JP5450623B2 - 補聴適合度判定装置、補聴処理調整システム及び補聴適合度判定方法 - Google Patents

補聴適合度判定装置、補聴処理調整システム及び補聴適合度判定方法 Download PDF

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Description

本発明は、補聴適合度判定装置、補聴処理調整システム及び補聴適合度判定方法に関し、特に、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する補聴適合度判定装置に関するものである。
近年、高齢化が進み、加齢による難聴者数も増加してきている。高齢者の生活の質を維持するためには、年をとるにつれて聞き取れなくなってしまった音、特に言葉が聞き取れるようになることが重要である。これにより、補聴器の必要性はますます高まっていくと考えられる。
一方、難聴者の聴覚劣化の状態は一人一人異なる。よって、難聴者が店頭にある商品をそのまま装着するだけでは、当該難聴者の聴覚劣化の状態に補聴器が適応していない。つまり、補聴器の販売時には購入者の聴覚特性を測定し、各人の症状に合わせた設定を補聴器に対して行うことが必要である。
現在、最も一般的な聴覚特性検査は、オージオメータと呼ばれる機器を用いて純音を発生させ、被験者が聞き取ることのできる最小の音圧レベル（聴力レベル）を計測するものである。一般的に、１２５Ｈｚ、２５０Ｈｚ、５００Ｈｚ、１０００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、４０００Ｈｚ、８０００Ｈｚの正弦波（純音）について最低可聴聴力レベル（以下、聴力レベル）の計測を行う。また、必要に応じて７５０Ｈｚ、１５００Ｈｚ、３０００Ｈｚ、６０００Ｈｚについても同様の計測を行うことがある。聴力レベルの単位はｄＢ（デシベル）である。また、健常な聴力を有する人が聞こえる音圧レベルを０ｄＢとし、聴力レベルの値が大きいほど聴力が衰えていることを示す。また、各周波数の聴力レベルをプロットしたものはオージオグラムと呼ばれ、広く補聴器の設定に用いられている。オージオグラムの例を図１に示す。
図２は一般的な補聴処理調整システム９００のブロック図である。図２に示す補聴処理調整システム９００では、オージオメータ９０１で発生した純音を難聴者に対してヘッドホン９０２で呈示する。そして、難聴者が計測音を聞き取れたときに計測者がオージオメータ９０１を操作することにより難聴者の聴力レベルを計測できる。
オージオメータ９０１による聴力レベルの計測が完了した後に、補聴処理調整装置９１０において、聴力レベル取得部９１１は、図３に示すような、オージオメータ９０１によって計測された各周波数の聴力レベルを取得する。次に増幅量算出部９１２は、難聴者の聴力劣化を補償するための増幅量を、取得された周波数毎の聴力レベルから算出する。
増幅量表示部９１３は、算出された増幅量を調整担当者に通知する。また、補聴器設定部９１４は、算出された増幅量を、補聴器９０３の内部パラメータに設定する。
以上の手順で、個人の聴力レベルに応じた補償（増幅）をするための補聴器９０３の調整が完了する。
また、特許文献１では、従来の補聴処理調整処理において、オージオグラムの概形を幾つかの規定値に区分し、全体としての聴力レベルと組み合わせることで、周波数毎に詳細に行われていた増幅量設定処理を特定のパターンの増幅量設定処理で簡易的に代用するという方法が提案されている。
一方、難聴者は聴力の感度低下に加えて、周波数分解能も低下していると言われている。ここで周波数分解能とは、周波数が異なる２つの音を被験者が聞き分ける能力である。健聴者は、例えば１ｋＨｚと１．２ｋＨｚといった、周波数が近接した２つの音を聞き分けることができる。しかし、周波数分解能が低下した難聴者は、これら２つの音を聞き分けることができなくなる。
また、近年、人間の聴覚における周波数分析のメカニズムを表現するためのモデルとして、聴覚フィルタを用いたモデルが提案されている。このモデルは、人間の内耳における周波数分析のメカニズムを複数の周波数帯域に分けた帯域フィルタ（聴覚フィルタ）の集合体で表現する。また、聴覚フィルタの幅が広いと周波数分解能が低下していると考える。
また、周波数分解能の低下の度合いが大きくなると、周波数帯域成分間のマスキング、とりわけ低域周波数成分による高域周波数成分のマスキング（上向性マスキング）の影響が増大する。特に音声においては、低い周波数に主成分のある母音のエネルギが大きい。この大きいエネルギの母音により、高い周波数に主成分のある子音がマスクされてしまう。これにより、言葉の聞き取り能力が低下したり、雑音下での音声弁別能力が著しく低下したりするという問題が生じる。
この周波数分解能の劣化による問題は、聴力の感度低下とは異なる原理に基づく現象である。よって、補聴器によって音を増幅してもこの問題を解決することができず、この問題は難聴者の言葉の聞き取りに関して大きな課題となっている。
この周波数帯域間のマスキングを低減し、音声入力信号の明瞭度の向上を図る補聴処理として、入力信号を周波数軸上で左右の耳に分割して呈示する両耳分離補聴がある。この両耳分離補聴において、過去の研究例では、入力された音声信号を聴覚フィルタが広がっている周波数で分割し、一方の耳には分割周波数より低域の音声信号を、他方の耳には分割周波数より高域の音声信号を呈示するという手法が提案されている。これにより、音声の明瞭度を向上させることができると報告されている（非特許文献１）。この補聴方式の設定を決定するための構成を図４に示す。図４では、聴覚フィルタ計測部９５１により聴覚フィルタが計測される。また、周波数分解能算出部９５２で求められた値にしたがって、どの周波数で高域と低域とを分けるかが決定される。さらに特許文献２では、聴覚フィルタ計測部９５１に関する高速化手法が提案されている。
ただし、両耳分離補聴は全ての難聴者に対して明瞭度を向上させることができるわけではなく、一部の難聴者では効果が出なかったことが報告されている（非特許文献１）。そのため、補聴器に適応するにあたっては、調整対象となる難聴者に対して両耳分離補聴を勧めるか否かの判断を行う必要がある。しかし、上述の方法を用いて聴覚フィルタを計測しても、両耳分離補聴の設定値の一部の予測ができるのみである。つまり、両耳分離補聴のための適合性判定方法として、現時点では確立されたものはない。
特表２００３−５０１９８６号公報 特開２００４−１２１３３８号公報
従来、両耳分離補聴の適合度を判定するためには、オージオメータの測定では不十分であり、利用者の聴力の周波数分解能を別途計測する必要があった。しかしながら、周波数分解能の測定は時間を要するために、臨床現場で測定することは現実的ではないという課題があった。
本発明は、従来の問題を解決するためになされたもので、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を簡易的に判定できる補聴適合度判定装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する補聴適合度判定装置であって、前記被験者の周波数ごとの聴力を示す聴力情報を取得する聴力情報取得部と、周波数に対する聴力の変化の傾向で定められる複数の聴力型のうち、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型を判別する聴力型判別部と、前記複数の聴力型の各々と両耳分離補聴に対する適合度との対応関係を示すテーブルを参照し、前記テーブルにおいて、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型に対応する適合度に基づいて、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を決定する適合度決定部とを備える。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、被験者の聴力情報のみから、被験者に対する両耳分離補聴の適否の判定を行うことができる。このように、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を簡易的に判定できる。
また、前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるほど聴力が減少する高音漸傾型であり、前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記高音漸傾型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型でない場合に比べて高く決定してもよい。
また、前記複数の聴力型の一つは、高音急墜型であり、前記聴力型判別部は、予め定められた周波数より高い周波数領域における前記聴力の減少量が予め定められた第１閾値より大きい場合、前記聴力の聴力型を前記高音急墜型と判別し、前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記高音急墜型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く決定してもよい。
また、前記複数の聴力型の一つは、水平型であり、前記聴力型判別部は、前記聴力情報で示される全周波数での前記聴力の変化量が、予め定められた第２閾値より小さい場合、前記聴力の聴力型を前記水平型と判別し、前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記水平型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く、かつ、当該聴力型が前記高音急墜型である場合に比べて高く決定してもよい。
また、前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるにつれて、一旦聴力が増加したのち減少する山型であり、前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記山型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く、かつ、当該聴力型が前記高音急墜型である場合に比べて高く、かつ、当該聴力型が前記水平型である場合に比べて低く決定してもよい。
また、前記聴力型判別部は、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型が、前記複数の聴力型の各々に該当する可能性を示す割合を判別し、前記適合度決定部は、前記テーブルにおいて各聴力型に対応する適合度に、前記聴力型判別部で判別された当該聴力型に対応する割合を乗算することにより、聴力型ごとの乗算値を算出し、算出した複数の乗算値を加算することにより、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を算出してもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、聴力型に分類し難い聴力特性を持つ被験者に対しても、被験者の聴力情報のみから、被験者に対する両耳分離補聴の適否の判定を行うことができる。
また、前記聴力情報取得部は、前記聴力情報として、前記被験者の周波数ごとの左耳の聴力を示す左耳聴力情報と、前記被験者の周波数ごとの右耳の聴力を示す右耳聴力情報とを取得し、前記補聴適合度判定装置は、さらに、前記左耳聴力情報における、予め定められた分割周波数よりも高い周波数帯域の聴力である左耳高域聴力と、前記分割周波数よりも低い周波数帯域の聴力である左耳低域聴力とを算出し、前記右耳聴力情報における、前記分割周波数よりも高い周波数帯域の聴力である右耳高域聴力と、前記分割周波数よりも低い周波数帯域の聴力である右耳低域聴力とを算出する聴力算出部と、前記右耳高域聴力と前記左耳低域聴力とを加算することにより右高域時聴力を算出する第１加算部と、前記左耳高域聴力と前記右耳低域聴力とを加算することにより左高域時聴力を算出する第２加算部と、前記右高域時聴力が前記左高域時聴力より大きい場合、前記両耳分離補聴において、右耳に前記分割周波数より高域の音声信号を呈示し、かつ、左耳に前記分割周波数より低域の音声信号を呈示すると決定し、前記右高域時聴力が前記左高域時聴力より小さい場合、前記両耳分離補聴において、左耳に前記分割周波数より高域の音声信号を呈示し、かつ、右耳に前記分割周波数より低域の音声信号を呈示すると決定する高域呈示耳判定部とを備えてもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、被験者の聴力情報のみから、両耳分離補聴において、いずれの耳に高域を呈示するかを判定できる。
また、前記補聴適合度判定装置は、さらに、前記聴力情報で示される周波数ごとの聴力の平均値である平均聴力を算出する平均聴力算出部と、前記平均聴力が予め定められた範囲外である場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備えてもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、聴力劣化が微小な利用者、及び高度の聴力劣化がみられる利用者に対しても、適切に両耳分離補聴の適否を判定できる。
また、前記補聴適合度判定装置は、さらに、前記被験者の年齢を示す情報を取得するプロファイル取得部と、前記被験者の年齢が予め定められた閾値より高い場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備えてもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、利用者の年齢に応じて、両耳分離補聴の適否を適切に判定できる。
また、前記補聴適合度判定装置は、さらに、前記被験者が補聴器を使用している期間である使用期間を示す情報を取得するプロファイル取得部と、前記使用期間が予め定められた閾値より短い場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備えてもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、利用者の補聴器の使用期間に応じて、両耳分離補聴の適否の適切に判定できる。
また、前記聴力情報取得部は、前記聴力情報として、前記被験者の周波数ごとの右耳の聴力を示す右耳聴力情報と、前記被験者の周波数ごとの左耳の聴力を示す左耳聴力情報とを取得し、前記補聴適合度判定装置は、さらに、前記右耳聴力情報で示される右耳の聴力と、前記左耳聴力情報で示される左耳の聴力との差分である両耳差を算出する両耳差算出部と、前記両耳差が予め定められた閾値より大きい場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備えてもよい。
このような構成によると、本発明の一形態に係る補聴適合度判定装置は、両耳の聴力特性が異なる利用者に対しても、両耳分離補聴の適否を適切に判定できる。
なお、本発明は、このような補聴適合度判定装置として実現できるだけでなく、補聴適合度判定装置に含まれる特徴的な手段をステップとする補聴適合度判定方法として実現したり、そのような特徴的なステップをコンピュータに実行させるプログラムとして実現したりすることもできる。そして、そのようなプログラムは、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体及びインターネット等の伝送媒体を介して流通させることができるのは言うまでもない。
さらに、本発明は、このような補聴適合度判定装置の機能の一部又は全てを実現する半導体集積回路（ＬＳＩ）として実現したり、このような補聴適合度判定装置を備える補聴処理調整装置として実現したり、このような補聴処理調整装置を含む補聴処理調整システムとして実現したりできる。
以上より、本発明は、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を簡易的に判定できる補聴適合度判定装置を提供できる。
図１は、オージオグラムの例を示す図である。 図２は、従来の補聴処理調整装置のブロック図である。 図３は、聴力レベルの一例を示す図である。 図４は、従来の両耳分離補聴判定装置のブロック図である。 図５は、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整システムのブロック図である。 図６は、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整処理のフローチャートである。 図７Ａは、本発明の実施の形態１に係る聴力レベルの一例を示す図である。 図７Ｂは、本発明の実施の形態１に係る聴力型の判別アルゴリズム例を示す図である。 図８Ａは、本発明の実施の形態１に係る、高音急墜型のオージオグラムの一例を示す図である。 図８Ｂは、本発明の実施の形態１に係る、山型のオージオグラムの一例を示す図である。 図８Ｃは、本発明の実施の形態１に係る、水平型のオージオグラムの一例を示す図である。 図９Ａは、本発明の実施の形態１に係る、聴力型と両耳分離補聴との関連性を示す図である。 図９Ｂは、本発明の実施の形態１に係る適合度データベースの一例を示す図である。 図１０は、本発明の実施の形態１に係る適合度表示部による画面表示例を示す図である。 図１１は、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整装置の変形例のブロック図である。 図１２は、本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整装置のブロック図である。 図１３は、本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整処理のフローチャートである。 図１４は、本発明の実施の形態２に係る、聴力レベルと両耳分離補聴の適用範囲との関係を示す図である。 図１５は、本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整処理の変形例のフローチャートである。 図１６は、本発明の実施の形態３に係る補聴処理調整装置のブロック図である。 図１７は、本発明の実施の形態３に係る適合度補正処理のフローチャートである。 図１８は、本発明の実施の形態３に係る適合度補正処理の別の例のフローチャートである。 図１９は、本発明の実施の形態４に係る補聴処理調整装置のブロック図である。 図２０は、本発明の実施の形態４に係る適合度補正処理のフローチャートである。 図２１は、本発明の実施の形態５に係る補聴処理調整装置のブロック図である。 図２２は、本発明の実施の形態５に係る、オージオグラムの一例を示す図である。 図２３は、本発明の実施の形態５に係る高域呈示耳判定処理のフローチャートである。 図２４は、本発明の実施の形態６に係る補聴処理調整装置のブロック図である。 図２５は、本発明の実施の形態６に係る高域呈示耳判定処理のフローチャートである。 図２６は、本発明の実施の形態６に係る臨床評価試験の結果を示す図である。
以下、本発明に係る補聴適合度判定装置の実施の形態について、図面を参照しながら詳細に説明する。
（実施の形態１）
本発明の実施の形態１に補聴適合度判定装置１２０は、被験者の周波数ごとの聴力の変化の傾向で定められる聴力型に基づいて、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する。これにより、本発明の実施の形態１に係る補聴適合度判定装置１２０は、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を簡易的に判定できる。
図５は、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整システム１００のブロック図である。
図５に示す補聴処理調整システム１００は、オージオメータ１０１と、ヘッドホン１０２と、左耳用補聴器１０３と、右耳用補聴器１０４と、補聴処理調整装置１１０とを含む。
オージオメータ１０１は、純音を発生し、発生した純音を、ヘッドホン１０２を介して被験者（補聴器の利用者）に呈示する。また、呈示された音を被験者が聞き取れたか否かが、計測者又はインタフェースを介してオージオメータ１０１に伝えられる。これにより、オージオメータ１０１は、被験者の聴力レベルを計測する。具体的には、オージオメータ１０１は、被験者の周波数ごとの聴力レベルを計測し、計測結果を示す聴力情報を出力する。この聴力情報は、被験者の周波数ごとの左耳の聴力を示す左耳聴力情報１５０と、被験者の周波数ごとの右耳の聴力を示す右耳聴力情報１５１とを含む。
ここで、聴力レベルとは、被験者が聞き取ることのできる最小の音圧レベルである。つまり、聴力レベルが低いとは、聴力が高い（音がよく聞こえる）ことであり、聴力レベルが高いとは、聴力が低い（難聴の度合いが強い）ことである。
補聴処理調整装置１１０は、オージオメータ１０１による聴力レベルの計測結果に基づいて、左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４における補聴処理の調整を行う。この補聴処理調整装置１１０は、補聴適合度判定装置１２０と、適合度表示部１２１と、補聴器設定部１２２とを備える。
補聴適合度判定装置１２０は、被験者の聴力情報を用いて、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する。ここで両耳分離補聴とは、入力信号を周波数軸上で左右の耳に分割して呈示する補聴方法である。
この補聴適合度判定装置１２０は、聴力情報取得部１３０と、聴力型判別部１３１と、適合度決定部１３２とを備える。
聴力情報取得部１３０は、オージオメータ１０１で計測された聴力情報を取得する。この聴力情報取得部１３０は、左耳聴力情報１５０を取得する左耳聴力レベル取得部１４１と、右耳聴力情報１５１を取得する右耳聴力レベル取得部１４２とを備える。
聴力型判別部１３１は、周波数に対する聴力の変化の傾向で定められる複数の聴力型のうち、聴力情報で示される聴力の聴力型１５２を判別する。
適合度決定部１３２は、聴力型判別部１３１で判別された聴力型１５２に基づき、被験者の両耳分離補聴に対する適合度１５３を決定する。この適合度決定部１３２は、適合度算出部１４３と、適合度データベース１４４とを備える。
適合度データベース１４４は、複数の聴力型の各々と被験者の両耳分離補聴に対する適合度との対応関係を示すテーブルである。
適合度算出部１４３は、適合度データベース１４４を参照し、当該適合度データベース１４４において、聴力型判別部１３１で判別された聴力型１５２に対応する適合度に基づいて、被験者の両耳分離補聴に対する適合度１５３を決定する。
適合度表示部１２１は、適合度１５３を表示することにより、適合度１５３を操作者に通知する。
補聴器設定部１２２は、補聴適合度判定装置１２０により判定された適合度１５３に基づき、左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４における補聴処理を調整する。
次に、補聴処理調整装置１１０の動作について説明する。
図６は、補聴処理調整装置１１０による補聴処理調整方法のフローチャートである。
まず、聴力情報取得部１３０は、左耳聴力情報１５０及び右耳聴力情報１５１を取得する（Ｓ１０１）。
次に、聴力型判別部１３１は、左耳聴力情報１５０及び右耳聴力情報１５１で示される左右の聴力レベルの周波数特性の概形から補聴器利用者の聴力を聴力型に分類する（Ｓ１０２）。この分類は、例えば以下のようにして行う。
図７Ａは、３つの周波数ａ、ｂ、ｃ（ａ＜ｂ＜ｃ）における左右の聴力レベルの平均値をそれぞれＬａ、Ｌｂ、Ｌｃとしたときの聴力レベルの例を示す図である。図７Ａの横軸は周波数を示し、右に行くほど高い周波数を示す。また、図７Ａの縦軸は聴力レベルを示し、下に行くほど高いレベル、すなわち聴力の劣化が大きいことを示す。
また、図７Ｂは、聴力型の分類アルゴリズムの一例を示す図である。
聴力型判別部１３１は、Ｌａ＜Ｌｂ＜Ｌｃとなっているとき。つまり、周波数が高くなるほど聴力が減少する場合は、当該聴力の聴力型を高音漸傾型と分類する。
ただし、聴力型判別部１３１は、Ｌａ≦Ｌｂ≪Ｌｃのように、周波数の比較的低い領域（周波数ａ、ｂ）での聴力レベル差よりも、周波数の比較的高い領域（周波数ｃ）での聴力レベル差が一定の水準以上あるときには、当該聴力の聴力型を高音急墜型と分類する。
また、聴力型判別部１３１は、Ｌａ＞Ｌｂ＜Ｌｃとなるとき、つまり、周波数が高くなるにつれて、一旦聴力が増加したのち減少する場合は、当該聴力の聴力型を山型と分類する。
また、聴力型判別部１３１は、Ｌａ≒Ｌｂ≒Ｌｃとなるときは、当該聴力の聴力型を水平型と分類する。
ここで、左右の聴力レベルを統合的に判断するために、左右の聴力レベルの平均値を分類に用いたが、左右の聴力レベルのうち聴力劣化の少ない方の聴力レベルを用いてもよい。
また、具体例として以下のようなアルゴリズムを用いて判定を行うことが可能である。
まず、聴力型判別部１３１は、予め定められた周波数より高い周波数領域における聴力の減少量が予め定められた第１閾値より大きいか否かを判定する。聴力型判別部１３１は、予め定められた周波数より高い周波数領域における聴力の減少量が予め定められた第１閾値より大きい場合、当該聴力の聴力型を高音急墜型と分類する。
例えば、図８Ａに示すように、聴力型判別部１３１は、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚの聴力レベルのそれぞれから、１オクターブ下の聴力レベルを減算した減少量Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚを算出する。算出した減少量Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚのうち１以上が、所定の値（２０ｄＢ以上が好ましく、例えば３０ｄＢ）より大きい場合には、聴力型判別部１３１は、当該聴力の聴力型を高音急墜型と判定する。
なお、ここでは、聴力型判別部１３１は、減少量Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚを算出しているが、減少量Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚのうち少なくとも一つを算出すればよい。なお、聴力型判別部１３１は、少なくとも減少量Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚを算出することが好ましい。
また、聴力型判別部１３１は、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚ以外の聴力レベルに対する減少量を算出してもよい。例えば、聴力型判別部１３１は、５００Ｈｚ、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚの減少量を算出してもよい。
また、聴力型判別部１３１は、予め定められた周波数より低い周波数領域における聴力の増加量が予め定められた閾値より大きいか否かを判定する。聴力型判別部１３１は、予め定められた周波数より低い周波数領域における聴力の増加量が予め定められた閾値より大きい場合、当該聴力の聴力型を山型と分類する。
例えば、図８Ｂに示すように、聴力型判別部１３１は、５００Ｈｚ、１ｋＨｚ、２ｋＨｚのそれぞれの聴力レベルを、１オクターブ下の聴力レベルから減算した増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚを算出する。算出した増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚのうち１以上が、所定の値（１０ｄＢ以上が好ましく、例えば１０ｄＢ）より大きい場合には、聴力型判別部１３１は、当該聴力の聴力型を山型と判定する。
なお、ここでは、聴力型判別部１３１は、１ｋＨｚ、増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚを算出しているが、増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚのうち少なくとも一つを算出すればよい。なお、聴力型判別部１３１は、少なくとも増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚを算出することが好ましい。
また、聴力型判別部１３１は、５００Ｈｚ、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ以外の聴力レベルに対する増加量を算出してもよい。
また、聴力型判別部１３１は、聴力情報で示される全周波数での聴力の変化量が、予め定められた第２閾値より小さいか否かを判定する。聴力型判別部１３１は、聴力情報で示される全周波数での聴力の変化量が、予め定められた第２閾値より小さい場合、当該聴力の聴力型を水平型と分類する。
例えば、聴力型判別部１３１は、図８Ｃに示すように、全周波数領域における聴力レベルの最大値と最小値の差Δｍａｘｍｉｎが、所定の値（２０ｄＢ以上が好ましく、例えば３０ｄＢ）未満の場合には、当該聴力の聴力型を水平型と判定する。
また、聴力型判別部１３１は、Ｌａ＜Ｌｂ＜Ｌｃとなっているとき、つまり、周波数が高くなるほど聴力が減少する場合は、当該聴力の聴力型を高音漸傾型と分類する。
このようにして、聴力型判別部１３１は、聴力レベルの周波数特性の概形に基づいて、聴力型に分類し、分類した聴力型１５２に関する情報を適合度算出部１４３に出力する。
なお、上記処理の順序は一例であり、これらの実行順序は入れ替わってもよい。
また、聴力型判別部１３１は、さらに、高音漸傾型、高音急墜型、山型及び水平型以外の聴力型を判別してもよい。例えば、聴力型判別部１３１が判別する複数の聴力型は、周波数が高くなるほど聴力が増加する聴力型（低音障害型）、及び周波数が高くなるにつれて、一旦聴力が減少したのち増加する聴力型（谷型）等を含んでもよい。
適合度算出部１４３は、適合度データベース１４４を参照して、聴力型判別部１３１で分類された聴力型１５２に対応する両耳分離補聴の適合度１５３を算出する。
適合度データベース１４４は、被験者の両耳分離補聴に対する適合度を示す指標として、音声の明瞭度の改善に対して、両耳分離補聴が有効な確率α、及び両耳分離補聴による期待される改善量（期待改善量β）といった統計的な値を、聴力型に対応付けて蓄積している。
ここで明瞭度とは、臨床実験において、被験者が検査語音を聞き取れる確率である。例えば、検査語音とは、５種類の先行母音（ア、イ、ウ、エ、オ）と、８種類の後続音（パ、タ、カ、バ、ダ、ガ、サ、ザ）とから構成される計４０種類の音節を、発話訓練経験のある男女各１名が発声した音である。また、当該検査語音を被験者の耳に呈示し、被験者には音声が聞こえた通りに回答用紙に記述するよう教示する。そしてこの回答した語音と実際の検査語音とが一致する確率（正解率）が明瞭度である。
また、上述したように、周波数分解能の劣化は、聴力レベルの劣化とは異なる原理により生じる問題である。そして、両者に関連があるのか否か、関連がある場合にはどのような関連があるのかについてはわかっていなかった。しかし今回、さまざまな聴力型に分類される難聴者に対して両耳分離補聴を行ったところ、聴力型と両耳分離補聴の有効性、及び明瞭度の改善度合いに関する知見を得た。
図９Ａ及び図９Ｂは、各聴力型の難聴者に対して、両耳分離補聴を行うことによって、音声明瞭度が改善した難聴者の割合（有効な確率α）及び音声明瞭度の改善又は劣化した明瞭度の平均値（期待改善量β）を示す。
図９Ａに示すグラフの横軸は聴力型を示し、棒グラフには有効な確率αを縦軸右側の目盛りで示し、折れ線グラフには期待改善量βを縦軸左側の目盛りで示している。
また、有効な確率αは、両耳分離補聴によってどの程度の人数の難聴者が明瞭度改善を感じられるかの指標である。具体的には、有効な確率αは、予め実験によって得られた、両耳分離補聴を用いることによって明瞭度が所定の閾値（例えば５％）以上改善する確率である。
また、期待改善量βは、両耳分離補聴が有効であった場合に、どの程度明瞭度が改善するかを示す指標である。具体的には、期待改善量βは、予め実験によって得られた、両耳分離補聴が有効である被験者の明瞭度が改善した量の平均値である。
有効な確率αと期待改善量βは、図９Ｂに示すように、それぞれ聴力型ごとにテーブル参照可能な情報として適合度データベース１４４に蓄積されている。
また、適合度１５３は、高音急墜型が最も低く、山型、水平型及び高音漸傾型の順に高くなる。言い換えると、適合度決定部１３２は、聴力型１５２が高音漸傾型である場合、適合度１５３を最も高く決定し、水平型、山型、及び高音急墜型の順に低くなるように適合度１５３を決定する。
なお、適合度データベース１４４は、両耳分離補聴の分割周波数ｆｃごとのテーブルを含み、適合度算出部１４３は、当該複数のテーブルを切り替えて参照してもよい。
ここで分割周波数ｆｃとは、母音と子音とを分割する周波数であり、特に母音の中でもエネルギの大きい第１ホルマント周波数と、子音を特徴づける第２ホルマント周波数との間に存在する値である。なお、発話者の声の性質及びユーザの聴力特性によって最適な分割周波数ｆｃは異なるが、一般的に分割周波数ｆｃは、８００Ｈｚから２０００Ｈｚ程度の範囲内に存在する周波数である。また、両耳分離補聴を行う場合、この分割周波数ｆｃで音声が分割され、分割された音声の一方が右耳及び左耳の一方に呈示され、分割された音声の他方が右耳及び左耳の他方に呈示される。
さらに、適合度データベース１４４は、使用される言語又は患者の人種によって異なる複数のテーブルを含み、適合度算出部１４３は、当該複数のテーブルを切り替えて参照してもよい。また、適合度データベース１４４は、基本データベースに対して仕向け地別にテーブルの値を修正するための補正データを含む構成であってもよい。
適合度算出部１４３は、聴力型判別部１３１で分類された聴力型１５２をキーとして、適合度データベース１４４に蓄積された情報から両耳分離補聴の有効な確率α及び期待改善量βを参照し、適合度ω（適合度１５３）を算出する。適合度ωは、下記（式１）に示すように有効な確率αと期待改善量βとを用いて算出した値でもよいし、有効な確率αと期待改善量βとのうち一方を用いて算出した値でもよいし、有効な確率α又は期待改善量β自体でもよい。
Figure 0005450623
適合度表示部１２１は、補聴処理調整装置１１０の利用者自身に適合度を通知するために、コンピュータ等の画面上に情報を表示する。適合度表示部１２１は、その他、簡単にＬＥＤ等の点灯を利用して、適合度を通知するものであってもよく、何らかの形で適合度を通知する表示手段であればよい。
図１０は、適合度表示部１２１による画面表示のイメージを示す図である。例えば、適合度表示部１２１は、画面１８１のなかの適合度表示領域１８０に適合度１５３を表示する。なお、図１０において、適合度表示部１２１は、有効な確率表示領域１８２に有効な確率αを棒グラフで表示しているが、有効な確率αをパーセンテージなどの数値で表示してもよいし、適合／非適合などの文字で表示してもよいし、円グラフ又はアイコンなどで表示してもよいし、表示色の明るさで表現してもよい。
また、図１０では、判定水準入力欄１８４には５％が表示されている。この判定水準入力欄１８４を用いて、有効な確率αの判定水準が変更される。また、適合度算出部１４３は、判定水準入力欄１８４に入力された判定水準の値を処理に反映する。つまり、適合度算出部１４３は、有効な確率αとして、判定水準入力欄１８４に入力された判定水準以上、明瞭度が改善する確率を算出する。
また、適合度表示部１２１は、適合度を表示するだけでなく、平均改善量表示領域１８３に明瞭度の平均改善量βを同時に表示してもよい。なお、適合度表示部１２１は、図１０において平均改善量βを数値で表示しているが、グラフ又はアイコンなどで表示してもよい。
また、左右の耳の聴力型が異なる場合にも対応できるよう、左右どちらの耳に高域を呈示するのかを入力するための高域呈示耳入力欄１８５を設けてもよい。また、後述のように聴力情報から左右どちらの耳に高域を呈示すべきか予測可能な場合には、適合度表示部１２１は、高域呈示耳入力欄１８５の初期値として予測結果を表示してもよい。
また、分割周波数を入力するための分割周波数入力欄１８６を設けてもよい。また、この場合、聴力情報から最も改善量の大きい分割周波数を予測可能な場合には、適合度表示部１２１は、分割周波数入力欄１８６の初期値として予測結果を表示してもよい。
さらに、最終的に両耳分離補聴を行うか否かを補聴処理調整装置１１０の利用者が決定できるよう、ボタン１８７等のインタフェースが設けられていてもよい。このとき適合度表示領域１８０自身がインタフェースとなっていてもよく、インタフェースの操作により適合度表示領域１８０の表示色が変化するようにしてもよい。
補聴器設定部１２２は、適合度１５３が所定水準よりも大きい場合（例えば７０％以上などの場合）、又は、上記インタフェース等により両耳分離補聴を行うと決定された場合には、両耳分離補聴処理を行うよう左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４の設定を行う。例えば、補聴器設定部１２２は、両耳分離補聴処理を行うか否かの情報を左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４に送り、予め設定されている分離周波数で分離して音声信号を出力する処理を行うように左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４を設定する。また、例えば、補聴器設定部１２２は、聴力レベルに基づいて、分離周波数を決定し、決定した分離周波数に関する情報も合わせて左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４に送ってもよい。
以上のように、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０は、聴力レベルを測定するだけで、被験者に対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定を行うことができる。
また、上記では、聴力型判別部１３１は、複数の聴力型から、被験者の聴力に該当する１つの聴力型を判別する例を説明したが、聴力型判別部１３１は、被験者の聴力が各聴力型に該当する可能性を算出してもよい。
図１１は、この場合の補聴処理調整装置１１０の構成を示す図である。なお、図１１に示すｔｙｐｅ１、ｔｙｐｅ２、ｔｙｐｅ３等は、聴力型を示し、例えば、上述した高音漸傾型、高音急墜型、山型及び水平型である。
具体例として以下のようなアルゴリズムを用いて各聴力型に該当する可能性φを算出することが可能である。
聴力型判別部１３１は、図８Ａに示すように、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ、４ｋＨｚの聴力レベルのそれぞれから、１オクターブ下の聴力レベルを減算した減算量Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚ、Δ４ｋＨｚを算出する。次に、聴力型判別部１３１は、下記（式２）を用いて高音急墜型に該当する可能性φ２を算出する。
Figure 0005450623
ただし、聴力型判別部１３１は、φ２が１を超えた場合にはφ２＝１とし、φ２が負となった場合にはφ２＝０とする。
また、聴力型判別部１３１は、図８Ｂに示すように、５００Ｈｚ、１ｋＨｚ、２ｋＨｚのそれぞれの聴力レベルを、１オクターブ下の聴力レベルから減算した増加量Δ５００Ｈｚ、Δ１ｋＨｚ、Δ２ｋＨｚを算出する。次に、聴力型判別部１３１は、下記（式３）を用いて山型に該当する可能性φ３を算出する。
Figure 0005450623
ただし、聴力型判別部１３１は、φ３が１を超えた場合にはφ３＝１とし、φ３が負となった場合にはφ３＝０とする。
また、聴力型判別部１３１は、図８Ｃに示すように、周波数領域における聴力レベルの聴力レベルの最大値と最小値との差をΔｍａｘｍｉｎを算出する。次に、聴力型判別部１３１は、下記（式４）を用いて水平型に該当する可能性φ４を算出する。
Figure 0005450623
ただし、聴力型判別部１３１は、φ４が１を超えた場合にはφ４＝１とし、φ４が負となった場合にはφ４＝０とする。
また、聴力型判別部１３１は、下記（式５）を用いて高音漸傾型に該当する可能性φ１を算出する。
Figure 0005450623
ただし、聴力型判別部１３１は、φ１が負となった場合にはφ１＝０とする。
次に、適合度算出部１４３は、下記（式６）に示すように、各聴力型に該当する可能性φ１〜φ４に、適合度データベース１４４から算出された聴力型毎の適合度ωを乗算することにより、聴力型ごとの乗算値（ω×φ）を算出し、算出した聴力型ごとの乗算値を加算することで適合度１５３（Ｐ）を算出する。
Figure 0005450623
このような構成とすることで、被験者の聴力を特定の聴力型に分類することが難しいような場合にも、両耳分離補聴を適用するか否かについて適切な評価を行うことができる。
また、本発明の実施の形態１における他の様態として、補聴器利用者が補聴器を買い換える場合など、その補聴器利用者の聴力型が既知の場合には、聴力情報取得部１３０及び聴力型判別部１３１を経ることなく、適合度算出部１４３に対して聴力型を直接入力してもよい。
あるいは、オージオメータ１０１と補聴処理調整装置１１０又は補聴適合度判定装置１２０とが一体の構成となっていてもよい。
また、聴力情報取得部１３０は、左右の聴力レベルの周波数特性が類似している場合には、左右いずれかの聴力レベルのみを取得してもよい。
以上のように、本発明の実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０は、聴力型に分類し難い聴力特性を持つ利用者に対しても、聴力レベルを測定するだけで、ユーザに対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定を行うことができる。
また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置１１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、補聴処理調整装置１１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（実施の形態２）
本発明の実施の形態２では、上述した実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０の変形例について説明する。本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整装置２１０は、被験者の平均聴力レベルに応じて適合度を補正する。
図１２は、本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整装置２１０のブロック図である。なお、図５に示す実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０と同様の要素には同一の符号を付しており、以下、相違点を主に説明し、重複する説明は省略する。
図１２に示す補聴処理調整装置２１０は、実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０に対して、補聴適合度判定装置２２０の構成が異なる。具体的には、補聴適合度判定装置２２０は、補聴適合度判定装置１２０の構成に加え、さらに、左右両耳の平均聴力レベル２５１を算出する平均聴力算出部２３１と、平均聴力レベル２５１に応じて適合度１５３を補正することにより適合度２５２を生成する適合度補正部２３２とを備える。
次に、補聴処理調整装置２１０の動作について説明する。
図１３は、補聴処理調整装置２１０による補聴処理調整方法のフローチャートである。なお、ステップＳ１０１〜Ｓ１０３の処理は、実施の形態１と同様である。
平均聴力算出部２３１は、聴力情報で示される周波数ごとの聴力レベルの平均値である平均聴力レベル２５１を算出する（Ｓ２０１）。つまり、平均聴力算出部２３１は、全体としての聴力レベル、すなわちオージオグラムが上下方向に平行移動する度合いを算出するものである。
例えば、平均聴力算出部２３１は、特定の周波数での聴力レベルを平均聴力レベル２５１として算出してもよい。また、平均聴力算出部２３１は、下記（式７）に示すような３分法、下記（式８）に示すような４分法、又は下記（式９）で示すような６分法を用いて算出される、当該業界で一般的に用いられている値を平均聴力レベル２５１として算出してもよい。
Figure 0005450623
Figure 0005450623
Figure 0005450623
なお、Ｌ５００、Ｌ１０００、Ｌ２０００及びＬ４０００は、それぞれ周波数が５００Ｈｚ、１ｋＨｚ、２ｋＨｚ及び４ｋＨｚにおける聴力レベルである。
また、ここでは、左右それぞれの耳について算出した平均聴力レベルを左右で平均した値を代表値として用いるが、左右それぞれの耳について算出した平均聴力レベルを用いる構成でもよい。
ここで、聴力がほとんど劣化していない場合、又は極めて高度の難聴に対しては、聴力型によらず、両耳分離補聴を行っても十分な改善効果が期待できない。よって、適合度補正部２３２は、聴力レベルが一定の範囲外にあるときには（Ｓ２０２でＮｏ）、適合度決定部１３２で求められた適合度１５３を小さくするための重みをつける（Ｓ２０４）。例えば、適合度補正部２３２は、単純に平均聴力レベルが下限値より低い場合と上限値より高い場合には適合度２５２を０とする。また、適合度補正部２３２は、聴力レベルが一定の範囲内にあるときには（Ｓ２０２でＹｅｓ）、適合度１５３をそのまま適合度２５２として出力する（Ｓ２０３）。
また、適合度補正部２３２は、図１４に示すように聴力レベルの判定に複数の閾値（例えば、ＬＴＯ、ＬＴ１、ＬＴ２、ＬＴ３）を設け、適合度の判定に対して平均聴力レベル２５１で重みをつける遷移区間を設けてもよい。
図１５は、この場合の遷移処理のアルゴリズム例のフローチャートである。
なお、聴力レベルＬＴ０〜ＬＴ３は、添え字の番号の順に聴力レベルが高くなるものとする。また、Ｌは平均聴力レベル２５１であり、Ｐｉｎは適合度決定部１３２により算出された適合度１５３であり、Ｐｏｕｔは適合度補正部２３２が補正した後の適合度２５２である。
平均聴力レベル２５１が、ＬＴ０より低い、すなわち聴力がほとんど劣化していない場合（Ｓ２１０でＮｏ）、適合度補正部２３２は、両耳分離補聴を適用しないと判断し、（式１０）に示すように適合度２５２を０に設定する（Ｓ２１５）。
また、平均聴力レベル２５１がＬＴ０とＬＴ１の間にある場合（Ｓ２１１でＮｏ）、適合度補正部２３２は、（式１１）を用いて線形の遷移処理を行う（Ｓ２１６）。
また、平均聴力レベル２５１がＬＴ１とＬＴ２の間にある場合（Ｓ２１２でＮｏ）、適合度補正部２３２は、（式１２）で示すように適合度算出部１４３で求められた適合度１５３を適合度２５２に採用する（Ｓ２１７）。
また、平均聴力レベル２５１がＬＴ２とＬＴ３の間にある場合（Ｓ２１３でＮｏ）、適合度補正部２３２は、（式１３）を用いて線形の遷移処理を行う（Ｓ２１８）。
また、平均聴力レベル２５１がＬＴ３より大きい、すなわち高度の難聴と判断される場合（Ｓ２１３でＹｅｓ）、両耳分離補聴を適用しないと判断し、（式１０）に示すように適合度２５２を０に設定する（Ｓ２１４）。
Figure 0005450623
Figure 0005450623
Figure 0005450623
Figure 0005450623
なお、平均聴力算出部２３１において、左右それぞれの聴力レベルについて平均聴力レベルを算出した場合には、適合度補正部２３２は、左右のいずれか一方が上記範囲外にあるときに適合度を小さくする重みをつけてもよい。
以上のように、本発明の実施の形態２に係る補聴処理調整装置２１０は、聴力劣化が微小な利用者、及び高度の聴力劣化がみられる利用者に対しても、聴力レベルを測定するだけで、利用者に対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定をより適応的に行うことができる。
また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置２１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、補聴処理調整装置２１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（実施の形態３）
本発明の実施の形態３では、上述した実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０の変形例について説明する。本発明の実施の形態３に係る補聴処理調整装置３１０は、被験者のプロファイルに応じて適合度を補正する。
図１６は、本発明の実施の形態３に係る補聴処理調整装置３１０のブロック図である。なお、図５に示す実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０と同様の要素には同一の符号を付しており、以下、相違点を主に説明し、重複する説明は省略する。
図１６に示す補聴処理調整装置３１０は、実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０に対して、補聴適合度判定装置３２０の構成が異なる。具体的には、補聴適合度判定装置３２０は、補聴適合度判定装置１２０の構成に加え、さらに、適合度補正部３３２と、被験者のプロファイル情報３５１を取得するプロファイル取得部３３１とを備える。
プロファイル取得部３３１は、インタフェース、又はプロファイル情報３５１が記録された記録媒体等からプロファイル情報３５１を取得する。このプロファイル情報３５１は、被験者の年齢、又は、被験者が補聴器を使用している期間である使用期間を示す。
適合度補正部３３２は、プロファイル情報３５１に応じて、適合度１５３を補正することにより適合度３５２を生成する。
次に、このような補聴処理調整装置３１０の動作について説明する。
図１７は、プロファイル情報３５１が被験者の年齢を示す情報を含む場合の補聴処理調整装置３１０による適合度補正処理のフローチャートである。なお、適合度１５３を決定するまでの処理（図６のステップＳ１０１〜Ｓ１０３）は、実施の形態１と同様である。
ここで、加齢によって難聴が発生するが、同時に脳の機能も衰えていくため、補聴によって聴力の劣化を補償しても言葉を認知できない可能性が考えられる。
そこでプロファイル取得部３３１は、被験者の年齢など脳の劣化状況を示す指標を示すプロファイル情報３５１を取得する（Ｓ３０１）。
被験者の年齢が所定の年齢（例えば８０歳）以上の場合（Ｓ３０２でＹｅｓ）、適合度補正部３３２は、脳の劣化も進行しているとみなし、適合度１５３を小さくするよう補正する（Ｓ３０４）。
一方、被験者の年齢が所定の年齢未満の場合（Ｓ３０２でＮｏ）、適合度補正部３３２は、適合度１５３をそのまま適合度３５２として出力する（Ｓ３０３）。
また、図１８は、プロファイル情報３５１が、被験者が補聴器を使用している期間である使用期間を示す情報を含む場合の補聴処理調整装置３１０による適合度補正処理のフローチャートである。なお、使用期間は、被験者が補聴器を使用している期間を直接示す情報であってもよいし、被験者が初めて補聴器を装着したときの年齢等、被験者が補聴器を使用している期間を間接的に示す情報であってもよい。
ここで、一般的に補聴器を通した音に対して十分慣れていない補聴器利用者は、補聴処理の違いに対する感度が低い傾向にある。
まず、プロファイル取得部３３１は、使用期間を示す情報を含むプロファイル情報３５１を取得する（Ｓ３１１）。
使用期間が所定の期間未満の場合（Ｓ３１２でＮｏ）、適合度補正部３３２は、適合度１５３を小さくするよう補正する（Ｓ３１４）。
一方、使用期間が所定の期間以上の場合（Ｓ３１２でＹｅｓ）、適合度補正部３３２は、適合度１５３をそのまま適合度３５２として出力する（Ｓ３１３）。
なお、このとき、適合度表示部１２１は、補正後の適合度３５２を適用直後の適合度として表示するだけでなく、補正前の適合度１５３を、被験者が補聴器の使用を十分習熟した後の適合度として表示してもよい。
以上のように、本発明の実施の形態３に係る補聴処理調整装置３１０は、利用者のプロファイル情報３５１と、聴力レベルとを測定するだけで、利用者に対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定をより適応的に行うことができる。
また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置３１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、適合度補正部３３２は、年齢又は使用期間の判定に複数の閾値を設け、図１４に示すような遷移区間を設けてもよい。
また、補聴処理調整装置３１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（実施の形態４）
本発明の実施の形態４では、上述した実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０の変形例について説明する。本発明の実施の形態４に係る補聴処理調整装置４１０は、被験者の左右の聴力レベルの差に応じて適合度を補正する。
図１９は、本発明の実施の形態４に係る補聴処理調整装置４１０のブロック図である。なお、図５に示す実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０と同様の要素には同一の符号を付しており、以下、相違点を主に説明し、重複する説明は省略する。
図１９に示す補聴処理調整装置４１０は、実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０に対して、補聴適合度判定装置４２０の構成が異なる。具体的には、補聴適合度判定装置４２０は、補聴適合度判定装置１２０の構成に加え、さらに、適合度補正部４３２と、左右の聴力レベルの差を算出する両耳差算出部４３１を備える。
また、図２０は、補聴処理調整装置４１０による適合度補正処理のフローチャートである。
まず、両耳差算出部４３１は、右耳聴力情報１５１で示される右耳の聴力レベルと、左耳聴力情報１５０で示される左耳の聴力レベルとの差分の絶対値である両耳差４５１を算出する（Ｓ４０１）。具体的には、例えば、両耳差４５１は、右耳の平均聴力レベルと、左耳の平均聴力レベルとの差分の絶対値である。また、両耳差算出部４３１は、前述の実施の形態２における平均聴力算出部２３１と同様に、特定の周波数での聴力レベルを平均聴力レベルとして用いてもよいし、上記（式７）〜（式９）に示すような３分法、４分法又は６分法といった式で求められる値を平均聴力レベルとして用いてもよい。
両耳差４５１が所定の値以上の場合（Ｓ４０２でＹｅｓ）、適合度補正部４３２は、適合度１５３を小さくするよう補正する（Ｓ４０４）。
一方、両耳差４５１が所定の値未満の場合（Ｓ４０２でＮｏ）、適合度補正部４３２は、適合度１５３をそのまま適合度４５２として出力する（Ｓ４０３）。
以上のように、本発明の実施の形態４に係る補聴処理調整装置４１０は、両耳の聴力特性が異なる利用者に対しても、聴力レベルを測定するだけで、ユーザに対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定をより適応的に行うことができる。
また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置４１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、適合度補正部４３２は、両耳差４５１の判定に複数の閾値を設け、図１４に示すような遷移区間を設けてもよい。
また、補聴処理調整装置４１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（実施の形態５）
本発明の実施の形態５では、上述した実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０の変形例について説明する。本発明の実施の形態５に係る補聴処理調整装置５１０は、さらに、両耳分離補聴において、左右どちらの耳に高域を呈示するかを判定する。
図２１は、本発明の実施の形態５に係る補聴処理調整装置５１０のブロック図である。なお、図５に示す実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０と同様の要素には同一の符号を付しており、以下、相違点を主に説明し、重複する説明は省略する。
図２１に示す補聴処理調整装置５１０は、実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０に対して、補聴適合度判定装置５２０の構成が異なる。具体的には、補聴適合度判定装置５２０は、補聴適合度判定装置１２０の構成に加え、さらに、左右の聴力レベルの差を算出する両耳差算出部５３１と、左右の聴力レベルの差によって左右どちらの耳に高域を呈示するかを判定する高域呈示耳判定部５３２を備える。
両耳差算出部５３１は、聴力レベルの周波数特性の左右の耳についての違いを算出する。具体的には、両耳差算出部５３１は、分割周波数ｆｃよりも高い周波数（高域）における、左右の耳の聴力レベル差である高域聴力レベル差と、分割周波数よりも低い周波数（低域）における、左右の耳の聴力レベル差である低域聴力レベル差とを算出する。なお、両耳差算出部５３１は、高域聴力レベル差及び低域聴力レベル差を算出する際に、２ｋＨｚ及び５００Ｈｚといった代表的な周波数の聴力レベルを用いてもよいし、複数の周波数での聴力レベルの平均値を用いてもよい。
例えば図２２に示すようなオージオグラムを例に説明する。なお、図２２の横軸は周波数であり、ｆｃは分割周波数を示している。また、図２２の縦軸は聴力レベルであり、分割周波数より高い周波数において、右耳の聴力レベル５２１は左耳の聴力レベル５２２に比べて低い。よって、高域呈示耳判定部５３２は、右耳の方が高域の聴力劣化が少ないと判断する。
図２３は、高域呈示耳判定部５３２による判定処理のアルゴリズム例を示すフローチャートである。
まず、高域での右耳の聴力が左耳の聴力より所定の値以上高い（高域での左耳の聴力レベルであるＬｈｉｇｈ＿ｌｅｆｔが、高域での右耳の聴力レベルであるＬｈｉｇｈ＿ｒｉｇｈｔより所定の値（例えば５ｄＢ）以上高い）場合には（Ｓ５００でