JP2005523759A - 遅延聴覚フィードバックを使用して非吃音性の発話言語障害を治療するための方法及び装置 - Google Patents

Abstract

携帯型装置を使って約２００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック（ＤＡＦ）信号を施与することにより非吃音性の発話及び／又は言語関連障害を治療するための方法，装置，及びシステムが提供される。このＤＡＦ治療は、長期に及ぶ場合がある。パーキンソン病などの一部の障害に対しては遅延時間が約１００ｍｓ未満に設定されるが、５０ｍｓ以下といったさらに短い遅延時間に設定されることもある。特定の方法においては、速話症（異常に話速度が速い）をその治療を要する個体にその個体が話速度を自然に遅らせるのに十分な遅延時間を有するＤＡＦ信号に晒すことによって治療する。

Description

［関連出願］
本出願は、２００２年４月２６日に提出された米国仮特許出願第６０／３７５，９３７号に基づく優先権を主張するものである。この米国仮特許出願の内容は、全て、本出願に援用される。

［発明の分野］
本発明は、非吃音性の発話障害及び／又は言語障害（non-stuttering speech and/or language disorders）の治療技術に関する。

従来までのところ、遅延聴覚フィードバック（「ＤＡＦ（delayed auditory feedback）」）は、吃音者の治療に使用され成功を納めている。例えば、Ｏ．ブラッドスタイン（Bloodstein, 0.）著、「吃音に関するハンドブック（A Handbook on Stuttering）」、第５版、ｐ．３２７−３５７、（米国シカゴ・全米イースターシール協会（National Easter Seal Society）、１９９５年）を参照されたい。これとは対照的に、正常な発話者に対する数々の実験によって、ＤＡＦは、発話に破壊的な効果を与えかねないことが分かってきた。こうした効果としては、言い間違い（例えば、音素，音節，単語の繰り返し）が生じる、話速度（speech rate）／読字所要時間（reading duration）が変化する、発声音が引き延ばされる、発声の強さが増す、空気力学上の変更が生じる（ブラック（Black）、１９５１年；フカワ（Fukawa）、ヨシオカ（Yoshioka）、オザワ（Ozawa）及びヨシダ（Yoshida）、１９８８年；ハウェル（Howell）、１９９０年；ランゴバァ（Langova）、モラベク（Moravek）、ノバク（Novak）、及びペトリック（Petrik）、１９７０年；リー（Lee）、１９５０年、１９５１年；マッケイ（Mackay）、１９６８年；シーゲル（Siegel）、ショーク（Schork）、ピック（Pick）、及びガーバー（Garber）、１９８２年；スタガー（Stager）、デマン（Denman）、及びルドロウ（Ludlow）、１９９７年；スタガー（Stager）及びルドロウ（Ludlow）、１９９３年参照）などといったことが挙げられる。幾人かの理論家（ブラック（Black）１９５１年；チェリー（Cherry）及びセイヤー（Sayers）、１９５６年；バゥン・リパ（Van Riper）、１９８２年；イェーツ（Yates）、１９６３年）は、ＤＡＦのもとでの正常な発話者の発話障害はこれらの障害が吃音に似ていることから吃音の類似物であることを提案している。簡単に言えば、正常な発話者は、ＤＡＦのもとで「人工的に吃音させる」ことが可能である。

これまでのところ、研究者（investigators）は、正常な発話者に対するＤＡＦの効果を評価するために、一般的に１００ｍｓ〜３００ｍｓの範囲内にある「長い」遅延時間を利用してきた。正常な発話者に対する発話の異なる速度（例えば、正常速度対高速度）とＤＡＦの効果を調べている唯一の研究が存在すると信じられている。ツァニーニ（Zanini），クラリッチ（Clarici），ファブロ（Fabbro），及びババァ（Bava）（１９９９年）の報告によれば、正常速度で２００ｍｓのＤＡＦを受けながら発話している参加者は、ＤＡＦを全く受けていないときと比べて著しく多くの言い間違いを引き起こした。しかし、話速度を上げたときには、ＤＡＦを全く受けていない発話者の増加した言い間違いの総数は、ＤＡＦを受けている発話者のものと殆ど同じで有り続けた。ＤＡＦを受けている発話者と受けていない発話者との間では、話速度を上げたときには言い間違いに大きな違いは見受けられなかった。話速度及びより短い遅延時間のＤＡＦの効果を明らかにするものは全く無い。

これまでの研究では、「言い間違い」又は「吃り（dysfluency）」の操作的定義は存在していないようであり、このことがより初期の仕事の解釈をとりわけ厄介なものにしている。具体的には、「発音不明瞭（misarticluations）」（ハム（Ham），フッチ（Fucci），カントレル（Cantrell），及びハリス（Harris）、１９８４年）、「言いよどみ（hesitations）」（ステファン（Stephen）及びハガード（Haggard）、１９８０年）、又は「不正確な音節（slurred syllables）」（ザロシュ（Zalosh）及びザルツマン（Salzman）、１９６５年）といった吃りの定義は、吃音者の吃り的な振る舞い（すなわち、部分単語の繰り返し，部分単語の音の引き延ばし，声にならない姿勢固定）の標準的な定義とは一致しない。

それでもなお、コミュニケーション能力を高め、流暢さを増し、及び／又は発話又は言語をより「正常」にするために治療が望まれる障害に関係した非吃音性の発話障害及び／又は言語障害を持つ個体（individuals）が存在している。これまでのところ、ＤＡＦは、パーキンソン病といった一部の非吃音性の障害を治療するために提案されている。例えば、ダウニィ（Downie）等著、「パーキンソン病における発話障害−選ばれた領域における遅延聴覚フィードバックの有用性について（Speech disorder in parkinsonisin-usefulness of delayed auditory feedback in selected arses）」、英国コミュニケーション障害学会誌（Br. J. Disord Commun）、１９８１年９月、第１６巻第２号、ｐ．１３５−１３９参照。しかしながら、これらの研究又は治療において提案されている遅延時間は比較長く、一部の非吃音者において吃りを実際には悪くしかねないものである。さらに、こうした治療を施すために使用される従来の提案装置は、扱いにくさの点で望ましいものとは言えず、及び／又は臨床環境においてのみ使用可能である。残念ながら、これら不都合な点のそれぞれによって、望ましい治療成果又は結果が限られることにもなりかねない。

以上の説明から、非吃音性の病状にある個体のコミュニケーション能力を高めるための矯正治療を提供することができる方法及びそれに関係する装置が依然必要とされている。

本発明は、遅延聴覚フィードバック（「ＤＡＦ（delayed auditory feedback）」）を使用して非吃音性の発話及び／又は言語関連障害を治療するための方法，システム，及び装置に向けられている。

本発明の装置及び方法は、小型化した最大限目障りにならない装置を使ってＤＡＦ入力を与えるように構成することができ、またオンデマンド又は長期の使用又は治療（例えば毎日）を行えるよう装着可能にし得る。この最大限目障りにならない携帯型装置は、コンパクトで自給式（self-contained）かつ比較的経済的な装置で耳に挿入できる又は耳に掛けられるほど十分小さく、従ってユーザ上／内において稼働状態にあるときに距離の長いワイヤ又はケーブルを必要としない耳装着型（ear-supported）装置として構成されることがある。本装置は、耳に装着可能な小さなハウジングとポケットコントローラを備えた装置で、耳掛け型（「ＢＴＥ（behind-the-ear）」）、挿耳型（耳穴型；「ＩＴＥ（in-the-ear）」）、外耳道内挿入型（「ＩＴＣ（in-the-canal）」）、又は外耳道内完全挿入型（「ＣＩＣ（completely-in-the-canal）」）の何れかの装着形態において使用できる大きさと形状を備えることができる無線装置として構成されることがある。

本発明の特定の実施態様においては、ＤＡＦ治療方法，システム，及び装置が提供する遅延時間を比較的短くすることができ、例えば約１００ｍｓ以下にすることができる。特定の実施態様においては、その遅延時間を約５０ｍｓ未満にすることができる。

本発明の特定の実施態様において、本発明の装置は、速話障害（cluttering speech disorder）を持つ個体の話速度を遅くしてより自然又は正常な話速度を実現することができる。

本発明の特別な実施態様において、本発明の方法及び装置は、読字不能を含む学習不能障害を持つ子供を学校又は家庭などの（診療所外の）通常の教育環境において治療するように構成することができる。

本発明の方法及び装置は、就学前児童，小学児童，思春期の子供，十歳代の若者，成人，及び／又は高齢者（つまり年配者）の何れか１以上の年代においてコミュニケーション能力を高め得る。

本発明の特別な実施態様において、本発明の方法及び装置は、コミュニケーション能力が弱い非吃音性の病状（pathologies）又は障害、例えば、統合失調症（schizophrenia），自閉症（autism），注意力欠如障害（「ＡＤＤ（attention deficit l disorders）」）といった学習障害や、脳梗塞，トラウマ，傷害，或いはパーキンソン病といった進行性疾患から生じることがある脳機能障害による神経障害、を持つ個体を治療するために使用され得る。

本発明の一部の実施態様において、本発明の装置は、サービスの望ましい期間中に臨床上施される一時的な治療とは別に及び／又はそれに加えて、被験者上に在りながら継続的な実質的に「オンデマンド」使用による治療ができるように構成される。

本発明の特定の特徴は、コミュニケーション能力を低下又は障害した被験者の非吃音性の病状を治療するための方法に向けられている。この方法は、非吃音性の病状を持つ被験者が発話している又は（口を開いて）話している間にＤＡＦ信号を被験者に与えてそれによって被験者のコミュニケーション能力を改善させることを含む。

本発明の特定の実施態様は、被験者の速話障害（cluttering speech disorder）を治療するための方法に向けられている。速話障害というのは、被験者の自然な話速度が一般人に比べて異常に速い症状を示す障害である。この方法は、速話障害及び／又は言語障害を持つ被験者に２００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を施与する（administer）ことを含む。

本発明の他の実施態様は、治療が必要な非吃音性の発話障害及び／又は言語障害を有する被験者に約１００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を施与することによって治療するための方法に向けられている。

本発明の特定の実施態様として、遅延聴覚フィードバック信号を被験者に施与するステップは、被験者が、人とコミュニケーションすること，書字すること，話を聞くこと，発話すること及び／又は読字すること、から成るグループに属する少なくとも１つのタスクの実行直後に実行される。

治療では、（ａ）個体の耳に間近に接するようにその個体の発話に関連する聴覚信号を受信するために自給式又は無線方式で動作することができてその個体の外耳道と連通するのに適合した装置を配置し、（ｂ）その個体の発話に関連する音声信号を受信し、（ｃ）受信した音声信号に応答して１００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚信号を生成し、（ｄ）その遅延聴覚信号を当該個体の外耳道に送信する、ことを含むことができる。

本発明の他の実施態様は、被験者の自然な話速度が一般人と比べて異常に速い速話障害を治療するための装置であって、（ａ）２００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を生成するための手段と、（ｂ）遅延聴覚信号を速話障害及び／又は言語障害を持つ被験者に送信するための手段と、を具備する装置に向けられている。

