JP2000508217A

JP2000508217A - Prosthesis in the auditory canal for hearing evaluation

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Publication number: JP2000508217A
Application number: JP10509660A
Authority: JP
Inventors: アドナンシェニーブ; リチャードアーソー
Original assignee: デシベルインストルメンツインコーポレイテッド
Priority date: 1996-08-14
Filing date: 1996-08-14
Publication date: 2000-07-04
Also published as: EP0923342A4; EP0923342A1; BR9612703A; AU6773096A; AU719349B2

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。 (57) [Abstract] A hearing assessment and hearing aid adjustment system (22) provides a completely buried three-dimensional acoustic environment to evaluate an individual's no hearing aid, simulated hearing aid, and hearing aid hearing ability . One or more signal sources representing speech or other acoustically important stimuli according to the selected model and digitally controlled signal processing parameters to provide a hearing assessment to the hearing impaired. Digital filtering creates simulated acoustic conditions.

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（ＢＴＥ）、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−５０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０ｄＢＨＬ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声データは、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−ｃｃ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。ＲＥＭ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５０ｄＢＳＰＬ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．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、ｄＢＨＬ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、ｄＢＳＰＬ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ＩＴＳ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、ｄＢＳＰＬ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−ＩＴＣ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ック領域を称し、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２６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２３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１４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１２、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１８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３１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３１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、ＩＣＰ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５４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３８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７０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（９３）、＃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−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（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、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１１２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／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、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１７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、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１３６、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１３３、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ＩＴＣＩＣＰ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には、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１９５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２１０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２０９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、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、測定値に応じて、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、ＣＡＲ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、ｄＢＳＰＬ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ｄＢＳＰＬ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、ｄＢＳＰＬ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、ｄＢＳＰＬ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（ＭＣＬ）、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（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。ＰＯＧＯ、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（ＬＦＬ）、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３３の２９２、２９３）、補聴器伝達関数H_ha（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H_icp-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ＩＣＰ−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、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H_icp-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H_icp-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、H_Rec-c _orr （jw）を含む補聴器伝達関数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H_fp （p1，jw）（図３５の３１０）及びH_fp （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、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H_fp（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。右耳及び左耳の表面カバーの伝達関数H_fp（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／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。ＶＥＡ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。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Prosthesis in the auditory canal for hearing evaluation Background of the Invention Technical field The present invention relates to hearing evaluation and hearing aid adjustment. More specifically, the present invention No hearing, with simulated hearing aid, with hearing aid Virtual electricity for hearing assessment Related to acoustic hearing measurement. Conventional technology The human auditory system, along with complex neural pathways leading to the auditory cortex in the brain, Processes sounds from complex three-dimensional spaces via the outer, middle and inner ears. Various biography Measurable hearing due to conduction, sensory or central nervous system hearing loss Losses affect a very large proportion of the population, especially the elderly. Via hearing aid Rehabilitation cannot be medically treated in other ways or Is the only viable option for hearing impaired types that cannot be surgically alleviated. On an ongoing basis, hearing aids and adjustment techniques have evolved. For miniaturization of electronic equipment and machinery Thus, today's ear-level hearing aids, ie, in the ear (ITE), behind the ear (B TE), in the canal (ITC), or completely in the ear canal (CIC). Ip is cosmetically interesting. More important, however, are the filters that assist in adaptation. Advanced hearing aid signal processing, such as filtering and multi-band dynamic compression This is an increase in the usefulness of the law. Manufacturers are continually developing new hearing aids that use proprietary signal processing methods. Therefore, hearing-aid adjustment specialists can process hearing-aid individual hearing aids from available options. Face to face the increasingly difficult job of choosing. Available hearing aids A rough overview of the processing system shows that categories, subcategories, and related acronyms are wonderful. And they are incomprehensible to many hearing aid adjustment specialists (Mue ller, H.G., "A practical hand into today's treasure trove of advanced technology hearing aids being used. 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 reference). Today, optimal adjustment of prescription hearing aids is hard to define in hearing rehabilitation You have a goal. The fundamental problem is that there are a number of electrical problems that affect hearing aid performance. That is, there are acoustic, physical, and other parameters. these Parameters must be considered when prescribing and adjusting hearing aids Signal processing method, electric circuit adjustment, hearing aid size, insertion depth, venting (ve nting) Size, patient control, and lifestyle related factors are included. this Their hearing aid parameters are not only complex and highly correlated, but also It varies according to the unique interaction between the individual and the hearing aid. In general, today's conventional adjustment devices and methods involve the natural performance characteristics of hearing aids. Cannot be measured. Some are due to poor hearing aid prescription adjustments Complaints about high return rates, often exceeding 20%, according to industry reports. Therefore, it is revealed. Factors that result in unsatisfactory hearing aids I. Inaccuracy of conventional diagnostic audiometry Hearing assessment is the first step in hearing aid prescription and adjustment. All hearing aids Prescription depends on one or more sets of hearing diagnostic data Therefore, an accurate assessment of an individual's hearing function is important. (Mueller, HG, Hawkins , D. B., Northern, J .; L., "Probe microphone measurements: hearing aid selection and evaluation (Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Assessm ent) ", Singular Publishing Group, Inc., 1992: Ch.5). The hearing aid prescription procedure converts the diagnostic data into the target hearing aid power used in hearing aid selection. Including changing to aeroacoustic parameters. Conventional hearing evaluation methods and instruments Various air conducting transducers are used to couple the signal to the ear. general The transducers used for TDH-39, TDH-49, TDH-5 Earphones on the ear like 0, insertion earphones like ER-3A, free fee There is a free-field speaker ("Specification of A udiometers) ”, ANSI-S3.6-1989, American Standards National Institute reference). Threshold measurements obtained with such transducers are otologically normal. Based on the average threshold obtained by examining a group of individuals. Definition According to this average threshold is zero decibel hearing level, ie, 0 dB HL. Called. Using this zero criterion concept, the threshold measurement of otologically normal people The constant value can vary up to 20 dB or more. these The change can be attributed to the following factors. 1. Variations due to the type of transducer used and ear placement Transformation. In a study by Mowrer et al., A 10 dB difference was found in 36% of the threshold measurements. (Mowrer, DE, Stearns, C., "Changes in threshold measurements among hearing aid coordinators." (Threshold measurement variability among hearing aid dispensers), Hearing Instrument, vol.43, No. 4, 1992). Conventional transducer Another major disadvantage of the measurements obtained using the Incompatibility with certain individual measurements obtained by the Sir (Gauthier, E. A. Rapisadri, D.A., "Threshold, Threshold, Threshold ... That's it? (A Threshold is a Threshold is a Threshold… or is it? ) ", Hearing Instruments, vol . 43, no. 3, 1992). 2. How to calibrate a transducer using a coupler that is not equivalent to the human ear Variability due to law. Recently developed couplers have the acoustic impedance characteristics of the average human ear But still unsuitable for the accuracy of the artificial ear (Katz, J., "Handbook of Clinical Audiology" ) ", Third Edition, 1985, pp. 126). Today, the best calibration method is human It is known that the acoustic characteristics are considerably different from those of real ears of 6-cc or Relies on a 2-cc coupler (see "Specification of Audiom eters) ", ANSI-S3.6-1989, American Standards National Institute ). Furthermore, even if there is agreement on the average artificial ear, And inter-individual variability, and to some extent also due to the acoustic characteristics of the head and torso Is critical (Mueller, H.G., Hawkins, D.B., Northern, J.L., Microphone Measurements: Probe Microphone Measurements: Heari ng Aid Selection and Assessment) ”, 1992, pp. 49-50). In one study , When the sound pressure level (SPL) was measured in 50 eardrums of 25 adults, Variability is six standard hearingMeasurementReached 38dB over the entire frequency range (Valente , M., Potts, L., Valente, M., Vass, B., "Subjective variability during real ear SPL : TDH-39P vs. ER-3A earphone (Intersubject Variability o f Real-Ear SPL: TDH-39P vs ER-3A Earphones) ”, In Press. Visit JASA See). 3. Transducer characteristics may change due to wear and damage of moving bulkheads. However, conventional hearing measurement methods do not provide a self-calibration means. Clinicians who simply use standard subjective listening methods may be The gradual change in the sensitivity of the fuser cannot be detected. Although the errors due to the above factors do not seem to be cumulative in all cases, There is always the possibility of substantial errors. In addition, these errors are Inconsistent with the body, so the overall volume control is easily supplemented during the adjustment process I can't compensate. II. Lack of actual listening conditions for hearing assessment without and with hearing aid. 1. Lack of consideration of the benefits of both ears. Numerous studies have shown the benefits of binaural versus monoaural hearing (Cherry, E.C., And some experiments on speech discrimination in both ears (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., and Tylor, W, K., "Speech Discrimination in Monaural and Binaural Some Additional Experiments on the Recognitio n of Speech with One and Two Ears) ", JASA, vol. 26, 1954, pp. 549-554. See). These studies are based on differences in binaural masking levels (BMLD) and binaural masking. Benefits offered by intelligibility level differences (BILD) Focused on. Initial studies of BMLD and BILD have been conducted in monophasic or bilateral To provide signals and noise to the Depending on the signal / noise phase relationship, the tone ) It was shown that the intelligibility of detection and speech varied by about 15 dB. Many Although these studies suggest the importance of binaural considerations, no hearing aid or In today's hearing assessment methods with hearing aids, the primary focus is on monoaural test conditions. Sand In the meantime, at one time, test a single ear. 2. Insufficient consideration of spatialized sound. Hearing measurement such as voice and / or noisesignalThe traditional audiometer and related When transmitted to the ear via a transducer, the perception of sound by the test subject is Not limited to any particular point in space (see “Specification of Audiometers) ", ANSI-S3.6-1989, American Standards National Institute See). For example, for audio hearing evaluation, adjust the audio stimulus level for a single ear And adjust the noise level of the audio separately with the opposite ear. The test subject is in the head Perceive a sound, localization limited to left / right direction. This type of signaling and Perception is referred to as intracranial signal delivery and perception, and is usually used by humans to perceive natural sounds. It's not like that. A recent study by Bronkhorst and Plomp and Begault heads Study the benefits of prior binaural interaction by using Hong localization technology (Bronkhorst, A.W., Plomp, R., "Speech intelligibility in noise The effects of time and level differences between the ears induced on the head 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., "Normal Multiple voices for binaural speech recognition in normal and impaired hearing 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; and Bagult, D.R., "Call Sign Intelligibility Using Spatial Hearing Indication. Good (Call Sign Intelligibility Improvement Using a Spatial Auditory Displ ay) ", Ames Research Center, NASA Technical Memorandum 104014, April 199 3). As a result of these studies, the perception of speech is not only It is concluded that it changes according to the spatial relationship between the noise and the noise. 3. Lack of evaluation method in real listening environment. In the presence of competition between speech and other environmental sounds, speech intelligibility and discrimination are to degrade. In addition, room acoustics, such as room walls and room objects, Genders all play an important role in the filtering process on the original signal source. In particular , These filtering effects generally result in a limited frequency response of hearing ability And is important for hearing-impaired individuals with a dynamic range. Today's method of providing competing environmental sounds with traditional transducers is It cannot represent a sound entity under general listening conditions. Tape player, Comparator Recordings provided via a disc or computer digital playback device SoundvoiceThe data is based on the transducer and / or clinical equipment used. Exposure to room acoustic filtering effects. Today, certain reality listening scenarios E, there is no hearing evaluation method that can evaluate or predict the individual's hearing ability . For example, the hearing ability of a child with hearing impairment in a typical classroom in the absence of hearing , Having a specific hearing aid in the same classroom environment, ie having hearing with hearing The hearing ability of the child. Currently, these and other acoustic experiences are clinical equipment It is considered a living factor that cannot be treated (Mueller, H.G., D.B., Northern n, J.L, "Probe Microphone Measurement: Hearing Aid Selection and Evaluation (Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Assessment) ”, 1992, pp. 69 reference). III. Limitations of modern real ear measurement (REM) equipment and methods. In recent years, real ear measurement (REM) systems have been developed to assess the natural abilities of hearing aids. Developed in REM is a free field stimulus acquired in the eardrum, Consists of a test probe measurement of the ear response to the speaker. Generally, the second criterion The microphone is located outside the ear canal near the ear canal opening. Free head Use the reference microphone as you move about the field speaker. Adjust the stimulus level and calibrate the test probe. For a comprehensive REM assessment, no hearing aid, ie, open ear canal conditions A measurement of the real ear response is first obtained. The target hearing aid characteristics are then Calibrated based on the natural auditory canal response characteristics as well as the standard (Mueller, H.G., Hawkins, D.B., Northern, J.L. "Probe microphone measurement: selection and evaluation of hearing aids (P robe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Assessment ) ", 1992, Ch. 5). In a subsequent consultation, prescribe and order a hearing aid, Upon receipt, the hearing aid is inserted over the probe tube and the prescribed target hearing aid Adjusted to match characteristics. REM evaluation and prescription methods based on REM are based on audiometric data and hearing aid 2-c Significant improvement over conventional adjustment methods that rely on combination with c-coupler specifications. RE M gains insight into the natural performance of the hearing aid, but as described below Has some basic problems. 1. REM test results depend on speaker position / orientation with respect to the ear, especially , Changes considerably at high frequencies (Mueller, H.G., Hawkins, DB, Northern, J.L. . "Probe Microphone Measurement: Selection and Evaluation of Hearing Aids (Probe Microphone Measu rements: Hearing Aid Selection and Assessment) ”, 1992, pp. See 72-74 ). 2. Real ear measurements for a specific stimulus type, source-ear distance / azimuth, room acoustics Is obtained. Certain test conditions are based on the actual hearing system encountered by the hearing aid user. Can't represent Nario. In fact, it is more important for hearing-impaired individuals Using a traditional REM approach, compromising performance under other conditions that may Thus, the hearing aid may be optimized for particular listening conditions. 3. Accurate REM requires careful placement of the test probe within the individual's ear canal I do. The closer the probe is to the eardrum, especially in the case of high frequency measurements Results are more accurate (Mueller, H.G., Hawkins, D.B., Northern, J.L. Probe Microphone Measurement: Selection and Evaluation of Hearing Aids (Probe Microphone Measure ments: Hearing Aid Selection and Assessment) ”, 1992, pp. See 74-79) . Current methods of probe placement rely heavily on the skill of the surgeon and the unique length of the ear canal. Exist. The unique length of the ear canal is about 25 mm for an average adult. Today's The REM method relies on visual observation of the probe tip. Evaluation with hearing aid This is particularly problematic when placing the hearing aid in the ear canal during the process. Traditional The only exception to the visual method is using the Aurora system The acoustic response method has been developed by Nicolet Corp. (Chan, J. , Geisler, C., "Evaluation of eardrum acoustic pressure and ear canal length from a distance in the ear canal. 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; and U.S. Pat. No. 4,809,708 "Method and apparatus for measurement of real ears" (See Method and Apparatus for Real Ear Measurements), March 1989). However, Nikolet's acoustic response method places the probe at a desired location in the ear canal. Before placing, two calibration measurements are required. 4. REM test results are significantly dependent on the placement of the reference microphone near the ear. Change. In particular, the error is significant at 6 kHz and higher ( Mueller, H.G., Hawkins, D.B., Northern, J.L. "Probe microphone measurement : Selecting and evaluating hearing aids (Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selec) tion and Assessment) ”, 1992, pp. 72-74). 5. REM instruments often span the entire range of standard audiometric frequencies.Across50 dBS Room with surrounding background noise exceeding PLIn the sound fieldUse speaker I do. This requires 60 dB or 60 dB to produce a measurement with a sufficient signal-to-noise ratio. Requires stimulation levels higher than dB. If hearing under low-level acoustic stimulation This is a problem if the performance characteristics of the vessel are required. IV. Problems correlating diagnosis, prescription rules and real ear measurements. One of the key factors that can result in hearing aid adjustment is the ability to translate diagnostic data into The problem is to fully correlate with human adjustment requests. Generally, 6-cc cup Obtain diagnostic readings in dB HL with transducers calibrated in color . Hearing aid specifications and performance measurements use a 2-cc coupler that does not represent a real ear . The adjustment uses one of several prescription rules and results in a standard audiometric period. It changes by about 15 dB for the same diagnostic data over the whole wave number (Mueller, H.G., H awkins, D.B., Northern, J.L. "Probe microphone measurement: Hearing aid selection and Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Assessm ent) ", 1992, pp. 107). These coordination provisions may be specific to hearing impairment. Incorporate statistics-based transformation variables that simplify the correlation of hearing aid requirements. Only However, the averaged transformation variable is not related to the objectively measured transformation variables of the individual. And is known to vary considerably. Several methods are available to reduce measurement errors and errors in data correlation. Methods and protocols have been proposed (Sandberg, R., McSpaden, J., Allen, D .; , "Real measurements from real ear devices. Hearing devices. Ear Equipment. Hearing Instruments), vol. 42, No. 3, 1991, pp. 17-18 ). However, limitations of conventional hearing and real ear measurement (REM) equipment, and Due to other factors related to the effectiveness of the proposed protocol in clinical equipment, These protocols are not yet widely accepted. Hearing rehabilitation using hearing aids can be medical or other It is the only viable option for a large number of hearing impaired individuals who cannot be treated. Ten A clear audiometric evaluation is the first step required before adjusting the hearing aid. Generally, a perceptual test of a pure tone and one or more sounds is a basic listening task. Included in the force measurement test suite. Measurements that exceed the threshold are also used in the threshold audiogram. In addition to the frequency response characteristic diagram obtained in the test, confirm the hearing dynamic range characteristic diagram. Obtained to stand. Then, following the audiometric evaluation, the hearing aid was prescribed , Select and order, then assemble after receiving from the manufacturer or at the clinic Then test and adjust. Generally, the adjustment of the electroacoustic parameters of the hearing aid Alternatively, the determination achieves a desired target property based on one of a number of prescription rules. Objective measurements and the individual's subjective response to audio and other sounds at various volume levels Including combinations with subjective measurements based on answers. Traditional hearing measurement using headphones, inserts, or sound field speakers The method is a method that does not represent the transmission of sound under real listening conditions and that Relies on giving lugi. Conventional audiometers, individually for each ear, Gives various tones, voices, and noise stimuli. Therefore, conventional audiometers are not Investigate the benefits of integration or assess hearing ability in a three-dimensional sound environment I can't do that. Another major disadvantage of traditional audiometric methods is the individual's ability to hear inside the ear canal. Is absolute, physical, such as dB SPL, accurately and objectively evaluated. The method of correlating evaluation results without hearing aid with hearing aid requirements is not possible That is. One exception is the Probe-Mike-School developed by Ensoniq. It is a positive adjustment system. The system only addresses test accuracy. (Gauthier, E.A., Rapisadri, D.A., "Threshold, threshold, threshold ... what? Hearing instrument. (A Threshold is a Threshold is a Threshold… or is it ?: Hearing Instruments), vol. 43, no. 3, 1992). In addition, conventional hearingMeasurementThe devices and methods were one or more than one formulated It is not possible to simulate the electroacoustic performance of hearing aids and Their simulated functions in real-world acoustic conditions suitable for the listening requirements of Can not be evaluated. The concept of the Master Hearing Aid, which was popular in the 70s and 80s, Includes instruments that provide simulated hearing aids ("Selected instruments / Master Hearing Aids in Review ) ", Hearing Instruments, vol. 39, No. 3, 1988). Veroba et al. Describes a patient-controlled hearing aid module (US Pat. Patient Controlled Master Hearing Aid ", Jul. 19,198 8) It is inserted into the ear canal, for example, a number of analog circuit blocks Connected to a test module that provides signal processing choices to the individual. Deaf head Playback from the tape deck through a set of speakers placed around the To give the hearing impaired the sound of real words (removed voice) Hearing aid characteristics are determined by the tournament method of deletion. System tuning process Is based on the subjective response of the hearing impaired, who Choices must continue to be determined and, presumably, results, to reach optimal adjustments. Commercially known as a programmable hearing comparator, inevitably an outdated product The adjustment process through a Veroba system is a process for selecting and adjusting hearing aids. RukaobjectiveDoes not include accurate measurement or calibration. In fact, the whole adjustment process is It is based on the subjective response of the perpetrator. Clearly, most hearing-impaired individuals are In various listening environments, in a timely and effective way, a variety of hearing aids Cannot explore the spectrum of highly correlated electroacoustic parameters. Veroba depth Immediate Limits It Objectively Evaluates the Performance of Simulated Hearing Aids The method also provides for hearing-aid responses to individuals determined earlier in the audiometry evaluation process. It does not teach how to associate certain abilities. The main groundless claim in Veroba's system is that of tape deck playback equipment and Speakers placed around the head of an individual with hearing and hearing impairments It is a simulation. However, the recorded sound signal that is played back further Speaker characteristics, the position of the speaker relative to the ear / head, the acoustic characteristics of the room, Subject to acoustic changes due to wall reflection and sound absorption. Tape deck and personal ears What causes all specific acoustic changes in the transmission channel between Don't count on the real listening conditions with Veroba or any such system It cannot be realized. In addition, Veroba, for example, has certain acoustic boundary conditions By projecting the sound source at a specific location in the three-dimensional sound space The acoustic conditions cannot be manipulated from the format. IT developed by Breakthrough, Inc., another simulator for hearing aids S Hearing Aid Simulator is a digital audio recording system obtained from the output of various hearing aids. Providing computer digital audio playback devices (“ITS Hearing Aid Simulator” (ITS-Hearing Aid Simulator) ", Product brochure, Breakthrough, Inc., 1 993). Each part of the recording is a specific audio input, listening scenario, hearing aid model. Equivalent to the hearing aid hearing aid setting. The recording part is a hard disk or Other known types of memory storage, such as compact disk read-only memory Requires a memory area. Hearing aids for hearing impaired individuals When considering all possible combinations of constant and input stimuli, this digitalrecordingBased on An approach that makes these optional choices impractical. In addition, Hearing aid simulator with hearing aid vent size effects, related closing effects, insertion depth Well, you can't simulate an individual's