ありの右耳及び補 聴なしの左耳用の予測された補聴あり分析処理を図33に示す。デジタル信号処 理の結果は、分析及び表示のために、システムメモリ106に記憶される。 システムメモリ中の予測されたデータの分析は、上記に説明したように、可聴 分析を含む。その図表は、臨界の可聴領域(CAR)に関して、閾値より下、閾 値より上、UCLの上の可聴輪郭線を示す可聴スペクトログラムを含む。図26 は、図25に示される補聴なし条件に対する予測された補聴あり条件における聴 力の改善、すなわち閾値より上の輪郭領域の増大を示す。 本発明に固有な別の予測測定は、人間自身の声の知覚される増幅によって特徴 づけられる、耳道へのICPの挿入によって引き起こされる閉鎖作用の測定であ る。本発明は、閉鎖作用の強度を主観的及び客観的に測定する方法を提供する。 ICPを装着している個人に、話している時に、自分自身の声を評価するように 頼むことによって、主観的な方法を実施する。もし、聴力障害の被験者にとって 不快であるという応答ならば、異なる補聴器に相当する代わりのICPを考慮す ることができる。 客観的な方法は、閉鎖された耳道内のプローブシステムを介しての応答の測定 、及び、上記に説明したように、閉鎖作用基準測定値、すなわち閉鎖されていな い耳道測定値を減ずることを含む。 一般的に、耳道の外側の患者のマイクロホン57を使用して、閉鎖作用測定の 中で、個人自身の声を記録し、閉鎖されていない耳道測定と閉鎖された耳道測定 中、確実に、一定の強度レベルにする(Mueller,H.G..,Hawkins,D.B.,North ern,J.L.,「プローブマイクロホン測定:補聴器選定及び評価(Probe Microph one Measurements:Hearing Aid Selection and Assessment)」,1992, pp.221-224)。本発明の固有の特徴は、一定の声の強度だけでなく、一定の声の スペクトル特性も不要となることである。これは、個人自身の声のスペクトル特 性の差異によって、計算された閉鎖作用測定値を調整することで実現される。 聴力学の分野では、補聴器を深く挿入することによって、特に、125Hzか ら1000Hzの範囲の低周波数で、閉鎖作用が実質的に減少することが知られ ている。従って、より小さなシミュレーションされた補聴器に相当するより小さ なICPを、後続の評価段階に対して使用することができる。 2種類のICP、すなわちICP−ITC及びICP−ITEによってつくら れる閉鎖作用を図27の図表で示す。この図表は、1個人のICP−ITE対I CP−ITCによる重大な閉鎖作用を示す。これは予想されることである。何故 ならば、ICP−ITEはより大きな残存音量をつくり、閉鎖作用はその残存音 量に正比例することが知られているからである。 プローブ基準地点でのICP測定の利点は、実施される全ての測定が、選定さ れるICPもしくは耳道内のその配置とは独立しているということである。しか しながら、新しいICPを選定して、個人の耳に挿入する時は常に、個人に正確 な空間化された音を与えるために、Hicp-rec(jw)伝達測定が必要となる。 本発明に特有の別の測定は、補聴器の表面カバーをシミュレーションする時の 、補聴器の受信器をシミュレーションするICP受信器からICPの表面カバー への音響漏れによって引き起こされる音響フィードバックの測定である。例えば 、振幅及び位相応答であるような伝達関数Hicp-fb(jw)(図37の338)を 、上記のように表面カバーで測定する。プローブ導管による音響漏れを排除する ために、フィードバック測定中、ICPプローブ管の導管からプローブ管を除去 することによってつくられる開口部を塞ぐのが好ましい。 フィードバック伝達関数の重要な用途は、シミュレーションされた補聴器の振 動フイードバックのシミュレーション及びこのような予測にある。この不要な振 動フイードバックは、補聴器の通常の働きを妨害するビュービューいう音がする (whistling)状態で現れる。図37に示されるように、選定された設定を有す るシミュレーションされた補聴器の振動フィードバックの子測及びシミュレーシ ョンは、ICPフィードバック伝達関数Hicp-fb(jw)337を組み込むことに よ って実現される。 振動フィードバックを、ICP受信器を介して、ICPを装着している個人に 対して可聴にすることができる。また、振動フィードバックを、VEAシステム に関するICPマイクロホンシステムを介して測定することができる。