更に他の態様は、非吃音性の発話障害を治療するための装置であって、（ａ）１００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を生成するための手段と、（ｂ）遅延聴覚信号を発話障害及び／又は言語障害を持つ被験者に送信するための手段と、を具備する装置に向けられている。

本発明の別の実施態様は、発話障害及び／又は言語障害を持つ非吃音者（non-stutters）を治療するための携帯型装置に向けられている。この携帯型装置は、（ａ）対向する遠位面と近位面と有しており少なくとも近位面はユーザの外耳道内に位置付けられる耳装着型（ear-supported）ハウジングと、（ｂ）信号プロセッサと、（ｃ）信号プロセッサに連動可能に結合しこの信号プロセッサに電力を供給するための電源と、を具備することを特徴とする。信号プロセッサは、（ｉ）ユーザの発話に関連する聴覚信号に応答して入力信号を生成する受信器と、（ｉｉ）受信器に連動可能に結合し約１００ｍｓ以下の遅延時間を有する遅延聴覚信号を生成するための遅延聴覚フィードバック回路と、（ｉｉｉ）遅延聴覚フィードバック回路に連動可能に結合し遅延聴覚信号をユーザに送信するための送信器と、を含む。また、信号プロセッサは、耳装着型ハウジング内、及び／又は、ユーザによって装着され、前記耳装着型ハウジングと無線通信してその耳装着型ハウジングと協働して遅延聴覚フィードバックをユーザに送信するように構成された無線動作式（wirelessly operated）携帯型ハウジング内に存在するように構成される。

本発明の上記の態様は、方法，装置，システム，及び／又はコンピュータプログラムの形態で実施される。

以下、本発明の実施の最良の実施形態を添付図面を参照して詳細に説明する。しかしながら本発明は、多くの形態で実施が可能であり、ここに述べられる形態に限定されると解してはならない。正しくは、これらの形態は、本開示が周到かつ徹底したものとなり当業者に対し本発明の範囲が十分明らかになるように提供されるものである。

図面において、特定の特徴、成分，層，及び／又は領域は、明確にするため誇張して描かれていることがある。図面に関する記述の全体を通して同一又は類似の符号が同一又は類似の要素に付される。また、層，領域，又は基板といった要素が別の要素の「上に」あると言うときは、それは、その他の要素の上に直に接するように存在することが可能である、或いはその他の要素の上に介在要素を挟んで上に存在する場合もある、と理解されたい。これとは対照的に、要素が別の要素の「直接上に」あるというときは、介在要素は存在しない。

本発明に関する以下の説明において、特定の構造の他の構造に対する位置関係を表すために特定の用語が採用されている。ここで使用される用語「近位（proximal）」及びその派生語は、頭の中心に向かう外耳道の方向にある位置を指し、一方、用語「遠位（distal）」及びその派生語は、外耳道から遠ざかる方向にある位置を指す。

概して言えば、本発明は、非吃音性の病状を有する被験者を治療して発話障害及び／又は言語障害を手助けし及び／又は改善する方法，システム，及び装置に向けられている。特定の実施形態は、発話障害及び／又は言語障害に関連したコミュニケーション能力を向上又は改善することを目的としている。用語「コミュニケーション能力」は、限定はされないが、書字（writing），発話（speech），読字（reading）を含む。用語「書字（writing）」は、印刷若しくは手書きで紙などの望ましい媒体に書き記したり、或いはキーボード，マウス，タッチパネル，若しくは音声認識ソフトを使って電子入力して書くことによってコミュニケーション媒体（感知できる有形の表現媒体）に、思想，質疑応答，若しくは意見を表現したり、及び／又は、書作品を創作又は倣書するために、記号，文字，及び／又は単語を組み立てることを意味するものとして広く使用される。用語「読字（reading）」と「読字能力（reading ability）」とは、読解力，読字認識，及び／又は読字速度を意味する。

用語「会話（talking）」及び「発話（speaking）」は、ここでは、同義的に使用され、相互に又は自分自身に、会話したり，話しかけたり，ささやいたり，歌ったり，叫んだりするなど、声による言葉表現を含む。病状（pathology）は、読字障害を示すことがある。或る特別な実施態様として、被験者が通常の速度と通常のレベル（音量）で実質的に通常の音声で声に出して読んでいる最中に被験者にＤＡＦ信号が与えられる場合がある。他の実施態様として、被験者が通常の音量からは小さくした音量の音声（ささやき、又は、かすかに聞き取れる音量）で声に出して読んでいる最中に被験者にＤＡＦ信号が与えられる場合がある。特定の実施態様では、被験者の言葉の出力が一般の会話，発話，又はコミュニケーションに関係したものであろうと、或いはこうした会話又は発話が字をつづったり，読んだり（断続的又は合唱），音声の文字を単語に変換すること，及び／又は筋の通った考え，単語若しくは文を首尾一貫した表現若しくは例えば原作者の書作品の単語又は文の形成においては書作品に変換することに関連したものであっても、発話者の声又は発話からの聴覚信号が装置（後述されるように最小化されることがある）によって検出できるほど言葉の出力は十分大きい場合がある。

本発明が提案する作業に基づく治療に適すると考えられる非吃音性の発話及び／又は言語の病状の例としては、限定はされないが、失読症（dyslexia）といった読字不能，注意力欠如障害（「ＡＤＤ（attention deficit disorders）」），注意欠陥過活動性障害（「ＡＤＨＤ（attention deficit hyperactivity disorders）」）などを含む学習障害（「ＬＤ（learning disabilities）」），失語症（asphasis），統合運動障害（dyspraxia），構音障害（dysarthria），自閉症（autism），パーキンソン病（Parkinson's disease）及び／又はアルツハイマー病（Alzheimer's disease）などの進行性退化性神経系疾患、及び／又は、脳梗塞（strokes），心筋梗塞（cardiac infarctions），トラウマなどに関連した脳障害若しくは脳損傷、が挙げられる。特定の態様として、発達性動作性聴覚処理障害，発達性言語障害若しくは特定言語障害，又は音韻処理障害を有する子供は本発明の範囲内にあることが意図された方法及び装置による治療に適している場合がある。

本発明に係る治療は、読字不能又は読字障害を含む学習不能と診断された個体に特に適すると考えられる。学習不能は、個体が年齢相応の期待されるレベルを下回る能力しかないことを確認するよく知られた検査手段によって評価されることがある。例えば、読字不能は、個体が年齢相応の期待されるレベルを下回ることを確認する標準化された検査や、限定されないが例えばスタンフォード式診断用読字検査（Stanford Diagnostic Reading Test）によって診断されることがある。この検査については「スタンフォード式診断用読字検査（Stanford Diagnostic Reading Test）」（米国ニューヨーク州ハーコート・ブレース・ジャバノヴィッチ社（Harcourt Brace Javanovich）から１９７６年に出版）を参照されたい。読字不能は、同じような年齢の個体の平均的な能力と比較して確認されることもある。他の態様として、被験者自身における読字能力の相対的低下が読字不能の存在を確認するために使用されることがある。治療を要する被験者としては、標準診断検査に基づいて年齢的に期待される能力には劣るとされた非吃音性の学習不能を有する子供の場合がある。この子供は、就学前児童及び／又は小学児童（グレードＫ−８）である場合がある。他の態様として、治療を要する個体としては、十歳代の若者又は高校生，中年とまではいかない成人（大学生若しくは専門学校生），中年層の人（３０−５５歳），又は高齢者を含む中年過ぎの人（５５歳より年齢が上の人であり、一般的には約６２歳より高齢の人）である場合がある。既に述べたように、治療を要する個体としては、診断検査によって確認された読字不能を有している場合があったり、或いは同じような年齢の個体の平均的な能力と比較して読字能力が劣っている場合があったり、或いはその個体のそれまでの能力又は行動から機能障害の兆候が認められる場合があったりする。

図１〜図４に示された特定の実施形態では、ＤＡＦ治療は、最大限目障りにならない小型装置１０によって行われる。図１の破線でその外観が示されているように、装置１０は、耳掛型の構成部品１０Ｅと協働して望ましい治療入力を提供する無線遠隔構成部品１０Ｒをオプションとして含むことができる。従って、当業者には周知のように、無線システム構成としては、耳掛型の構成部品１０Ｅと、遠隔にある無線遠隔構成部品１０Ｒのハウジングに収納されてよいプロセッサと、このプロセッサが耳掛型の構成部品１０Ｅと通信することを可能にする無線送信器とを具備するものであってよい。無線ヘッドセットの例としては、米国カリフォルニア州サンディアゴに所在するジャブラ社から入手可能なジャブラ・フリースピーク無線システム（Jabra(商標) FreeSpeak Wireless System）及び他のハンズフリーモデルが挙げられる。小型イヤホンやイヤー・フックなどを採用するハンズフリー型通信装置に関連する特許の例としては、米国デザイン特許第４６９，０８１号明細書、米国特許第５，８１２，６５９号及び第５，６５９，１５６号明細書に記述されており、これら内容は全て本願に援用される。

上記実施形態の代替として、装置１０は、自給式のものであり、そしてユーザの耳に掛けられるものとすることが可能である。無線式及び自給式の態様の双方において、装置１０は、耳に取り付けられる構成部品が小さく或いは小型化された構成になるように携帯型のコンパクトな装置として構成することができる。従って、以下の特定の実施形態の説明では、装置１０は、ＤＡＦを与える特定のオペレーティング構成部品を有するものとして記述される。これらの構成部品は、耳に取り付けられる装置１０Ｅ内に完全に収納されるか、或いは、一部の構成部品は、こうした装置が使用される態様においては、無線動作する遠隔の装置１０Ｒ内に収納される場合がある。例えば、コントローラ及び／又は一部の遅延聴覚フィードバック信号プロセッサ回路などは、遠隔のハウジング１０Ｒ内に格納することができる。

他の実施形態として、一般的にはヘッドマウント式又は耳取付け式の軽量構成部品（図示されていない）を備えた有線式携帯型ＤＡＦフィードバックシステムが使用されることがある。

図１，図２，及び図４Ａは、耳に取り付けられる装置１０ＥがＩＴＥ（in-the-ear：挿耳型或いは耳穴型）装置として構成できることを示している。図３Ａ及び図３Ｂは、耳に取り付けられる装置１０ＥがＢＴＥ（behind-the-ear：耳掛型）装置として構成できることを示している。図４Ｂ〜図４Ｅは、様々な適当な形状（形態）を示している。図４Ｃは、ＩＴＣ（in-the-canal：外耳道内挿入型）の場合、図４Ｂは、ＩＴＣ構成の「ＨＳ（half-shell：外耳道内半挿入型）」の場合を示している。図４Ｄは、ＭＣ（mini-canal：ミニ外耳道内挿入型）の場合、図４Ｅは、ＣＩＣ（completely-in-the-canal：外耳道完全挿入型）の場合を示している。ＣＩＣ構成は、最小装置として外耳道内に大部分が隠れるものとして説明される。