outer ear. Because the stain The translator uses conventional transducers, namely headphones and insert earphones. Because they rely on them. For similar reasons, many other commercially available master hearing aid systems are No ability to accurately simulate hearing aids in a real listening environment. Further , These systems evaluate simulated hearing versus non-hearing conditions Does not include objective measurement methods for For these and other reasons, virtually now Day, all adjusted hearing aids must be master hearing aids or hearing aid simulators It is adjusted without using tools. State-of-the-art REM instruments allow for acoustic response measurements in the ear canal. Generally, the sound The reverberant stimulus is produced by the REM device itself, and is generally , One speaker placed at 0 degree azimuth or 45 degrees azimuth Transmitted via the two speakers. Response measurement, i.e. The free field for the number is a single speaker per ear, due to the special speaker-ear relationship Is necessarily one-dimensional since it only provides the transfer function of Cannot establish a multi-dimensional characteristic diagram of. Another disadvantage of conventional REM and method Is the lack of providing a real voice stimulus. Because most REM equipment is pure tone, Because it only provides stimuli like pure tone sweeps, audio noise, and other sounds . These stimuli can cause hearing impaired individuals in non-hearing and hearing-aid conditions. Do not probe for responses to specific audio segments that may be important. Recent developments in electroacoustic hearing aid measurements have led to the testing of hearing aids in more realistic conditions. Including strikes. Real sound signal is recommended instead of noise signal such as pure tone and voice Used in the test protocol. And the sound energy at dB SPL vs. frequency Spectrogram chart showing the analysis of energy over time, that is, time, Compare input-to-output of hearing aids (Jamieson, D., "Consumer-based electroacoustic hearing aids" Consumer-Based Electroacoustic Hearing Aid Measures ”, JSLPASu ppl. 1, Jan. 1993). The limitations of the proposed protocol are limited to enclosed rooms Due to the way specific sound is transmitted to the hearing aid through the speaker Acoustic reality and the relationship of spectrogram diagrams to hearing and volume discomfort directly These are the restricted values of the spectrogram chart not shown. Other recent developments include providing three-dimensional sound with headphone transducers. (Wightman, FL, Kistler, DJ, "Headphones for listening to free fields" Simulation. I: Stimulus synthesis. (Simulation of Free-Field Listening. I: S timulus Synthesis) ", JASA. vol. 85, no. 2, 1989, pp. 858-867 and Wightm an, FL, Kistler, DJ, "Headphone simulation for listening to free fields Yeah. II: mental confirmation. (Simulation of Free-Field Listening. II: Psycho physical validation) ", JASA. vol. 85, no. 2, 1989, pp. 868-878) . These three-dimensional effects are transmitted via headphones or speakers. Achieved by recreating the acoustic response in the ear canal to the Leaffield signal (U.S. Pat. No. 4,118,599 "Stereophonic sound reproduction system (Stereophonic Sou nd Reproduction System) ", Oct. 3, 1978; U.S. Pat. No. 4,219,696 "Sound" Image Localization Control System " , Aug. 26, 1980; U.S. Pat. No. 5,173,944 "Head-related transfer function pseudo-solid" Sound Effect (Head Related Transfer Function Pseudo-Stereophony) ", Dec. twenty two U.S. Pat. No. 4,139,728 entitled "Signal Processing Circuit" uit) ”, Feb. 13, 1979; U.S. Pat. No. 4,774,515 "Height indicator (Al titude indicator) ”, Sep. 27, 1988). This is the head related transfer function ( HRTF) based digital filtering of the source signal. HRTF is Inevitably, the response without hearing (REUR) of the real ear in three-dimensional space Shadowing, frequency dependent oscillations from the pinna, concha, ear canal Width and time delay measurements. HRTF is a specific example of sound that is localized by headphones. Make it possible. The sound signal processed by HRTF is controlled by signal processing parameters To provide the listener with a free field listening experience. The current research and development efforts in 3D audio are Improved quality of life, improved man-machine interface (Bagault, D.R., “Spatial Call Sign Intelligibility Impr using Hearing Indication ovement Using a Spatial Auditory Display) ”, Ames Research Center, NASA Technical Memorandum 104014, April 1993; Begault, D., Wenzel, E., "Sounds Headphone Localization of Speech ", Human Fa ctors, 25 (2), pp. 361-376, 1993) and virtual reality systems (PC compatible Beachtron-Three-dimensional audio for PC-compatibilities), reference manual, Crystal River Engineering , Inc., Revision D, Nov., 1993). Generally, individual Since we use HRTF sets that are not otherwise considered, these 3D audio The purpose of the system is to provide scene-based recognition in an approximate virtual acoustic environment. Have been limited to simulations. No hearing aid, simulated hearing aid, objective hearing canal with hearing aid The application of three-dimensional audio in human hearing assessment is a significant challenge from known audiometry techniques. And a very useful new development. Overview of the present invention The present invention is directed to humans without hearing aid, with simulated hearing aid, and with hearing aid. A virtual electroacoustic audiometer (VEA), a system used to evaluate the hearing ability of children provide. Individuals with a pair of prostheses (ICP-intra-canal prostheses) in the ear canal To transmit acoustic stimuli. Partially inserted into ICP The probe measurement system is used to measure the response of the response in the ear canal, near the eardrum, during all hearing evaluations. Measured, and thus, without hearing aid, with simulated hearing aid, Provides a common reference point for correlating responses in the listening condition. This Specific module hearing aids defined according to the results of the hearing assessment, such as It is prescribed to include configurable electro-acoustic and electrical signal processing elements. In the no-hearing evaluation, the system includes a pure tone threshold, an unpleasant sound level (UCL), Perform a hearing measurement test such as a voice reception threshold and voice discrimination. Other major Similar to the advanced auditory processing (CAP) test, these peripheral hearing tests are based on relative hearing. At an absolute sound pressure level (SPL) different from the conventional stimulus given at level (HL) Assess human hearing ability in response to acoustic stimuli measured near the eardrum. Another important feature of VEA is that it allows signals received in a real listening environment in three-dimensional space to be received. The ability to synthesize or generate an acoustic signal that represents it. This is the room acoustics Like air absorption, diffusion loss, inner ear delay, outer ear spectral shaping, and other bodily effects This is achieved by incorporating various filtering effects. For example, classroom teaching Listening conditions representing the teacher-talker are synthesized digitally, and , Via ICP to the child, without / without his / her hearing in a classroom environment Evaluate listening ability with hearing. The main spatialized audio signal, that is, the teacher's signal Signal, and optionally a spatialized competing signal representing the noise of school children To further evaluate the child's ability to recognize speech in the presence of background noise. You. The non-hearing assessment method usually involves both ears during the listening experience, similar to the conditions under which humans hear sound. Each ear has an acoustic energy according to the relationship between each ear and various virtual sound sources. Receive some of the Rugies. In contrast, conventional hearing measurement methods, for example, have one ear Into the skull, giving sound to the other and competing noise to the other ear Is applied to each ear individually. The simulated hearing aid evaluation of the VEA system is based on the desired hearing aid power. Aeroacoustic performance is achieved by incorporating into the digital synthesis of hearing signals without hearing aid It is. The simulated hearing aid electroacoustic parameters are And receiver transfer functions, as well as amplifier and filter characteristics. The specified or generalized acoustic model is a simulated hearing aid Provided digitally at the input of the process. Certain acoustic models are specific to the individual being evaluated. Hearing scenarios that are critical and can be selected and operated by the operating physician Represents For example, a teacher in a classroom environment model with a specific sound source-ear relationship Represents the speaker's sound source model. The typical purpose of such a specific scenario is to Voice optimization by optimizing the electroacoustic properties of the This is to maximize the resolution. The generalized acoustic conditions are the response data that defines the standard. Represents the listening scenario associated with the data. One example of a generalized model is W-22. Is a word table of auditory dynamics with specific spatialized background noise . The test points set the standard for a generic standard model stored in the system's memory. Is compared with the data The VEA system also provides digital synthesis processing for the unique effects of the individual's ear. Therefore, the effects of other hearing aids that cannot be simulated On. These reduce the closing action, venting size, and vibration feedback potential. Including. The closing effect affects the perceptual properties of the individual's own voice when the ear canal is closed with a hearing aid. It is a phenomenon that causes a change. In addition, the VEA system provides a variety of personalized sound transmissions in three-dimensional space. It provides a way to measure functions, and their transfer functions can be Incorporated to create virtual acoustic conditions for humans. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES FIG. 1 is a block level diagram showing the main components of a VEA system according to the present invention. FIG. 3 is a schematic diagram of two ICP prostheses inserted into an individual's ear canal and a probe system. Microphone system, digital audio synthesizer module, digital Computer system including audiometer module and virtual acoustic space measurement module And FIG. 2 is a block diagram of a digital audio synthesizer module according to the present invention. FIG. FIG. 3 is a block-level schematic diagram of a digital audiometer module according to the present invention. is there. FIG. 4 is a block-level schematic diagram of a virtual acoustic space measurement module according to the present invention. It is. FIG. 5 is a block-level schematic diagram of a virtual acoustic space measurement system according to the present invention. is there. FIG. 6 shows the control used to position the patient's head during the virtual acoustic space test. FIG. 2 is a perspective view of a chair that can be adjusted. FIG. 7 shows an arrangement of speakers in the virtual acoustic space measurement system according to the present invention. FIG. 4 is a schematic diagram illustrating a speaker having a cross section and a speaker having a sagittal plane. FIG. 8 shows the transfer function measured at points m1 and m2 of a two-dimensional cross section according to the invention. It is a schematic diagram showing an example of interpolation of a transfer function in point i3 from a number. FIG. 9 illustrates the realization of a real listening scenario for hearing-aid-free hearing assessment conditions according to the present invention. FIG. 2 is a schematic diagram showing an example, in particular, direct acoustic paths to the right and left ears of a child listener P_R1And P_L1And the initial reflection path P_R2And P_L2Of teachers / children who are teachers, including Figure 3 shows a listener scenario. FIG. 10 shows the implementation of a normal listening scenario for hearing-aid-free hearing evaluation conditions according to the present invention. FIG. 4 is a block-level schematic diagram showing an example, particularly for teachers during an evaluation without hearing aids. 7 shows an indication of how to make a scenario for a speaker / child listener. FIG. 11 shows a partially cut-out supplement for shallow placement in the ear canal according to the invention. FIG. 3 is a perspective view showing a prosthesis (ICP) in the ear canal for ICP-ITE representing a hearing device. . FIG. 12 shows a partially cut-out supplement for placement deep in the ear canal according to the invention. ICP-IT representing a hearing instrumentCView showing a prosthesis (ICP) in the ear canal for use . FIG. 13 shows a face-pla of a prosthesis (ICP) in the ear canal according to the invention. te) is a perspective view showing the end of the front cover probe tube holder and probe tube arrangement. Including FIG. 14 shows a partially cut out two-part ICP configuration according to the present invention. It is a side view which shows an ICP core module. FIG. 15 shows a partially cut out adjustment for an ICP-ITE configuration according to the invention. FIG. 7 is a side view showing a possible vent insert and ICP-ITE sleeve. FIG. 16 shows a partially cut out two-part ICP configuration according to the present invention. It is a side view which shows an ICP-ITC sleeve. FIG. 17 shows a partially cut out, complete two-part ICP- according to the invention. It is a side view which shows the assembly of ITC. FIG. 18 has a partially cut out programmable vent according to the invention. FIG. 2 is a side view showing an ICP to be used. FIG. 19 shows a partially cut-out hearing aid according to the invention and a direct connection to the ICP. It is a side view which shows a tangent acoustic coupling method, and shows direct acoustic coupling by a magnetic attraction method. Including. FIG. 20 shows a partially cut-out hearing aid according to the invention and a direct connection to the ICP. It is a side view which shows a tangent acoustic coupling method, and a direct acoustic coupling by an acoustic coupler method. Including ringing. FIG. 21 shows a partially cut-out hearing aid according to the invention and a direct connection to the ICP. FIG. 4 is a side view showing a method for coupling an acoustic connection, with programming and acoustic coupling-in. Interface. FIG. 22 shows a partially cut-out hearing aid and acoustic coupler according to the invention. FIG. 4 is a side view showing acoustic coupling to an ICP via a tip. FIG. 23 shows the adjustment provided by the virtual electroacoustic audiometer system according to the present invention. It is a block-level schematic diagram showing an example of processing. FIG. 24 is a diagrammatic computer display showing a reference measurement module according to the present invention. is there. FIG. 25 is a schematic computer table showing the hearing aidless evaluation module according to the present invention. It is shown. FIG. 26 is a schematic computer diagram showing a module with predicted hearing aid according to the present invention. Data display. FIG. 27 shows a simulated hearing aid evaluation module according to the invention. 3 is a schematic computer display. FIG. 28 is a schematic computer table showing an evaluation module with hearing aid according to the present invention. It is shown. FIG. 29 illustrates the case of one individual at 5 kHz and 15 kHz according to the invention. , A line graph depicting the variability of the measured SPL versus the distance of the probe tip from the eardrum It is. FIG. 30 shows that, according to the invention, the probe is being advanced 6 mm from the eardrum. 5 is a bar graph depicting SPL measured for 5 kHz and 15 kHz. FIG. 31 shows that, according to the invention, the probe is being advanced 5 mm from the eardrum. 5 is a bar graph depicting SPL measured for 5 kHz and 15 kHz. FIG. 32 shows that while the probe is moving 4 mm from the eardrum according to the invention, 5 is a bar graph depicting SPL measured for 5 kHz and 15 kHz. FIG. 33 shows a teacher using a predicted hearing aid assessment for the right ear according to the invention. FIG. 3 is a block-level schematic diagram illustrating an example of a speaker / child listener scenario. FIG. 34 uses a simulated hearing aid evaluation for the right ear according to the invention Block-level outline of an example scenario for a teacher / speaker listening It is a key figure. FIG. 35 shows a simulated with directional microphone according to the invention It is a block-level schematic diagram showing a hearing aid. FIG. 36 shows realization of a real listening scenario for a hearing evaluation condition with hearing aid according to the present invention. FIG. 3 is a schematic diagram of a block level showing an example of the above. FIG. 37 illustrates the simulation and prediction of simulated hearing aid vibration feedback. It is a block-level schematic diagram showing an example of the case of the simulation. Detailed description of the invention For the purposes of this discussion, the following definitions apply consistently. Windu: Graphics displayed on the computer screenTsuLogical area Controls, objects, and entry fields grouped together in a dynamic and functional manner Field, a set of plots. Iconification: Refers to an active window shown as an icon. That Display disabled, click on icon on computer screen Can be enabled. The virtual electroacoustic audiometer (VEA) described here has no hearing aid, With a single instrument used for hearing assessment in conditions with and without hearing aids is there. VEA also uses digital synthesis of real acoustic stimuli in the evaluation and adjustment process. New Method for Hearing Aid Adjustment and Analysis Using a Combination of Intracanal Response Measurements Provide a new way. FIG. 1 shows the major components of a preferred embodiment of the VEA system 15. Hearing aid In order to transmit acoustic stimuli 25 in a manner similar to the device, a pair of prostheses in the ear canal ( ICP) 22 is inserted into the ear canal 21 of the individual. Each ICP transmits an acoustic signal to the eardrum 2 For transmission to 6, a receiver, ie a speaker, is included. ICP also receives Measures acoustic response resulting from the intrinsic interaction of organ-generated acoustic stimulation with individual auditory canal characteristics To include a probe tube 24. Probe tube 24 and probe microphone 23 measures the acoustic signal from the ear canal 21 And provide an electrical signal representing the acoustic signal. The response keyboard 27 can be used to It is prepared to register a response from the test subject 20 in the price test. Each ICP receiver 22 is electrically connected to the digital audiometer module 19. It is. The audiometer module comprises an ICP receiver 22 and a probe measurement system 2 3 provides an interface to various audiometric transducers, including The digital audiometer module is connected to the digital Audio synthesizer module 18 and virtual acoustic space measurement module 1 4 is connected. The virtual acoustic space measurement module connects to multiple test speakers. And an output terminal 16 for connection. These modules are connected to a standard personal The computer (PC) 11 or may be included in the The computer also has a memory storage device 17, a display monitor 10, a keyboard 1 2. Includes standard computer accessories such as mouse 13. Memory storage , And the system memory 17. 2, 3 and 4 show a digital audio synthesizer, a digital audiometer, FIG. 2 shows a block diagram of a virtual acoustic space measurement module. In a preferred embodiment of the present invention, a digital audio synthesizer, The virtual acoustic space measurement module is an industrial standard architecture for personal computers. Via the architecture (ISA) -bus interface 34 and the ISA-bus 39 And connected to a personal computer system (see, for example, FIG. 2). Oh The digital data representing the audio source is transmitted via the bus interface 34 to the system. Digital audio synthesizer module 1 drawn from system memory 8 are digitally processed by the digital signal processor 33. then, The digitally processed data is converted into digital data using a digital-analog converter 35. Converted to analog format. Typically, the converter has a conversion rate of 44.1 kHz. Or at different speeds depending on the desired signal bandwidth required. The digital audio synthesizer module also has its input connector 3 1, via a tape or CD player (not shown in the figure) An analog signal representing an audio signal is received from an external audio source. Receiving The received analog signal is processed by the digital signal processor 33. For this purpose, it is converted into a digital signal by an analog-digital converter 32. To increase the digital signal processing power of the system, a number of digital audio An synthesizer module (not shown) can be used. In particular, this is useful for parallel simultaneous binaural signal synthesis. One digital audio Connect the output 38 of the synth module to another digital audio synth. By connecting to the auxiliary input 30 or input 31 of the sizer module, Multiple digital audio synthesizer modules are cascaded. Inside and The auxiliary signal is combined in the module at the summing node 36 before output. Book In a preferred embodiment of the invention, two digital audio synthesizer modules To use Each module is a Motorola DSP clocked at 40MHz Use 56001 digital signal processor. The analog output 38 from the digital audio synthesizer module 18 is Via the connector 42, the mixer of the digital audiometer module 19 (FIG. 3). Sent to 45. Analog audio signal received by the digital audiometer module The signal is mixed by a mixer circuit 45 and amplified by an audio amplifier circuit 46. Various hearings through the audiometry transducer interface circuit 49 The impedance is matched to the measuring transducer and transmitted. Hearing measurement tiger The output to the transducer is the ICP50 (described above; further details below). This will be described in detail. ), Bone vibrator 51 (not shown), headphones 52 (FIG. And other conventional methods of transmitting sound to the individual's ear. The amplified signal from the audio amplifier 46 is also supplied to an audio buffer circuit. From the output connection 48 of 47, the digital audio synthesizer module input 3 Sent to 1. The mixer circuit 45 also receives the I The microphone 55 of the CP, the microphone 56 of the operator (not shown), An audio signal is received from a patient microphone 57 (not shown). Including connections for The external line-level signal received at input connector 53 also The signal is amplified at 4 and sent to the mixer circuit 45. Response keypad interface Circuit 60 couples the system to a response keypad via connector 59, Used to register an individual's response to acoustic stimuli during various audiometric evaluation processes You. The operator's microphone is connected to the digital audiometer module, Thus, the operating physician can communicate with the patient via the pair of ICPs. Patient micro The phone allows the patient to perform an audiometric test that requires a verbal response from the patient. In the meantime, it will be possible to return a contact to the operating physician. As explained in more detail below, The patient's microphone is also used in the closure effect measurement. Digital audiometer module also connects digital audiometer module to VEA And a PC-bus connection 43 and a PC for coordinating module operation at the system level. -Including the bus interface circuit 44. VEA also uses virtual acoustics that are used to evaluate an individual's set of acoustic transfer functions. Includes a space measurement system (FIG. 5). FIG. 4 shows the virtual acoustic space measurement module 14. FIG. The virtual acoustic space measurement module is a set of input connectors 64, a digital audio synthesizer module output connector 3 From 8, electrical signals representing various acoustic signals are received. Input signal level adjustment and transmission The transmission is performed by the mixer circuit 65, audio amplifier circuit 66, speaker transmission and input. This is performed via the interface circuit 71. From there, the virtual acoustic space measurement module The outputs of the tools are connected to various test speakers in a set of speakers-16 . The virtual acoustic space measurement module also converts the virtual acoustic space measurement module to VEA. A PC-bus connection 68 to connect and regulate module operation at the system level; A PC-bus interface circuit 67 is included. Such adjustments are made on connector 7 0 and the position of the patient's head via the positioning sensor interface circuit 69 Information indicating the position of the patient's head connected to the module from the positioning sensor Processing. The adjustable chair 78 properly positions the ear in the measurement space as shown in FIG. It is preferably used to ensure that The vertical adjustment lever 79 is Adjust the vertical position of the individual on the chair. The back adjustment knob 81 is located on the back of the chair. Adjust the support 80. The head support 82 is the head of an individual sitting on a chair. Can be adjusted to support The ear position reference arm 84 is a set of ears. Pointing the canal opening pointer 83 toward the individual's ear canal opening allows the target Provide associated. To minimize acoustic reflections into the ear area during transfer function measurements, The position reference arm 84 is removed from the ear area by the reference arm up / down adjustment knob 85. Preferably it is possible. The infrared tracking method (not shown in the figure) also uses a set of speakers (FIG. 5). 16, 89-94 in FIG. 7, position and maintain the head in the proper position. Can be used for A light-reflecting target object located directly below the individual's earlobe (Not shown) to reflect infrared radiation from incident infrared radiation. Can be. Proper ear placement is determined by the positioning sensor interface 69 (FIG. 4). ) Is indicated by the reflected light detected. The virtual acoustic space measurement system uses various transfer functions used in the hearing evaluation process. Make a set of In general, the transfer function of a linear system depends on the frequency (w) A complex function H (jw) having an intensity and phase characteristic that varies by one time, Once the transfer function H (jw) is determined, the response of the system to any input signal is It can be predicted or synthesized. The set of transfer functions in a virtual acoustic space measurement system is like a speaker , Obtained from a set of acoustic sources arranged in a three-dimensional space. As shown in FIG. 5 and FIG. Preferred speaker placement is equidistant from the patient's head reference point 88. A set of six speakers 89-94 arranged in (d). Head reference point 88 is determined as a point that bisects a line connecting the centers of the openings of the ear canal 21. Four speakers, # 1 (89), # 2 (90), # 3 (91), # 4 (92) is located on the cross section 95 including the head reference point 88. Indicated by A in FIG. Speakers 1 to 4 have azimuth angles of 0 degree, 45 degrees, 315 degrees, and 270 degrees. It is arranged at each time. Three speakers, # 1 (89), # 5 (9 3), # 6 (94) are arranged on the sagittal plane 96 including the head reference point 88. FIG. As shown in B, speakers # 1, # 5, and # 6 have vertical angles of 0 degree and 45 degrees. , -45 degrees. One set of transfer functions for the six speaker configuration shown in FIG. 6 frontal measurements when facing car # 1, i.e., right and left ear measurements enable. In addition, if the head is facing away from speaker # 1 (shown in the figure) It is preferable to carry out 6 pairs of back surface measurements (not performed). Therefore, the whole transmission The set of functions is from 12 pairs of measurements representing measurable points within a sphere of radius (d). Become. Of the 12 pairs of measurements, 8 pairs of measurements are on the cross section and 6 pairs of measurements are sagittal On the surface. The two pairs of measurements are common to both sides. Pair measurements are taken for each ear Not only includes the individual transfer functions, but also the phase relationship of the inner ear for each speaker Including. Transmission for a pair of probes located near the eardrum in an unclosed ear canal The set of function measurements is here the transfer function H without hearing aid_ua(P_n, Jw) You. Here, as shown by A in FIG. 7, pn is defined by polar coordinates d, θ, and α. Is the position of the speaker n, where d is the distance between the speaker and the head reference point And θ is the azimuthal angle of sound incidence with respect to the cross section, as shown in FIG. Α is the vertical angle with respect to the sagittal plane, as shown in FIG. H_ua(P_n , Jw) are the airborne losses and the head, torso, neck, pinna, concha, ear canal, eardrum, Speaker when various acoustic factors including the effect of middle ear impedance are considered Represents the acoustic transfer function resulting from the propagation of sound from #n to the eardrum. Transfer function measurements for probe tubes placed on the surface cover of the ICP were also performed. It is possible. These measurements are, here, H_fp(P_n, Jw) At the position corresponding to the microphone position on the front cover of the Represents the transfer function from speaker #n to the front cover (fp) of the ICP (below, This will be described in more detail). Generally, as shown in FIG. 8, arbitrary points pd, θ in the coordinates d, θ, α space , Α, the transfer function H (p (d, θ, α), jw) is defined as a set of measured transfer functions. It can be interpolated from numbers. For example, the sound pressure from a sound source is , Is known to be inversely proportional to distance. Furthermore, the transfer function of a point in space Can be approximated by a weighted average of the two closest measured transfer functions You. FIG. 8 is a cross section at the point i3, showing transfer functions H (i1, jw) and H (i2, jw). 5 shows an example of the approximate transfer function H (i3, jw) interpolated from. Transfer function H (i1, jw) and And H (i2, jw) are also measured at speakers # 1 (89) and # 2 (90) Interpolated from transfer functions H (m1, jw) and H (m2, jw). Therefore, H (i3, jw) = [H (m1, jw) + H (m2, jw)] / [2^*Lat (jw)] Here, Lat (jw) is the atmospheric loss transmission function due to atmospheric absorption and diffusion roll-off of sound. Is a number. Similarly, from the weighted average of the closest set of measured transfer functions, Interpolation can be used to approximate the transfer function at any point. Also And further measurements on additional speakers and / or speaker-head orientation , The accuracy of the interpolated function can be improved. Preferred practice of the invention Examples are, for example, the number of speakers, which in the embodiment of the invention described here is 6, and the example Use a practical compromise between the individual azimuth numbers, eg, 2 in the forward and backward azimuths I do. In addition, if determined from statistical data obtained from a large number of individual transfer function measurements If so, the nonlinear weights for the transfer function interpolation will be more appropriate. Other transfer functions measured by the VEA system include: (1) Measured by a probe when the ICP is placed in the individual's ear canal H representing the ICP receiver for the electroacoustic transfer function in the ear canal, such as_icp-rec(Jw )Transfer function. (2) Microphones from the hearing aid ICP speakers used during the hearing aid evaluation. H representing the electroacoustic transfer function to the_icp-mic(Jw) Transfer function. (3) Sound leakage from the receiver of the ICP measured on the surface cover of the ICP, That is, H for acoustic feedback_icp-fb(Jw) Transfer function. Transfer function H_ua(Pn, jw), H_fp(Pn, jw), H_icp-rec(Jw), H_icp-mic(Jw), H_icp-fbUsing (jw) in various combinations, conventional evaluation and adjustment methods are not No hearing aids with possible reality, simulated hearing aids, if In other words, an acoustic signal representing a listening condition with hearing aid is synthesized digitally. In FIG. 9, for example, the acoustic environment of a speaker 101 as a teacher and a listener 102 of a child Make 100 as follows. That is, direct contact with the right and left ears of the child listener 102 Are the ray acoustic paths PR1 and PL1 and the reflection paths PR2 and PL2 the transfer functions measured earlier in the child? Is represented by a transfer function interpolated from The acoustic realization of the environment of FIG. 9 is shown in FIG. In FIG. 10, the voice of the teacher speaker is Digital audio file 107 is retrieved from system memory 106 And processed digitally by a digital signal processor 114. Digital communication No. processor, signal processing H_ua(PR1, jw) 108, H_ua(PL1, jw) 110, H_ua (PR2, jw) 109, H_ua(PL2, jw) 111 and their signal processing The roads PR1, PL1, PR2, and PL2 are respectively represented. The right and left ear route processing is performed by the addition node 11 2 and 113 for the right and left ICP receiver 119/120 respectively And the inverse transfer function 1 / H_icp-rec-Rt(Jw) (116) and 1 / H_icp-rec-Lt(Jw) ( 104). Acoustic transmission that occurs between an ICP receiver that transmits sound and the residual volume of the ear canal Provide an inverse transfer function to cancel the function. Then right processed And the left digital signal is converted to an analog signal by the digital-analog converter 115. And sent to the right and left ICPs via the audiometer interface circuit 117. You. Virtual audio, such as communicating the voice of a teacher speaker to a child listener The process of transmitting a radio image to a listener at a specific point in three-dimensional space is called spatialization. It is. Alternatively, for spatialization and transmission to a listener wearing a paired ICP Operation via the operator's microphone instead of digital audio data A raw voice signal from a doctor can be used. As described in more detail below In addition, the virtual position and volume of the spatialized sound source are determined by the virtual audiometer system of the present invention. Under the control of. In general, the transfer function H_ua(Pn, jw), H_fp(Pn, jw), H_icp-rec(Jw), H_icp-m _{I c} (Jw), H_icp-fbTransfer function measurement of a linear time-invariant system such as (jw) The determination uses discontinuous or continuous pure tone acoustic stimulation. Other stimuli are audio noise , White noise, and other audio-like noise signals. Pseudo random noise Sequence and other signals also reduce the time required to calculate the transfer function. Has been used to The calculation method is fast Fourier transform (FFT), maximum length Inc., Inc. (MSL), Time Delay Spectroscopy (TDS) (Rife. D., Vanderkooy , J., "Transfer-Function Measuremen t with Maximum-Length), ”J. Audio Engineering Soc., Vol. 37, No. 6, Jun e 1989, pp. 418-442). The advantages of MSL and TDS measurements include room reflections on the transfer function There is a reduction in action. One of the important components of the measured transfer function used in the present invention Is the linear path transfer function. In a preferred embodiment of the present invention, when initially placing the VEA in its clinical configuration, Calibrate the VEA probe microphone to a reference point on the head. These calibration data The probe is stored in system memory and is fixed for each probe microphone used. Transmission to correct for existing frequency response characteristics and inherent characteristics of room acoustics Used later in function measurements. FIG. 11 shows a partially cut-out IC representing a hearing aid for shallow placement in the ear canal. FIG. 3 is a perspective view showing a prosthesis (ICP) in the ear canal for P-ITE. FIG. 12 shows the part For ICP-ITC, which represents a hearing aid for deep placement in the ear canal It is a perspective view which shows ICP. FIG. 13 is a perspective view showing the edge of the surface cover of the ICP. Yes, including surface cover probe tube holder and probe tube arrangement. Fig. 14 shows the part ICP core module for two-part ICP configuration FIG. FIG. 15 is a partially cropped, adjustable for ICP-ITE It is a side view which shows a suitable vent insert. Figure 16 shows two parts cut out FIG. 6 is a side view showing an ICP-ITC sleeve for an ICP configuration of a portion of FIG. FIG. 7 shows a partially cut out, completed two-part ICP-ITC assembly FIG. FIG. 18 has a partially cut, programmable vent. FIG. 2 is a side view showing an ICP to be used. FIG. 19 shows a partially cut-out hearing aid and I FIG. 4 is a side view showing a direct acoustic coupling method to a CP,PullDirect acoustic bracket by force method Including pulling. FIG. 20 is a partially cut out direct sound to the hearing aid and ICP. FIG. 3 is a side view showing a sound coupling method, and a direct acoustic coupling by an acoustic coupler method. including. Figure 21 shows a partially cut-out method of direct acoustic coupling to hearing aids and ICP. FIG. 5 is a side view showing the method, with a programmable acoustic coupling interface. Including. FIG. 22 shows a partially cut-out via a hearing aid and an acoustic coupler chip. FIG. 4 is a side view showing an acoustic coupling to the ICP of FIG. Figures 11 to 22 are all books According to the invention. In the foregoing figures, those components of the invention that are common to the various embodiments are illustrated by common references. Reference number. For example, the ICPs of FIGS. 11 and 12 each have a receiver 136. However, on the other hand, the housing 129 in the embodiment of FIG. And 152. The prosthesis (ICP) in the ear canal shown in FIG. 11 to FIG. 36, receiver port 199, probe tube 1 inserted into probe tube conduit 134 33, vent insert 128 inserted in vent conduit 130, probe microphone Lohon 131, surface cover 122, made of a flexible material such as acrylic Consisting of a housing. In general, ICPs have the exception of signal processing and generation. Designed to represent the physical and electro-acoustic properties of the desired type of hearing aid You. Signal processing and generation is performed by a computerized virtual electroacoustic audiometer system. Implemented by audio synthesizer infrastructure. 11 and 12 show the ear canal. ITE representing a hearing aid placed shallow in the ear and a hearing aid placed deep in the ear canal And ITC ICP. Used in a preferred embodiment of the invention (Knowles Corp. of Itasca, Illinois The receiver 136 (produced by the company) has its acoustic characteristics along with its low noise output characteristics. Similar to the receivers used in commercially available hearing aids You. ICP receiver from simulated hearing aid receiverVariationIs various VEA system as the correction transfer function used in the complex simulation process Stored in memory. The probe tube 133 is made of a silicone rubber material and has a length of about 1 mm. Preferably, the diameter of the ICP is as shown in FIGS. Is inserted into the conduit 134 of the tube. In the ICP-ITC version inserted deep into the ear canal (FIGS. 12 and 17), the compression ICP-ITE version inserted into the ear canal shallowly for force equalization (Fig. 11 and FIG. 15), a vent conduit is provided to accommodate the vent insert. Preferably, 130 is provided. In the ICP-ITE version, the vent conduit Therefore, by inserting various vent inserts into the vent conduit, the desired natural sound Sound characteristics can be realized. For example, a relatively large diameter vent insert Using to reduce the closing effect resulting from an increase in the perceived loudness of the individual's own voice Can be. On the other hand, use a smaller vent Sound leakage from the receiver via the horn can be reduced. Small connector socket The socket 138 and the connector plug 123 connect the attached connector cable 125. Electrically connect the ICP to the VEA system. As described later, regarding the probe microphone system, the VEA system is used. The system allows measurement of closure action versus ICP and vent type. 11 and 12 As shown in FIG. 17, the ICP also has two probe tube holders 124 and And Includes a placement handle 126 for placement of the probe tube. FIG. 13 shows a surface cover tube. FIG. 4 shows a more detailed view of the surface cover 122 including the holder 124. The figure shows the ICP / ITC sleeve 156 and hearing aid microphone location 132 are also shown. . Use this configuration when measuring acoustic leakage feedback and surface cover transfer functions. use. The ICP housing (129 in FIG. 11 and 152 in FIG. 12) has a sound interference preventing effect. Preferably, it is made of a soft, flexible material that provides comfortable acoustic isolation. Some versions of the ICP can accommodate different ear canal sizes. For example, The small housing version is suitable for children, while the large version Is suitable for adults with large ear canal. Transmission from individuals with ear canal of infectious disease To prevent this, the ICP shown in FIGS. 11 and 12 is preferably disposable . As shown in FIGS. 14-17, an alternative embodiment of the present invention is a two-part Provide an ICP configuration. As shown in FIGS. 15 and 16, the core portion 169 ( FIG. 14) is inserted into various disposable sleeves 177. Sleeve part Since this is the only disposable, this alternative is compatible with the configuration shown in FIGS. Provide economical alternatives. The core part 169 has a somewhat flexible attribute. It is preferred that the protective substance be included. Using a decoupling capacitor 167 In addition, foreign electromagnetic signals that cause audible noise can be filtered. In order for the ICP to fit comfortably in various ear shapes and sizes, generally the FIG. And the sleeve part shown in Fig. 16 is a flexible material such as soft acrylic. Made from quality. FIG. 16 shows the deep equivalent of the ITC and CIC hearing aid types. Shows sleeves suitable for ear canal insertion. FIG.ToIs that the ICP is inserted into the ear canal During operation, an acoustic baffle system 186 that provides acoustic isolation is shown. FIG. 15 shows an ICP sleeve for shallow ear canal insertion corresponding to the ITE hearing aid type. Show. The ICP core includes all ICPs, including the ICPs shown in FIGS. It is inserted into the sleeve hole 179. Features of ICP sleeve selected by operator The fixed size depends on the test to be performed, the size of the individual ear canal, the hearing aid simulation. It changes according to the request. One of the combinations of ICP part and ICP sleeve part An example is shown in FIG. It represents an assembly of ICP-ITC. FIG. 18 shows a deformation of the vent mechanism in which the size of the vent is adjusted by being electrically controlled. (Zdeblick, K., "A revolutionary actuator for microstructures ( A Revolutionary Actuator For Microstructures) ", Sensors Magazine, eb. 1993). This is (by Redwood Microsystems of Redwood City, California) Uses a programmable micro-valve 193 (such as NO-300 produced by It is implemented by doing. The micro-valve is micro-valve port 1 95, a system for adjusting the size of the vent connected to the vent conduit 197. Includes a Recon partition 194. Virtual electroacoustic audiometer Depending on the voltage level delivered from the joules, the typical vent size range is ,. Between 032 and 1.5 mm. The ICP is also suitable for connecting to an ICP, as shown in FIGS. Used in a new method to test a new type of hearing aid that fits. one In general, acoustic signals are transmitted to hearing aid microphones using remotely located speakers. In contrast to conventional hearing aids and hearing aids with hearing aids, which are transmitted to the Supplies an acoustic signal directly to the microphone 211 of the hearing aid 214. The sound of the present invention The sound coupling connects a minimum distance, typically less than 15 mm. 19 and 21 show an embodiment of the present invention. Where the acoustic coupling , By a magnetic attraction method. In such a method, as shown in FIG. , The magnetic disk 206 on the end of the receiver of the ICP and the hearing aid microphone port 2 10, another magnetic disk 2 that is part of the surface cover 218 of the hearing aid 214 09, the ICP receiver 136 is driven by the hearing aid microphone 211. To join. Isolation ring 205 provides acoustic isolation and leakage in the coupling. Minimize this. Also, the hearing aid battery holder 221 and the hearing aid volume control 21 9, a hearing aid circuit 212 and a hearing aid vent conduit 217 are also provided, all of which It corresponds to the conventional components of a hearing device. Further, a preferred embodiment of the present invention shown in FIG. Circuit 253 is provided. The circuit is VEA with programming cable 257 A dynamic ITE test by a control signal transmitted from the terminal is enabled. FIG. With a programming cable 257 to connect the hearing aid circuit to the VEA of the present invention Electric 1 shows a pneumatically programmable hearing aid. These hearing aids are typically converted to electrical signals. Thus, it includes programmable or adjustable circuits. Surface shown Cover programmable interface hearing programming electrical signals Via a battery holder adapted for transmission to the circuit. Generally, The programming signal and the interface method depend on the specifications of the hearing aid circuit used. Is specific to the hearing aid model defined by These programming Signaling and interfacing methods are known to those skilled in hearing aid design. Most Other new commercially available programmable hearing aids will have the appropriate signal input in the hearing aid. The interface circuit uses an ultrasonic or infrared signal. As shown in FIG. 20, an alternative acoustic coupling method is via an acoustic coupler 243. Then, the ICP receiver 136 is connected to the hearing aid microphone 211. Unique to the present invention Extension microphone port 242 also provides for hearing aid 214 in its normal use. Functions as a handle to facilitate insertion and removal. Another embodiment of the present invention, shown in FIG. An acoustic coupler 290 adapted for insertion into the 299 is used. Microphone port 299 is provided with a recess to accommodate the acoustic coupler chip 291. Another acoustic coupling method (not shown) uses a suction ring to create a special Connect ICP receivers to existing legacy hearing aids without interface I do. One of the main advantages of the direct acoustic coupling of the present invention is that it adjusts or evaluates the hearing aid. While improving the signal-to-noise ratio in the hearing aid microphone. Primarily, this is a coupling to the ICP, which reduces the hearing aid This is achieved by electrically isolating the microphones. As shown in FIGS. 19-22, the hearing aid of the present invention also includes a probe tube guide. Using the tube, the probe tube insertion and subsequent measurement in the ear canal by the probe measurement system Enable acoustic measurements. The traditional method of measuring in the ear canal with a hearing aid is directly below the hearing aid. Place the probe. It has the effect of tightening the probe and therefore the measurement Affects accuracy. In addition, the placement of the probe tube directly below the hearing aid will Acoustic leakage causing shockRouteCreate The conduit of the probe tube of the present invention may also include an ear. Providing an improved method of advancing the probe while placing the hearing aid in the way . The sequence of these steps, as outlined in FIG. Represents a typical adjustment process unique to the system. Virtual electroacoustic listening of a preferred embodiment of the present invention The adjustment process provided by the force meter system includes (1) a reference measurement 264, and (2) a supplementary measurement. Hearing without hearing 265, (3) Predicted hearing with hearing 266, (4) Simule 5 steps of evaluation 267 with hearing aid and (5) evaluation 268 with hearing aid Is done. However, individual steps or parts of each step may be In other words,HearingMay be processed in other sequences that are appropriate for the individual being evaluated it can. As shown in FIGS. 24-28, each processing step is represented by a schematic module. Rules. The first step, the reference measurement, is shown in the reference measurement window (opened in FIG. 24). 24) and a signal model window (shown as icons in FIG. 24). (See FIG. 24). Reference measurement win Do allows measurements of various transfer functions to be used later in the adjustment process. When selecting the 3D-REUR (3D real ear no hearing aid response) option, Transfer function H without hearing_uaMeasure (pn, jw). Selected forward / backward selection Depending on the choice, either forward (facing speaker # 1) or backward (facing speaker # 1) The measurement is obtained from the orientation (turn back). By selecting the crossing / sagittal option, Display a diagram of the transfer function of the right and left ears in either the cross section or the sagittal plane be able to. FIG. 24 shows eight pairs of H_uaShows one set of (pn, jw) transfer functions You. By centering the individual against a set of speakers (explained above) The right and left probe tubes should be placed in each unclosed ear canal. And the measurement is performed. Another novel feature of the present invention is that it can be simulated with a tuned hearing aid. This function measures and measures the closing action of the hearing aid. However, closed Before the measurement is taken, a reference measurement must be made on the unclosured ear canal No. The procedure is briefly described here, like "ee" Produce vowels to individuals that preferably have high energy content in their low-frequency spectrum To do that. The measurement is performed with a probe placed near the eardrum. Explained below As such, open-chain-based measures, i.e., unclosed measurements, are subject to ICP or hearing aids. Stored for closure action measurements on closed ear canals using a device. Closing group When a quasi-selection option is selected, a closure action criterion measurement is performed. When selecting the front cover response selection plan, the front cover transfer function H_fp(Pn, jw) (Figure Table not shown). The ICP is placed in the ear and shown in FIG. As such, the probe tube tip is located at microphone position 132 on the surface cover. You. ICP receiver for real ear transfer function, H_icp _-rec (Jw) is measured. This is because the probe tube is inserted into the ICP probe tube conduit. And requires that the tip of the probe tube be inserted near the eardrum. You. To facilitate proper placement of the probe in the ear canal during various response and calibration measurements To optimize the placement of such probes in the ear canal using a novel method, In particular, minimize the effect of standing waves that appear in the ear canal due to wave reflection from the eardrum I do. Frequency dependent standing wave patterns are characteristic, acoustic and especially Is well known to those skilled in the art of acoustic measurement. The new method of the present invention Including presentation of sound. One is a low frequency sound ranging from 1 kHz to 5 kHz, The other is a sound in the range of 15 kHz to 20 kHz. From FIG. 30 to FIG. 32 Depending on the measurement as shownhand, Via speakers or ICP receiver The acoustic response to the transmitted sound signal is relayed by a microphone probe system. It is measured continuously and displayed on the monitor. A diagram of the acoustic response in the individual's ear to each sound is shown in FIG. As the probe is advanced closer to the eardrum, it has a distinctive rise in low frequency response And a notch in the high frequency response. This notch is In the case of sound, it occurs about 5 mm from the eardrum. Relative response characteristics during probe insertion Monitoring is performed using appropriate probe arrangements as shown in the spectral diagrams of FIGS. A visual computer method is provided for indicating the location. High frequency, sand A significant rise in the response of the second sound is generally shown in FIG. The end of this procedure generally follows when following a significant notch above 15 dB. I will show you. Low frequency, ie, second sound response, when the probe is inserted closer to the eardrum Shows only a slight increase within 3 dB. Approximate probe tip distance to eardrum Although these procedures make it possible, the purpose of this procedure is to Probes to minimize standing waves that appear at important frequencies in the transfer function measurement It is to arrange. For example, if you need a hearing-free response measurement up to 6 kHz If so, advance the probe until a notch is detected with a 15 kHz response. Therefore, it is ensured that the measurement error does not exceed 2.5 dB at 6 kHz. By selecting a higher frequency as the second sound, the accuracy can be improved. However, this is a device that can cause the probe to move too far forward and touch the surface of the eardrum. Increase the meeting. Generally, this contact is safe, but causes discomfort. With little consideration of the probe distance to the eardrum, The response is continuously measured and the appropriate stop point is detected while the probe is moving forward. Other sounds including single, triple, composite, and other signals to implement the procedure Can also be used. After that, set the appropriate probe position It is called the quasi-point. As shown in FIG. 25, the second stage, the evaluation without hearing aid, is performed by the evaluation mode without hearing aid. Implemented by Jules. Hearing aid that module is shown open in the figure None Analysis window, spatialized window, also shown open in the figure, The signal model window shown as an icon, also iconized in the figure Consists of an audiometry evaluation window shown as: The hearing aidless analysis window is used for hearing aids when the ICP is inserted into the ear canal. It allows measurement and display in various auditory canals for hearing assessment in simulated conditions. Measurements and charts include audiogram spectra, strain, time analysis, Program, 2-CC curve. Acoustic stimulation, measurement for these tests Methods and associated diagrams are known to those skilled in the art of audiodynamics and signal analysis. I However, as described below, the audible spectrogram is unique to the present invention. This is a new feature. An audible spectrogram shows the audibility of a signal with respect to the individual's hearing profile. FIG. 4 is a spectrum chart showing critical audible characteristics of a certain acoustic signal. FIG. Inevitably, the audible spectrogram is a three-dimensional matrix, as shown in And shows signal dynamics (time) and critical audible region (CAR) versus frequency It is represented by a two-dimensional chart. CAR is the outerOutlineAs signal model It is unique for each signal segment selected from the indo. Voice Segume The CAR of the vowel is the energy of the critical format of the vowel, the fundamental frequency of the utterance Depending on the energy, the energy of the aperiodic frequency sound, and the chosen signal model , Intelligibility, detection, or other criteria known to affect recognition It is defined by such critical sound characteristics. The audible spectrogram chart shows the analyzed signal and the specified CAR spectrum. Spectroscopy obtained by combining Grams are calculated and compared in CAR with the individual's measured audiogram. It is. The measured spectrogram value below the individual's hearing threshold is the CA Inside R, outsideContourSpecify a value below (B-Thresh) below the threshold that defines the area Is done. On the other hand, the measured spectrogram value above the hearing threshold in the CAR is , A value above (A-Thresh) above a threshold that defines an area within the area below the threshold Is specified. And measured above the individual's unpleasant volume level (UCL) The spectrogram value is above the unpleasant volume level that defines the innermost contour area. (A-UCL). In general, the resulting color-coded chart is formed for the audio signal It is a contour line. However, all kinds of acoustic signals are measured by CAR and personal measurements Can be assigned to the corresponding audible spectrogram based on the obtained audiogram. Wear. The purpose of the audible spectrogram diagram is to create a diagram of the individual's hearing characteristics and signal models. By taking into account the critical audible characteristics, the The purpose is to provide a quick graphical means of indicating audibility. In particular, this chart With hearing aid, simulated hearing aid, with hearing aidInHearing aid tone This is important in the integer optimization process. The spatialization window is a signal table in either the spatialization mode or the intracranial mode. Enables selection of the current mode. As shown in FIG. 25, the spatialization mode is the head According to the selected spatial relationship of the sound source, background, and border Sa Sound source and background signal selected to be transmitted via the selected ICP To both ears. Spatial relationships include the distance between the audio source and the head reference point. The distance (d), the azimuth (θ), and the vertical angle (α) are included. Using a variety of individual and calibration transfer functions, audio with a real listening effect Combine the signals. The signal source and the corresponding level are shown in the signal model window (see diagram). (Not shown). In intracranial mode, on the other hand, without spatialization, one ear Or a conventional sound representation that transmits the selected signal and the corresponding level to both ears Provide a way. The signal model window contains the sound source and background signals and the corresponding levels Enables the selection of Sound source selection is pure tone type, voice, music, or acoustic Consists of some signals that are important to In general, background signals are competing Voice, environmental noise, and other signals of auditory significance. Select by spatialization mode The level of the signal is dB SPL, which is one It is preferably calibrated to the center. The measured acoustic response in the ear canal is Preferably displayed in