JP4982573B2 - 個人の聴力の他覚的測定システムおよび方法 - Google Patents

Description

この発明は，一般的には人間の聴能評価（assessing hearing capacity）の分野に関し，詳細には音刺激（an acoustic stimulus）と電気生理学的閾値測定技術（electrophysiological threshold measurement techniques）とを組合わせて用いることによって個人の聴力を測定するシステムおよび方法に関する。より具体的には，この発明は，補聴器によって与えられる音刺激の適用を通して個人の聴力を測定するシステムおよび方法に関する。

新生児聴覚スクリーニング事業では，典型的には，初期聴覚スクリーニング検査で要再検査となった新生児に対し，生後３ヶ月までに精密聴力検査を受けさせることを推奨している。しかしながら，子供は，一般に行動聴力検査に必要な適切な運動反応を行うことができないので，聴力の他覚的推定（an objective estimation of hearing ）が必要とされる。この他覚的推定は電気生理学的手段によって行うことができ，後年に得られる行動閾値（behavioral thresholds）と見事な一致を示す。このような電気生理学的検査の一つは，聴性脳幹反応（the Auditory Brainstem Response）（ＡＢＲ）と呼ばれる。

ＡＢＲは，聴神経および脳幹部位によって生じる誘発同期活動 （the evoked synchronous activity）を表す主にＩ〜Ｖに分類される５つの波形によって構成される。ＡＢＲは，クリック音またはバースト音といった短い立上り時間を持つ短い持続時間の音刺激によって誘発される。解析可能な波形を得るために，誘発反応は一般に音刺激の開始後１５〜２５ミリ秒にわたって記録され，何千回もの試行にわたる平均がとられて選別されて，不要な（望ましくない）神経筋または周囲電気活動が排除される。前額部位上および乳様突起（mastoids）上またはその近くに戦略的に配置されて電位差（すなわち双極子）を創出する電極（electrodes）から，上記ＡＢＲは記録される。個人の聴力または聴力閾値をオージオロジストが判断する上で，ＡＢＲのＶ波の潜時（レイテンシ），振幅および形態（latency, amplitude and morphology）が役立つ。ＡＢＲ閾値は，視認可能または検出可能なＶ波を誘発することができる最低レベルの音刺激に関連する。

他のよく用いられる電気生理学的検査として聴性定常反応（Auditory Steady-State Response）（ＡＳＳＲ）がある。ＡＳＳＲは，純音（a pure-tone）を周波数または振幅のいずれかにおいて変調させて，この変調音をさまざまな強さで被験者の耳に提示することにもとづく。ＡＳＳＲは，音変調が連続的な脳波活動においても表われるかどうかを判断する統計的平均（a statistical averaging）によって構成される。ＡＢＲとは異なり，ＡＳＳＲでは変調および変調の発生が定常状態であるので，音刺激の開始と時間的に同期した平均（a time-locked averaging）を行う必要はない。さまざまなレベルにおける変調の統計的な存在が，個人の聴力または聴力閾値の判断においてオージオロジストをアシストする。ＡＳＳＲ閾値は，測定される神経活動の範囲内において，帰属変調（attributed modulation）を誘発可能な最低レベルの音刺激に関連する。

欧州特許第１０８９６５９Ｂ１号には，被験者において音刺激に対する聴性脳幹反応（ＡＢＲ）を測定する方法が示されている。

欧州特許第１１３３８９８Ｂ１号には，耳に装着されかつ音声信号源として動作する補聴器を用いてオージオグラムを測定する実耳フィッティング用補聴器（a hearing aid for in-situ fitting）が教示されている。

実耳聴力検査でない場合，評価フェーズにおいては一のトランスデューサを使用して聴力検査機器が子供の外耳に結合され，増幅フェーズにおいては別のトランスデューサを用いて補聴器が子供の外耳に結合されることに関連する変動が生じ，実耳聴力検査はこれを減少させることが実証されている。この場合，測定された聴力損失に対して子供の補聴器の出力特性を計算するときに，各トランスデューサの結合（coupling）特性，および／または配管（tubing）特性および／または通気（venting）特性を推定することが困難である。したがって，実耳技術によって示されているように，同一（same）結合システムおよび同一（identical）トランスデューサを，聴力損失評価とその後の補聴器出力特性の計算の両方に用いることが有意な利点となる。