より詳細に後述されるが、非吃音性の発話障害及び／又は言語障害治療用装置１０は、受信器，遅延聴覚フィードバック回路，及び送信器を含む信号プロセッサを備える。一部の特別な実施態様では、受信器又はトランスデューサのような選ばれた構成部品は、一般的には、外耳道のすぐ近くに位置するが外耳道から離れた場所に置かれることがある。おおざっぱに言えば、携帯型装置は、患者からの音声信号を耳に間近に接する位置で（例えば、耳に隣接する位置でマイクロホンを使って）入力し、信号を処理し、信号を増幅し、そして処理済み信号をユーザの外耳道（三半規管）に送る。

図面を参照して説明すると、図１には装置の一態様が示されている。図示されているように、装置１０は、自給式で導線を必要としない、耳に取り付けられる単一の一体化したユニット１０Ｅであることが可能である。また、オプションとして、装置１０は、耳に取り付けられるユニット１０Ｅ、及び、この耳に取り付けられるユニット１０Ｅと無線通信する遠隔に位置する携帯型ユニット１０Ｒとの双方を含むことができる。こうして、装置１０は、鼓膜３４の近くまで外耳道内に挿入されるように構成されたハウジング３０を備えた耳に取り付けられるユニット１０Ｅを含む。全体を通じて右耳用モデルとして説明されるが、図面を鏡に映した鏡像は、正反対の左耳用モデルに適用することができる。同様に、どちらか一方の耳の単一ユニットとして説明されるが、一部の態様では、ユーザは、それぞれの耳に取り付けられる２つの別個の装置１０Ｅ（この態様は図示されていない）を採用する。ハウジング３０は、外字道内に所定距離だけ挿入可能で外字道内にぴったりフィットする大きさと形状に構成された近位部を含むことができる。ハウジング３０の材料は硬く、或いは重合体，共重合体，誘導体，若しくはそれらの混合物といったセミフレキシブルな弾性材料をから形成することができる。

図１に示すように、装置１０は、受信器１２と、受信口１３と、アクセサリー・アクセス・ドア１８と、音量調節用摘み１５と、小圧力均等化用の通気口１６とを有する。トランスデキューサやマイクロホンなどのような受信器１２は、最小の妨害で音波を受信するように外耳道３６の入り口の近くに配置されるハウジング３０の一部内に配置され得る。より典型的には、受信器１２は、ハウジング３０の遠位の外部表面の上に或いはその近くに配置され、ハウジング３０は、聴覚の音波を受信器又はマイクロホンに抑制されることなく貫通させるために打ち抜き穴１３をオプションとして含んでいる。

図示されているように、装置１０は、図１にドア部材１８として示されているアクセサリ・アクセス・パネルも備える。ドア部材１８は、バッテリ交換又はエレクトロニクス修理などを可能にするために比較容易に装置１０の内部空洞にアクセスすることができるようにする。さらに、このドア部材１８は、「オン」及び「オフ」のスイッチとしての機能を果たすこともできる。例えば、装置１０は、ドア部材１８を開閉することによりターンオンとターンオフとを行うことができる。また、装置１０は、患者の手の届くところに配置した音量調節用摘みを含むことができる。図示されているように装置１０Ｅは、（音量）調整をより容易にするために突起状摘み１５ａを含んでいてよい。

装置１０Ｅの近位側には、トランスミッタ又はスピーカを配置することができる。ハウジング３０は、望ましくない信号が鼓膜に到達するのを防止又は遮断するために耳の甲介４０を塞ぐように構成することができる。図１に示されているように、ハウジング３０の近位側は、少なくとも２つの開口部２５，２６を含むことができる。第１開口部は、ハウジング３０の反対側の通気口１６まで空気が自由に流れるようにする通気口２６である。このため、通気口１６，２６によって外耳道内の気圧と大気圧とが釣り合う。遠位側の通気口１６は、追加の気圧調節手段を使って通気口のサイズをより大きくするよう操作することを可能にするよう構成することができる。例えば、外部のより小さな開口を有する取り除き可能なプラグ１６ａは、通気口のより大きな開口に挿入することができるようなサイズと形状を有する。これにより、プラグの取り除きによって結果として「調整可能な」より大きな気圧の通気口１６がもたらされる。

第２開口部２５は、装置１０の近位側にある外耳道内に配置することができる。この開口部２５は、処理済み信号を内耳道まで送ることができるサウンド・ボア（sound bore）である。開口部２５は、処理済み信号を内耳まで自由に実質的に妨げられることなく送り込むことができるように中間的な被覆は存在しないことがある。代替的な態様として、電子回路が生物的汚染物質に不必要に晒されることから保護するために薄膜又はバッフル（baffle）（図示されていない）がサウンド・ボア２５全体に被覆されることがある。

必要に応じて、ハウジング３０は、ハウジング３０を耳に取り付けるために、或いは、構造又は支えを付加するために、或いは、装置１０に付随する例えば電源若しくはバッテリなどの構成部品を保持するために、耳の外壁上にセミフレキシブルな拡張部を更に付け加える場合がある。電子動作回路は、適切な電圧の小型化されたバッテリなどのような１つ以上の内蔵電源によって電力供給されてよい。

装置１０Ｅの１つの代替形態は、図３Ａ及び図３Ｂに示されたＢＴＥ（耳掛型）装置である。図示されているように、装置１０Ｅは、標準的な補聴器形の外郭構造又はハウジング５０と、イヤー・フック５５と、イヤー・モールド６５とを含む。イヤー・モールド６５は、モールド管（mold tubing）によってイヤー・フック５５にフレキブルに結合されている。モールド管６０は、イヤー・フック５５の一端部５８を支持できるサイズである。イヤー・フック５５は、モールド管６０よりは硬い材料から形成することができる。このため、イヤー・フック５５の一端部５８は、モールド管６０に差し込んで部品を一緒に取り付けることができるようになっている。イヤー・フック５５のもう一方の端部５４は、ハウジング５５に取り付けられる。イヤー・フック５５の端部５４は、ハウジング５０の最上部若しくは上の部分に差し込むことができるようになっている。

図示されているように、イヤー・モールド６５は右耳用であるが、左耳用にも容易に構成することができる。イヤー・モールド６５は、耳にしっかりフィットして耳の中に部分的に延びて装置を耳に構造的に固定するような大きさと形状に構成される。管状近位端６０ａは、イヤー・モールド６５内をほとんど貫通するが、より一般的には、イヤー・モールド６５の近位側面より僅かに奥まったところで終止し、或いはイヤー・モールド６５の近位側面まで達する。モールド管６０は、信号を方向付けし、送信信号のイヤー・モールド６５内の信号路に沿った劣化を最小化する。

図３Ａ及び図３Ｂを参照すると、イヤー・モールド６５の近位側にはモールド管６０と連通するサウンド・ボア６６を設けることができる。動作時においては、信号がハウジング５０内で処理され、イヤー・フック５４及びモールド管６０を経由してイヤー・モールド６５内に送信され、サウンド・ボア６６を経由して外耳道に送られる。

患者の発話によって生じた聴覚信号を受信するために、ハウジング５０内に開口部を設けることができる。図３Ａに示されるように、この開口部は、ハウジング上に配置されたマイクロホン５３などのような受信器の開口部と連通している。受信器又はマイクロホン５３は、信号を妨げることなく自由に拾うことができるように、装着者に対して上前部にハウジング５０の最上部から突出するように位置付けることができる。

金その他の適切な金属メッキ及び／又は生体適合性被膜といった耐食性材料（の膜）が露出した部品を覆ってその部品を周囲の汚染物から保護するために含まれることがある。マイクロホンの開口部５３ａは、信号がそれに妨げられることなく或いは自由に入力されるように障害物が存在しないように構成することができる。

さらに、ハウジング５０は、様々な他の外部からアクセス可能なコントロールボタン（図示されていない）を採用することができる。例えば、ハウジングの上前部に音量調整用摘み，オンオフスイッチ，バッテリドア１８を設けることができる。また、ドア１８から内部の音質調節並びに様々な出力調節も行うようにすることができる。

説明全体を通じて、装置は、一般的には、音量調節用摘み１５の代わりに広帯域圧縮（「ＷＤＲＣ（wide dynamic range compression）」）回路といった自動圧縮回路を採用することがあることに留意すべきである。動作時において、回路は、自動的に入射信号をサンプルして、その信号の利得を入射信号の強度に応じて大小様々な度合いに調整することができる。

トランスデューサ又はマイクロホンなどのような受信器１２は、音波を最小限の妨害で受信するために外耳道３６への入り口近くに位置付けられたハウジングの一部分に配置することができる。より一般的には、受信器１２は、耳に取り付けられる装置１０Ｅのハウジングの遠位外面上に又はそれに隣接するように配置される。またハウジングに選択的に打ち抜き穴１３を設けて受信器又はマイクロホンまで聴覚音波が実質的に自由に侵入することができるようにすることができる。

ドア１８を開くことによって、内部音質調節用摘み及び様々な出力制御調節用摘みにアクセスすることができる。また、ＢＴＥ（耳掛型）装置は、オプションとして、長期使用や電力供給期間の延長に備えてバッテリ携帯パック又は内部電源交換用パックといった外部の周辺機器と繋ぐための外部ポート（図示されていない）を含むことができる。さらに、装置１０は、外部電源を介して呼出又はプログラミングを行うことができるように構成され、かつ、そのためのケーブル布線とアダプタ差し込み式ポートを含むことがある。例えば、以下詳細に説明されるように、装置１０は、動作を周期的に評価するため或いは外部の評価源若しくは臨床医に繋ぐために外部の信号処理回路に取り外し可能に取り付けることが可能である。

外部パックは、使用時にはハウジング（図示されていない）に接続され、軽量かつ携帯可能なものとして構成され、好ましくは、用途や望みの作業に応じて衣服やアクセサリなどを使って、或いはどこかに固定させた状態で、ユーザに取り付けられることがある。

さらに、既に留意たように、装置１０は、ＢＴＥ装置１０Ｅ並びに無線通信するために一部の回路や無線送信器を格納する遠隔無線「ポケット型」ハウジングを含む場合がある。

イヤー・モールド６５が適切な位置にあるとき、ＢＴＥ装置１０Ｅは、イヤー・フック５５が耳介の螺旋部の前面に位置するように配置されるが、このときハウジング本体は耳介の頭との付け根の中間にちょうどくるようになっている。一般的に、ハウジング５０は、耳のカーブに沿うように細長く凸状に構成される。ハウジング５０のサイズは変化可能であるが、ハウジングの最上部から最下部まで計測したときに好ましくは約２．５４ｃｍ（１インチ）から６．３５ｃｍ（２．５インチ）までの長さにある。イヤー・フック５５は、一般に、成人では約１．９１ｃｍ（０．７５インチ）から約２．５４ｃｍ（１インチ）まで、子供では約０．８９ｃｍ（０．３５インチ）から約１．２７ｃｍ（０．５インチ）までのサイズを有し、その長さはフックが半径方向に曲がった形状又は「フック」形状で測定される。

