JPH11262094A

JPH11262094A - 逆説的補聴器

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Publication number: JPH11262094A
Application number: JP11007184A
Authority: JP
Inventors: Arthur Jampolsky; アーサー・ジャンポルスキー
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 1987-05-11
Filing date: 1999-01-14
Publication date: 1999-09-24
Anticipated expiration: 2015-02-28
Also published as: EP0349599B2; JPH02503499A; EP0349599B1; US5434924A; AU625633B2; AU1792988A; JP2935266B2; EP0349599A1; JP3012631B2; WO1988009105A1

Abstract

(57)【要約】【課題】在来の補聴器よりも格段に患者の聴力の改善が
なされ、特に、周囲に雑音があっても、スピーチに対す
る患者の聴き取りが飛躍的に改善され、スピーチを“選
択的に聴き分ける”ことができ、患者が望まない音を除
くことができる、使用の外観が良好な補聴器を提供する
ことである。【解決手段】機能的な左右の耳の聴覚系統を有する人の
一方の耳の聴力が、良好な他方の耳の聴力よりも弱い人
の両耳の聴力平衡を改善し、音声に対する聴力を含む、
異なった環境や異なった音のレベルに対する人の聴力を
改善するための方法。人の両耳で聴き取られる音の強度
差及び又は時間差が減少し、人の両耳の聴力平衡が改善
されるように、左右の耳の聴覚系統のうちの少なくとも
片方の耳の聴覚系統に受信させる音の強度及び又は到達
時間を調節する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する分野】本発明は、補聴器に関し、特に、
一見逆説的な方法で作動し、難聴者の聴力すなわち音の
聴き取り及び聴き分け能力を在来達成可能の聴力の改善
の程度よりも格段に改善できる補聴器に関する。

【０００２】

【従来の技術及び発明の解決しようとする課題】聴力に
障害をもった人（以下、患者という）は、様々な手段に
よりある程度の聴力の改善がなされてきたが、これら手
段の全てには少なくとも一つの重大な欠点があった。

【０００３】最も初歩的な聴力改善手段は、丸めた手の
ひらを耳の耳介の背後にあてて所望の方向に顔を向け
る、というものである。この手段では、丸めた手のひら
で所望の音だけを収音し、所望でない音が除かれ、これ
により聴力の改善がある程度なされる。しかし、このよ
うな手段では、耳に手をあてがう姿が不格好であり、し
かも達成される聴力の改善の程度が極めて低い、という
重大な欠点がある。

【０００４】他の初歩的な聴力改善手段は、中空円錐形
のホーンの先細の端部に形成した小さい穴を耳の外耳道
の入口付近にあてがい、所望の音だけを収音し、所望で
ない音を除く、という受動型のものである。この手段で
は、耳にあてがうホーンが大型で重量もあり、外観が悪
く、しかもこの手段によって達成される聴力の改善の程
度が極めて低い、という欠点がある。

【０００５】聴力の改善のために現在でも利用できるそ
の他の受動型の手段は、上記の手段の欠点の幾つかを解
消しているが、聴力の改善の程度が極めて低い。

【０００６】真空管やトランジスタを使用する増幅器で
始まった電子式増幅器の出現により、患者は電子式補聴
器を使用できるようになった。この電子式補聴器は、聴
力を改善するための手段としては、上記の手段と比較し
て遥かに優れたものであり、その外観も良好である。こ
のような電子式補聴器は、当初、衣服の胸ポケットや耳
介又は眼鏡等で保持し携帯する電子増幅器及びマイク
と、一対のワイヤーにて電子増幅器の出力に接続され、
外耳道に挿入するスピーカーとから構成された。

【０００７】このような補聴器の増幅器は、可聴周波数
の全範囲にわたって一様な、すなわち線形的なゲイン又
は増幅定数を有していた。その後、今日に至り、このよ
うな増幅器は、周波数選択的フィルタにより、患者の聴
力曲線に合った非線形増幅定数を有するように、改善さ
れた。つまり、補聴器の増幅器のゲイン（音量）対周波
数の特性は、通常、聴力を失う高い周波数で高いゲイン
を与えることにより、患者固有の聴力障害曲線に合わせ
られた。

【０００８】このような電子式補聴器、特に非線形型の
電子式補聴器により聴力の改善が飛躍的になされたが、
この補聴器には、全ての周波数範囲で事実上無制限のゲ
インを与える能力があるにもかかわらず、患者の大半の
聴力を比較的限定した範囲でしか回復できない、という
欠点がある。よって、適切に調節した特性を有する非線
形型補聴器を患者が装着しても、特に雑音のある場合に
は、患者の聴力は、「正常」な聴力を有する人よりも、
依然、遥かに劣るものであった。

【０００９】特に、話し手の話し言葉又はスピーチ（ｓ
ｐｅｅｃｈ）に対する患者の聴力は貧弱であり、とりわ
け、パーティや集会又は走行中の車内のような周囲に雑
音がある場合、及び駅、停留所又はカフェテリアのよう
な周囲に他の雑音がある空間においては、特に貧弱であ
った。特に、患者の「選択的に聴き分ける」能力が極め
て限定されたものであった。つまり、患者は、補聴器を
使用しても、例えば、異なる方向から干渉的又は望まな
い一つ以上の他の音がくると、特定の方向からくるスピ
ーチや他の音源を聴き取り聴き分けることが困難であっ
た。

【００１０】両耳挿入式（又は２チャンネル式）補聴器
が、Ｉｓｏａｒｄのフランス国特許第１，０６７，１２
８号（１９５４年）で提案された。左右の耳の外耳道に
挿入される各補聴器は、それぞれ別個に増幅器を有し、
一方の補聴器には、両耳で等しいしきい値となるよう
に、高い感度の耳における増幅度を低下させるための減
衰器が含まれる。しかし、Ｉｓｏａｒｄの両耳挿入式補
聴器では、音の到達時間について考慮されておらず、両
耳で聴き取られる音の強度差及び時間差についても考慮
されておらず、聴力の改善が限定されたものであり、両
耳の聴力平衡を改善するものではない。

【００１１】したがって、本発明の目的は、上述した利
用可能の補聴器よりも格段に患者の聴力の改善がなさ
れ、特に、周囲に雑音があっても、スピーチに対する患
者の聴き取りが飛躍的に改善され、スピーチを“選択的
に聴き分ける”ことができ、患者が望まない音を除くこ
とができる、使用の外観が良好な補聴器を提供すること
である。

【００１２】本発明の他の目的は、一見逆説的に作動
し、良好な耳の聴力を障害のある耳の聴力の特性に精度
よく合わせ、患者の両耳の聴力平衡を回復又は改善す
る、新規な作動原理を使用する補聴器を提供することで
ある。

【００１３】本発明のその他の目的及び利点は、以下の
説明及び添付図面を参照することにより明らかとなる。

【００１４】

【課題を解決するための手段】＜作動理論＞本願の発
明者は、上記した非線形電子式補聴器を含む従来技術の
補聴器では、左右の耳で対称的な聴き取りができない患
者の聴力の改善の程度やスピーチの聴き取りの改善の程
度が低いという点に鑑み、在来の補聴器によるこのよう
な低い改善が以下の要因によるものであることを見出し
た。本願の発明者は、患者の左右の聴覚系統（又は聴覚
経路）（音の刺激を外耳、中耳、内耳を経て脳へ伝え、
この刺激を脳で感受させるまでの系統又は経路）に到達
した音の処理が左右の聴覚系統で平衡がとられておらず
非対称（又は非平衡）となっており、このような患者の
両耳の聴覚系統に到達した音の処理能力が左右の耳でそ
れぞれ相違することを知った。このような左右の耳にお
ける聴力の非平衡には、時間遅延モードと振幅モードと
がある。

【００１５】時間遅延（単に「位相（又はシフト）」と
もいわれる）モードでは、患者の左右の耳の聴覚系統に
到達した音の処理時間が左右の耳の聴覚系統で相違（す
なわち、左右の外耳、中耳、内耳を通じて脳に至り、脳
で感受されるまでの、左右の耳の聴覚系統に到達した音
の処理時間が左右の耳の聴覚系統で相違）するため、左
右の耳の聴覚系統に到達した音の聴き取りの時間差（又
は位相）が生じる。そのため、例えば、患者の直前にあ
る音源から同時に左右の耳の聴覚系統に到達した音の処
理能力の差により、その聴き取りの時間に差が生じる。

【００１６】このような左右の耳での時間位相は、聴覚
系統に到達した音の周波数に従って変化する。例えば、
一方の耳の聴覚系統における相対的な時間遅延が、高い
周波数、又は中間の周波数の一つの帯域で、より大きく
なり得る。この結果の一つとして、所定の周波数（例え
ば５００Ｈｚ）の音を右耳が左耳よりも遅れて聴き取る
患者は、この周波数の音の音源が正面にある場合、右耳
で聴き取られる音の遅延（又は、見掛けの遅延）によ
り、この音が左側からきたように聴き取られる。しか
し、このような見掛けの音源の位置のズレは、周波数選
択的であり、後述するように、主な問題にならない。

【００１７】上記の左右の耳での時間位相の他、患者の
左右の耳で聴き取った音の振幅が相違する場合すなわち
振幅モードがある。この場合、患者の左右の耳の聴覚系
統に到達した一つの音が同一振幅であるにもかかわら
ず、一方の耳で聴き取った音の大きさが、他方の耳で聴
き取った音の大きさよりも大きくなる。このような音の
大きさ（強度）の相違も左右の耳の聴覚系統の処理能力
の相違に起因する。このような左右の耳の聴覚系統に到
達した音を聴き取ったときの音の振幅の差（すなわち強
度の差）は、聴覚系統に到達した音の周波数に従って変
化する。例えば、一方の耳で聞き取られる相対的な音の
振幅が、ある一つの周波数、又はある複数の高い周波
数、又はある一つの周波数帯域（低、中、高）で減少し
得る。すなわち、５００Ｈｚの音に対して右耳の聴覚系
統での振幅の損失が大きい人の場合、一つの音源から発
したこの周波数の音を左右の耳で聴き取ると、左右の耳
の聴覚系統に同時に到達した音が同一振幅であっても、
左耳の聴覚系統に到達した音の方が大きく感じて聴き取
られる。しかし、このような見掛けの音源の位置のズレ
は周波数選択的であり、後述するように、主な問題にな
らない。

【００１８】在来の補聴器は、特に時間遅延モードの場
合、両耳の聴覚系統に到達した音を両耳の聴力平衡をと
って聴き取らせるように設計されていない。すなわち、
在来の補聴器は、弱い方の耳の聴覚系統に到達する音を
単に増幅するだけであり、これを比較的初歩的な方法で
行っているだけである。このように、在来の補聴器は、
弱い方の耳の聴覚系統に到達する音を単に増幅するだけ
であり、両耳の聴覚系統を通じて聴き取られる音の振幅
（強度）の平衡や両耳での時間位相を修正することにつ
いて何も関心を払っていない。このことから、在来の補
聴器では、患者の左右の耳で聴き取った音は、障害のあ
る耳でより強く又は弱くなるだけであり、これは振幅が
平衡しているということでも、見掛けの到達時間が平衡
しているということでもない。

【００１９】本願の発明者は、このような両耳の聴力平
衡の欠如（左右の耳の聴覚系統に到達した音を聴き取る
時間の差や強度の差）が、スピーチの聴き取りの欠如の
主要な原因である、ということを見出した。すなわち、
両耳の聴力平衡がとられていない患者は、左右の耳の聴
覚系統に到達した音を聴き取る時間や強度に差があり、
両耳の聴覚系統に到達した音の処理能力が比較的低いた
め、スピーチを最大限聴き取るためには、両耳の聴覚系
統での処理を良好に行う必要がある。言い換えると、両
耳の聴力平衡が良好にとられている人の場合、左右の耳
の聴覚系統に到達した音の処理能力が高いので、生理学
上、良好なスピーチの聴き分けと聴き取りが可能であ
る。一方、両耳の聴力平衡がとれていない患者の場合、
左右の耳の聴覚系統に到達した音の処理能力が低いの
で、生理学的に、スピーチの聴き取りに悪影響がある。
よって、この患者は、特に周囲に雑音のある場合にはス
ピーチの聴き取りや音を選択的に聴き分けることに劣
る。

【００２０】言い換えると、左右の耳の聴覚系統に到達
した音を聴き取る時間や強度に差があるため両耳の聴力
平衡が欠如している患者の場合、両耳の聴覚系統に到達
した音の処理能力が非常に低いので、スピーチを聴き取
る能力が低下している。また、本願の発明者は、両耳の
聴覚系統に到達した音の各周波数に従って両耳の聴力平
衡がとられておらず、聴覚系統に到達した音の周波数ご
とに両耳の聴覚系統に到達した音の処理能力に差がある
ことを見出した。

【００２１】本願の発明者は、可聴周波数スペクトル全
体にわたって患者の両耳の聴力平衡がとれれば、患者の
両耳の聴覚系統に到達した音の処理能力が飛躍的に改善
され、これにより、両耳の聴力平衡が飛躍的に改善され
る、ということを見出した。実際には、両耳の聴力平衡
が僅かであっても、両耳の聴覚系統に到達した音の処理
能力、すなわち両耳での聴き取り能力（聴力）を大きく
改善することができる。

【００２２】さらに、患者の両耳の聴力平衡が不十分で
ある場合、この患者の良好な方の耳の聴覚系統が、悪い
方の耳の聴覚系統を、この悪い方の耳を単独で機能させ
る場合よりも悪化させ、悪方の耳の機能を阻害すること
がある。このような片耳難聴は、子供の成長期の早期の
段階で治療することにより、永久的な片耳難聴となるこ
とを防止できる。

【００２３】＜発明の開示＞本発明に従った補聴器で
は、障害のある耳では、在来式の周波数選択的な増幅を
行い、良好な耳では、在来式ではない、特別にあつらえ
た特注の、周波数選択的な振幅の減衰と周波数選択的な
時間遅延とを行って、両耳の聴力平衡をとる。すなわ
ち、良好な耳の聴覚系統の聴力特性を調節し、可聴周波
数スペクトル全体にわたって、左右の耳の聴覚系統に到
達した音を聴き取ったときの音の振幅差と時間差とを減
少し、可聴周波数スペクトルの各周波数における左右の
耳で聴き取った音の両耳の聴力平衡が達成される。これ
により、両耳の聴覚系統に到達した音やスピーチの聴き
取り能力が向上する。よって、本発明に従うと、スピー
チの聴き取りが飛躍的に改善される。