現在，いくつかのＡＢＲ機器およびＡＳＳＲ機器が市販されている。これらの機器は，いずれもヘッドホンまたは挿入イヤホン・トランスデューサを使用して個人の耳に音響信号を送り，聴神経および脳幹によって生じる電気活動を収集しかつ処理する。

これらのツールは，子供および大人の裸耳閾値（unaided thresholds）を測定する上で有用であるが，他方において，通常的な介入および治療行為に対する適用性（their applicability towards common intervention or treatment practices）においては，補聴器装用閾値（an aided threshold）を測定する上での制限と，聴覚障害者に関する介入の評価時と治療段階とに用いられるトランスデューサ間の不同性を考慮する上での制限の，２つの重要な点で幾分制限される。

補聴器装用閾値によって子供が補聴器を装用しているときに感知することができる最も弱い音がわかるので，オージオロジストは重要な情報を得ることができる。この情報から，オージオロジストは，幼児が，許容可能なレベルの言語発達を可能にする最も弱い音声要素を聞き取るために適切な補聴器を適正に装用しているかどうかを判断することができる。従来の行動観察法を用いて年長児から補聴器装用閾値を得ることは可能であるが，他方この情報を年端も行かぬ子供から得ることは不可能である。ＡＢＲおよびＡＳＳＲ等の電気生理学的技術を用いて補聴器装用閾値を測定することは可能であるが，他方こうした技術は，自由音場（無響音場）において（in the free field）音声刺激を送ることを必要とする。自由音場（無響音場）測定は，測定中ずっと頭部と胴部とを必ず固定位置につけておく（動かさない）といった固有の制限があり，乳児および幼児を検査する際に小児科領域において非常に達成困難な課題である。こうした観点から，自由音場（無響音場）測定において課される制限がない他覚的電気生理学的方法は，補聴器装用閾値の推定を補助するのに非常に有用である。

乳児または幼児の聴力閾値の測定に電気生理学的方法を適用する場合は，好ましくは睡眠中に行うべきである。そうでなければ神経筋活動によって信号が発生し，測定対象の聴性誘発電位と干渉することがあるからである。この場合，測定が本来の聴性誘発応答を反映しないことがある。さらに，電気生理学的閾値測定が自由音場において行われる場合は，約１０ｄＢ〜２０ｄＢの制御不能な変動が生じる。

この発明は，自由音場技術を用いて現在実施可能な補聴器装用閾値の測定時に，検査対象の個人の動きに感応しにくいシステムを提供することを目的とする。

この発明はまた，電気生理学的閾値測定における変動を小さくすることを目的とする。

上記およびその他の目的が，この発明によって達成される。

この発明によると，第１の態様において，この目的は，個人の聴力を測定するシステムであって，検査刺激信号を生成するジェネレータ，上記検査刺激信号を処理しかつ変換して音刺激信号を出力するデジタル信号処理装置を備えた補聴器，第１の同期化手段，ならびに第２の同期化手段および音刺激信号に対する個人からの電気生理学的誘発応答を確立（確定）する（establishing）手段を有する電気生理学的計測器から構成され，第１の同期化手段と第２の同期化手段が，上記同期信号を交換して（exchange）上記音刺激信号に対する上記誘発反応を同期させるように構成されているシステムによって，達成される。

電気生理学的計測器（the electrophysiological instrument）は，ＡＢＲまたはＡＳＳＲなどの，音響信号に対する誘発応答（an evoked response to an acoustic signal）を測定する計測器である。検査刺激信号生成手段は，強さ，変調，周波数，持続時間，および立上り／立下り時間といった包絡線特性に関して，さまざまな特性の検査波サンプルのルックアップ・テーブルを備えてもよい。これらの特性がルックアップ・テーブルから選択されて，限定はされないが，現在さまざまな電気生理学的測定プロトコルに推奨されているＡＢＲ用クリック音，バースト音，ピップ音およびチャープ音，ならびにＡＳＳＲ用の周波数および振幅変調音が作りだされる。このように，信号ジェネレータは，特定の電気生理学的測定プロトコルに必要とされる，あらゆる音刺激を生成することができる能力を持つ。

補聴器は，この発明にしたがって改変が加えられる耳掛型補聴器，耳穴型補聴器または完全外耳道挿入型補聴器など，何らかの種類の標準形補聴器を基本とすることができる。

この発明の一実施形態では，上記補聴器が，同期信号と音刺激信号が本質的に一定の時間遅延を持つように動作するシステムが提供される。

他の実施形態では，上記ジェネレータ，上記デジタル信号処理装置および上記変換手段の組（組合わせ，コンビネーション）が明確な音刺激信号（a well-defined acoustic stimulus signal）を達成するように校正される（calibrated）システムが記述されている。

さらに他の実施形態では，フィッティング・システムをさらに備えたシステムが提供される。聴能検査を制御することができるフィッティング・システムの提供によって，後に，このフィッティング・システムを用いて補聴器パラメータを整調することができるというメリットが生じる。フィッティング・システムは上記第１の同期化手段を備えてもよく，このフィッティング・システムがさらに検査刺激信号を生成するジェネレータを備えてもよい。

この発明の一実施形態では，補聴器が上記第１の同期化手段および検査刺激信号を生成する上記ジェネレータをさらに備えたシステムが，提供される。

また他の実施形態では，上記システムは５０マイクロ秒未満の時間遅延を呈するように構成されている。

この発明は，第２の態様において，検査刺激信号を生成するジェネレータ，検査刺激信号を処理しかつ変換して音刺激信号を出力するデジタル信号処理装置，および音刺激信号の出力に関するタイミング情報を提供する第１の同期化手段を備えた補聴器を提供する。

この発明は，第３の態様において，検査刺激信号を生成する手段を備えた電気生理学的計測器，個人からの誘発応答を確立（確定）する電気生理学的応答手段，上記検査信号を受信可能な校正済み音声入力を備えた補聴器，上記検査信号を処理して処理信号にするデジタル信号処理装置，および上記処理信号を音刺激信号に変換する手段を備え，誘発応答は音刺激信号に応じて生じるものであり，補聴器が，音声入力信号と音刺激信号が一定の時間遅延を持つように動作することが可能である，個人の聴力を測定するシステムを提供する。このシステムの利点は，既存の電気生理学的計測器をわずかな改変を加えるだけで使用できるところにある。

この発明は，第４の態様において，補聴器によって音刺激信号を発信し，この音刺激信号によって個人において誘発される電気生理学的応答を測定する，個人の聴力の電気生理学的測定を行う方法を提供する。上記発信ステップはさらに，トリガ・パルスに応じて，補聴器において検査刺激信号を生成しかつこの検査刺激信号を音刺激信号に変換するステップを含み，上記トリガ・パルスと上記音刺激信号との間の時間遅延が本質的に一定である。

この発明のその他の態様および利点は，実施例としてこの発明の原理を示す添付図面とと以下の詳細な説明によって，明らかになろう。

個人の聴力を測定するシステムである。 電気生理学的計測器と相互作用する補聴器である。 電気生理学的計測器およびフィッティングシステムと相互作用する補聴器である。 この発明の実施形態による補聴器である。 この発明によるシステムのための電気生理学的計測器である。

図１は，個人３の聴力を測定（決定）するシステムを示している。このシステムは，ＡＢＲまたはＡＳＳＲを行う測定器（装置）のような，電気生理学的計測器（an electrophysiological instrument）１，上記電気生理学的計測器１にケーブル１４によって接続される補聴器２，および聴力が測定される個人３の頭部に配置される多数の電極７から構成される。電極７は，ＡＢＲ計測器に接続されるとともに，刺激信号に対する聴性応答によって誘発される電位変動をサンプリングする役割を果たし，ＡＢＲ計測器またはＡＳＳＲ計測器１を用いることによって電気生理学的応答（the electrophysiological reaction）が測定可能になる。補聴器２は，個人３が影響を受ける音刺激信号８を発信する（発する）（放出する）（emit）。従来技術の構成では，ＡＢＲ計測器またはＡＳＳＲ計測器置１は，通常，被験者に対して聴覚信号を発生するヘッドホン・セットに接続されている。しかしながら，この発明によると，聴覚刺激信号は補聴器２によって発信される。