特定の実施形態では、受信器、すなわち、マイクロホン又はトランスデューサは、外耳道（external acoustic meatus）から約１ｃｍ乃至７ｃｍの範囲内のところに位置付けられる。トランスデューサは、外耳道から４ｃｍ内、好ましくは約２．５ｃｍ内に位置付けられることが好ましい。

特別な実施形態として、装置１０は、耳甲介内に全体が納まるＩＴＥ（挿耳型）（フル・シェル，ハーフ・シェル，又はＩＴＣ型）装置１０Ｅを含むことができる。他の実施形態として、装置１０は、既に述べたように耳の外壁全体に沿って部分的に付着させて耳の螺旋状になった通常の拡張部を超えた突出部分が最小になるようにしたＢＴＥ（耳掛型）装置として構成することができる。さらに他の形態として図４Ｄ及び図４Ｅに示されているようなＭＣ（ミニ外耳道挿入型）又はＣＩＣ（外耳道内完全挿入型）装置として提供される場合がある。

外耳道内にフィットする又は全体的に耳によって支持されるのに十分な小ささを持つハウジングを備えた聴力を高めるための補聴器はよく知られている。例えば、クラーク（Clark）氏に付与された米国特許第５，１３３，０１６号明細書には、耳と外耳道の内側にフィットし、マイクロホン，増幅回路，スピーカ，及び電源を内蔵したハウジングを有する補聴器が開示されている。同様に、ブリース（Vries）氏等に付与された米国特許第４，７２７，５８２号明細書には、マイクロホン，増幅回路，スピーカ，及び電源を内蔵しており耳と外耳道の内部に部分的に含まれ耳の後ろ側にも密着して掛けられるハウジングを備えた補聴器が開示されている。これら２つの米国特許明細の内容全体は本願に援用される。また、吃音を改善するために使用される装置についての更なる説明は米国特許第５，９６１，４４３号明細書を参照されたい。この米国特許明細書の内容全体も本願に援用される。

特定の実施形態では、ＤＡＦ聴覚遅延は、一般的には患者を調べている臨床医又は医者によって、ユーザのニーズに合わせてカスタマイズすることができ、しかも１月毎，３ヶ月毎，１年毎といった間隔で調整することができるプログラマブルに選択可能及び／又は可調な動作パラメータを提供するデジタル信号処理技術によって提供される。プログラマブルに選択可能及び／又は可調な動作パラメータは、音量，信号遅延時間選択，オクターブシフト，線形利得（１段階の増分は約５ｄＢ），周波数などのユーザ固有のパラメータを定めるためのカスタマイズされた「フィッティング」プログラムを含むことができる。遅延聴覚フィードバック（「ＤＡＦ」）は、装置にプログラムする（一般的には約０〜１２８ｍｓの間の可聴的に選択可能な遅延時間を使う）ことが可能である。また、プログラマブルなインタフェースと内部動作回路及び／又は１つ以上のマイクロプロセッサ若しくはナノプロセッサの場合がある信号プロセッサは、装置が１つ以上の望ましいフィードバックモードで動作するように装置の可調的及び／又は選択可能な動作設定を行うことができるように構成することができる。

さらに、装置１０は、ＦＡＦ（frequency altered feedback）及びＤＡＦ変換聴覚フィードバックの何れか一方又は両方を与えるように構成することができる。また、プログラマブルなインタフェース及び内部動作回路及び／又はマイクロプロセッサ若しくはナノプロセッサは、装置が１つ以上の望ましいフィードバックモードで動作するように装置を選択可能に設定するように構成することができる。吃音を改善するために使用されるコンパクトな装置についての更なる説明は、スチュアート（Stuart）等共著、「変換聴覚フィードバックを与えるための自給式耳内挿入装置−吃音への応用（Selfcontained In-The Ear Device to Deliver Altered Auditory Feedback）」、生体医用工学紀要（Annals of Biomedical Engr.）、２００３年発行、第３１巻、ｐ．２３３−２３７を参照されたい。この論文の内容は、全て、本願に援用される。

いずれにしても、ＤＡＦ実施動作回路の構成に関係なく、ＤＡＦ遅延時間は２００ｍｓ未満に設定することができる。言い換えると、図８に示されるように、選ばれたＤＡＦ誘導遅延時間が２００ｍｓにあるときには、非吃音発話者における非流暢性（disfluency）は増大する。従って、一部の態様では、ＤＡＦ信号遅延時間は、約１００ｍｓ以下に設定される。より特別な態様では、遅延時間は、約５０ｍｓ以下に設定することができる。例えば、約１〜５０ｍｓ、一般的には約１０〜５０ｍｓの間に設定できる。

図９は、約１００ｍｓ未満に短縮した遅延時間を有するＤＡＦ（遅延聴覚フィードバック）信号による治療の効果により非吃音者の話速度が自然に減少する様子を示している。言い換えると、図７Ａ及び図７Ｂに示されるように、本発明の実施形態は、自然な話速度が正常な話速度と比べて一般的にずっと速い又は異常に速い症状を示す「速話症」として知られる障害を有する個体を治療することに向けられている。こうした異常なスピード又は話速度は、障害を持つ彼らの理解度を減少させかねない。つまり、図７Ｂに示されるように、装置１０が短縮した遅延時間を有するＤＡＦ信号を生成するように選び（ブロック１１０参照）、速話症候群を有する個体に適切な短い遅延時間を有するＤＡＦ信号を与えることによって（ブロック１１２参照）、個体は自然にゆっくりとなり或いはその個体の話速度はより正常に近い話速度まで下がることが可能となる（ブロック１１３参照）。図７Ａに治療の効果が簡略に示されているように、時間軸に沿って見るとこうした入力を受けていない場合の話速度は、ＤＡＦ治療を受けている場合の話速度よりも速くなっている。短縮したＤＡＦ遅延時間は、約１００ｍｓ以下に選ぶことができる。他の実施態様では、遅延時間量は、約５０ｍｓ以下、例えば約１０〜５０ｍｓの間に設定することができる。この遅延時間は、以下においてさらに述べるように、望ましい遅延時間量をプログラマブルインタフェースを使って再プログラムすることによって、周期的に調整することができる。

上述したように、装置１０は、携帯型部品を使って最大限目障りにならないように構成することができる。このため、特定の実施態様では、通常使用するための遠隔に位置する有線の及び／又は固定された構成部品は必要とされない。本発明は、毎日の又は「長期の」使用が可能な携帯型の目障りにならない装置を提供する。

特定の実施形態では、少なくともマイクロホン２４，Ａ／Ｄコンバータ７６，減衰器，及び受信器７０をデジタル信号プロセッサ（ＤＰＳ：digital signal processor）マイクロ処理チップ９０に組込可能である。マイクロ処理チップ９０は、例えば、カナダ国際聴覚学センタ社（International Audiology Centre Of Canada Inc.）が出資している中華人民共和国四川成都に所在するマイクロＤＰＳテクノロジ社（Micro-DSP Technology Co., Ltd.）から入手可能である。ＤＰＳの態様については後述する。このチップは、通常の生活機能を妨げない最大限目障りにならない装置を望むユーザ向けの装置に使用するのに特に適することがある。有利な点として、毎日使用することにより発話における流暢性，理解度，正常性が改善されることがある。さらに、コンパクトな装置にすることによって継続的に毎日使用したり、或いは必要なときに（「オンデマンド」で）ときどき使用することが可能となり、コミュニケーション能力並びに／又は治療及びフィードバックの臨床効果が改善される場合がある。

継続的又は長期の治療を実現するために、装置は、望ましい時間帯の間、すなわち１使用日当たり若しくは１治療日当たり望ましい時間数の時間の間、及び治療期間（例えば、週ごと，３ヶ月ごと，月ごと，年ごと）内における最小日数の治療日の間、に装着することができる。装置は、各治療日毎に１時間，２時間，３時間，４時間，５時間，若しくはそれ以上の時間の間にわたり装着が可能であり、かつ、各治療期間内の大半の日数の間にわたり装着が可能である。また、特定の実施態様では、装置は、各治療期間中における連続したまとまった治療日の間、例えば毎週の治療期間内に連続して３日，４日，５日間にわたり装着が可能であり、しかも連続して１週，２週，若しくは３週にわたる治療期間において装着が可能である。さらに、既に言及したように、装置１０は、片方の耳又は両方の耳に有効に使用できる。

このように、本発明は、ポータブルでしかも実質的に目立たず定期的に毎日又は「長期」に使用することが可能な装置を提供する。このため、この携帯型装置１０は、専用の遠隔にある遊離したサポートハードウェア無しに継続使用が可能である。つまり、本装置は、耳のすぐ間近にマイクロホンが配置されるように構成することができる。言い換えると、本発明は、眼鏡又はコンタクトのように、コミュニケーション能力を改善するための治療行為が必要な予定された又は実際の読字期間中にのみといった必要なときに使用することができて容易に利用できる読字又は発話補助装置を提供する。

本装置は、デジタル信号処理（「ＤＳＰ（digital signal processing）」）を採用することができる。図５は、ソフトウェア・プログラマブル・インタフェース１００を備えた信号プロセッサ９０（ＤＳＰ）を採用した回路の略図を示している。破線は、限定はされないが、例えばＢＴＥ装置，ＩＴＣ装置，ＩＴＥ装置，又はＣＩＣ装置といった小型化した装置１０Ｅ内に又はその上に設けることができる構成部品を示している。しかしながら、既に留意したように、これらの構成部品の他の態様では無線で動作する遠隔にあるハウジング１０Ｒの中に設けることができる。概して言えば、信号プロセッサ９０は、ユーザの発話から生成された信号を受信し、受信された信号は、解析された上で所定のパラメータに基づいて遅延させられる。最後に、遅延信号がユーザの外耳道内に送り込まれる。

一部の態様として、図５に示されるように、マイクロホン１２又はトランスデューサなどのような受信器７０は、音波を受信する。トランデューサ７０は、ユーザの発話に対応する音声のアナログ入力信号を作り出す。図５に示された実施態様によれば、このアナログ入力信号は、デジタル入力信号のストリームに変換される。デジタル信号への変換に先だって、アナログ入力信号は、エイリアシング（aliasing）を無くすためにローパス・フィルタ７２を使って濾波することができる。ローパス・フィルタ７２のカットオフ周波数は、デジタル化した後に認識可能な音声（ボイス）サンプルを再現するのに十分でなければならない。音声（ボイス）に対する一般的なカットオフ周波数は約８ｋＨｚである。より高い周波数を濾波することにより、望ましくない背景ノイズを取り除くこともできる。ローパス・フィルタ７２の出力は、サンプル＆ホールド回路７４に入力される。当業者の間でよく知られているように、サンプリングレートは、サンプリングエラーを防止するためにローパス・フィルタ７２のカットオフ周波数の２倍を超えなければならない。サンプル＆ホールド回路７４によって出力されたサンプルされた信号は次にアナログ・デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ７６に送られる。各サンプルを表すデジタル信号ストリームは次に遅延回路７８に送られる。遅延回路７８は当業者の間で知られている複数の方法で実現できる。例えば、遅延回路７８は、望みの遅延時間を達成するために適切なタイミングで入力される一連のレジスタを使って実現することができる。

装置１０は、図６Ｂに示されているように、ＤＡＦ信号の他に周波数変換フィードバック信号（ＦＡＦ（frequency altered feedback））を提供可能な回路も備えることができる。先ほどのように、入力信号は、受信された後に（信号入力１２５）、前置増幅器１２７及びＡ／Ｄコンバータ１２９を順次に通って遅延フィルタ１３０に送られる。ＦＡＦ調整（FAF adjustments）が必要な場合には、デジタル信号は、時間ドメインから周波数ドメインに変換され（ブロック１３２参照）、雑音低減回路１３４を経由して、ＡＧＣ１３６又はＷＤＲＣなどのような圧縮回路に送られることが可能である。周波数変換フィードバック信号（ＦＡＦ）を提供するために信号に対し周波数シフトが適用され（ブロック１３８参照）、ＦＡＦ信号は、時間ドメインに変換し直され（ブロック１４０参照）、Ｄ／Ａコンバータ１４２及び出力減衰器１４４を順次に経由して、最後にＤＡＦ信号及び／又はＤＡＦ＋ＦＡＦ信号が出力される（ブロック１４６参照）。

図６Ａは、コンパクト装置においてＤＡＦベースの治療を行うのに特に適するとされる既に知られたプログラマブルＤＳＰアーキテクチャの略図である。このシステムは、トッカータ（Toccata^TM）システムとして知られ、カナダ国際聴覚学センタ社（International Audiology Centre Of Canada Inc.）が出資している前記マイクロＤＰＳテクノロジ社（Micro-DSP Technology Co., Ltd.）から入手可能である。このトッカータ（Toccata^TM）テクノロジは広範な低電力オーディオ用途に対応し、一般に補聴器産業において利用できるとされた最初のプログラマブルチップセットである。

図６Ａを参照して説明すると、１６ビット汎用ＤＳＰ（Ｒコア：RCore）、ＷＯＬＡフィルタバンク・コ-プロセッサ（Weighted Overlap-Add filterbank coprocessor）、省電力入力／出力コントローラ、トッカータ（Toccata^TM）チップセットは、従来のアナログ回路又は固定機能デジタルＡＳＩＣの実用的な代替物を提供する。２つの１４ビットＡ／Ｄ及び１４ビットＤ／Ａは忠実性の高いサウンドを作り出す。トッカータ（Toccata^TM）フレキシブル・アーキテクチャは、電力消費を低く抑えて高い忠実性と小型化を実現するという条件を満足させながら、様々なアリゴリズムを実行するのに適する。例示したトッカータ（Toccata^TM）ＤＳＰテクノロジーの特徴としては、（ａ）小型サイズ、（ｂ）動作電圧が約１．５ボルト以下という低電力、（ｃ）低ノイズ、（ｄ）１４ビットＡ／Ｄ及びアンプ、（ｅ）産業標準マイクロホンとのＤ／Ａインタフェース、（ｆ）クラスＤ受信器及びテレコイル、（ｇ）Ｒコア（RCore）：１６ビットソフトウェア・プログラマブル・ハーバードアーキテクチャＤＳＰ（16-bit software-programmable Harvard architecture DSP）、（ｈ）解析フィルタリング、利得アプリケーション、合成フィルタリングを効率的に実行する設定可能なＷＯＬＡフィルタバンク・コプロセッサ、（ｉ）合成フィルタリング、が挙げられる。

トッカータ（Toccata^TM）テクノロジーＤＳＰの性能仕様を以下の表１に示す。

既に指摘したように、特定の実施態様では、装置１０は、選択可能な周波数シフトも実行するように構成することができる。周波数シフトは、一般的には、＋／−２オクターブの範囲内の任意の望ましいシフトであることが可能である。特別な実施態様として、装置は、約＋／−１オクターブ未満の周波数変換フィードバック（「ＦＡＦ」）周波数シフトを有することが可能である。他の実施態様としては、周波数シフトは、１オクターブの＋／−約１／８倍，１／２倍，１倍，若しくはこれらの倍数或いは他の異なる増分にあることが可能である。

特定の実施態様では、ＤＡＦは、約５０ｍｓの遅延時間を含むものであり、さらに１オクターブの例えば約＋／−１／４又は１／２の周波数変換も含む場合がある。

周波数シフトは、入力信号の大きさに依存するものである。例えば、５００Ｈｚの入力信号では、１オクターブシフトは１０００Ｈｚである。同様に、１０００Ｈｚの入力信号の１オクターブシフトは２０００Ｈｚである。何れにしても、最適な変換済みフィードバックを同時に提供しながら人の手を借りずにリスニングの高い忠実性を実現し聴覚的に自己モニタができるようにするために、装置は例えば比較的正常な話し方（speech pattern）を保つようにし、実質的に「聴覚的に存在を感じさせない（acoustically invisible）」ことが好ましい。

再び図５を参照して説明すると、遅延回路７８（及びオプションとしての周波数シフト回路）の出力は、デジタル・アナログ（Ｄ／Ａ）コンバータ８２に送ることができる。Ｄ／Ａコンバータ８２から出力されたアナログ信号は次にローパス・フィルタ８４に通されてオリジナルの信号を正確に再生することができるようにする。続いてローパス・フィルタ８４からの出力は、ユーザが装置の出力音量を調整することができるようにするための可調利得増幅器８６に送られる。最後に、増幅済みアナログ信号はスピーカ２４に送られる。スピーカ２４は、ユーザが発した言葉を遅延させて再生することになる。

オプションとして、装置１０は、聴覚遅延回路と動作上付随した自動的に可調な遅延時間を有する場合がある。このような態様においては、遅延回路は、所定時間枠内に多数の所定のトリガ事象（速話症などに関連する非流暢性など）を検出する検出器を含むことができる。遅延回路又は波信号プロセッサ（wave signal processor）は、遅延回路７８に入力される一連のデジタル化された音声サンプルを遅延回路７８からの出力と比較するための音声サンプル比較器８０を含むことができる。当業者の間で知られているように、デジタルストリームは、マイクロプロセッサを利用して比較することができる。音声サンプル比較器８０は、調整信号（regulating signal）を遅延回路に出力して、望ましい話し方（スピーチパターン；speech pattern）並びに検出された幾つかの非流暢性及び／又は異常な話速度に応じて時間遅延を増減させることができる。例えば、遅延時間は、約５０ｍｓで動作するように設定できるが、比較器８０が所定値を超える話速度或いは当該ユーザの発話における実質的な相対的高まりを検出する場合には、遅延時間は、或る決まった増分量又は減分量（例えば約１０ｍｓ−５０ｍｓの間）での自動的な増減調整が可能である。

装置１０は、マイクロホンからイヤホンへの送信を遮断するためのスイッチング回路（図示されていない）、すなわち作動回路及び／又は停止回路、も有する場合がある。このタイプの回路の一例はビルドグルーブ（Vildgrube）等に付与された米国特許第４，４６４，１１９号明細書に開示されている。例えば第４段第４０〜５９行を参照されたい。その特許文書の内容は本願に援用される。装置１０は、ユーザの発話及び対応する信号入力が所定の閾値を下回ったときには手動でバッテリから電源オフにすることによって或いは自動的に切り替えることによって信号を遮断するように構成することができる。こうしてユーザの発話以外の音声が装置から送出されることを防ぐことが可能である。

代わりに、当業者の間で知られているように、限定はされないが、例えばＢＢＤ（bucket-brigade circuit：バケツリレー回路）のようなアナログ遅延回路などの他の遅延回路も採用できる。

上述した各回路構成部品とその関連する動作については、当業者の間で知られているように、他の別々になった或いは一体化した回路構成部品が本発明が意図する適切なＤＡＦ信号を生成するために上述した回路と交換することができる。

図１０にコンピュータ・インタフェース装置２００の一例を示す。このインタフェース装置２００は、この装置上のシリアル（ＣＯＭ）ポート２１５ｐから延びるケーブル２１５を介してコンピュータ（図示されていない）とケーブル２１０を介してコンパクト装置１０との間で通信することができるようにするために使用される。ケーブル２１０は、ポート２１２ｐにおいてインタフェース装置２００に接続される。ケーブル２１０のもう一方の端部２１３は、コンパクト（小型）治療装置１０の１つ以上の機器構成と結合するように構成されている。インタフェース装置２００は、電力入力端子２１７も具備する。市販のプログラミング・インタフェース機器の１つとしてマイクロＤＳＰテクノロジー社（Micro-DSP Technology,Ltd.）から販売されているオーディオＰＲＯ（AudioPRO）がある。その製品はコンピュータポートに繋がるシリアルＲＳ−２３２ＣケーブルとＦＡＦ治療装置１０に取り外し可能に繋がるＣＳ４４プログラミングケーブルとを有する。詳細についてはインタネットウェブページwww.micro-dsp.comlproduct.htmを参照されたい。

図１１は、ケーブル２１０の一部分を拡大した図である。第１端部２１３は、図１２に示されるようにそれぞれのコンパクト治療装置１０内に直接接続される。また、アクセスポート１０ｐは、インタフェースケーブル２１０をデジタル信号プロセッサ９０に接続するために使用される。ポート１０ｐは、外側扉１０Ｄ（バッテリドアの場合がある）を開くことによって装置内部にアクセスすることができるようになっている。図１２の左側に示された装置１０Ｅは、ＩＴＣ（外耳道内挿入型）装置であり、同じ図の右側に示された装置は、ＩＴＥ（挿耳型）装置である。それぞれの装置は、プログラミングケーブル２１０に接続するために変更されるケーブル端接続部２１３ｃを有する。ＩＴＣ装置の接続部２１３ｃは、装置中心部に入り込むための細長いスレンダーな部分を含む。

図１３に自給式で小型化した２つの装置１０（通常使用する際には耳に掛けられるユニットとでユニット全体を形成する）を示す。それぞれの装置は、ポート１０ｐ上の部分にアクセスドア１０ｄを有している場合と有していない場合の両方で示されている。

図１４は、装置１０のプログラマブルな特徴を特定のユーザ又は状態にフィット又はカスタマイズさせるために調整又は選択するために使用されるユーザ入力インタフェースを示している。総利得もそれぞれの中央周波数２５０がそれぞれに付随した各「ｎ」帯域利得調整（"n" band gain control）の利得と同じように調整することができる（ｎ＝８の場合、８帯域の各帯域は、それぞれ２５０Ｈｚ，７５０Ｈｚ，１２５０Ｈｚ，２０００Ｈｚ，３０００Ｈｚ，４０００Ｈｚ，５２５０Ｈｚ，７０００Ｈｚを中央周波数とすることができる）。一般的には、ｎ帯域は、それぞれの選ばれた中央周波数が間隔を置いて並んだ約２〜２０個の間の異なる帯域であることが可能である。ＤＡＦを実施するためには、遅延時間は、ユーザ／プログラマ又は臨床医のための設定選択スイッチ２６０によってミリ秒単位の増減分量で（最大値まで）調整することが可能であり、同様にターンオフすることもできる。