この特徴 によって、操作医は、振動フィードバックを最小化もしくは除去するように、シ ミュレーションされた補聴器の設定、特に、利得、周波数応答、ベントサイズを 調節することが可能となる。同様に、VEAシステムを使用して、振動フィード バックを最小化もしくは除去するように、代わりの補聴器もしくは代わりの補聴 器パラメーターのセットを選定することができる。 予測された補聴ありの分析ウインドゥはまた、他の分析及びオージオグラム、 ひずみ、時間分析、スペクトログラム、2−cc曲線の対応する図表を含む。こ れらは、聴力工学分野の当業者にとって既知である標準化された測定及び図表で ある。2−ccカップラ曲線は、実耳から2−ccカップラへの変換式を使用す る、測定された耳道内応答の標準2−ccカップラ曲線への変換を含む。一般的 に、純音のような標準信号モデルが、2−ccカップラ測定で必要とされる(「 補聴器特性の使用(Specification of Hearing Aid Characteristics)」,ANSI -S3.22-1987,American Standards National Instituteを参照)。本発明の手段 の範囲内で考えられる他の評価方法には、補聴なし、予測された補聴あり、シミ ュレーションされた補聴あり、補聴あり条件の場合の明瞭度測定(AI)が含ま れる。 子測された補聴ありモジュールの目的は、聴力障害の個人をまきこまずに、選 定された信号モデル、選定された補聴器パラメーターのセット、個人の聴力特性 図に従って、選定された補聴器の性能を客観的に予測することである。 第4段階のシミュレーションされた補聴あり評価は、図27に示されるように シミュレーションされた補聴あり評価モジュールで実施される。このモジュール によって、操作者は、1もしくは1よりも多くの補聴器を選定し、それらの可聴 特性をシミュレーションすることが可能となる。そのモジュールは、図に開いて 示されている補聴器シミュレーションウインドゥ、図に開いて示されているシミ ュレーションされた補聴あり分析ウインドゥ、図にアイコン化されて示されてい る信号モデルウインドゥ、図にアイコン化されて示されている空間化ウインドゥ 、図にアイコン化されて示されている聴力測定評価モジュールから成る。信号モ デル、空間化、聴力測定評価ウインドゥは、上述のウィンドゥと必然的に同一で ある。補聴器シミュレーションウインドゥは、予測された補聴あり評価モジュー ルの補聴器選定/調整ウインドゥと必然的に同一である。同様に、シミュレーシ ョンされた補聴あり分析ウインドゥは、予測された分析ウインドゥと必然的に同 一である。 シミュレーションされた補聴あり評価モジュールの主要な差異は、シミュレー ションされた補聴あり条件を合成し、その可聴の結果を聴力障害の個人に与える モジュールの能力である。別の重要な差異は、予測されたデータではなく測定さ れたデータに基づいて、モジュールによって、分析が実施されることである。上 記のように、プローブ基準地点に配置されたプローブチップを有するマイクロホ ンプローブ測定システムを介して、測定された応答を得る。 図34に示されるシミュレーションされた補聴あり信号処理の一例は、HRec-c orr (jw)を含む補聴器伝達関数Hha(jw)、及び、補聴ありの耳のシミュレーシ ョンのための表面カバー伝達関数Hfp(pn,jw)を含む。処理の結果を、デジタ ル−アナログ変換器115によってアナログ信号に変換し、個人の耳道に挿入さ れた右のICP119及び左のICP120にそれぞれ伝送する。 もし予測された補聴器のマイクロホンが指向性タイプのマイクロホンであるな らば、図35に示されるように、その指向特性を表す別個のマイクロホン伝達関 数を使用する。デジタルオーディオファイル107を、システムメモリ106か ら得て、表面カバー伝達関数Hfp (p1,jw)(図35の310)及びHfp (p2,jw )(図35の312)で処理する。ここで、p1及びp2は3次元空間の2地点を表 す。p1及びp2からの信号経路は、直線経路及び第1の反射経路をそれぞれ表すこ とができる。同様に、第2の反射経路p3、p4、・・・、pn(図に示されていない) を、デジタル信号処理で表すことができる。 各々の表面カバー伝達関数ステップの結果は、地点p1、p2、・・・、pnからの各 々の信号経路の対応するマイクロホン伝達関数318、320で更に処理される 。図35に示されるように、結果は合計され326、補聴器回路伝達関数Hha- cir (jw)322、HRec-corr(jw)324によって処理される。それから、結果 生じるデジタル処理信号は、デジタル−アナログ変換器115によってアナログ 信号に変換され、聴力測定トランスデューサーインターフェース117を介して 耳道内の適切なICPに伝送される。 シミュレーションされた補聴あり分析ウインドゥは、オージオグラム、ひずみ 、時間分析、スペクトログラム、聴力スペクトログラム、2−cc曲線、閉鎖作 用、フィードバック分析の測定及び対応する図表を含む。これらの測定は、子測 された分析ウインドゥの場合の上記の測定と必然的に同一である。これらの処理 は、選定された調整処方方式/理論に基づいて補聴器処方を計算するシステムの 能力に基づいている。聴力障害の個人をまきこんで、もしくは、まきこまずに、 選定された補聴器を調整し、結果を分析して図表に描くことができる。 シミュレーションされた補聴ありモジュールの目的は、選定された信号モデル 、補聴器パラメーターのセット、個人の測定された聴力特性図、与えられた可聴 信号への客観的な応答の関数である測定された耳道内のプローブ応答に従って、 選定された補聴器の性能を客観的にもしくは主観的に最適化することである。 本発明に固有の特徴の1つは、聴力障害の個人に自然な音の知覚及び改良され た音の局在化をつくるシミュレーションされた片耳もしくは両耳の補聴器システ ムの特性を計算する能力である。これは、表面カバー伝達関数と共に、各々の耳 に対する補聴なし伝達関数にマッチする合成された伝達関数をつくるシミュレー ションされた補聴器伝達関数を選定することによって実現される。一般的に、マ ッチング要求には、周波数及び位相応答が含まれる。しかしながら、強度応答は 変化することが想定される。何故ならば、殆どの聴力障害の個人は、聴力損失を 補償するために増幅を必要とするからである。 一度、VEAシステムシミュレーションによって、補聴器の選定及び最適化処 理を完了すると、シミュレーションされた補聴器の特性を、製造/組み立てのた めの補聴器の仕様に変換する。つくられる仕様には、マイクロホン及び受信器を 含むVEAシステムによってシミュレーションされた補聴器の構成部品、選定さ れたICPに従う補聴器の形及び大きさ、補聴器回路ブロック及び回路素子、補 聴器パラメータの設定、ベントタイプ/大きさが含まれる。VEAシステムの 目的は、詳細な仕様を製造者/組み立て者に提供して、好ましいシミュレーショ ンされた補聴器に密接にマッチする、片耳もしくは両耳にマッチする補聴器シス テムを製造し、組み立てることである。実際の補聴器は、図27に示されるよう な注文メニューから注文され、詳細な補聴器の仕様を印刷出力する。 処理の最終段階の補聴あり評価は、図28に示されるような補聴あり評価モジ ュールによって表される。このモジュールは、図に開いて示されている補聴あり 評価ウインドゥ、図に開いて示されている補聴あり分析ウインドゥ、図にアイコ ン化されて示されている聴力測定評価ウインドゥ、図にアイコン化されて示され ている信号モデルウインドゥ、図にアイコン化されて示されている空間化ウイン ドゥから成る。後者の3つのウインドゥは、予測された補聴あり評価及びシミュ レーションされた補聴あり評価ウインドゥのウインドゥと必然的に同一である。 補聴あり評価ウインドゥは、図21に示されるようなプログラム可能な補聴器の 場合、製造された補聴器パラメーターの電気的な調整を可能にし、もしくは、図 20に示されるような手動で調整される補聴器の場合、提案されたパラメーター 設定の表示を可能にする。 測定値及び対応する図表が、予測されたもしくは合成された信号、すなわちシ ミュレーションされた補聴ありの応答分析ではなく、個人の耳道内に挿入された 実際の補聴器からの応答を反映すること以外は、補聴あり分析ウインドゥは、補 聴なし、予測された補聴あり、シミュレーションされた補聴あり評価処理ステッ プの分析ウインドゥに類似している。 図19−図21に示されるように、直接、空間化された音を補聴器のマイクロ ホンに結合することによって、合成された現実の音響信号を補聴器に与えられる 。図36に示されるように、表面カバー伝達関数Hfp(pn,jw)及び与えられた ICP受信器からマイクロホンへの伝達関数Hicp-mic(jw)は、デジタル合成処 理で使用される。右耳及び左耳の表面カバーの伝達関数Hfp(pn,jw)340、 342に対してフリーフィールドで個々に処理するために、空間の位置pnのオー ディオ音源を表すデジタルオーディオファイル107をシステムメモリ106か ら引き出す。点線の四角形341,343で一まとめに示されている追加のオー ディオ音源のフィルタリングもしくは反射経路のフィルタリングを反映する他の パ ラレル処理は、右112及び左113の加算ノードで加算される。逆伝達関数1 /Hicp-mic(jw)344、345を適用することによって、加算ノードの出力は 更に、ICP受信器から補聴器マイクロホンへの結合作用を補償するように処理 される。補聴器351のマイクロホン350に供給される音響信号は、空間化、 信号モジュール、聴力測定評価ウインドゥを介して、VEAシステムの操作者に よって選定され、制御された特性を有する空間化された信号を表す。 また、上記のようにICPに結合された補聴器の電気音響テストを、耳道の外 で実施することができる。例えば、補聴器の受信器出力を2−ccのカップラ入 力に接続することによって、2−ccカップラ測定を実施することができる。V EAの信号生成能力に関して、ICPは、その2−ccカップラに基づく補聴器 評価の中で、補聴器への入力として様々な音響刺激をつくることができる。同様 に、ICPの受信器の出力を2−ccカップラの入力に接続することによって、 2−ccカップラ測定を、ICPすなわちシミュレーションされた補聴器上で実 施することができる。 本発明は、今日の診断及び調整の問題を効果的に取り扱うだけではなく、聴力 学的に重要な新しいツールの基礎を提供する。例えば、対話式の訓練によって、 聴力障害の受聴能力を改善する聴力回復ツールとして、補聴あり及び補聴なし両 方の現実の音響条件を合成するシステムの能力を使用することができる。このよ うな用途では、聴力障害者に、ノイズのあるバックグランドにおける話し言葉を 表す空間化された信号を与える。その言葉は、上記の聴力測定及び方法から決め られるので可聴であるかもしれないけれども、これらの言葉は訓練されていない 聴力障害の個人にとって不明瞭であるかもしれない。口頭の応答、もしくは応答 キーパッドを介して登録された応答に応じて、VEAシステムは、応答の適切さ を指示する可聴もしくは視覚のフィードバックを聴力障害の個人に提供すること ができる。この新しいテストの目的は、聴力障害者に、わずかな聴力以上に、音 声の知覚及び了解度を改善する方法を教えることである。 本発明によって可能になる別のテストは、平面もしくは3次元空間の音を局在 化する個人の能力を決定する。一例は、最小可聴角度(MAA)検知のテストで あり、それによって、角度で、純音対周波数の最小角度セパレーションを検知す る個人の能力を決定する(Mills,A.W.,「最小可聴角度について(On the Min imum Audible Angle)」,Journal of Acous.Soc.of Am.30:237-246,1956を 参照)。更に、個人の局在化能力の比較を、補聴なし、シミュレーションされた 補聴あり、補聴あり条件全部で比較することができる。 本発明はまた、平面もしくは3次元空間における音の動きを検知する個人の能 力の測定を可能にする。例えば、特定の幾何学的及び周波数パターンで動きを表 すように、音対象を合成することができる。動きを検知する個人の障害度を評価 することができる。更に、音の動きを検知する個人の能力の比較を、補聴なし、 シミュレーションされた補聴あり、補聴あり条件の様々な受聴条件全部で比較す ることができる。 好ましい実施例を参照して、本発明をここに説明したけれども、本発明の精神 及び範囲から逸脱することなく、ここに説明した応用法の代わりに他の応用法を 用いることができることは、当業者は容易に理解されよう。従って、本発明は、 以下に包含される請求項にのみ限定される。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (81)指定国 EP(AT,BE,CH,DE, DK,ES,FI,FR,GB,GR,IE,IT,L U,MC,NL,PT,SE),OA(BF,BJ,CF ,CG,CI,CM,GA,GN,ML,MR,NE, SN,TD,TG),AP(KE,LS,MW,SD,S Z,UG),EA(AM,AZ,BY,KG,KZ,MD ,RU,TJ,TM),AL,AU,BB,BG,BR ,BY,CA,CN,CU,CZ,EE,GE,HU, IL,IS,JP,KP,KR,LK,LR,LT,L V,MG,MK,MN,MX,NO,NZ,PL,RO ,SG,SI,SK,TR,TT,UA,UZ,VN (72)発明者 アーソー リチャード アメリカ合衆国 カリフォルニア州 94063 レッドウッド シティー ベネッ ト ロード 15