図２に示すこの発明の一実施形態において，補聴器２０２は，ＡＢＲ計測器またはＡＳＳＲ装置２０１などの電気生理学的計測器２０１と相互作用する。補聴器２０２はＡＢＲ装置２０１からトリガ・パルス２０９を受信し，かつ電気生理学的反応を一定の時間遅延のもとで測定することを確実にするために用いられる同期信号（synchronization signals）２１０を生成する。

図３はこの発明の他の実施形態を示している。この図において，フィッティング・システム３１１が補聴器３０２に接続されている。この構成において，フィッティング・システムは，線形エンハンスメント・モード（linear enhancement mode）に設定されるように補聴器３０２を制御する。フィッティング・システム３１１は，たとえばトリガ・パルス３０９を補聴器３０２に送ることによって検査手順を開始し，補聴器３０２は音刺激信号３０８を生成し，かつ同期信号３１０をＡＢＲ装置またはＡＳＳＲ装置３０１に送る。

図４は，図２および図３に示す構成に用いることができる補聴器の実施形態を示している。この補聴器は，ＡＢＲ装置またはフィッティング・システムのいずれかからトリガ・パルス４０９を受信するデジタル信号処理装置（ＤＳＰ）４１２を備えている。トリガ・パルス４０９に応じて（応答して），ＤＳＰ４１２は，同期化手段４１８を通じて第１の同期信号４１０をＡＢＲ装置に発信する。他の実施形態では，第１の同期化手段４１８はＤＳＰ４１２中に統合（一体化）される。ＤＳＰ４１２は，たとえばルックアップ・テーブル４１３から波形サンプルを読込むことによって，ジェネレータ４１３から検査信号４１５を引出す。特定の実施形態では，ジェネレータがＤＳＰ４１２に統合される。検査信号４１５はＤＳＰ４１２によって処理され，Ｄ／Ａトランスデューサ４１６を経由してスピーカ等の出力トランスデューサ４１７を介して音刺激信号４０８として発信される。

図５は被験者からの誘発応答を確定（確立）する誘発応答手段５１９を含むＡＢＲ５０１を示している。誘発応答手段５１９は第２の同期化手段５１８に接続されており，第２の同期化手段５１８が同期信号５１０を受信すると，誘発応答手段５１９はいつ誘発応答の測定を開始すべきかがわかるようになっている。図４の補聴器の第１の同期化手段４１８と図５のＡＢＲの第２の同期化手段５１８は同期信号を交換し（exchange），補聴器から発信される音刺激信号４０８に対して被験者からの誘発応答を関係付ける（関連付ける）（to relate）ように構成されている。

ＡＢＲによって同期信号が受信された瞬間から補聴器から音刺激信号が発信される時点までの時間遅延をほぼ一定または少なくとも既知として，聴性応答の信頼性のある推定を得ることが極めて重要である。誘発応答は何千ものサンプルにわたって平均され，不要な（望ましくない）神経筋または環境電気活動 （unwanted neuro-muscular or environmental electrical activity）を排除するために選別されて（filtered），これによって全ての誘発応答が同じ始点（the same starting point）でサンプリングされ，始点に関連する不確定性（uncertainly related to the starting point）が最小限に抑えられるようにすることが重要である。

一実施形態において，補聴器は，上記同期信号と上記音刺激信号との間において，５０マイクロ秒未満の時間遅延を有して動作するようになっている。この限度を下回るいかなる変動も許容可能とすることができる。しかしながら，高性能なＤＳＰを基本とする補聴器（advanced DSP-based hearing aids）では，ＤＳＰは，聴力不足を補償する基本処理，音響帰還経路の推定，現在の音環境の指向性パターンの推定，および圧縮機構の制御など，いずれもかなりの処理時間を消費する数多くのタスクを実行する。プログラミング・アーキテクチャに基づいて，これらのタスクは基本的なものを除いて適応処理（adaptive processing）を含むことが多い。適応処理を含むタスクは処理装置の遅延変動（to varying processor processing）を引起こすことがある。したがって，高性能適応型補聴器において，同期は決して些細な問題ではない。

この発明の一実施形態では，処理装置が検査に適した一定遅延モード（a constant delay mode）を生成するようになっており，このモードでは適応処理が停止されかつＡＢＲ装置から発生する信号が一定時間遅延を有して処理される。これに代えて，いくつかの処理プロセスがＤＳＰにおいて時間遅延の変動を引起こすことがわかっている場合は，誘発応答がほぼ同時にサンプリングされるように，このような周知の変動が，たとえばＡＢＲ装置によって同期において考慮される。さらに他の方法として，刺激信号の処理に異なる時間を要するにかかわらずに一定時間後に音刺激信号が発信されるように，ＤＳＰを制御してもよい。さらにまた他の実施形態では，補聴器がＡＢＲ装置に同期信号を送り，同じ始点で誘発応答のサンプリングが開始できるようにしてもよい。

いかなる種類の計測器を用いて耳に音刺激を送る場合もそうであるが，計測器が聴覚閾値（最小可聴値）にあるときに（when the equipment is placed at the audiometric zero），所定レベルの音圧レベルを標準カプラにおいて測定できることを保証する校正（キャリブレーション）が必要とされる。上記音圧レベルの大きさは，正常聴力の若年成人グループにおいて特定刺激の知覚を誘発するのに必要であることが実証されているレベルに対応する。この点から，校正は，計測器の強さ調節ダイヤルの増分が，適切な標準カプラにおいて測定される音圧レベルにおける同一の増分にしたがうことも保証しなければならない。校正，すなわち，音圧レベルと計測器の最小可聴値との間の関係は，全ての種類の刺激に関して，周波数全体にわたって達成されなければならない。さらに，校正は，聴力検査時に個人の耳に取付けられる（結合される）計測器におけるあらゆるタイプのトランスデューサに対して，行われなければならない。

適切な聴力（閾値）情報を得るために，子供の検査ではこの校正の補正（amendment）が必要である。この補正は，子供の外耳が生後５年間は未熟であって，音が鼓膜に達するまでの間に，成人において測定される態様とは異なる態様で音が変動することによる。このため，幼児において知覚を誘発させるには異なる大きさの音圧レベルが必要とされ，したがって校正時に策定される音圧レベルと装置の最小可聴レベルとの間における関係は幼児を検査する場合には機能しない。上記校正が補正されないと，検査装置によって得られる閾値は，全ての検査周波数ではなくても，一部の検査周波数においては幼児の聴覚状態を反映しない。ＡＢＲおよびＡＳＳＲの場合，これらの閾値測定技術が主として６ヶ月齢未満の子供に行われるので，このことは特に重要である。

聴力検査装置を子供用に校正することは可能であるが，生後５年間に幼児の外耳のレベルにおいて起こる成熟過程はあまりにも急速であり，したがって単一の校正測定を用いて捉えるのは不可能である。しかしながら，音圧レベルと検査装置の最小可聴値との間における対応を再確定する（re-establishing）２つの方法がある。その一は，補正を適用して子供の外耳特性の影響を考慮に入れ，ＡＢＲおよびＡＳＳＲ測定時に得られる閾値に意味を与えることである。インサート・ホンおよび補聴器のためのＲＥＣＤ（the RECD）などのこうした補正が，すでに文献において幅広く説明されており，プローブ・マイクロホン装置を用いた子供の外耳からの個別測定，または文献に公表されている年齢に応じた推定値のいずれかを手段として，一般に得られる。音圧レベルと最小可聴値との間における対応を再確定する第二の方法は，検査前に実耳校正を行うことである。補聴器内に直接統合（一体化）されている，またはプローブ・マイクロホン機能を有する別途の装置のいずれかのプローブ・マイクロホンを，子供の鼓膜に配置して用いることによって，補聴器は，評価時に用いられる刺激を生成することができ，かつＡＢＲ装置またはＡＳＳＲ装置の強さ調節ダイヤルと子供の鼓膜において測定される音圧レベルとの間における対応を判断することができる。正常聴力を有する個人グループにおいて刺激の知覚を誘発すると文献に記載されている，正確な大きさの鼓膜音圧レベルが生み出されるように，装置の最小可聴値はリセットされる。

この構成を使用する前に，補聴器によって発信される聴覚信号を，使用時または事前に測定することによって補聴器を校正する。その後，通常のＡＢＲまたはＡＳＳＲ検査の場合のように，たとえば５００Ｈｚ〜４０００Ｈｚの間のさまざまな周波数で，かつ０ｄＢ〜最大１２０ｄＢの間のさまざまなラウドネスの一連の聴覚信号を用いて検査を行い，被験者の聴覚閾値レベルを測定することができる。

補聴器との組合せにおけるＡＢＲまたはＡＳＳＲ装置の校正は，ＩＥＣ基準７１１にしたがって行うことができる。補聴器におけるプローブ・マイクロホンの統合化（一体化）に関する詳細は，米国特許第６，６５８，１２２号を参照されたい。

Claims (9)

1. 検査刺激信号を生成するジェネレータ，
   個人の聴能学的フィッティング処方にしたがって上記検査刺激信号を処理しかつ変換して音刺激信号を出力するデジタル信号処理装置，上記音刺激信号によって表される音刺激を耳に向けて出力する出力トランスデューサ，および上記検査刺激信号に応じて同期信号を発信する第１の同期化手段を備えた，耳掛型，耳穴型または完全外耳道挿入型の補聴器，ならびに
   上記補聴器の第１の同期化手段から発信された同期信号を受信する第２の同期化手段，および第２の同期化手段による同期信号の受信に応じて測定を開始する，上記音刺激に対する個人からの電気生理学的誘発応答を計測する手段を有する電気生理学的計測器を備え，
   上記補聴器は，発信される上記同期信号と出力される上記音刺激信号とが本質的に一定の時間遅延を持つように動作するものであり，上記第１の同期化手段および上記第２の同期化手段は，上記同期信号を交換して上記誘発応答を上記音刺激信号に同期させ，これにより上記個人からの誘発応答を，上記出力される音刺激信号に応じて関連付けるように構成されている，
   個人の聴力を測定するシステム。
2. 上記ジェネレータ，上記デジタル信号処理装置および上記変換手段の組が，明確な音刺激信号が得られるように校正されている，請求項１に記載のシステム。
3. 上記補聴器に接続されるフィッティング・システムをさらに備えている，請求項１または２に記載のシステム。
4. 上記第１の同期化手段が上記フィッティング・システムに統合されている，請求項３に記載のシステム。
5. 上記ジェネレータが上記フィッティング・システムに統合されている，請求項３に記載のシステム。
6. 上記第１の同期化手段および上記ジェネレータが上記補聴器に統合されている，請求項１から３のいずれかに記載のシステム。
7. 上記時間遅延は５０マイクロ秒未満である，請求項１に記載のシステム。
8. 検査刺激信号を生成するジェネレータ，
   個人の聴能学的フィッティング処方にしたがって上記検査刺激信号を処理しかつ変換して音刺激信号を出力するデジタル信号処理装置，
   上記音刺激信号によって表される音刺激を耳に向けて出力する出力トランスデューサ，および
   上記音刺激信号の上記出力についてのタイミング情報を，上記音刺激に対する個人からの電気生理学的誘発応答を計測する手段を有する電気生理学的計測器に提供する同期化手段を備え，
   上記デジタル信号処理装置は，上記出力される音刺激信号とその音刺激信号に対する上記誘発応答とを同期できるようにするために，提供される上記タイミング信号と出力される上記音刺激信号とが一定の時間遅延を持つように動作する，
   耳掛型，耳穴型または完全外耳道挿入型の補聴器。
9. ジェネレータにおいて検査刺激信号を生成し，
   耳掛型，耳穴型または完全外耳道挿入型の補聴器において，個人の聴能学的フィッティング処方にしたがって上記検査刺激信号を処理しかつ変換して音刺激信号を出力し，上記音刺激信号によって表される音刺激を耳に向けて出力し，さらに上記検査刺激信号に応じて同期信号を発信し，
   電気生理学的計測器において，上記発信された同期信号を受信し，上記同期信号の受信に応じて上記補聴器から出力される上記音刺激によって個人において誘発される電気生理学的応答を測定する，個人の聴力の電気生理学的測定実行方法であって，
   上記補聴器は，発信される上記同期信号と出力される上記音刺激信号とが本質的に一定の時間遅延を持つように動作するものであり，上記補聴器および上記電気生理学的計測器は，上記同期信号を交換して上記誘発応答を上記音刺激信号に同期させ，これにより上記個人からの誘発応答を出力される上記音刺激信号に応じて関連付ける，
   方法。

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