ＦＡＦは、ユーザがユーザ入力スイッチ２７０を使って望みの周波数を選択することによって調整可能である。周波数調整は、望ましいＨｚ単位の増減分量によって調整可能であり、上下に周波数シフトさせたり、或いはターンオフさせることがある。

当業者によって理解されるように、既に言及したデジタル信号プロセッサ及び他の電子部品は、ハードウェア，ソフトウェア，又はそれらの組み合わせによって提供される場合がある。つまり、様々な部品は別々の素子として記述されてきたが、実際にはそれらはソフトウェアコードを走らせる入出力ポートを含むマイクロプロセッサ又はマイクロコントローラによって，カスタムチップ又はハイブリッドチップによって，別々の部品によって，或いはそれらの組み合わせによって、実施される。例えば、Ａ／Ｄコンバータ７６，遅延回路７８，音声サンプル比較器８０，及び可調利得増幅器８６の少なくとも１つはプログラマブルなデジタルプロセッサ装置として実施することができる。もちろん、当業者が理解するように別々の回路部品が個々に取り付けられたり或いはプリント基板に一体化されることも可能である。一般的なことについてはウェインＪ．スターブ（Wayne J. Staab）著論文、「デジタル補聴器」、１９８７年発行、補聴器（Hearing Instruments）、第３８巻、第１１号、ｐ．１８−２６参照。

既に述べたように、変換フィードバック回路は、アナログ式又はデジタル式又はそれらの組み合わせが可能である。当業者の間でよく知られているように、アナログ装置は一般に、ＤＳＰを含む装置よりも電力が低くて済み、同じくＤＳＰユニットよりも重量が軽く装着が容易な場合がある。これも当業者に知られているように、アナログユニットは、望ましくない信号の歪みが持ち込まれるために一般に受信信号を周波数シフト処理するのにそれほど適しているとはいえない。その点、有利にＤＳＰユニットはフィードバック信号に時間遅延と周波数シフトの１つ以上の処理を施すために使用することができる。

何れにしても、装置の電子音響動作パラメータとしては、好ましくは、個別的に調整可能かつ制御可能なパワー出力，利得，及び周波数応答といった成分を含む。もちろん、装着者用に調整可能な音量調整も提供しながら固定した最大出力，利得，及び周波数応答を有する固定回路も採用することができる。動作時においては、本装置は、「低い」最大パワー出力，「マイルドな」利得，そして比較的「広く」かつ「フラットな」周波数応答で動作する。より具体的には、米国規格協会（American National Standards Institute）の補聴器特性仕様書（ANSI S3.22-1996）にあるように、装置は、好ましくは、ピークの飽和音圧レベル９０（「ＳＳＰＬ９０（saturated sound pressure level）」）が１１０ｄＢ（デシベル）以下で、高周波平均（ＨＦＡ（high frequency average））のＳＳＰＬ９０は１０５ｄＢを超えないことが好ましい。

一部の態様において、周波数応答は、好ましくは少なくとも２００〜４０００Ｈｚ、より好ましくは約２００〜８０００Ｈｚである。特別な実施態様では、周波数応答は、補償利得（compensatory gain）が約１０００〜４０００Ｈｚの間にある「フラットな」in-situ応答であることが可能である。高周波平均（つまり、１０００，１６００，及び２５００）の最大利得（full-on gain）は、一般的には、１０〜２０ｄＢの間にある。例えば、補償利得は、１０００〜４０００Ｈｚの間で約１０〜２０ｄＢで自然な外耳共鳴（natural external ear resonance）に対応することが可能である。この自然耳共鳴は、一般に、ＣＩＣ装置，ＩＴＥ装置，ＩＴＣ装置，又はＢＴＥ装置のイヤー・モールドが使われるときの外耳道及び／又は耳甲介内の閉塞（occluding）によるものとされる。全高調波歪みは、１０％未満、一般的には約１％未満であることが可能である。最大飽和音圧は、高周波平均が９５〜１００ｄＢ・ＳＰＬで、かつ、等価入力ノイズが３５ｄＢ未満、一般的には３０ｄＢでは、約１０５ｄＢ・ＳＰＬであることが可能である。

既により詳しく述べたように、本発明の実施態様において治療することができる非吃音性の発話障害及び／又は言語障害の例としては、限定はされないが、パーキンソン病，自閉症，失語症，構音障害，統合運動障害，速話症を含む話速度の障害といった言語障害及び／又は発話障害などが挙げられる。同じく既に述べたように、ＤＡＦ治療方法，装置，及びシステムは、失読症，ＡＤＤ，ＡＤＨＤといった学習障害及び／又は読字障害を有する個体を治療して認識力，理解力，及びコミュニケーション能力を改善させるのに適する場合がある。

以下、本発明の具体的な実施例について説明する。ただし、本発明は、これらの実施例に限定されないものとする。

・実施例
正常な発話者の正常な話速度と速い話速度における短い聴覚フィードバック遅延時間と長い聴覚フィードバック遅延時間の効果について、図８及び図９を参照して説明する。これまでの研究とは対照的に、吃音者の非流暢性（disfluency）の検査に使用される運用概念とは矛盾しない非流暢性の一般的な定義が採用された。この定義は、他の病的状態（すなわち発達上の構音障害）に関連した言い間違い（speech error）については排除した。

・方法
１９歳から５７歳までの１７人の正常な成人男性の発話者が参加した（平均年齢Ｍ＝３２．９歳、標準偏差ＳＤ＝１２．５）。全ての参加者は、正常な中耳機能（アメリカ音声言語聴覚協会（American Speech-Language-Hearing Association）、１９９７年）と、純音閾値（pure-tone thresholds）が２５０〜８０００Ｈｚまでのオクターブ周波数にありかつ音声認識閾値が２０ｄＢ ＨＬ以下にあるものとして定義される正常な聴覚感度（米国規格協会（American National Standards Institute）、１９９６年）を示した。全ての個体は、神経科，耳科，精神科に関わる障害のマイナスの履歴は存在しなかった。

・装置構成と手続
全ての検査は聴力検査室で行われた。参加者は、マイクロホン（Shure Prologue Model 12L-LC）に向かって話した。マイクロホンからの出力は、オーディオミキサ（Mackie Micro Series 1202）に送られ、両方のイヤホン（EAR Tone Model 3A）に送り返される前にデジタル信号プロセッサ（Yamaha Model DSP-1）及び増幅器（Optimus Model -STA-3180）に送られた。デジタル信号プロセッサは、０，２５，５０，又は２００ｍｓのフィードバック遅延時間だけ参加者の発話信号を遅らせた。短い方の遅延時間は、１９９６年にカリノフスキ（Kalinowski），スチュアート（Stuart），サーク（Sark），及びアームソン（Armson）が吃音者に利用したものと同じである。正常者に対してそれ以前に行われた多数の観察で採用された２００ｍｓの遅延時間が長い遅延時間として選択された。両方のイヤホンへの出力は、正常な聴取参加者から出力された発話の平均的な会話の音圧レベルにほぼ合わせて較正された。全ての発話サンプルは、ビデオカメラ（JVC Model S-62U）及びビデオカセットレコーダ（Samsung Model VR 8705）に記録された。

参加者はテーマと構文の複雑さが同じような３００音節から成る文章を読み上げた。文章は、正常な（普通の）話速度と速い話速度でそれぞれにおいて各ＤＡＦ条件のもとに読み上げられた。参加者は、正常な声の強さで読むことを指示された。話速度が速い状態では、参加者は了解度を維持しながらできる限り速く読むことを指示された。話速度が釣り合わされ、ＤＡＦ条件が参加者の間で無作為化された。

非流暢エピソード数（the number of dysfluent episodes）と話速度が、訓練された研究補助者によって各実験条件毎に決定された。非流暢エピソード数は、部分単語（音節）の音の引き延ばし、部分単語（音節）の繰り返し、或いは声にならない姿勢固定として定義された（サイレントブロック（発話中断、難発）；スチュアート（Stuart），カリノフスキ（Kalinowski），及びラスタッタ（Rastatter）、１９９７年）。同じ研究補助者は非流暢性をランダムに選ばれた発話の１０％について再計算した。音節一致度（Intrajudge syllable-by syllable agreement）の指標（Cohen's Kappa）は、０．９２であった（コーエン（Cohen）、１９６０年）。０．７５を超える一致度（Cohen's Kappa）は、偶然を超えた優れた一致を示している（フライス（Fleiss）、１９８１年）。第２の研究補助者は、ランダムに選ばれた発話の１０％について独立に吃音頻度を決定した。音節一致度（Intrajudge syllable-by syllable agreement）の指標（Cohen's Kappa）は、０．８９であった。話速度は、オーディオトラック記録部分をアナログ・デジタル入力／出力ボード（Digidesign Model Audiomedia NuBus）でインタフェースさせたビデオカセットレコーダを介してパーソナルコンピュータ（Apple Power Macintosh 9600/300）のハードドライブに転送することによって計算された。サンプリング周波数並びに量子化は、それぞれ２２０５０Ｈｚと１６ビットであった。話速度は少なくとも１つの音節分だけ吃音（dysfluent episodes）から隔たった５０個の流暢と感じる連続した音節から決定された。サンプル持続時間は、第１音節の音響的な出だしと最後の流暢な音節の音響的なオフセットとの間の時間から０．１秒を超えるポーズを差し引いたものを表した。殆どのポーズ（pause）は、約０．３から０．８秒間持続する呼吸のしぐさであった。１秒当たりの音節数での話速度は、サンプル内の音節数を各流暢な発話サンプルの持続時間で割ることによって計算された。

・結果
ＤＡＦ及び話速度の関数としての非流暢性（非流暢エピソード数／３００音節）の平均と標準偏差は、図１に示されている。２要因反復測定分散分析（two-factor analysis of variance with repeated measures）がＤＡＦと話速度の非流暢性に対する効果を調べるために実行された。ＤＡＦ［Ｆ（３，４８）＝８．７３、Huynh-Felt ｐ＝．００１５、η²＝．３５］、並びに、話速度［Ｆ（１，１６）＝５．８８、Huynh-Felt ｐ＝．０２８、η²＝．２７］の統計学的に重要なメイン効果が見出された。これらの重要なメイン効果のエフェクトサイズは、大きいものであった（コーエン（Cohen）、１９８８年）。話速度のＤＡＦによる相互作用は、重要ではなかった［Ｆ（３，４８）＝１．１０、Huynh-Felt ｐ＝．３３、η²＝０．０６４、α＝０．０５においてφ＝．２０］。事後直交単一ｄｆコントラスト（Post hoc orthogonal single-df contrasts）は、０，２５，及び５０ｍｓにおける非流暢性の平均的な差は、互いに大きく違わなかったが（ｐ＞．０５）、それらは全て２００ｍｓにおけるものより大きく下回った（ｐ＜．０５）ことを示した。