【００２４】一方の耳の聴覚系統に到達する音を遅らせ
たりその振幅を減衰してスピーチの聴き取りを改善す
る、ということは、一見逆説的であるが、これによる効
果は、実験により実証されている。

【００２５】

【発明の実施の形態】＜聴力評価システム＞図１は、
患者１０の両耳の聴力特性を測定、決定するための聴力
評価システムを示す。第１図に示す聴力評価システムに
より、本発明に従った補聴器を患者１０に特別にあつら
える（すなわち、特注する）ことができる。

【００２６】図示のように、患者１０は、右耳が正常
（良好）であり、左耳に障害があるものと仮定する。患
者１０は通常の方法で聴力試験を受けており、図示の聴
力評価システムには患者１０の障害のある耳のために特
別にあつらえた特注の在来の周波数選択的フィルタ及び
増幅器１２が配列されている。

【００２７】例えば、患者１０の聴力が高い周波数（通
常の状態）において低下する場合には、フィルタ及び増
幅器１２は、高い周波数信号を通過できるように選択的
に設定されている。フィルタ及び増幅器１２に、マイク
（図示せず）と、振幅制限又はクリップ回路（図示せ
ず）と、耳用スピーカー（すなわち、イヤホン）１４と
を組み合わせて在来の非線形補聴器が構成される。この
非線形補聴器は、患者１０の聴き取り能力を限定的に改
善することができる。

【００２８】上説したように、在来の補聴器では、聴き
取られる音の振幅（強度）差及び時間差に起因する障害
について何も考慮しておらず、両耳の聴覚系統を通じて
聴き取った音の聴力平衡について何も試行していないの
で、このように限定的な改善しか達成できないのであ
る。特に、異なった可聴周波数で左右の耳で聴き取った
音の時間に差があるため、在来の補聴器では、患者１０
の聴力が限定されたものとなっている。また、増幅器１
２によって左耳の聴覚系統に到達する音を周波数選択的
に増幅しても、左耳で聴き取られる音の強度を右耳での
聴き取られる音の強度にまで高めるには不十分な大きさ
であり得るし、また、左耳で聴き取られる音の強度が、
可聴周波数スペクトル全体にわたって又は一定の周波数
において右耳で聴き取られる音の強度を超えてしまっ
て、振幅についての両耳の聴力平衡がとれないままにな
り得る。上述したように、本願の発明者は、患者１０の
左右の耳の聴覚系統に到達した音を聴き取ったときの時
間と振幅に差があるため、患者１０の両耳の聴覚系統で
の音の処理能力が増幅器１２を使用しても改善されな
い、ということを見出している。

【００２９】本願の発明者は、以下で説明する付加的な
測定を行って可聴周波数スペクトル全体にわたって両耳
で聴き取った音の時間と振幅を一致させることにより両
耳での処理能力と聴力の改善が行われ得ることを見出し
た。これにより、特に患者１０のスピーチに対する聴力
が、在来の方法により達成されるよりも飛躍的に高水準
で達成される。両耳で聴き取った音の時間と振幅を一致
させて両耳の聴力平衡をとることにより、特に周囲に雑
音のある場合の患者のスピーチに対する聴き取り能力や
選択的な聴き分け能力が飛躍的に改善される。

【００３０】＜聴力試験＞本発明に従って付加的な修
正を行うために、まず、患者１０の聴力が測定されなけ
ればならない。これは、振幅についての周波数掃引と、
見掛けの到達時間についての周波数掃引、といった二つ
の周波数掃引によって行われる。各掃引は、離散段階又
は離散範囲での周波数走査を含む。

【００３１】聴力学者又は聴力試験者がオージオメータ
又は可変周波数発振器（ＶＦＯ）１６使用する。ＶＦＯ
１６の出力は、フィルタ１２に接続され、フィルタ１２
及びイヤホン１４を通過して左耳の聴覚系統に到達した
音（聴力に関する技術では、「刺激」として知られる）
が正常に聴き取れるレベルにあるように設定される。Ｖ
ＦＯ１６は、図３の表の周波数の欄に示すように、２５
０Ｈｚから８０００Ｈｚ（通常の可聴周波数）の範囲内
で、１／３オクターブ毎の１６段階に較正される。ここ
で、これ以上又はこれ以下の段階又は範囲の周波数で測
定してもよい。例えば、単に、低、中又は高の周波数範
囲で聴力試験を行ってもよい。

【００３２】また、ＶＦＯ１６の出力は、可変振幅減衰
器（ＶＡＡ）２０（相対電力単位を表すｄＢ（デシベ
ル）で較正される）に接続される。ＶＡＡ２０は、可変
時間遅延器（ＶＴＤ）２２（可変位相シフタともいわ
れ、時間遅延をμ秒で較正する）に接続され、ＶＴＤ２
２は、右耳のイヤホン１８に接続される。振幅対周波数
についての聴力平衡試験では、ＶＦＯ１６は、その１６
段階の各可聴周波数に継続的に設定される（ここで、異
なった数の試験周波数範囲で試験を行い得ることは当業
者には明らかである）。ＶＴＤ２２はバイパスされるか
又は両耳での聴き取りの時間遅延がゼロとなるように設
定される。つまり、ＶＦＯ１６の音が患者１０の正面か
らくるか又は患者１０の頭の中央にあるように設定され
る。ＶＦＯ１６が各周波数に継続的に設定されると、両
耳で聴き取られる音の振幅が同一となるまで、聴力試験
者又は患者がＶＡＡ２０を調節する。患者は、集中力を
高めるため、両目を閉じて試験を行うことが望ましい。

【００３３】図２の下側のグラフに示す二つの曲線は、
適当な在来の非線形補聴器を装着した代表的な聴力障害
者の左右の耳の聴覚系統の聴力しきい値を示す。正常な
両耳の聴覚系統を有する人は、図に「正常」と示す水平
な直線によって示される（図中“ＡＮＳＩ”は「Ａｍｅ
ｒｉｃａｎＮａｔｉｏｎａｌＳｔａｎｄａｒｄｓＩ
ｎｓｔｉｔｕｔｅ」の略語である）。この患者の右耳の
聴覚系統の聴力しきい値を○印を連結したプロットにて
図示する。このプロットは、正常な直線からやや右肩下
がりとなっており、右耳の聴覚系統が、正常よりも劣っ
ていることを表している。左耳の聴覚系統の聴力しきい
値は、補聴されたものであり、×印にて図示され、右耳
の聴覚系統のものよりも下方にあり、左耳の聴覚系統
が、右耳の聴覚系統よりも劣っていることを示す。ここ
で、周波数２５０Ｈｚにおいて、患者の聴力しきい値を
正常な状態に引き上げるためには、左耳の聴覚系統に
は、右耳の聴覚系統よりも２０ｄＢだけ高い音響エネル
ギーが必要である。よって、２５０Ｈｚで聴力平衡をと
るために、図１のＶＡＡ２０を２０ｄＢに設定する。こ
の結果、図３の表のΔ振幅の欄の第１列に示すように、
２５０Ｈｚで聴力平衡をとるための振幅の不足分として
「−２０ｄＢ」が得られる。