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 1.聴力測定評価、補聴器処方、補聴器シミュレーション、補聴器調整のために 、合成された音響信号を再生し、鼓膜近くで耳道内の音響応答を測定するため の耳道内の人工装具を備える人間の聴覚能力の評価のためのシステム。 2.信号の配送及び測定を同時に提供する請求項1に記載のシステム。 3.聴力測定評価、補聴器処方、補聴器シミュレーション、補聴器調整のために 、合成された音響信号を再生し、耳道内の人工装具で鼓膜近くで耳道内の音響 応答を測定するステップを備える人間の聴覚能力の評価のための方法。 4.補聴器評価及び自然位の補聴有り聴力評価のために、前記耳道内の人工装具 を補聴器のマイクロホンに音響的に直接に結合するステップを更に備える請求 項3に記載の方法。 5.音響信号を個人の鼓膜に伝送するための受信器と、 耳道からの音響信号を測定し、前記音響信号を表す電気的な信号を提供する ためのプローブマイクロホンシステムとを備える耳道内の人工装具。 6.所望の測定帯域幅に対する定常波の影響を最小化するために、耳道内にプロ ーブ管を進めて配置する手段を更に備える請求項5に記載の耳道内の人工装具 。 7.前記耳道内の人工装具の圧力等化を達成するためのベント導管を更に備える 請求項5に記載の耳道内の人工装具。 8.前記ベント導管は、前記耳道内の人工装具の音響特性を変えるための選定さ れたベントインサートを更に備える請求項7に記載の耳道内の人工装具。 9.前記ベントインサートは、閉鎖作用を減少もしくは除去するように大きいの が好ましく、 また、二者択一的に、前記ベントインサートは、前記受信器からの音響漏れ を減少もしくは除去するように小さいのが好ましい請求項8に記載の耳道内の 人工装具。 10.前記プローブマイクロホンシステムは、 プローブ管と、 前記受信器によってつくられる音響刺激と個人の耳道の特性との間の固有の 相互作用から生じる音響応答を測定するためのプローブマイクロホンとを更に 備える請求項5に記載の耳道内の人工装具。 11.浅く耳道に配置するのに適合するハウジングを更に備え、前記ハウジングは 、浅く耳道に配置する補聴器を表す請求項5に記載の耳道内の人工装具。 12.深く耳道に配置するのに適合するハウジングを更に備え、前記ハウジングは 、深く耳道に配置する補聴器を表す請求項5に記載の耳道内の人工装具。 13.コア部分と、スリーブ部分とを更に備える請求項5に記載の耳道内の人工装 具。 14.前記スリーブは使い捨てである請求項13に記載の耳道内の人工装具。 15.音響遮断を提供するための音譬バッフルを更に備える請求項5に記載の耳道 内の人工装具。 16.前記ベント導管は、自然位で電気的に調整可能であるベントサイズを有する ベントを更に備える請求項7に記載の耳道内の人工装具。 17.補聴器評価及び自然位の補聴有り聴力評価のために、前記耳道内の人工装具 を補聴器のマイクロホンへ音響的に直接に結合する手段を更に備える請求項5 に記載の耳道内の人工装具。 18.磁引力によって、前記音響的な直接の結合を成し遂げる請求項17に記載の 耳道内の人工装具。 19.音響カップラによって、前記音響的な直接の結合を成し遂げる請求項17に 記載の耳道内の人工装具。 20.配置ハンドルを更に備える請求項5に記載の耳道内の人工装具。 21.表面カバー伝達関数を測定するために、耳道内の人工装具の表面カバー上に 少なくとも1つのプローブ管ホルダーを更に備える請求項5に記載の耳道内の 人工装具。 22.音響フィードバック伝達関数を測定するために、耳道内の人工装具の表面カ バー上に少なくとも1つのプローブ管ホルダーを更に備える請求項5に記載の 耳道内の人工装具。 23.音響信号を再生し、鼓膜近くで耳道内の音響応答を測定するための耳道内の 人工装具を備え、前記耳道内の人工装具は、補聴器の電気音響的及び物理的な 特性をシミュレーションするように形成されている補聴器をシミュレーション するためのシステム。
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