dB SPL as measured by the crophone system New In intracranial mode, the sound source and background Is transmitted to the right, left or both ears. Signal level selected in intracranial mode Is preferably at the level in dB SPL. ICP calibration described above H by procedure_icp-rec(Jw) Transfer function measurements are at dB SPL level Enable selection. In addition, ensure that the probe and ICP are properly positioned in the ear canal Continue to perform measurements with the probe microphone system as desired it can. Specific selection of sound source and background signal types, levels, and spatialization modes Is defined as a signal model. System for display and analysis purposes. To select, save and retrieve one or more signal models it can. Signal models include voice, background noise, music, pure tone, maskin All individual sounds, including noise, synthetic signals, and other auditory signals A signal / scenario or a combined sound signal / scenario may be represented. The audiometric evaluation window, shown as an icon, can be used to Enables measurement to be performed. This is the threshold audiogram, maximum comfort level (MC L), Uncomfortable Volume Level (UCL), Speech Reception Threshold (SRT) and Auditory Includes various other audiometric measurements known to However, transduced Calibrate the sir with various acoustic couplers and measure the relative hearing level (HL) Unlike conventional audiometry for measuring, the preferred method is to use absolute sound pressure level (SP At L), the response in the ear canal is measured. Another aspect of the invention relates to a mode of audiometric signal provision. I explained above The spatialization or intracranial listening mode selected from the spatialization window Not only affect the offerings selected from the No. model window, but also the audiometric evaluation It also affects offerings selected from Windows. For example, NU-6 or Standard audiometric word libraries commonly used in traditional audiometry, such as W-22. The strike can be performed in a conventional intracranial mode or, alternatively, in a spatialization mode specific to the present invention. Can be provided. The spatialized hearing-free evaluation signal processing is based on the selection of the spatialized window. Interpolated transfer function without hearing aid H_ua(Pn, jw) and H_icp-rec(Jw) including transfer function . An implementation of a signal processing for a particular spatialized hearingless evaluation is shown in FIG. The third-stage predicted hearing aid assessment is sent to the predicted hearing aid assessment module. It is implemented. As shown in FIG. 26, this module allows the operator Selects hearing aids and predicts their performance without involving hearing-impaired individuals be able to. The module consists of a hearing aid selection / adjustment window, shown open in the figure. Indo, analysis window shown open in diagram, iconified in diagram Signal model window, the spatialized window shown as an icon in the figure It consists of an audio-visual evaluation module. Inevitably, signal models, spatialization, listening The force measurement evaluation window is the same as the window described in the evaluation step without hearing aid . The hearing aid selection / adjustment window allows for the selection and subsequent adjustment of the hearing aid. The predicted results of the selection / adjustment are selected for the adjacent predicted analysis window. Is shown on the chart. Depending on the proposal for automatic / manual selection of hearing aid selection, Hearing device selection can be automatic or manual. Automatic selection is based on the selected key. Adjustment algorithms and various other bases selected by the hearing impaired and the operating physician. And selecting one or more hearing aids based on the criteria. POG Conventional adjustment methods and methods such as O, Berger, NAL-II are provided. The preferred method of adjustment uses humans to optimize the audible spectrogram. Dynamic audible method. This is below the threshold (B-Thresh) and Above uncomfortable volume level (A-UCL)ContourAbove the threshold (A- Thresh)ContourCorresponds to the chart that maximizes the area. Best for selected criteria A matching hearing aid model is automatically obtained from system memory. Instead, use one or more hearing aids from the list of available models. By selecting, manual selection can be performed. The hearing aid model is It contains all necessary electro-acoustic parameters used for signal processing of the signal model. signal The results of the processing in the predicted analysis window for analysis and charting purposes use. Hearing aid adjustment Selected according to automatic / manual selection plan and adjustment method Automatically or manually adjust the hearing aid parameters of the selected hearing aid model. In general, the set of hearing aid control parameters is specific to the selected hearing aid . FIG. 26 shows the selected hearing aid model DigiLink100. In the window example, the control parameters are volume control (VC) and low frequency cut (L FL), compression threshold knee (TK), microphone Ip (MIC), receiver type (REC), ICP vent size to be insertedRepresent Vent size selection. If the vent insert is selected manually, Alternatively, electrically selectable micro-valve vent selection If you choose the size of the vent,_icp-spkr(Jw) measure the transfer function Thus, it is preferable to improve the accuracy of the analysis. As explained above, the measured surface cover transfer function H_fp(Pn, jw) (Fig. 3 3, 292, 293), hearing aid transfer function H_ha(Jw) (294 in FIG. 33) The measured ICP receiver H for the real ear for the ear_icp-rec(Jw) transfer function With the exception of the signal processing model containing (295 in FIG. 33), the predicted The analysis window is the same as the analysis window without hearing aid. In general, hearing aid H_ha (Jw) The transfer function is non-linear and changes depending on the hearing aid selected. Typically , Hearing aid transfer function H_ha-t(Jw) is the microphone H_mic(Jw), hearing aid circuit H_ha _-rec (Jw), receiver H_ha-rec(Jw) transfer function. Eliminates the hearing aid receiver Alternatively, the difference between the predicted hearing aid receiver and the ICP receiver used Transfer function H that defines the receiver_Rec-corr(Jw), the transfer function H_ha (Jw) is H_ha-t(Jw) is different. Generally, this correction transfer function H_Rec-corr(Jw ) Is the linear transfer function, given by the VEA system. Right ear with hearing aid and hearing aid for the child listener / teacher speaker scenario The predicted hearing aid analysis process for the left ear without hearing is shown in FIG. Digital signal processing The results of the processing are stored in system memory 106 for analysis and display. Analysis of the predicted data in the system memory will be audible, as described above. Including analysis. The chart shows the threshold below the threshold for the critical audible area (CAR). Includes an audible spectrogram showing the audible contour above the UCL above the value. FIG. Shows the hearing in the predicted hearing aid condition with respect to the no hearing aid condition shown in FIG. It shows an improvement in the force, ie an increase in the contour area above the threshold. Another predictive measure unique to the present invention is characterized by the perceived amplification of human own voice. Measurement of the closure effect caused by the insertion of the ICP into the ear canal. You. The present invention provides a method for subjectively and objectively measuring the strength of the closing action. Evaluate your own voice when talking to individuals wearing ICP Perform a subjective method by asking. If hearing impaired subjects If the response is offensive, consider alternative ICPs for different hearing aids Can be The objective method is to measure the response via a probe system in a closed ear canal And, as explained above, the closure action measure, i.e., not closed. Including reducing ear canal measurements. Generally, the patient's microphone 57 outside the ear canal is used to measure the closure effect. In, record the individual's own voice, unclosed ear canal measurement and closed ear canal measurement Medium, ensure constant intensity level (Mueller, H.G .., Hawkins, D.B., North ern, J.L., "Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Evaluation (Probe Microph one Measurements: Hearing Aid Selection and Assessment), 1992, pp.221-224). A unique feature of the present invention is not only constant voice intensity, but also constant voice This also eliminates the need for spectral characteristics. This is the spectrum characteristic of the individual's own voice. Gender differences are achieved by adjusting the calculated closing effect measurements. In the field of auditory mechanics, a deep insertion of a hearing aid, It is known that at low frequencies in the range from 1000 Hz to 1000 Hz, the closing effect is substantially reduced. ing. Therefore, a smaller simulated hearing aid corresponds to a smaller ICP can be used for subsequent evaluation steps. Made by two types of ICPs, ICP-ITC and ICP-ITE The closing action that is performed is shown in the diagram of FIG. This chart shows one individual's ICP-ITE versus I Shows a significant closing effect by CP-ITC. This is to be expected. why Then, the ICP-ITE creates a larger residual volume, and the closing effect is the residual volume. It is known that it is directly proportional to the quantity. The advantage of ICP measurement at the probe reference point is that all measurements performed are Independent of the ICP or its placement in the ear canal. Only However, whenever a new ICP is selected and inserted into an individual's ear, H to give a more spatialized sound_icp-rec(Jw) Transmission measurements are required. Another measurement specific to the present invention is when simulating the hearing aid surface cover. Simulates hearing aid receiver, ICP receiver to ICP surface cover Is a measurement of acoustic feedback caused by acoustic leakage into the instrument. For example Transfer function H, which is the magnitude and phase response_icp-fb(Jw) (338 in FIG. 37) Measure with the front cover as described above. Eliminate acoustic leaks from probe conduits To remove the probe tube from the ICP probe tube conduit during feedback measurement It is preferable to close the opening created by the process. An important use of the feedback transfer function is in simulating hearing aid vibration. There is a simulation of dynamic feedback and such prediction. This unnecessary shake Dynamic feedback makes a audible view that interferes with the normal functioning of the hearing aid (Whistling). As shown in FIG. 37, with the selected settings Measurement and simulation of vibration feedback of a simulated hearing aid Is the ICP feedback transfer function H_icp-fb(Jw) Incorporating 337 Yo Is realized. Vibration feedback to the individual wearing the ICP via the ICP receiver Can be made audible. In addition, the vibration feedback Can be measured via an ICP microphone system. This feature Allows the operator to use a system to minimize or eliminate vibration feedback. Simulated hearing aid settings, especially gain, frequency response and vent size It can be adjusted. Similarly, using the VEA system, Alternative hearing aids or alternative hearing aids to minimize or eliminate back A set of instrument parameters can be selected. The analysis window with predicted hearing aids also provides other analysis and audiograms, Includes corresponding charts of strain, time analysis, spectrogram, 2-cc curve. This They are based on standardized measurements and diagrams known to those skilled in the field of hearing engineering. is there. The 2-cc coupler curve uses a real ear to 2-cc coupler conversion equation. The conversion of the measured intra-canal response to a standard 2-cc coupler curve. general In addition, a standard signal model, such as a pure tone, is required for 2-cc coupler measurements (" Specification of Hearing Aid Characteristics ", ANSI -S3.22-1987, American Standards National Institute). Means of the present invention Other evaluation methods within the scope ofToNo hearing aid, predicted hearing aid, stain Includes clarity measurement (AI) for conditions with and without hearing aids It is. The purpose of the measured hearing aid module is to select individuals without hearing impairment. Defined signal model, selected set of hearing aid parameters, personal hearing characteristics The objective is to predict the performance of the selected hearing aid according to the figure. The simulated hearing aid evaluation of the fourth stage is as shown in FIG. Implemented in a simulated hearing aid evaluation module. This module Allows the operator to select one or more than one hearing aid and The characteristics can be simulated. Open that module in the diagram Hearing aid simulation window shown, stain shown open in diagram Analysis window with hearing aids, iconized in the figure Signal model window, spatialized window shown as an icon in the figure , Consisting of an audiometric evaluation module, shown iconically in the figure. Signal mode The Dell, spatialization, and audiometry evaluation windows are necessarily identical to the windows described above. is there. The hearing aid simulation window is a predictive hearing aid evaluation module. This is inevitably the same as the hearing aid selection / adjustment window. Similarly, simulation The analysis window with hearing aid that has been selected is necessarily the same as the analysis window that was predicted. One. The key difference in the simulated hearing aid assessment module is that Synthesize hearing aided conditions and give the audible result to hearing-impaired individuals The ability of the module. Another important difference is that measured, not predicted, data An analysis is performed by the module based on the data obtained. Up As described above, the microphone having the probe tip disposed at the probe reference point is used. The measured response is obtained via a probe measurement system. An example of the simulated signal processing with hearing aid shown in FIG._Rec-c _orr Hearing aid transfer function H including (jw)_ha(Jw) and simulation of ear with hearing aid Surface transfer function H for_fp(Pn, jw). The result of the processing is The analog-to-analog converter 115 converts the signal into an analog signal and inserts it into the ear canal. To the right ICP 119 and the left ICP 120, respectively. If the predicted hearing aid microphone is a directional microphone As shown in FIG. 35, a separate microphone transmission function representing its directional characteristics is shown. Use numbers. Transfer the digital audio file 107 from the system memory 106 From the surface cover transfer functionH _fp (P1, jw) (310 in FIG. 35) andH _fp (P2, jw ) (312 in FIG. 35). Here, p1 and p2 represent two points in three-dimensional space. You. The signal paths from p1 and p2 represent the straight path and the first reflection path, respectively. Can be. Similarly, second reflection paths p3, p4,..., Pn (not shown) Can be represented by digital signal processing. The result of each surface cover transfer function step is each of the points p1, p2, ..., pn Further processing with corresponding microphone transfer functions 318, 320 for each signal path . As shown in FIG. 35, the results are summed 326 and the hearing aid circuit transfer function H_ha- _cir (Jw) 322, H_Rec-corr(Jw) 324. Then the result The resulting digitally processed signal is analog-to-digital Is converted to a signal, and via the audiometry transducer interface 117 It is transmitted to the appropriate ICP in the ear canal. Analysis window with simulated hearing aid, audiogram, distortion , Time analysis, spectrogram, hearing spectrogram, 2-cc curve, closed work Includes measurements, feedback analysis measurements and corresponding charts. These measurements are This is necessarily the same as the above measurement for the analyzed window. These processes Is a system for calculating hearing aid prescriptions based on selected adjustment prescription methods / theories. Based on ability. With or without hearing impaired individuals, The selected hearing aids can be adjusted, the results analyzed and charted. The purpose of the simulated hearing aid module is to select the signal model , Set of hearing aid parameters, measured hearing characteristics of the individual, given audibility According to the measured probe response in the ear canal, which is a function of the objective response to the signal, The objective is to objectively or subjectively optimize the performance of the selected hearing aid. One of the unique features of the present invention is the ability of hearing impaired individuals to perceive and improve natural sound perception. Simulated one- or two-ear hearing aid system to create localized sound The ability to calculate the characteristics of a system. This, along with the surface cover transfer function, Simulation to Create a Synthetic Transfer Function That Matches a Transfer Function Without Hearing Aid This is achieved by selecting an optimized hearing aid transfer function. In general, The switching request includes a frequency and a phase response. However, the intensity response is It is assumed that it changes. Because most hearing-impaired individuals have a hearing loss This is because amplification is required to compensate. Once the hearing aid is selected and optimized by VEA system simulation Once the process is complete, the characteristics of the simulated hearing aid To the hearing aid specifications. The specifications made include microphones and receivers Hearing aid components simulated by the VEA system, including selected components Shape and size of hearing aids according to the ICP, hearing aid circuit blocks and circuit elements, Includes hearing instrument parameter settings, vent type / size. VEA system The purpose is to provide the manufacturer / assembler with detailed specifications and Hearing aid system that matches one or both ears closely matches the fitted hearing aid Manufacturing and assembling the system. The actual hearing aid is as shown in FIG. It is ordered from a simple order menu and prints out detailed hearing aid specifications. The evaluation with hearing aid at the final stage of the processing is an evaluation module with hearing aid as shown in FIG. Is represented by a rule. This module has hearing aids shown open in the figure Analysis window with hearing aid shown open in diagram, icon in diagram Hearing measurement evaluation window, shown as an icon, shown as an icon in the figure Signal model window, spatialized window shown as an icon in the figure Consists of a do. The latter three windows are the predicted hearing aid assessment and simulation. It is inevitably the same as the window of the evaluation window with hearing aid provided. The evaluation window with hearing aid is used for a programmable hearing aid as shown in FIG. Allows electronic adjustment of the manufactured hearing aid parameters, or For a manually adjusted hearing aid as shown at 20, the proposed parameters Enables display of settings. The measured values and the corresponding charts are the predicted or synthesized signals, i.e. Inserted into the individual's ear canal rather than a simulated response analysis with hearing aid Except for reflecting the response from the actual hearing aid, the analysis window with hearing aid No hearing, predicted hearing aid, simulated hearing aid Is similar to the analysis window of the program. As shown in FIGS. 19-21, the spatialized sound is directly converted to the micro sound of the hearing aid. By coupling to the phone, the synthesized real sound signal is given to the hearing aid . As shown in FIG. 36, the surface cover transfer function H_fp(Pn, jw) and given Transfer function H from ICP receiver to microphone_icp-mic(Jw) is the digital synthesis processing Used in the process. Transfer function H for the right and left ear surface covers_fp(Pn, jw) 340, 342 in order to process them individually in the free field, A digital audio file 107 representing the audio source in the system memory 106 Pull out from. The additional apertures shown together by the dotted rectangles 341 and 343 Other that reflects filtering of the audio source or filtering of the reflection path Pa The parallel processing is performed by the addition nodes 112 on the right and left 113. Inverse transfer function 1 / H_icp-micBy applying (jw) 344, 345, the output of the addition node is Further processing to compensate for the coupling effect from the ICP receiver to the hearing aid microphone Is done. The acoustic signal supplied to the microphone 350 of the hearing aid 351 is spatialized, Via the signal module and the hearing measurement evaluation window to the operator of the VEA system Thus, it represents a spatialized signal having selected and controlled properties. Also, electroacoustic testing of the hearing aid coupled to the ICP as described above was performed outside the ear canal. Can be implemented. For example, the output of the receiver of the hearing aid is input to a 2-cc coupler. By connecting to a force, a 2-cc coupler measurement can be performed. V With respect to the signal generation capabilities of the EA, the ICP has a hearing aid based on its 2-cc coupler. During the evaluation, various acoustic stimuli can be created as input to the hearing aid. As well By connecting the output of the ICP receiver to the input of the 2-cc coupler, The 2-cc coupler measurement was performed on the ICP, a simulated hearing aid. Can be applied. The present invention not only effectively addresses today's diagnostic and coordination problems, but also Provide the basis for new tools that are biologically important. For example, through interactive training, Both hearing aid and non-hearing aids can be used as hearing recovery tools to improve hearing ability The ability of the system to synthesize the real acoustic conditions can be used. This In such applications, hearing impaired people can speak speech in a noisy background. Gives the spatialized signal to represent. The word is determined from the hearing measurements and methods described above. These words are untrained, though they may be audible It may be ambiguous for hearing-impaired individuals. Verbal response or response Depending on the response registered via the keypad, the VEA system will Provide audible or visual feedback to individuals with hearing impairments Can be. The purpose of this new test is to provide hearing impaired people with Teaching how to improve voice perception and intelligibility. Another test enabled by the present invention is to localize sound in plane or three-dimensional space. Determine the individual's ability to transform. One example is a test for minimum audible angle (MAA) detection Yes, thereby detecting the minimum angular separation of pure tone versus frequency at an angle (Mills, AW, "On the Min. imum Audible Angle) ", Journal of Acous. Soc. of Am. 30: 237-246, 1956 reference). In addition, comparisons of individual localization abilities were simulated without hearing aid. Hearing-aid and hearing-aid can be compared under all conditions. The present invention also provides an individual's ability to detect movement of sound in a planar or three-dimensional space. Enables force measurement. For example, representing motion in specific geometric and frequency patterns As described above, a sound object can be synthesized. Evaluate the degree of disability of individuals who detect movement can do. In addition, the comparison of an individual's ability to detect sound movements was performed without hearing aid, Compare all simulated hearing aid and hearing aid conditions Can be Although the invention has been described herein with reference to a preferred embodiment, the spirit of the invention is And without departing from the scope, substitute other applications in place of those described herein. Those skilled in the art will readily appreciate that they can be used. Therefore, the present invention It is limited only to the claims encompassed below.

───────────────────────────────────────────────────── 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，ＬＵ，ＭＣ，ＮＬ，ＰＴ，ＳＥ)，ＯＡ(ＢＦ，ＢＪ，ＣＦ，ＣＧ，ＣＩ，ＣＭ，ＧＡ，ＧＮ，ＭＬ，ＭＲ，ＮＥ，ＳＮ，ＴＤ，ＴＧ)，ＡＰ(ＫＥ，ＬＳ，ＭＷ，ＳＤ，ＳＺ，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，ＬＶ，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────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page (81) Designated countries 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) Inventor Arthur Richard United States California 94063 Redwood City Bennett Road 15

Claims

[Claims] 1. For hearing measurement evaluation, hearing aid prescription, hearing aid simulation, hearing aid adjustment To reproduce the synthesized acoustic signal and measure the acoustic response in the ear canal near the eardrum For assessing human hearing ability with prostheses in the ear canal. 2. The system of claim 1, wherein signal delivery and measurement are provided simultaneously. 3. For hearing measurement evaluation, hearing aid prescription, hearing aid simulation, hearing aid adjustment Reproduce the synthesized sound signal, and use the prosthesis in the ear canal to hear the acoustic A method for assessing human hearing ability comprising measuring a response. 4. Prosthesis in the ear canal for hearing aid evaluation and hearing evaluation with natural hearing aid Further comprising the step of acoustically coupling the microphone directly to the microphone of the hearing aid Item 4. The method according to Item 3. 5. A receiver for transmitting an acoustic signal to an individual's eardrum, Measuring the acoustic signal from the ear canal and providing an electrical signal representative of the acoustic signal Prosthesis in the ear canal comprising a probe microphone system for 6. To minimize the effect of standing waves on the desired measurement bandwidth, a 6. The prosthesis in the ear canal according to claim 5, further comprising means for advancing and positioning the tube. . 7. And further comprising a vent conduit for achieving pressure equalization of the prosthesis in the ear canal. The prosthesis in the ear canal according to claim 5. 8. The vent conduit is selected to alter the acoustic properties of the prosthesis in the ear canal. The prosthesis in the ear canal according to claim 7, further comprising a bent vent insert. 9. The vent insert is large to reduce or eliminate the closing action Is preferred, Alternatively, the vent insert may provide acoustic leakage from the receiver. 9. The method according to claim 8, wherein the size is preferably small so as to reduce or eliminate Prosthesis. Ten. The probe microphone system, A probe tube, An inherent difference between the acoustic stimulus produced by the receiver and the characteristics of the individual's ear canal A probe microphone for measuring the acoustic response resulting from the interaction. 6. The prosthesis in the ear canal according to claim 5. 11． Further comprising a housing adapted to be placed in the ear canal shallowly, wherein the housing is 6. The prosthesis in the ear canal according to claim 5, representing a hearing aid that is placed shallowly in the ear canal. 12． Further comprising a housing adapted to be placed deep in the ear canal, wherein the housing is The prosthesis in the ear canal according to claim 5, representing a hearing aid which is placed deep in the ear canal. 13. The prosthesis in an ear canal according to claim 5, further comprising a core portion and a sleeve portion. Utensils. 14. 14. The prosthesis in the ear canal according to claim 13, wherein the sleeve is disposable. 15． The ear canal according to claim 5, further comprising a parable baffle for providing acoustic isolation. Prosthesis inside. 16． The vent conduit has a vent size that is electrically adjustable in nature. The prosthesis in the ear canal according to claim 7, further comprising a vent. 17． Prosthesis in the ear canal for hearing aid evaluation and hearing evaluation with natural hearing aid Further comprising means for acoustically coupling the microphone directly to the microphone of the hearing aid. The prosthesis in the ear canal according to 1. 18． 18. The method according to claim 17, wherein the acoustic direct coupling is achieved by magnetic attraction. Prosthesis in the ear canal. 19. 18. The method of claim 17, wherein said acoustic direct coupling is achieved by an acoustic coupler. The prosthesis in the ear canal as described. 20. The prosthesis in the ear canal according to claim 5, further comprising a deployment handle. twenty one. Place the prosthesis in the ear canal on the surface cover to measure the transfer function. 6. The intracanal of claim 5, further comprising at least one probe tube holder. Prosthesis. twenty two. To measure the acoustic feedback transfer function, the surface cap of the prosthesis in the ear canal The method according to claim 5, further comprising at least one probe tube holder on the bar. Prosthesis in the ear canal. twenty three. An auditory canal to reproduce the acoustic signal and measure the acoustic response in the auditory canal near the eardrum A prosthesis, wherein the prosthesis in the ear canal is electro-acoustic and physical Simulate hearing aids that are shaped to simulate characteristics System to do.