JP2000504948A - 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 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 耳道内（２１）に配置され、マイクロホンプローブを組み込んで、補聴なし、シミュレーションの補聴あり、補聴あり聴力評価の中で、鼓膜（２６）の近くの共通の基準地点で、耳道内の応答を測定する耳道内の人工装具（２２）による客観的及び主観的な聴力評価のために、選定されたモデル及びオーディオ音源、空間化している座標、音響境界線、１もしくは１よりも多数のシミュレーションされた補聴器を表す信号、個別に考慮された身体/外耳を含むデジタルに制御される信号処理パラメータに従う、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（１８）は、聴力障害者（２０）に渡すためのシミュレーションされた３次元音響条件を合成する。仮想電気音響聴力計（１９）は、鼓膜近くの音響応答を含む補聴なし聴力測定評価の結果及び基準測定値に基づいて、補聴器の電気音響パラメーターを計算する。それから、システムは、シミュレーションされた補聴あり条件の場合には計算された補聴器モデルと共に、オーディオ信号モデル、空間化モデル、音響境界モデルの組み合わせの選定を反映する音響信号を合成する。

Description

【発明の詳細な説明】 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 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、今日の聴力レベル補聴器、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 製造計画を大まかに見ると、カテゴリー、サブカテゴリー、関連の頭字語の印象 的な並びが現れ、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（ Mueller，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 Hearing Products）」，The Hearing Journal vol．46，no．3，pp．13-27，19 93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、とらえ所のな 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を含む。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、今日の従来の調整器具及び方法では、補聴器の自然位の性能特性を 予測できない。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 Assessment）」，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的の補聴器電 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−ｃ ｃ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 Audiometers）」，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：Hearing 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つの標準聴力計周波数の全域で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 of 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、従来の聴力計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 Recognit ion 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、音声の聴力計評価では、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 Intelligibility 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話認識に対する、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 Binaural Speech Recognition in Normal and Impaired Hearing）」，Journal of the Acoustical Society of America，vol．92，no． 6，1992，pp．3132-3139；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 Display）」，Ames Research Center，NASA Technical Memorandum 104014，April 1993を参照）。これらの研究の結果、話の知覚は、 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処理で重要な役割を果たす。特に、これ らのフィルタ効果は、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効果作用にさらされる。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.， 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 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、目的の補聴器特性は、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 （Probe 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 的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 Measurements：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（Hueller，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 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 Remote Points in the Canal）」，J．Acoust．Soc．Am．87(3)，March 1990，p p．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 Selection 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かかる５０ｄＢ ＳＰＬを超える周囲のバックグラウンドノイズが有る部屋の音フィールドのスピ 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６０ｄＢ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． 相関する診断、処方規定及び実耳の測定値の問題。 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.， 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 Selection and Assessment）」，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的の特性を達成す 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、挿入、もしくは音フィールドの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？：H earing Instruments）」，vol．43，no．3，1992）。 更に、従来の聴力計器具及び方法は、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． 19，1988）、それは、耳道に挿入され、個人に、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 らかの主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、もしくは、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を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、 壁の反射及び音讐吸収によって音讐的な変化を受ける。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 算せずに、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。補聴器、補聴器の設定、聴力障害の個人に対 する入力刺激の全ての可能な組み合わせを考慮する時、このデジタル記録に基づ 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の分節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）」，JSLPA S uppl．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次元の音声提供を 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 ：Stimulus Synthesis）」，JASA．vol．85，no．2，1989，pp．858-867及びWig htman，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：Psyc hophysical 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「立体音響の音声再生システム（Stereophonic Sound Reproduction System）」，Oct．3，1978；米国特許番号４２１９６９６ 「音声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 Circuit）」，Feb．13，1979；米国特許番号４７７４５１ ５「高さインジケータ（Altitude Indicator）」，Sep．27，1988を参照）。こ れは、頭部関連伝達関数（ＨＲＴＦ）に基づく音源信号をデジタルでフィルタす ることを含む。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声の具体化を可能にする。ＨＲＴＦで処理される音声信号 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 Improvement 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 Factors，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次元オーディオ（The Beachtron-Three- dimensional audio for PC-compatibilities）」，reference manual，Crystal River Engineering，Inc.，Revision D，Nov.，1993を参照）に主に焦点をあて 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相関する応答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、ＩＣ Ｐ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 の音響剌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、振動するフィードバックの 可能性を含む。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ユールのブロッ 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 Ｐ_R1とＰ_L1、及び、初期の反射経路Ｐ_R2とＰ_L2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現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−ＩＴＥ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、磁気誘引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する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。 ウィンドウ：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ウを称する。その 表示は一時的に停止されているが、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とに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ィオシンセ 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 DSP56001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、 様々な聴力計評価処理の間、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、患者からの口語の応答を要求するある聴力計テストの間、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、一揃いのスピーカー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を介しての、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、目的の基 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的対象 （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H_ua（P_n，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 されるスピーカー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。H_ua（P_n ，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、H_fp（P_n，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。 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H_icp-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H_icp-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H_icp-fb（jw）伝達関数。 伝達関数H_ua（pn，jw）、H_fp（pn，jw）、H_icp-rec（jw）、H_icp-mic（jw）、 H_icp-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H_ua（PR1，jw）１０８、H_ua（PL1，jw）１１０、H_ua（PR2， jw）１０９、H_ua（PL2，jw）１１１を実施し、それらの信号処理は、経路PR1、P L1、PR2、PL2をそれぞれ表す。右及び左耳経路処理は、加算ノード１１２及び１ １３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/H_icp-rec-Rt（jw）（１１６）及び１/H_icp-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 関数を無効にするように、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する操作医 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H_ua（pn，jw）、H_fp（pn，jw）、H_icp-rec（jw）、H_{icp-m ic} （jw）、H_icp-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）、時間遅延分光器（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，Ju ne 1989，pp．418-442）。MSL及びTDS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、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１６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、磁気誘引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受信器の変化は、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、ベント導管１３０を用意し、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調整す 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、ＩＣ Ｐ／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、小児科の人々に適しており、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 、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を示す。 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−バルブは、ミクロ−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 、磁気誘引方法によって実施する。このような方法では、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２１０近くで、補聴器２１ ４の表面カバー２１８の一部である別の磁気ディスク２０９との間の磁気誘引に 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２１９、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、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ム可能なケーブル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、振動するフィー ドバツクを引き起こす音響漏れをつくる。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、補聴器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H_ua（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H_ua（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 準選択案を選定する時、閉鎖作用基準測定を実施する。 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H_fp（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、H_{icp -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。定常波パターンに従属する周波数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 響表現を含む。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、測定値に応じた、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がり 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に、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。適切なプローブ位置は、プローブ基準地 点と称される。 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 ロログラム、２−ＣＣ曲線が含まれる。音響刺激、測定方法、及びこれらのテス トについての関連の図表は、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、及び 、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、外側の曲線として示され、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、分析された信号および規定されたＣＡＲのスペ クトログラムと、ＣＡＲの個人の測定された聴力特性図と計算され、比較された プローブ測定された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、ＣＡＲ内で 、外側の曲線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、インナー最大曲線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符号化された図表は、音声信号に対して成形され た曲線である。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、補聴あり評価の間中、補聴器 調整最適化処理において重要である。 空間化ウインドウは、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、選定された音源及び伝送されるべき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（ｄ）、 方 位角（θ）、垂直角度（α）との間の距離が含まれる。 様々な個々の校正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及び対応するレベルの 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、フリーフィールド内の音源から１メーターに校正されたｄＢ ＳＰＬでのレベルであるのが好ましい。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場合、ｄＢ ＳＰＬで表示されるの が好ましい。 頭蓋内モードでは、従来の聴力計の場合と同様に、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H_icp-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。１もしくは１よりも多数の信号モデルを、選 定し、保存し、表示及び分析の目的のためにシステムによって引き出すことがで きる。信号モードは、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計評価ウインドウは、様々な従来の聴力計 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トランスデューサーとは異なって、好ましい方法は、絶 対音圧レベル（ＳＰＬ）で、耳道内応答を測定する。 本発明の別の特徴は、聴力測定信号表示のモードに関する。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表示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表示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 で与えることができる。 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H_ua（pn，jw）及びH_icp-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り、。これは、閾値より下（Ｂ−Ｔｈｒｅｓｈ）及び 不快音量レベルの上（Ａ−ＵＣＬ）曲線領域を最小化しつつ、閾値より上（Ａ− Ｔｈｒｅｓｈ）曲線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）、圧縮閾値屈曲部（ＴＫ）、マイクロホンタイプ（ＭＩＣ）、受信器タイ プ（ＲＥＣ）、挿入されるＩＣＰのベントサイズを反映する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−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H_icp-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H_fp（pn，jw）（図３ ３の２９２、２９３）、補聴器伝達関数H_ha（jw）（図３３の２９４）、補聴あ り耳（図３３の２９５）用の測定された実耳に対するＩＣＰ受信器H_icp-rec（jw ）伝達関数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H_ha（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H_ha-t（jw）は、マイクロホンH_mic（jw）、補聴器回路H_ha-rec（ jw）、受信器H_ha-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、予測された補聴器受信器と使用されるＩ ＣＰ受信器との間の差異を規定する受信器補正伝達関数H_Rec-corr（jw）を含む ことによって、伝達関数H_ha（jw）はH_ha-t（jw）とは異なる。一般的に、この補 正伝達関数H_Rec-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の場合の、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）に関する閾値より下、閾値 より上、ＵＣＬの上の可聴曲線を示す可聴スペクトログラムを含む。図２６は、 予測された補聴あり条件対図２５に示される補聴なし条件における聴力の改善、 すなわち閾値より上の曲線領域の増大を示す。 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、閉鎖作用の強度を客観的及び主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ことができる。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Ｉ ＣＰ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測定される応 答、及び、上記に説明したように、閉鎖作用測定値、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、閉鎖作用測定中 に、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.，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 Microphon e Measurements：Hearing Aid Selection and Assessment）」，1992，pp.221-2 24）。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、個人のＩＣＰ−ＩＴＥ対ＩＣ Ｐ−ＩＴＥによる重大な閉鎖作用を示す。これは子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、H_icp-rec（jw）伝達測定が必要となる。 本発明に特有の別の測定は、補聴器の受信器をシミュレーションする時、ＩＣ Ｐの表面カバーに対して、ＩＣＰ受信器から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り、それは補聴器の表面カバーをシミュレーショ ンする。例えば、振幅及び位相応答であるような伝達関数H_icp-fb（jw）（図３ ７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 動するフィードバックのシミュレーション及びこのような予測での用途である。 この不要な振動するフィードバックは、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するフィードバックの 予測及びシミュレーションは、ＩＣＰフィードバック伝達関数H_icp-fb（jw）３ ３７を組み込むことによって実現される。 振動するフィードバックを、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、振動するフィードバックを、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、振動する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、 振動する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曲線の対応する素表を含む。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カップラへの変換方式を使用 する、標準２−ｃｃカップラ曲線に対する測定された耳道内応答の変換を含む。 一般的に、純音のような標準信号モデルが、２−ｃｃカップラ測定値に含まれる （「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）を含 む。 予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。シミュレーション補聴ありウインドゥは、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、H_{Rec-c orr} （jw）を含む聴力の伝達関数H_ha（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H_fp（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。 もし予測された補容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、直線の第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H_ha-cir （jw）３２２、H_Rec-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、予測 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、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、そのシミュレーションされた補聴器伝達 関数は、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の場合 とマッチする合成された伝達関数をつくる。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晶、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H_fp（pn，jw）及び与えられた 受信器からマイクロホンへの伝達関数H_icp-mic（jw）は、デジタル合成処理で使 用される。右耳及び左耳のそれぞれの表面カバーの伝達関数H_fp（pn，jw）３４ ０、３４２に対してフリーフィールドで処理するために、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 ／ H_icp-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、可聴もしくは 視覚のフィードバックを、応答の適切さを指示する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、 スピーチ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 Minimum Audible Angle）」，Journal of Acous．Soc．of Am．30:237-246，195 6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。

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９８年３月２０日（１９９８．３．２０） 【補正内容】 請求の範囲 １．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のいづ れかのための音響信号の選択的な合成のための聴力測定モジュールを備える仮想 電気音響聴力計と、 前記音響信号を伝送するために、前記聴力測定モジュールに結合された受信器 を含み、更に、聴力評価の中で、鼓膜近くで、耳道内の音響応答を測定する手段 を備える、補聴器人工装具をエミュレーションする耳道内の人工装具とを備える 人間の聴覚能力の評価のためのシステム。 ２．絶対音圧レベルで前記評価を実施する手段を更に備える請求項１に記載のシ ステム。 ３．電気音響の伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、補 聴器のシミュレーションを実施する手段を更に備える請求項１に記載のシステム 。 ４．純音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノイ ズ及び他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号の 合成の中で、補聴器の伝達関数を適用する手段を更に備える請求項３に記載のシ ステム。 ５．補聴器及びシミュレートされた補聴器のいづれかによる聴力評価のための純 音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノイズ及び 他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号を合成す る手段を更に備える請求項３に記載のシステム。 ６．補聴器の閉鎖作用、ベンティング作用、振動するフィードバックの可能性の いづれかをシミュレーションする手段を更に備える請求項１に記載のシステム。 ７．少なくとも１つの伝達関数を適用して、空間化された音響信号を合成し、多 次元の音響空間に現実の受聴環境をつくる手段を更に備える請求項１に記載のシ ステム。 ８．音響信号を作るためのデジタルオーディオ合成モジュールを更に備える請求 項１に記載のシステム。 ９．前記耳道内の人工装具と前記仮想電気音響聴力計との間で音響情報を伝達す るためのデジタル聴力計モジュールを更に備える請求項１に記載のシステム。 １０．少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を 可能にするための仮想音響空間測定モジュールを更に備える請求項１に記載のシ ステム。 １１．前記音響信号を伝送するために、聴力測定モジュールに結合された受信器 を含み、更に、聴力評価の中で、鼓膜近くで、耳道内の音響応答を測定するため の手段を備える、補聴器人工装具をエミュレーションする耳道内の人工装具と、 聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のいづれ かのための多次元空間における現実の受聴環境を表す音響信号の選択的な合成の ための前記聴力測定モジュールを備える仮想電気音響聴力計とを備え、 前記仮想電気音響聴力計は、 前記音響信号をつくるためのデジタルオーディオ合成モジュールと、 電気音響伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって補聴器の シミュレーションを実施するための手段と、 少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を可能 にするための仮想音響空間測定モジュールとを含むような人間の聴覚能力の評価 のためのシステム。 １２．電気音響の伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、 補聴器のシミュレーションを実施する手段を更に備える請求項１１に記載のシス テム。 １３．補聴器の伝達関数を適用して、純音及び音声から成る第１のオーディオ信 号、及び、バックグランドのノイズ及び他の競合する音源から成る第２のオーデ ィオ信号を含むオーディオ信号を合成する手段を更に備える請求項１１に記載の システム。 １４．補聴器の閉鎖作用、ベンティング作用、振動するフィードバックの可能性 のいづれかをシミュレーションする手段を更に備える請求項１１に記載のシステ ム。 １５．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のい づれかのための多次元空間における現実の受聴環境を表す音響信号の選択的な合 成のための聴力測定モジュールを備える仮想電気音響聴力計とを備え、 前記仮想電気音響聴力計は、 前記音響信号をつくるためのデジタルオーディオ合成モジュールと、 電気音響伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって補聴器の シミュレーションを実施するための手段と、 少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を可能 にするための仮想音響空間測定モジュールとを含むような人間の聴覚能力の評価 のためのシステム。 １６．前記仮想音響空間測定モジュールは、多次元音響空間から入ってくる音響 信号への、身体、頭部、外耳、表面カバーの個々の音響効果のいづれかを含む個 別に考慮された伝達関数を測定するような請求項１５に記載のシステム。 １７．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のた めの多次元空間における現実の受聴環境を表す音響信号の選択的な合成のための 聴力測定モジュールを備える仮想電気音響聴力計と、 このような音響信号を伝送するために、前記聴力測定モジュールに結合された 受信器を含み、更に、聴力評価の中で、鼓膜近くで、耳道内の音響応答を測定す る手段を備える、補聴器人工装具をエミュレーションする耳道内の人工装具とを 備え、 ここで、鼓膜近くの耳道内に、同時の信号配信及び測定を提供するような、人 間の知覚能力の評価のためのシステム。 １８．補聴器調整の全ての段階の中で、鼓膜近くの共通の基準地点で、前記測定 を実施して、直接測定データを補正するような請求項１７に記載のシステム。 １９．純音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノ イズ及び他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号 を合成し、ここで、入ってくる信号への、身体、頭部、耳、補聴器の表面カバー の個々の作用を含む空間化された伝達関数に従って、合成されたオーディオ信号 を与えるステップと、 距離、方位角、強度のいづれかに関する空間における各々の音源の位置のいづ れかを含む前記オーディオ信号の空間化パラメーターと、部屋の大きさ、反射特 性、残音響、大気吸収、拡散損失ロールオフを含む音響境界パラメータを制御す るステップと、 このような空間化された刺激を個人に与えるステップと、 聴力測定モジュールで、聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション 、補聴器の調整のいづれかを実施するステップとを備える、聴力診断及びリハビ リテーションのための空問化されたモードで両耳の音響刺激を選定して与える方 法。 ２０．このような空間化された刺激を与えて、１もしくは１よりも多数の補聴器 システムの性能を予測するステップを更に備える請求項１９に記載のシステム。 ２１．補聴器システムをシミュレーションするために、このような空間化された 刺激を与えるステップを更に備える請求項１９に記載のシステム。 ２２．補聴器の評価のために、このような空間化された刺激を与えるステップを 更に備える請求項１に記載のシステム。 ２３． ａ．入ってくる音に対する利得、周波数応答、フィルタリング、信号適 合を含む信号処理パラメータと、 ｂ．ベンティング作用、挿入深さの作用、振動するフィードバックの可能性、 閉鎖作用を含む音響パラメータとを含む補聴器人工装具の電気音響パラメータを 、聴力計モジュールを備える仮想電気音響聴力計で選択的にシミュレーションす るステップと、 前記聴力測定モジュールに結合され、補聴器人工装具をエミュレーションする 耳道内の人工装具で、補聴器の適合性及び快適さを含む補聴器の物理的なパラメ ータをシミュレーションするステップとを備える少なくとも１つの補聴器人工装 具の自然位のシミュレーションのための方法。 ２４．聴力診断、補聴器処方、補聴器シミュレーション、補聴器調整のための音 響信号を合成するステップと、 前記音響信号を伝送して、前記音響信号を伝送するために聴力測定モジュール に結合された受信器を含み、補聴器人工装具をエミュレーションする耳道内の人 工装具で、鼓膜の近くで、耳道内の音響応答を測定するステップとを備える人間 の聴覚能力の評価のための方法。 ２５．シミュレーションされた補聴器の挿入による自然位の閉鎖作用を測定する ためのステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２６．主観的な応答、及び、空間化パラメータ及び個人の伝達関数に従って空間 化される信号モデルへの自然位の測定された応答に基づいて補聴器を調整するス テップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２７．補聴器評価及び自然位の補聴あ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、直接、結合するステップを更に備える請求項２４ に記載の方法。 ２８．振動するフィードバックの発生を予測して、シミュレーションするステッ プとを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２９．前記予測し、シミュレーションするステップは、測定された音響フィード バック伝達関数を組み入れるような請求項２８に記載の方法。 ３０．前記音響信号を合成し、そして、鼓膜近くで音響応答を同時に測定するこ とによって、対話式でつくられ、最適化されるシミュレーションされた補聴器特 性に基づく補聴器の仕様を提供するステップを更に備える請求項２４に記載の方 法。 ３１．補聴器システムの自然位の音響応答特性を多次元空間での補聴なし応答の 音響応答特性にマッチさせることによって、自然音の知覚をつくる補聴器システ ムを選定し、特定するステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ３２．合成された現実の音響環境で、前記補聴器をテストするステップを更に備 える請求項３１に記載の方法。 ３３．多次元空間における音の移動を検知する個人の能力を評価し、最適化する ステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ３４．多次元空間の音を局在化する個人の能力を評価し、最適化するステップを 更に備える請求項２４に記載の方法。 ３５．前記耳道内の人工装具を介して、閉鎖された耳道内の個人自身の声の音響 応答を測定するステップと、 そこから閉鎖された耳道の基準測定値を減算するステップとを更に備え、 ここで、閉鎖作用の客観的な測定を計算するような請求項２４に記載のシステ ム。 ３６．聴力測定モジュールに結合され、シミュレーションされた補聴器をエミュ レーションする耳道内の人工装具によって閉鎖された個人の耳道内の音響応答を 測定するステップと、 そこから閉鎖された耳道の基準測定値を減算し、ここで、閉鎖作用の客観的な 測定を計算するステップとを備える、シミュレーションされた補聴器の閉鎖作用 を評価するための方法。 ３７．個人の鼓膜近くで、閉鎖された耳道内で、１もしくは１よりも多数の基準 測定を実施するステップと、 個人の耳道内に音響信号をつくるための、受信器を含む補聴器人工装具を表す 耳道内の人工装具で、補聴なし聴力評価を実施するステップと、 予測された補聴あり評価を実施するステップと、 前記補聴なし聴力評価の結果及び調整システムに記憶された補聴器の信号処理 パラメーターを使用して、予測された補聴あり評価を任意に実施するステップと 、 前記耳道内の人工装具を介して、補聴器によってつくられる音響信号を表す音 響刺激をつくることによって、前記耳道内の人工装具で、シミュレーションされ た補聴器の評価を実施するステップと、 実際の補聴器で、補聴あり評価を実施するステップと、 前記補聴器を調整して、補聴器の特性を、前記耳道内の人工装具を使用してシ ミュレーションされた補聴器の特性にマッチさせるステップとを備える補聴器を 調整するための方法。 ３８．音響信号の臨界可聴特性を規定するステップと、 耳道内の音響信号を測定するステップと、 前記測定された音響信号を測定された聴力特性図と比較するステップと、 前記音響信号、前記測定された音響信号、前記聴力特性図の臨界特性に従って 、前記音響信号の可聴性を図表に示す可聴スペクトログラム図表を提供するステ ップを備える人間の聴覚能力の評価のための方法。 ３９．補聴器及び／もしくは前記可聴スペクトログラムに基づく前記シミュレー ションされた補聴器に関するパラメーターを選定し、調整し、最適化することに よって、補聴器とシミュレーションされた補聴器との両方を対話式に調整するス テップを更に備える請求項３８に記載の方法。 ４０．個人の耳内の通常の装着位置に完全に配置された補聴器に関する補聴あり 聴力評価のために、受信器は補聴器のマイクロホンに実質的に接触し、音響信号 を受信器から補聴器のマイクロホンへ直接結合するように、受信器を配置するス テップと、 補聴あり評価を実施するステップとを備える個人の聴力評価のための方法。

───────────────────────────────────────────────────── 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)，ＵＡ(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

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のいづ れかのための音響信号の選択的な合成のための仮想電気音響聴力計と、 前記音響信号を伝送し、聴力評価の中で、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とを備える人間の聴覚能力の評価のためのシステ ム。 ２．絶対音圧レベルで前記評価を実施する手段を更に備える請求項１に記載のシ ステム。 ３．電気音響の伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、補 聴器のシミュレーションを実施する手段を更に備える請求項１に記載のシステム 。 ４．純音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノイ ズ及び他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号の 合成の中で、補聴器の伝達関数を適用する手段を更に備える請求項３に記載のシ ステム。 ５．補聴器及びシミュレートされた補聴器のいづれかによる聴力評価のための純 音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノイズ及び 他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号を合成す る手段を更に備える請求項３に記載のシステム。 ６．補聴器の閉鎖作用、ベンティングサイズ、振動するフィードバックの可能性 のいづれかをシミュレーションする手段を更に備える請求項１に記載のシステム 。 ７．少なくとも１つの伝達関数を適用して、空間化された音響信号を合成し、多 次元の音響空間に現実の受聴環境をつくる手段を更に備える請求項１に記載のシ ステム。 ８．音響信号を作るためのデジタルオーディオ合成モジュールを更に備える請求 項１に記載のシステム。 ９．前記耳道内の人工装具と前記仮想電気音響聴力計との間で音響情報を伝達す るためのデジタル聴力計モジュールを更に備える請求項１に記載のシステム。 １０．少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を 可能にするための仮想音響空問測定モジュールを更に備える請求項１に記載のシ ステム。 １１．聴力評価の中で、鼓膜近くで、耳道内の音響応答を測定するための耳道内 の人工装具と、 聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のいづれ かのための音響信号の選択的な合成のための多次元空間の現実の受聴環境を表す 音響信号の選択的な合成のための仮想電気音響聴力計とを備え、 前記仮想電気音響聴力計は、 絶対音圧レベルで測定を実施する手段を含む、音響信号をつくるためのデジタ ルオーディオ合成モジュールと、 電気音響伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、補聴器 のシミュレーションを実施する手段と、 前記耳道内の人工装具と前記仮想電気音響聴力計との間で音響情報を伝達する ためのデジタル聴力計モジュールと、 少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を可能 とするための仮想音響空間測定モジュールとを含むような人間の聴覚能力の評価 のためのシステム。 １２．電気音響の伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、 補聴器のシミュレーションを実施する手段を更に備える請求項１１に記載のシス テム。 １３．補聴器の伝達関数を適用して、純音及び音声から成る第１のオーディオ信 号、及び、バックグランドのノイズ及び他の競合する音源から成る第２のオーデ ィオ信号を含むオーディオ信号を合成する手段を更に備える請求項１１に記載の システム。 １４．補聴器の閉鎖作用、ベンティングサイズ、振動するフィードバックの可能 性のいづれかをシミュレーションする手段を更に備える請求項１１に記載のシス テム。 １５．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のい づれかのための音響信号の選択的な合成のための多次元空間の現実の受聴環境を 表す音響信号の選択的な合成のための仮想電気音響聴力計を備え、 前記仮想電気音響聴力計は、 絶対音圧レベルで測定を実施する手段を含む、音響信号をつくるためのデジタ ルオーディオ合成モジュールと、 電気音響伝達関数を音響信号のデジタル合成に組み込むことによって、補聴器 のシミュレーションを実施する手段と、 前記耳道内の人工装具と前記仮想電気音響聴力計との間で音響情報を伝達する ためのデジタル聴力計モジュールと、 少なくとも１つの音響伝達関数をつくり、空間化された音響信号の合成を可能 とするための仮想音響空間測定モジュールとを含むような人間の聴覚能力の評価 のためのシステム。 １６．前記仮想音響空間測定モジュールは、多次元音響空間から入ってくる音響 信号への、身体、頭部、外耳、表面カバーの個々の音響効果のいづれかを含む個 別に考慮された伝達関数を測定するような請求項１５に記載のシステム。 １７．聴力診断、補聴器の処方、補聴器のシミュレーション、補聴器の調整のた めの多次元空間の現実の受聴環境を表す音響信号の選択的な合成のための仮想電 気音響聴力計と、 前記音響信号を伝送し、聴力評価の中で、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とを備え、 鼓膜近くの耳道内で、同時の信号伝送及び測定を提供するような人間の聴覚能 力の評価のためのシステム。 １８．補聴器調整の全ての段階の中で、鼓膜近くの共通の基準地点で、前記測定 を実施して、直接、測定データを相関させるような請求項１７に記載のシステム 。 １９．純音及び音声から成る第１のオーディオ信号、及び、バックグランドのノ イズ及び他の競合する音源から成る第２のオーディオ信号を含むオーディオ信号 を合成するステップと、 距離、方位角、強度のいづれかに関する空間における各々の音源の位置を含む 前記オーディオ信号の空間化パラメーターと、部屋の大きさ、反射特性、残音響 、 大気吸収、拡散損失ロールオフを含む音響境界パラメータを制御するステップと 、 このような空間化された刺激を個人に与えるステップとを備える聴力診断及び リハビリテーションのための空間化されたモードで両耳の音響刺激を選定して与 える方法。 ２０．このような空間化された刺激を与えて、１もしくは１よりも多数の補聴器 システムの性能を予測するステップを更に備える請求項１９に記載のシステム。 ２１．補聴器システムをシミュレーションするために、このような空間化された 刺激を与えるステップを更に備える請求項１９に記載のシステム。 ２２．補聴器の評価のために、このような空間化された刺激を与えるステップを 更に備える請求項１に記載のシステム。 ２３．ａ．入ってくる音に対する利得、周波数応答、フィルタリング、信号適合 を含む信号処理パラメータと、 ｂ．ベンティング作用、挿入深さの作用、振動するフィードバックの可能性、 閉鎖作用を含む音響パラメータとを含む補聴器の電気音響パラメータを、仮想電 気音響聴力計で選択的にシミュレーションするステップと、 補聴器の大きさ及び快適さを含む補聴器の物理的なパラメータを、耳道内の人 工装具でシミュレーションするステップとを備える少なくとも１つの補聴器の自 然位のシミュレーションのための方法。 ２４．聴力診断、補聴器処方、補聴器シミュレーション、補聴器調整のための音 響信号を合成するステップと、 前記音響信号を伝送して、耳道内の人工装具で、鼓膜の近くで、耳道内の音響 応答を測定するステップとを備える人間の聴覚能力の評価のための方法。 ２５．シミュレーションされた補聴器の挿入による自然位の閉鎖作用を測定する ためのステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２６．主観的な応答、及び、空間化パラメータ及び個人の伝達関数従って空間化 される信号モデルへの自然位の測定された応答に基づいて補聴器を調整するステ ップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２７．補聴器評価及び自然位の補聴あ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、直接、結合するステップを更に備える請求項２４ に記載の方法。 ２８．振動するフィードバックの発生を予測して、シミュレーションするステッ プとを更に備える請求項２４に記載の方法。 ２９．前記予測し、シミュレーションするステップは、測定された音響フィード バック伝達関数を組み入れるような請求項２８に記載の方法。 ３０．前記音響信号を合成し、そして、鼓膜近くで音響応答を同時に測定するこ とによって、対話式でつくられ、最適化されるシミュレーションされた補聴器特 性に基づく補聴器の仕様を提供するステップを更に備える請求項２４に記載の方 法。 ３１．補聴器システムの自然位の音響応答特性を多次元空間での補聴なし応答の 音響応答特性にマッチさせることによって、自然音の知覚をつくる補聴器システ ムを選定し、特定するステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ３２．合成された現実の音響環境で、前記補聴器をテストするステップを更に備 える請求項３１に記載の方法。 ３３．多次元空間における音の移動を検知する個人の能力を評価し、最適化する ステップを更に備える請求項２４に記載の方法。 ３４．多次元空間の音を局在化する個人の能力を評価し、最適化するステップを 更に備える請求項２４に記載の方法。 ３５．前記耳道内の人工装具を介して、閉鎖された耳道内の個人自身の声の音響 応答を測定するステップと、 そこから閉鎖された耳道の基準測定値を減算するステップとを更に備え、 ここで、閉鎖作用の客観的な測定を計算するような請求項２４に記載のシステ ム。 ３６．前記耳道内の人工装具もしくは前記補聴器のどちらか一方を介して、閉鎖 された耳道内の個人自信の声の音響応答を測定するステップと、 そこから閉鎖された耳道の基準測定値を減算し、ここで、閉鎖作用の客観的な 測定を計算するステップと、 個人自信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の測定値 を調整するステップとを備えるシミュレーションされた補聴器と補聴器との両方 への閉鎖作用を測定するための方法。 ３７．基準測定を実施するステップと、 補聴なし聴力評価を実施するステップと、 予測された補聴あり評価を実施するステップと、 シミュレーションされた補聴あり評価を実施するステップと、 補聴あり評価を実施するステップとを備える補聴器を調整するための方法。 ３８．信号の臨界特性及び個人の聴力特性図に従って、特定の音響信号の可聴性 を図表上に示す可聴スペクトログラム図表を提供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。 ３９．補聴器及び／もしくは前記可聴スペクトログラムに基づく前記シミュレー ションされた補聴器に関するパラメーターを選定し、調整し、最適化することに よって、補聴器とシミュレーションされた補聴器との両方を対話式で調整するス テップを更に備える請求項３８に記載の方法。 ４０．補聴器評価及び自然位の補聴あり聴力評価のために、音響信号を補聴器の マイクロホンへ、直接、結合するステップを備える個人の聴力評価のための方法 。