【００３４】図３の表は、左右の耳の聴覚系統について
障害のある耳に在来の補聴器を使用して個別に聴力試験
を行って得ることができる。この聴力試験から得られた
測定値をプロットして図２のプロットを作成できる。各
周波数における両耳の聴覚系統についての測定値の差を
表にする。

【００３５】図１の評価システムで左右の耳の聴覚系統
の相対的な応答の差を測定して、図３の表に示すような
各周波数に対応した左右の耳の聴覚系統の音の強度に関
する聴き取り能力の差（Δ振幅）が得られる。Δ振幅
は、各周波数において、在来の補聴を行った障害のある
耳（左耳）の聴覚系統と、正常な耳（右耳）の聴覚系統
との間の音の強度に関する聴き取り能力の差をｄＢ（デ
シベル）で測定したものである。

【００３６】第二の掃引では、聴力学者は、ＶＡＡ２０
の減衰をゼロに設定し、第一の掃引と同様にして左右の
耳で聴き取られる音の時間差を測定する。聴力学者又は
患者は、まず、ＶＦＯ１６を１６段階の各可聴周波数
（又はその他の周波数でもよい）に継続的に設定し、各
周波数において左右の耳で聴き取った音の大きさが左右
の耳で等しくなるようにＶＡＡ２０を調節する。次に、
患者が、聴き取った音が患者の頭の中央に位置するよう
に（すなわち、聴き取られる音が患者の正面からくるよ
うに）ＶＴＤ２２を調節する。これは、選択した周波数
の信号音を連続して発生させ、この信号音を患者の左側
又は右側からきた音であるかのように聴き取らせること
ができるダイヤル操作によって、ＶＴＤ２２で聴き取り
時間の遅延を制御することが望ましい。聴力学者又は患
者は、この信号音が患者の頭の中央に位置する（すなわ
ち、信号音が患者の正面からくる）まで、ダイヤルを調
節（「チューニング」）する。両耳で聴き取った信号音
が患者の頭の中央に位置した（すなわち、信号音が患者
の正面からきた）とき、ＶＴＤ２２は、その周波数にお
ける左右の耳で聴き取った音の見掛けの時間差を補償す
るように調節され、この周波数において、聴き取られる
音の時間遅延に関する両耳の聴力平衡がとられる。この
ようなＶＴＤ２２の設定値は、選択した各周波数で記録
される。

【００３７】図２の上側のグラフは、右耳に対する左耳
で聴き取った音の見掛けの時間遅延（μ秒）をプロット
したものである。この見掛けの時間遅延に関する測定値
は図３の表に示される（表中の“Δ遅延”の行を参
照）。

【００３８】＜理論的根拠＞これらデータの背景にあ
る理論を理解することは有用である。本願の発明者は、
この理論が妥当なものであると考えるが、この理論以外
にも妥当な考え方があり得るので、この理論に限定しな
い。本発明の妥当性は、実験的に確立されたものであ
る。

【００３９】正常な両耳を有する人（すなわち、両耳の
聴力平衡がとれている人）は、左右の耳の聴覚系統を通
じての聴き取り時間の遅延に関連する音の処理能力が各
周波数で等しい。所定の周波数の音の音源が人の正面に
位置しているとき、正常な両耳を有する人は、この音が
自分の正面からきたように音を聴き取る。これは、両耳
の聴覚系統に同時に到達した音の処理時間が左右の耳の
聴覚系統で等しいからである。この音源がこの人の右側
に位置している場合、右耳の聴覚系統に到達した音が最
初に処理されて聴き取られる（左右の耳で聴き取った音
に時間の差や振幅（強度）の差がある）ので、この音が
自分の右側からきたように聴き取られる。

【００４０】正常な両耳を有する人では、この周波数以
外の全部の周波数でも、上述のように、左右の耳の聴覚
系統に到達した音の処理が左右の耳の聴覚系統で行われ
る。よって、同一の音源からきた音は、周波数と関係な
く（つまり、この音が、周波数毎に異なった方向からく
るように聴き取られるのではなく）、この音源からきた
ものとして聴き取られる。すなわち、明確に定まった単
一の焦点からきた音のように聴き取られる。このよう
に、正常な両耳を有する人は、左右の耳の聴覚系統での
音の処理が正常なので、あらゆる方向からくる音を選択
的に聴き分けることができ、また、スピーチを良好に聴
き取ることができる。特に、雑音があっても、スピーチ
を良好に聴き取ることができる。

【００４１】しかし、本願の発明者は、大半の聴力障害
者（患者）は、視覚障害者に見られるような伝達遅延と
同様に、両耳の聴覚系統に固有の非均一性の（又は等し
くない）聴力遅延を有すること、及び、この非均一性
が、通常、図２の上側のグラフに示すように周波数に従
って異なっていること、を見出した。このような患者
は、両耳の聴力平衡がとれておらず、両耳の聴覚系統に
到達した音を良好に処理できないため、在来のように音
を増幅させるだけでは両耳の聴力平衡を改善できない。

【００４２】さらに、本願の発明者は、可聴周波数の全
ての範囲にわたり、左右の耳で聴き取った音の時間差及
び振幅（強度）差を減少させ、両耳の聴力平衡をとらせ
ることにより、スピーチに対する聴力が飛躍的に改善さ
れることを見出した。

【００４３】＜他の聴力試験手順＞図１に示す聴力評
価システムを利用し、上述した理論に基づいて、上記し
た聴力試験手順以外の手順により聴力試験を行い得るこ
とは当業者には明らかである。例えば、両耳の最良の聴
力平衡を決定するために、各耳からの距離が遠いところ
又は近いところにある異なった音で左右の耳の聴覚系統
を左右同時に刺激する、といった刺激条件を使用し得
る。また、カクテルパーティーといった周囲に雑音のあ
るところで、両耳に刺激を与えることもできる。さら
に、聴力試験者は、両耳を交互に短時間で刺激したり、
低レベル又は高レベル又は実際のスピーチのレベルで振
幅に関連した両耳の聴力平衡をとったり、所定の周波数
以外の音を両耳で聴き取らせ、この音に対する応答によ
り両耳の聴力平衡をとったりできる。使用される刺激
は、患者の様々な聴き取りの応答に従って変化し得る。
聴力試験者は、その後、適当な聴力平衡を設定する。

【００４４】また、上記した聴力平衡の他に「客観的
（objective）」に聴力平衡を決定する手段がある。客
観的に聴力平衡を決定する手段は、聴力平衡を決定する
ために、電気的脳造影法（ＥＥＧ）や、脳又は聴力神経
での聴力電位の測定、といった電気的生理学的手段を利
用することができる。また、この客観的手段は両耳の聴
力平衡が達成されたときの条件を決定するために、ＰＥ
Ｔ（陽電子放射トモグラフィ）、ＮＭＲ（核磁気共鳴）
トモグラフィ、等の様々な像映技術を使用して脳の異な
った部分の機能的活動を指示させることができる。

【００４５】このような客観的手段は、幼児や精神薄弱
者（受信した音に対する応答を伝えられない人）に対し
て最も有効な手段である。両耳の聴力平衡がとれていな
い幼児の両耳の非聴力平衡が矯正されることにより、成
長期において永久的な両耳の非聴力平衡の発生が防止さ
れる。つまり、幼児期に両耳の非聴力平衡が発見された
場合、この幼児の障害のある耳で無理に行っていた聴き
取りが様々な手段（増幅及び／又は時間的な平衡、他の
耳を塞いで各耳の聴覚系統を別個に刺激すること、等）
により回復され、この幼児は感情が抑制されずに成長す
る。幼児や子供の患者は、聴力平衡測定を付随的に使用
して、彼らの年齢や成長期中の精神的な成熟度に応じた
客観的手段及び／又は主観的手段により連続的に監視さ
れる。そうしないと、障害のある耳での聴き取りが益々
損なわれることとなり、非聴力平衡がより大きく且つ永
久的になる。

【００４６】

【実施例】＜逆説的補聴器＞上記の原理による本発明
に従った補聴器を図４に示す。この補聴器は、聴力障害
者の特にスピーチに対する聴力を在来の補聴器により得
られる改善の程度よりも高度に改善する。図４の補聴器
は、その構成部品中に障害のある耳の聴覚系統に用いる
在来の補聴器を含み、患者のスピーチ等に対する聴力を
改善させる付加的な構成部品を付加する。この付加的な
構成部品が、各周波数帯域において、良好な耳の聴力を
障害のある耳の聴力に一致させて両耳の聴力平衡を効果
的にとる。その結果、患者の良好な耳の聴力が障害のあ
る耳の聴力に一致し、左右対称の位置にある音源（例え
ば、直前にある一つの音源）からくる音が、各周波数帯
域において、同一の振幅及び同一の到達時間で、正面又
は頭の中央からきたものであるかのように感じられる。
すなわち、患者は、可聴周波数スペクトル全体にわたっ
て両耳の聴力平衡がとられる。これは、両耳での処理及
び聴き取りを格段に改善する。

【００４７】図４に示す本発明に従った補聴器は、左右
のマイク２４Ｌ、２４Ｒを有する。これらマイク２４
Ｌ、２４Ｒの出力は、それぞれ、一対の可変ゲイン増幅
器２６Ｌ、２６Ｒに供給される。各可変ゲイン増幅器２
６Ｌ、２６Ｒは、在来の補聴器に用いられている増幅器
と同一の特性のものであり、０〜６５ｄＢの範囲でゲイ
ン（音量）を変化できるものが望ましい。図４に示すこ
れら二つの可変ゲイン増幅器２６Ｌ、２６Ｒを横切る矢
印同士を連結する破線は、これら可変ゲイン増幅器２６
Ｌ、２６Ｒのゲインすなわち音量のつまみを左右同時に
操作して左右のゲインを同時に加減することを示すもの
である。これら可変ゲイン増幅器２６Ｌ、２６Ｒは、非
常に大きな音による両耳のダメージを防止するため、在
来の制限器（簡単のため図示せず）を含む。

【００４８】障害のある耳（左耳）の方にある可変ゲイ
ン増幅器１６Ｌの出力は、図１に示すフィルタと同様
の、障害のある耳のために特注した周波数選択的フィル
タ１２に供給され、次に、２００ｍｍｓ（μ秒）の固定
時間遅延器２８通じて、障害のある耳（左耳）のイヤホ
ン１４に供給される。上述したように、周波数の関数と
して障害のある耳の応答を改善するように最適に特注し
た在来の非線形補聴器が、マイク２４Ｌ、可変ゲイン増
幅器２６Ｌ、周波数選択的フィルタ１２、及びイヤホン
１４により構成される。しかし、全ての周波数におい
て、患者１０の右耳のゲイン以上に患者１０の見掛けの
聴き取りの応答を増大させるに十分な程度、可変ゲイン
増幅器２６Ｌのゲインを大きくしてはならない。

【００４９】本発明に従って、右耳側の可変ゲイン増幅
器２６Ｒの出力は、１６個（これ以外の個数を選択でき
る）の並列接続した一連のフィルタ３０に供給される。
各フィルタ３０は、その指示される中心周波数付近の１
／３オクターブを通過させるように設計されている。こ
れらフィルタ３０の中心周波数は、図３に指示される、
図１で使用した１６個の試験周波数に対応する。つま
り、第一の２５０Ｈｚのフィルタ３０は２５０Ｈｚ±１
／６オクターブを通過させ、等々である。

【００５０】各フィルタ３０の出力は、１６個（これ以
外の個数を選択できる）の可変減衰器３２のそれぞれ１
個に供給される。各可変減衰器３２は、０〜５０ｄＢの
範囲で減衰の調節ができる。これら可変減衰器３２の減
衰値は、各周波数において良好な耳（右耳）での振幅の
応答が障害のある耳（左耳）での補聴した応答に一致す
るように、図３のΔ振幅の欄に示すそれぞれの値に従っ
て調節される。選択的に、可変減衰器３２に代えて、必
要な値に予め選択的に設定してある固定減衰器を使用で
きる。

【００５１】最後に、各可変減衰器３２の出力は、１６
個（これ以外の個数を選択できる）の可変時間遅延器３
４のそれぞれ１個に供給される。各時間遅延器３４は、
０〜４００ｍｍｓの範囲の時間遅延を与えるように調節
することができる。可変時間遅延器３４の値は、各周波
数において良好な耳（右耳）での見掛けの遅延の応答が
障害のある耳（左耳）での聴き取りの応答に一致するよ
うに、図３のΔ遅延の欄に示すそれぞれの値に従って調
節される。

【００５２】左耳側にある固定時間遅延器２８（２００
ｍｍｓ）は、良好な耳（右耳）での時間遅延を補償し、
可変時間遅延器３４が障害のある耳（左耳）に関する相
対的な遅延又は進みを良好な耳（右耳）に与えることが
できるように与えられる。よって、可変時間遅延器３４
が最大遅延（４００ｍｍｓ）に設定されると、この可変
時間遅延器３４によって制御される周波数範囲にある音
は、障害のある耳（左耳）に関して約２００ｍｍｓ遅延
する。この可変時間遅延器３４が遅延ゼロを与えるよう
に設定されると、この可変時間遅延器によって制御され
る周波数範囲にある音は障害のある耳（左耳）に関して
約２００ｍｍｓ進む。

【００５３】可変時間遅延器３４の出力は、右耳側のイ
ヤホン１８に接続した一本のリード線に接続される。

【００５４】図４に示す回路は、左耳に障害があり、右
耳が正常すなわち良好な患者に使用するためのものであ
るが、この構成を逆にして左耳が良好な患者に使用でき
ることは明らかである。重要な点として、一方の耳に障
害のある患者の場合、障害のある耳での聴き取りの応答
が在来可能なかぎり改善（しかし、いずれの周波数にお
いても良好な耳以上とはならない）され、良好な耳での
聴き取りの応答が各周波数において見掛けの到達時間及
び振幅について障害のある耳の曲線に一致して補聴され
るように調節される。両耳に障害がある患者の場合、両
耳での聴き取りの応答が可能なかぎり改善（しかし、比
較的劣っている耳を比較的良好な耳以上とするには不十
分である）され、良好な耳での聴き取りの応答が上述の
ようにして調節される。また、図４では１６個の周波数
帯域が使用されたが、１６個以上又はそれ以下の周波数
帯域が使用でき、また、不連続な分散した周波数帯域を
使用するのではなく、連続したフィルタリング及び遅延
を行えるように構成することができる。さらに、これら
構成部品は、別々のブロックで図示されるが、回路の全
体又は一部分を１個以上の集積回路のチップに設けるこ
とができることは明らかである。また、最適な回復のた
め、両耳の聴力平衡をとるための調節は、異なった環境
や異なった所望の音（例えば、街の騒音、パーティーで
の雑音、大ホールでの騒音、及びスピーチではなく信号
音等の交通関連の音を聞くような場合）によって異な
る。このような場合に両耳の聴力平衡をとるための調節
は、選択した環境において、選択した音を使用した適当
な聴力試験により行うことができる。よって、補聴器
が、多数の予め選択した環境や音に対して両耳の聴力平
衡をとれるように調節するための選択スイッチ（図示せ
ず）を有することができる。

【００５５】図４に示す補聴器は、聴き取りに障害のあ
る個人に対して試験され、静寂な環境や騒音のある環境
でのスピーチや他の様々な音について、在来の非線形補
聴器だけを使用したときよりも格段の改善がみられた。

【００５６】図４に示す回路の実施例について以下で説
明する。

【００５７】＜第一の実施例＞図５〜図７に本発明に
従った第一の実施例の補聴器を示す。補聴器は、図５及
び図６に示すように、左耳の耳介の後側に配置される左
耳用のハウジング３６Ｌ、右耳の耳介の後側に配置され
る右耳用のハウジング３６Ｒ、及び患者１０の衣服等の
ポケット４０に保持される制御ボックス３８、といった
三つの部分から構成される。これらハウジング３６Ｌ、
３６Ｒには、それぞれ、収音用の穴４８が設けられ、ま
た、これらハウジング３６Ｌ、３６Ｒからは、それぞ
れ、耳介の上部から外耳道に挿入される管状スピーカー
４４Ｌ、４４Ｒが伸長している。これらハウジング３６
Ｌ、３６Ｒは、制御ボックス３８に配線用ハーネス又は
ヨーク４２を通じて接続されている。

【００５８】各ハウジング３６Ｌ、３６Ｒは、耳の耳介
の後側に沿うように曲線的に伸長した形状を有し、在来
の手段（図示せず）によって保持される。上記したよう
に、各ハウジング３６Ｌ、３６Ｒにはマイクでの収音用
の穴４８が設けられるが、上側の穴を耳介の上部から突
き出させて上側の穴で高い周波数の音を収音させるよう
にすることが望ましい。配線用ハーネス４２は、各ハウ
ジング３６Ｌ、３６Ｒの底部からそれぞれ共通の接続点
へと伸長する二対の線により構成される。すなわち、制
御ボックス３８へ合計８本の線の束が伸長する。

【００５９】図７に示すように、各ハウジング３６Ｌ、
３６Ｒには、それぞれ、収音用の穴４８に隣接したマイ
ク２４Ｌ、２４Ｒと、スピーカー５０Ｌ、５０Ｒとが内
蔵され、これらスピーカー５０Ｌ、５０Ｒから上記した
管状スピーカー４４Ｌ、４４Ｒが伸長している。

【００６０】マイク２４Ｌ、２４Ｒは、それぞれ、制御
ボックス３８に内蔵した増幅器５２Ｌ、５２Ｒに接続し
ている。これら増幅器５２Ｌ、５２Ｒは、共通の可変ゲ
イン（すなわち音量）制御器５４に接続される。この可
変ゲイン制御器５４には、音量調節用の手動つまみが付
設されている。左耳（障害のある耳）用の増幅器５２Ｌ
の出力は、特注のフィルタ１２（図４）、遅延器（図
４）及び配線用ハーネス４２内の２本の線を通じてスピ
ーカ５０Ｌに接続される。右耳用の増幅器５２Ｒの出力
は、符号５６で示すブロックに接続される。このブロッ
ク５６には、上述したように適当に調節された図４に示
すフィルタ３０、減衰器３２及び遅延器３４が含まれ
る。ブロック５６のこれら構成部品は、予め設定でき、
予め選択でき、しかも現場においても調節することが可
能である。ブロック５６からの出力は、右耳（良好な
耳）側のスピーカー５０Ｒに配線用ハーネス４２を通じ
て接続される。

【００６１】図７に示す補聴器の作動は明らかであり、
これは図４に関連して上述した原理に従って作動する。
すなわち、マイク２４Ｌで受信した音は、在来と同様に
増幅器５２Ｌで増幅され、フィルタ１２でフィルタリン
グされ、遅延器２８で遅延の補償がなされた後、スピー
カー５０Ｌから管状スピーカー４４Ｌを通じて障害のあ
る左耳へと導かれる。マイク２４Ｒで受信した音は、左
耳で聴き取られる音量と同程度の音量となるように増幅
器５２Ｒで増幅される。次に、この音（電気信号により
表される）は、本発明に従って、両耳の聴力平衡が可能
なかぎり改善されるように、補聴した左耳の特性に一致
するようにブロック５６で予め構成した曲線に基づいて
時間の遅延及び振幅の減衰が行われる。次に、右耳（良
好な耳）側のスピーカー５０Ｒ及び管状スピーカー４４
Ｒへ供給される。音の振幅は、共通の可変ゲイン制御器
５４により必要に応じて在来と同様に調節される。

【００６２】＜第二の実施例＞図８及び図９に本発明
に従った第二の実施例の補聴器を示す。補聴器は、図８
に示すように、左耳の耳介の後側に配置される左耳用の
ハウジング３６Ｌ、及び右耳の耳介の後側に配置される
右耳用のハウジング３６Ｒ、といった二つの部分から構
成される。これらハウジング３６Ｌ、３６Ｒには、図４
に示す構成部品全部が内蔵され、図５のハウジング３６
Ｌ、３６Ｒに内蔵される構成部品と同様の構成部品が図
５と同様に内蔵され、また、図５及び図７の制御ボック
ス３８に内蔵される構成部品が左右のハウジング３６
Ｌ、３６Ｒに分散して内蔵される。音量の制御を行うた
め、ハウジング３６Ｌに内蔵した可変ゲイン制御器５４
と、ハウジング３６Ｒに内蔵した増幅器５２Ｒとが２本
のリード線の配線用ハーネス５８により接続される。図
８の補聴器を使用する際、この配線用ハーネス５８は、
患者の後頭部を通過させてもよいし、また図９に示すよ
うに、ハウジング３６Ｌ′、３６Ｒ′を在来の方法によ
り眼鏡のフレーム６０に取り付け、配線用ハーネス５
８′をフレーム６０に沿わせてもよい。図５〜第図７に
示す構成部品と同一の符号で示す図８に示す構成部品の
作動は、図５〜図７に関連して説明した構成部品の作動
と同一である。音量を制御する可変ゲイン制御器５４が
左耳側のハウジング３６Ｌ内に収容されているが、これ
は単に代表的な例を示したにすぎず、可変ゲイン制御器
５４を右耳側のハウジング３６Ｒ内に収容してもよい。

【００６３】変形的に、図４に示す構成部品全てを弓形
のフレームによって連結した左右の耳当てに図８と同様
に内蔵し、上記の配線用ハーネスを弓形のフレームに沿
わすか又はその内部に配列してもよい。このような補聴
器は、音響ステレオのヘッドホンのごとく、弓形のフレ
ームを頭の上部に当て、耳当てを左右の耳に当てて使用
することができる。

【００６４】＜第三の実施例＞図１０に本発明に従っ
た第三の実施例の補聴器を示す。この補聴器は、図８と
同様に、図４に示す構成部品を左耳用及び右耳用のハウ
ジング６２Ｌ、６２Ｒにそれぞれ分散して内蔵させたも
のであるが、両者を無線で接続した点、及び各ハウジン
グ６２Ｌ、６２Ｌを外耳道に直接挿入、保持させる点で
図８のものと大きく異なる。図５〜図７及び図８に示す
構成部品と同一の符号で示す図１０に示す構成部品の作
動は、図５〜図７及び図８に関連して説明した構成部品
の作動と同一である。

【００６５】図１０に示すハウジング６２Ｌ、６２Ｒの
形状は、それぞれ、左右の外耳道に適合、保持されるよ
うに設計される。マイク２４Ｌ、２４Ｒはそれぞれハウ
ジング６２Ｌ、６２Ｒの一方端に配列され、スピーカー
５０Ｌ、５０Ｒはそれぞれハウジング６２Ｌ、６２Ｒの
他方端（すなわち外耳道側）に配列される。ハウジング
６２Ｌ、６２Ｒにはそれぞれ増幅器５２Ｌ、５２Ｒに接
続した可変ゲイン制御器６４、７４が内蔵されている。
左耳用のハウジング６２Ｌに内蔵した可変ゲイン制御器
６４は、増幅器５２Ｌに接続され、増幅器５２Ｌのゲイ
ンを制御する。この増幅器５２Ｌの制御は、スクリュー
ドライバーやアレンレンチ（図示せず）を使用してネジ
６６を回転させて可変ゲイン制御器６４内にある小型電
位差計（図示せず）を操作することによって行われる。
可変ゲイン制御器６４の設定値は、小型ＦＭ送信器６８
に送られ、ＦＭ送信器６８のアンテナ７０から、可変ゲ
イン制御器６４での設定レベルに比例した周波数の変調
信号音により連続的に送信される。ここで、送信器６８
から送信される信号が２０ｃｍ程度しか離れていない右
耳側のハウジング６２Ｒに内蔵したＦＭ受信器７２へ送
られればよいので、左耳側のハウジング６２Ｌに内蔵し
た送信器６８の出力は非常に低くてよい。受信器７２
は、送信器６８からのコード化した音量制御信号を受信
する。この制御信号は、適当に復調され、スレーブ式の
可変ゲイン制御器７４を制御し、この可変ゲイン制御器
７４に接続した増幅器５２Ｒのゲインを制御する。ここ
で、可変ゲイン制御器７４には、電位差計すなわち機械
的なゲイン制御素子ではなく、周知の電子素子（バリス
タ）が使用される。

【００６６】このように左右のハウジングを無線接続し
た実施例の作動は、無線周波数によってゲインの制御を
行う点以外は上記した実施例と同様である。マイク及び
スピーカー以外の各ハウジングに内蔵した全ての構成部
品をモノリシック集積回路にて形成することが望まし
い。

【００６７】＜第四の実施例＞図１１〜図１３に本発
明に従った第四の実施例の補聴器を示す。図示の実施例
は、経済的で簡単軽量且つ小型の受動型補聴器である。
この受動型補聴器は、発泡ゴム、ウレタン又は他の柔軟
で身体に適した材料からなる挿入部材７６から構成され
る。この挿入部材７６は硬質であるが柔軟であり、外耳
道に押し込んで保持させた挿入部材７６は膨らんで外耳
道を塞ぐ。

【００６８】図示のように、挿入部材７６の形状は円筒
形であり、軸方向に貫通する貫通口７８を有する。図１
２に典型的に３つのチャンバＣ１、Ｃ２、Ｃ３にて例示
されるように、挿入部材７６の内部には一連のチャンバ
が形成されている。これらチャンバＣ１、Ｃ２、Ｃ３は
それぞれ管Ｒ２、Ｒ３を通じて連通し、管Ｒ１、Ｒ２は
挿入部材７６の外部に連通する。これら管Ｒ１〜Ｒ４は
貫通口７８の一部である。これらチャンバＣ１〜Ｃ３以
外の挿入部材７６の本体は、硬質の発泡材料からなる。
好適に、挿入部材７６は、長さ１０ｍｍ〜１６ｍｍ、直
径６ｍｍである。貫通口７８は、直径１ｍｍであり、ま
た、チャンバＣ１〜Ｃ３はそれぞれ直径５ｍｍ、軸方向
の長さ３ｍｍである。

【００６９】図１３に、図１２の挿入部材７６と等価の
電気回路を示す。この電気回路は、図示のように、直列
に接続した複数の抵抗器Ｒ１〜Ｒ４と、隣接する抵抗器
の間に分岐接続した複数のコンデンサＣ１〜Ｃ４とから
構成される四端子ネットワークから構成される。抵抗器
Ｒ１〜Ｒ４はそれぞれ図１２の狭い部分すなわち管Ｒ１
〜Ｒ４に相当し、コンデンサＣ１〜Ｃ４はそれぞれ図１
２のチャンバＣ１〜Ｃ４に相当する。

【００７０】挿入部材７６を外耳道にしっかりと保持さ
せると、挿入部材７６のチャンバ及び狭い部分によっ
て、図１３の電気回路が交流電気信号に与える影響と同
一の影響が受信音に与えられる。チャンバ及び狭い部分
は、上記の電気回路での電気信号と同様に、周波数選択
的に、印加信号を遅延且つ減衰して、より高い周波数の
音がより遅延且つ減衰される。

【００７１】使用の際、患者は、障害のある耳に在来の
補聴器を装着し、良好な耳に挿入部材７６を挿着する。
この挿入部材７６の特性は、チャンバ及びチャンバを接
続する管の大きさを変えて、良好な耳での聴き取りが障
害のある耳での聴き取りに近づくように特注される。す
なわち、挿入部材７６は、良好な耳での聴き取りが、補
聴される障害のある耳での聴き取りに近づくように、良
好な耳で受信される音を遅延且つ減衰する。

【００７２】変形的に、この挿入部材は、障害のある耳
が補聴されていなくても、良好な耳に挿着して使用で
き、これによっても両耳の聴力平衡が改善される。

【００７３】＜本発明の要約、関連実施例、及び範囲＞
本発明に従って外見上逆説的な補聴器が与えられ、こ
れにより従来技術により可能な程度を飛躍的に超える両
耳の聴力平衡の改善がなされる。本発明に従った両耳の
聴力平衡の改善は、良好な耳によって聴き取られるスピ
ーチや音を調節して障害のある耳による聴き取りに近づ
けることによって行われ、これにより、患者の聴き取り
能力が生理学的に改善され、一般的なスピーチや騒音の
ある環境でのスピーチに対する聴き取り能力や選択的な
聴き分け能力が改善される。

【００７４】以上の説明には多数の特徴があるが、本発
明の範囲はこれら特徴に限定されるものではなく、これ
ら特徴は本発明の好適な実施例の例として理解されるべ
きである。多数のこれら以外の関連した実施例及び変更
例が本発明の範囲を逸脱せずになされ得る。

【００７５】例えば、本発明に従った補聴器は、正面に
位置する音源から音が発せられるとき、左右の耳で聴き
取られる前記音の時間を一致させるために、良好な耳の
聴覚系統に到達する前記音を単に遅延させるものであっ
てもよく、これにより、重要な改善がなされることを本
願の発明者は見出している。このような到達時間の遅延
は、受動型補聴器又は電子式補聴器によって達成できる
ものである。また、本発明に従った補聴器は、正面に位
置する音源から音が発せられるとき、左右の耳で聴き取
られる前記音の強度を一致させるために、良好な耳の聴
覚系統に到達する音の振幅を線形的又は周波数選択的に
減衰させるものであってもよい。請求の範囲に用いられ
る技術用語「調節する」は、「音の振幅を減少させる」
及び又は「音の到達時間を遅らせる又は早くする」を含
む。ここで、一方の耳の聴覚系統に到達する音の到達時
間を「早くする」ことは、他方の耳の聴覚系統に到達す
る音の到達時間を遅らせ、前記一方の耳の聴覚系統に到
達する時間をより少しだけ遅らせることによって達成で
きる。左右の耳の聴覚系統への音量を同時に制御せず
に、二つの可変ゲイン制御器を別個に調節して両耳の聴
力平衡をとってもよい。上記した実施例には、３つの構
成部分及び２つの構成部分から構成される補聴器の形態
を例示したが、これら以外の多数の形態の実用的な補聴
器を実施することができ、また、実施例に例示した回路
の構成部品以外の構成部品も可能である。例えば、ＰＲ
ＯＭによって制御されるデジタルマイクロプロセッサ専
用マイクロプロセッサ離散回路、等が挙げられる。

【００７６】本発明の範囲は、添付の請求の範囲及び法
律的に等価のものによって決定されるべきであり、例示
した実施例によって決定されるべきではない。

【図面の簡単な説明】

【図１】図１は、本発明に従って患者の聴力特性を評価
するための聴力評価システムを示す。

【図２】図２は、図１の患者の聴力特性を示すオージオ
グラムである。

【図３】図３は、図１及び図２で測定した特性を表にし
たものであり、これらの値は図４の補聴器で使用され
る。

【図４】図４は、本発明に従った補聴器のブロック図で
ある。

【図５】図５は、本発明に従った三つの構成部分で構成
される補聴器を患者が装着したところを示す。

【図６】図６は、図５の補聴器を拡大したところを示
す。

【図７】図７は、図５の補聴器の構成部品配置図であ
る。

【図８】図８は、本発明に従った二つの構成部分から構
成される補聴器の構成部品配置図である。

【図９】図９は、図８の補聴器を眼鏡と使用したところ
を示す。

【図１０】図１０は、本発明に従った二つの構成部分か
ら構成される両耳挿入型の無線式の補聴器の構成部品配
置図である。

【図１１】図１１は、本発明に従った、外耳道に挿入す
る受動型の補聴器の斜視図である。

【図１２】図１２は、図１１の補聴器の断面図である。

【図１３】図１３は、図１１の補聴器と等価の電気回路
図である。

【符号の説明】

１０・・・患者１２・・・特注のフィルタ及び増幅器１４・・・左耳用のイヤホン１６・・・可変周波数発振器１８・・・右耳用のイヤホン２０・・・可変振幅減衰器２２・・・可変時間遅延器２４Ｌ、２４Ｒ・・・マイク２６Ｌ、２６Ｒ・・・可変増幅器２８・・・固定時間遅延器３０・・・周波数フィルタ３２・・・減衰器３４・・・時間遅延器３６Ｌ、３６Ｒ・・・ハウジング３８・・・制御ボックス４０・・・ポケット４２・・・配線用ハーネス又はヨーク４４Ｌ、４４Ｒ・・・管状スピーカー４６・・・外耳道４８・・・収音用の穴５０Ｌ、５０Ｒ・・・スピーカー５２Ｌ、５２Ｒ・・・増幅器５４・・・可変ゲイン（音量）制御器５６・・・電子構成部品ブロック５８・・・配線用ハーネス６０・・・眼鏡フレーム６２Ｌ、６２Ｒ・・・ハウジング６４・・・可変ゲイン制御器６６・・・調節ネジ６８・・・ＦＭ送信器７０・・・アンテナ７２・・・ＦＭ受信器７４・・・スレーブ式可変ゲイン制御器７６・・・受動型補聴器の挿入部材７８・・・貫通口Ｃ１〜Ｃ３・・・チャンバ、コンデンサＲ１〜Ｒ４・・・管（狭い部分）、抵抗

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】機能的な左右の耳の聴覚系統を有する人の
一方の耳の聴力が、良好な他方の耳の聴力よりも弱い前
記人の両耳の聴力平衡を改善し、音声に対する聴力を含
む、異なった環境や異なった音のレベルに対する前記人
の聴力を改善するための方法であって、（ａ）前記人の
左右の耳の聴覚系統のうちの少なくとも片方の耳の聴覚
系統に音を受信させる工程、及び（ｂ）前記人の両耳で
聴き取られる前記音の時間差が減少し、前記人の両耳の
聴力平衡が改善されるように、前記片方の耳の聴覚系統
に受信させる音の到達時間を調節する工程、ところの行
程、から成る方法。
【請求項２】機能的な左右の耳の聴覚系統を有する人の
一方の耳の聴力が、良好な他方の耳の聴力よりも弱い前
記人の両耳の聴力平衡を改善し、音声に対する聴力を含
む、異なった環境や異なった音のレベルに対する前記人
の聴力を改善するための方法であって、（ａ）前記人の
左右の耳の聴覚系統のうちの少なくとも片方の耳の聴覚
系統に音を受信させる工程、及び（ｂ）前記人の両耳で
聴き取られる前記音の強度差及び時間差が減少し、前記
人の両耳の聴力平衡が改善されるように、前記片方の耳
の聴覚系統に受信させる音の強度及び到達時間を調節す
る工程、から成る方法。
【請求項３】機能的な左右の耳の聴覚系統を有する人の
一方の耳の聴力が、良好な他方の耳の聴力よりも弱い前
記人の両耳の聴力平衡を達成するための条件を決定する
方法であって、前記人の神経系の機能的活動を測定する
ことによって、改善された両耳の聴力平衡が前記人の両
耳で達成されたときを定量的に指示するための外部機器
から成る客観的手段を使用し、前記人の左右の耳の聴覚
系統のうちの少なくとも片方の耳の聴覚系統に受信させ
る音を調節し、改善した聴力平衡を指示する前記人の神
経系での最適な機能的活動を測定する工程、から成り、
前記最適な機能的活動の測定が、両耳の聴力平衡の改善
を支援するために行われ、前記最適な機能的活動の測定
が、子供及び大人、精神障害者及び知覚的応答が十分に
できない他の患者に対して行うことができる、ところの
方法。