ＤＡＦ及び話速度の関数としての平均音節速度（mean syllable rates）及び標準偏差は、図２に示されている。２要因反復測定分散分析（two-factor analysis of variance with repeated measures）がＤＡＦと話速度の音節速度に対する効果を調べるために実行された。ＤＡＦ［Ｆ（３，４８）＝３９．３２、Huynh-Felt ｐ＜．０００１、η²＝．７１］、並びに、話速度条件ＤＡＦ［Ｆ（１，１６）＝３１．９８、Huynh-Felt ｐ＜．０００１、η²＝．６６］の統計学的に重要なメイン効果が見出された。これらの重要なメイン効果のエフェクトサイズは、大きいものであった（コーエン、１９８８年）。話速度に対して意味のないＤＡＦが見出された［Ｆ（３，４８）＝．０２、Huynh-Felt ｐ＝．９９、η²＝．００１、α＝０．０５においてφ＝．０５４］。事後直交単一ｄｆコントラスト（Post hoc orthogonal single-df contrasts）は、０と２５ｍｓにおける音節速度の間の大きな差は全く無く（ｐ＞．０５）、それらは５０ｍｓと２００ｍｓの音節速度よりもかなり大きく、５０ｍｓは２００ｍｓの音節速度よりもかなり大きかった（ｐ＜．０５）ことを明らかにした。言い換えると、参加者は彼らが全てのＤＡＦ条件のもとで速く話すことを頼まれたときには音節速度を増やすことができた。参加者は、０ｍｓ及び２５ｍｓのＤＡＦと比較して両方の話速度の間で５０ｍｓ及び２００ｍｓでの音節速度を減らした。

・議論と結論
本発明の認識結果は、３点にある。第１に、ＤＡＦは、最長の遅延時間（２００ｍｓ）でのみより著しい非流暢性を引き起こした。言い換えると、正常な発話者は、短い聴覚フィードバック遅延時間（５０ｍｓ以下）で遅延時間が無い（０ｍｓ）ときの発話と同等な流暢又はほぼ流暢な発話を発することができた。第２に、発話の速い速度で非流暢性がより増大することが明かになった。この認識結果は、モータ負荷（motor load）を増やした場合と一致するであろう（アブス（Abbs）及びコール（Cole）、１９８２年；ボーデン（Borden）、１９７９年；ボーデン（Borden）とハリス（Harris）、１９８４年）。最後に、以前の研究（ブラック（Black）、１９５１年、ハム（Ham）等、１９８４年；リー（Lee）、１９５０年；ジーゲル（Siegel）等、１９８２年；スタガ（Stager）とルドロウ（Ludlow）、１９９３年）と矛盾しないが、２５ｍｓより長い聴覚フィードバック遅延時間では話速度が減少することがはっきり分かった。また、音節速度はＤＡＦの増大に伴って（５０ｍｓの場合と比較して２００ｍｓでは）大きく減少した。

これらの認識結果は、聴覚フィードバック信号の時間的変更は、発語運動制御系（speech-motor control system）に吃音者と非吃音者とでは異なる影響を与えることを示唆している。つまり、５０ｍｓ以上の遅延時間では、吃音者の吃音頻度は大きく（約９０％）減少した（カリノフスキ（Kalinowski）等、１９９６年）、一方、これとは対照的に、５０ｍｓ以上の遅延時間で正常な発話者は非流暢な挙動を始める。残されていることは変換聴覚フィードバックの２つの明らかに矛盾する効果の簡単な説明である。

正常及び吃音の発話生成／モニタリングのモデルは、そのあまりの遅さ故に、中枢発話生成コマンドに対して何らかの重要な役割又は直接の影響を有する（ボーデン（Borden）、１９７９年；レベルト（Levelt）、１９８３年、１９８９年）という聴覚フィードバックの役割を一般に軽視してきた。発している発話（running speech）の認識は、発話生成後約２００ｍｓでのみ可能である（マルスレン・ウィルソン（Marslen-Wilson）とテイラ（Tyler）、１９８１年、１９８３年）ので、発している発話生成の途絶は正常な発話者では２００ｍｓ未満の遅延時間の聴覚フィードバックでは生じないことは驚くにあたらないと言える。つまり、末梢フィードバック機構（聴くこと（audition）、接触（taction）、及び／又は自己受容）は中枢発語運動制御系に影響を与えている。

以前は、ＤＡＦの吃音を減少させる特性は、発話の仕方を変えたこと、特に音節を引き延ばしたりすること、によるもので聴覚系における前述の事項によるものではないと推測された（コステロ・イングハム（Costello-Ingham）、１９９３年；パーキンス（Perkins）、１９７９年；ウィンゲート（Wingate）、１９７６年）。しかし、聴覚系及びＤＡＦの役割はカリノフスキ（Kalinowski、１９９３年）等によって訂正され、彼らは、もし遅い話速度が吃音を減らすのに必要ならば吃音者が速い話速度で話す際のＤＡＦの吃音減少特性は明らかなはずがないとした。彼らは、吃音者に対し普通の話速度と速い話速度の両方でのＤＡＦを含む変換遅延フィードバック状況下で文章を読ませた。彼らの結果は、話速度に関係なくＤＡＦ状況下で吃音症状の発生（stuttering episodes）が約７０％も大きく減少したことを示した。これらの発見はＤＡＦによって誘起される流暢性に対する音節の引き延ばしの重要性の概念と矛盾した。音節引き延ばしは、吃音減少それ自体には重要ではないが、高速で発話しているときなど音節引き延ばしが消滅するきにはＤＡＦの吃音減少特性もロバストであり聴覚系への影響に最も寄与している可能性が最も高いことは示唆されなかった。

脳イメージング研究からの最近の発見はＤＡＦが吃音者の聴覚系にいかに影響を与えるかについてのいくつかの答を与える。神経磁気検査ＭＥＧ（Magnetoencephalography）は、聴覚刺激に応答しての脳処理の解析において優れた時間解像度（ｍｓ）を提供する。また十年以上もの間、側頭上部の上皮皮質において聴覚刺激に応答して生成されるロバスト応答（Ｍ１００）は刺激の開始から２０乃至３０ｍｓの間に始まり約１００ｍｓでピークに達することが知られきた（ネーテーネン（Naatanen）とピクトン（Picton）、１９８７年）。もっと最近では、個体自身の発声がＭ１００応答を減らし得るということが実証されている。クリオ（Curio），ヌーロ（Neuloh），ヌミネン（Numminen），ヨースマキ（Jousmaki），及びアンリ（Hari）等（２０００年）は、発話／リプレイタスク中にこうしたことを調べた。発話状態では、参加者は２つのトーンから成るランダムなシリーズを聞きながら１つのシリーズの２つの母音を発声した。リプレイ状態では、同じ参加者が発話状態から録音された母音発声を聞いた。自分が生成した記録された母音はリプレイ状態においてＭ１００応答を引き起こした。より興味深いことには、この応答は左右両方の聴覚皮質において大きく遅れ、発話状態における同じ言葉の発声中において左皮質で著しく減少した。皮質神経細胞の阻止作用に関する同じ発見が発声中の霊長類に見出されている（ミュラープレウス（Muller Preuss），ニューマン（Newman），及びユルゲン（Jurgens）、１９８０年；ミュラープレウス（Muller-Preuss）とプルーグ（Ploog）、１９８１年）。これらのデータは、発話生成中における聴覚皮質の阻害作用という形での中枢運動発話プライミング（central motor-to-speech priming）を示すものと解釈されている（クリオ（Curio）等、２０００年）。

これらの認識結果の意味するものは、この運動発話プライミング（motor-to-speech priming）は、吃音者に欠けているかもしれないことを人に思わせることが可能である。これが当てはまることを示唆する証拠がある。サルメリン（Salmelin）等（１９９８年）は、別のＭＥＧ研究において聴覚皮質の機能組織は吃音者と正常で流暢な発話者とでは異なるということを報告した。そこでは、釣り合いのとれた吃音者が、黙読する間，口を動かして声は出さずに読む間，声を出して読む間，そして左右の耳に交互に与えられたトーンを聞きながら互いに声をそろえて読む間に、脳磁図が記録された。Ｍ１００応答は声のない２つの静かな状態で同じだったが２つの発話されている状態の間は遅延し大きさが小さくなった。Ｍ１００の時間的応答は、２つのグループの間では似ていたが大きさは違っていた。普通ではない大脳半球間のバランスは吃音のある参加者では明らかであった。著者達は、「むしろパラドキシカルなことには、非流暢性は吃音者の大脳半球間バランスが正常な調整において・・・吃音者における非流暢対流暢な読字状態が特に左聴覚皮質における差異と・・・左大脳半球においても異なるソーストポグラフィに関連していることがあり得るときに最も起こる可能性が高い」（ｐ．２２２９）と報告した。タスク中のＭ１００応答の抑制及び／又は遅延時間は、発話生成及び認識の場合に聴覚入力を処理するのに役立つ聴覚皮質ニューロンの数又は同調性の減損を反映していることが示唆されている（ハリ（Hari）、１９９０年；ナタネン（Naatanen）及びピクトン（Picton）、１９８７年）。サルメリン（Salmelin）等（１９９８年）は、大脳半球間バランスは吃音者では安定性があまりなく、作業負荷（つまり発話生成）が増えるとより混乱しやすくなる場合があることを示唆した。混乱は、吃音のきっかけとなる可能性がある聴覚における一時的な不測の途絶（２０００年のクリオ等の後の運動発話プライミング）を引き起こすことがある。サルメリン（Salmelin）等（１９９８年）は、吃音のある全ての参加者が流暢に声を合わせて読み上げる間は左大脳半球の感度は回復していたことを明らかに述べた。このことは、ＤＡＦを含む変換聴覚フィードバックの全ての流暢性を促進する条件にあてはまる。左大脳半球は、流暢な発話者と吃音者との間で相違していることが数々の他の脳イメージング研究の中に暗示されていた（例えば、ブラウン（Braun）等、１９９７年；デ・ニル（De Nil），クロル（Kroll），カプア（Kapur），及びハウル（Houle）、２０００年；フォックス（Fox）等、２０００年；ウ（Ｗｕ）等、１９９５年）。また、最近では、吃音者の異常な（解剖学的）構造（側頭平面と後部上側頭回）に関わる証拠も挙がっている（ファウンダス（Foundas），ボリッチ（Bollich），コレイ（Corey），ハレイ（Hurley），及びハイルマン（Heilman）、２００１年）。これが吃音の原因又は影響かは今後さらに確かめる必要がある。

最後に、正常な発話者と吃音者との間に見られる流暢性／非流暢性の差異と吃音者と流暢者との間の脳の機能組織の違いを考慮すると、ＤＡＦ下での正常な発話者の発話途絶は吃音の悪い類似物であるということが言えそうである。ＭＥＧ研究は、中枢レベルでの、そして障害の明らかな発現に対するＤＡＦの行動的効果と矛盾しない時間スケールでの、聴覚系の役割を含意している。また、ここでのデータは、流暢な発話者の末梢フィードバック系が正常な発話生成に対するＤＡＦの破壊的効果と関わっていること示唆している。

以上の説明は、本発明を具体的に分かりやすく理解するためのもので、それに限定されるものではない。本発明のいくつかの例示的な実施態様について説明がなされたが、当業者であれば本発明の新規な教示と利点から大きく逸脱することなくそれらの形態について多くの変形と変更が可能であることは理解されよう。全てのこうした変更は特許請求の範囲において画定される本発明の範囲内に包含されることが意図されている。特許請求の範囲において、手段に機能を加えた表現が使用されるものについては、特定の機能を実現する構造と構造的な均等物だけでなく均等な構造も包含することが意図されている。従って、以上の説明は、本発明を分かりやするためのものであって、開示された実施態様に限定されるものではなく、また、開示された実施態様並びにその変形と変更その他の実施形態は、特許請求の範囲に包含されることが意図されている。本発明は、特許請求の範囲の各請求項と各請求項の均等物によって定義される。

非吃音性の発話及び／又は言語関連障害又は病状を治療するための本発明の実施形態に基づくＩＴＥ（挿耳型）装置の側面斜視図である。 本発明の実施形態に基づく図１の装置の外耳道内に設置されたときの切欠断面図である。 非吃音性の発話及び／又は言語関連障害又は病状を治療するための本発明の代替形態に基づくＢＴＥ（耳掛型）装置の側面斜視図である。 本発明の実施形態による図３Ａの装置の使用時における断面図である。 図４Ａから図４Ｅは非吃音性の発話及び／又は言語関連障害にＤＡＦ治療を施すために使用することができる本発明の実施形態による小型化したタイプの構成例を示す側面図である。 本発明の実施形態による例示的な信号処理回路を示す図である。 非吃音性の発話障害及び／又は言語障害を有する個体にＤＡＦ治療を施すように構成することができる本発明の実施態様によるデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）アーキテクチャの一例を示す図である。 本発明の実施態様による小型化したコンパクトなＩＴＥ，ＩＴＣ，又はＣＩＣ構成部品から成る装置の聴覚フィードバックシステムを示す図である。 本発明の実施態様に基づいてＤＡＦ治療されている異常に速い話速度を有する非吃音ユーザを示す図である。 本発明の実施態様に基づいて「速話症」の発話障害及び／又は言語障害を有するユーザにＤＡＦ入力を送信するために実行される作業のフローチャートである。 正常な発話者に対する遅延聴覚フィードバックにおける遅延時間に対する失流暢数の変化を表すグラフを示した図である。このグラフは正常な場合と速い場合の２つの話速度について示している。 図８に示された２つの異なる話速度における遅延聴覚フィードバックにおける遅延時間に対する正常な発話者によって生成された音節数のグラフを示した図である。 本発明の実施態様によるＤＡＦ治療装置とコンピュータ又はプロセッサとの間の通信を確立するプログラミング・インタフェース装置の平面図である。 本発明の装置をプログラマブルインタフェースに接続するように構成されたインタフェースケーブルの治療装置端部の拡大平面図である。 図１０及び図１１に示されたインタフェースケーブルの２つの例示の装置への接続の様子を示した拡大平面図である。 それぞれがコンピュータインタフェースアクセスポートを備えた本発明の実施態様による複数の異なるサイズのコンパクト装置の平面斜視図である。 臨床医による選択が可能なプログラムパラメータを提供する本発明の実施態様によるプログラマブルな入力プログラム画面を示した図である。

Claims (43)

1. 被験者の自然な話速度が一般人と比べて異常に速い症状を示す速話障害を治療するための方法において、
   速話障害及び／又は言語障害を持つ被験者に２００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を施与するステップを含むことを特徴とする方法。
2. 前記遅延聴覚フィードバック信号は、約１００ｍｓ以下の遅延時間を有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
3. 前記遅延聴覚フィードバック信号を施与するステップは、自給式コンパクト装置によって実行され、その遅延時間によりユーザがより正常な話速度で発話することができるようにすることを特徴とする請求項１に記載の方法。
4. 前記装置は、ＢＴＥ（耳掛型），ＩＴＥ（挿耳型），ＩＴＣ（外耳道内挿入型），又はＣＩＣ（外耳道内完全挿入型）の何れかのタイプの装置として構成されていることを特徴とする請求項３に記載の方法。
5. 前記装置は、被験者によって長期使用されるように構成されていることを特徴とする請求項３に記載の方法。
6. 治療を要する被験者の非吃音性の発話障害及び／又は言語障害を治療するための方法において、
   前記被験者に約１００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚フィードバック信号を施与するステップを含むことを特徴とする方法。
7. 前記遅延聴覚フィードバック信号を施与するステップは、前記被験者が、人とコミュニケーションすること、書字すること、話を聞くこと、発話すること、及び／又は読字すること、から成るグループに属する少なくとも１つのタスクの実行直後に実行されることを特徴とする請求項６に記載の方法。
8. 前記遅延聴覚フィードバック信号を施与するステップは、
   （ａ） 被験者の耳にすぐ間近なところに前記被験者の発話に関連する聴覚信号を受信するための前記被験者の外耳道と連通するのに適応された装置を配置するステップと、
   （ｂ） 前記装置において前記被験者の発話に関連する音声信号を受信するステップと、
   （ｃ） 受信した音声信号に応答して約１００ｍｓ未満の遅延時間を有する遅延聴覚信号を生成するステップと、
   （ｄ） 前記遅延聴覚信号を前記被験者の外耳道に送り込むステップと、
   を含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
9. 前記装置は、耳装着型装置であることを特徴とする請求項８に記載の方法。
10. 前記遅延聴覚信号を生成するステップは、携帯型遠隔装置ハウジングにおいて前記受信信号を処理した上で前記遅延聴覚信号を提供するステップと、前記遅延聴覚信号を前記耳装着型装置に無線送信して前記耳装着型装置によって当該被験者の外耳道に前記遅延聴覚信号を送り込むステップとを含むことを特徴とする請求項９に記載の方法。
11. 前記受信するステップ，前記生成するステップ，及び前記送り込むステップは、前記耳装着型装置によって実行されることを特徴とする請求項９に記載の方法。
12. 前記遅延時間が約５０ｍｓ以下であり、前記被験者がパーキンソン病を有することを特徴とする請求項６に記載の方法。
13. 自閉症を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
14. 読字障害を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
15. 失語症を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
16. 構音障害を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
17. 統合運動障害を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
18. 発声障害を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
19. 話速度障害を有する被験者を治療することを更に含むことを特徴とする請求項６に記載の方法。
20. 前記（ｃ）に記載の生成するステップにおける遅延時間は、約５０ｍｓ未満であることを特徴とする請求項６に記載の方法。
21. 被験者の自然な話速度が一般人と比べて異常に速い速話障害を治療するための装置であって、
    ２００ｍｓ未満の遅延時間を有する被験者用の遅延聴覚フィードバック信号を生成する手段と、
    速話障害及び／又は言語障害を有する被験者に前記遅延聴覚信号を送信する手段と、
    を具備することを特徴とする装置。
22. 前記遅延聴覚フィードバック信号は、約１００ｍｓ以下の遅延時間を有することを特徴とする請求項２１に記載の装置。
23. 前記遅延聴覚フィードバック信号は、約５０ｍｓ以下の遅延時間を有することを特徴とする請求項２２に記載の装置。
24. 非吃音性の発話障害を治療するための装置であって、
    約１００ｍｓ未満の遅延時間を有する被験者用の遅延聴覚フィードバック信号を生成する手段と、
    非吃音性の発話障害及び／又は言語障害を有する被験者に前記遅延聴覚信号を送信する手段と、
    を具備することを特徴とする装置。
25. 前記遅延聴覚フィードバック信号は、約５０ｍｓ以下の遅延時間を有することを特徴とする請求項２４に記載の装置。
26. 前記遅延聴覚フィードバック信号を生成するための手段及び前記遅延聴覚フィードバック信号を送信するための手段は、自給式の耳装着型装置を構成することを特徴とする請求項２５に記載の装置。
27. パーキンソン病を有する被験者が装着するのに適応されていることを特徴とする請求項２５に記載の装置。
28. 自閉症を有する被験者が装着するのに適応されていることを特徴とする請求項２４に記載の装置。
29. 読字障害を有する被験者が装着するのに適応されていることを特徴とする請求項２４に記載の装置。
30. 失語症，構音障害，統合運動障害，発声障害，及び／又は話速度障害の少なくとも何れか１つの障害を有する被験者を治療するように構成されていることを特徴とする請求項２４に記載の装置。
31. 発話障害及び／又は言語障害を有する非吃音者を治療するための携帯型装置であって、
    （ａ） 対向する遠位面と近位面とを有しており、少なくとも近位面はユーザの外耳道内に位置付けられるように構成された耳装着式ハウジングと、
    （ｂ）（ｉ）ユーザの発話に関連する聴覚信号に応答して入力信号を生成する受信器と、（ｉｉ）前記受信器に連動可能に結合されて、約１００ｍｓ以下の遅延時間を有する遅延聴覚信号を生成する遅延聴覚フィードバック回路と、（ｉｉｉ）前記遅延聴覚フィードバック回路に連動可能に結合されて、前記遅延聴覚信号をユーザに送信する送信器と、
    （ｃ） 信号プロセッサに連動可能に結合されて、前記信号プロセッサに電力を供給する電源と、
    を具備し、
    前記耳装着型ハウジング内及び／又はユーザによって装着され、かつ、前記耳装着型ハウジングと無線通信して前記耳装着型ハウジングと協働して遅延聴覚フィードバックをユーザに送るように構成された無線動作方式携帯型ハウジング内に、前記信号プロセッサが内蔵されるように構成されることを特徴とする装置。
32. 前記信号プロセッサは、ＩＴＥ（挿耳型）装置として構成された耳装着型ハウジング内に組み込まれていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
33. 前記信号プロセッサは、ＩＴＣ（外耳道内挿入型）装置として構成された耳装着型ハウジング内に組み込まれていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
34. 前記信号プロセッサは、ＣＩＣ（外耳道内完全挿入型）装置として構成された耳装着型ハウジング内に組み込まれていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
35. 前記信号プロセッサは、ＢＴＥ（耳掛型）装置として構成された耳装着型ハウジング内に組み込まれていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
36. 前記信号プロセッサは、プログラマブルな可調遅延時間を有するデジタルプログラマブル信号プロセッサであることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
37. 前記受信器は、前記デジタル信号プロセッサに内蔵されたマイクロホンであることを特徴とする請求項３６に記載の装置。
38. 前記遅延聴覚フィードバック回路は、５０ｍｓ以下の遅延時間を提供することを特徴とする請求項３１に記載の装置。
39. パーキンソン病を有するユーザが装着するのに適応されていることを特徴とする請求項３８に記載の装置。
40. 自閉症を有するユーザが装着するのに適応されていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
41. 読字障害を有するユーザが装着するのに適応されていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
42. 失語症，構音障害，統合運動障害，発声障害，及び／又は話速度障害の少なくとも何れか１つの障害を有する被験者を治療するように構成されていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
43. 話速度障害を有するユーザを治療するように構成されていることを特徴とする請求項３１に記載の装置。
    

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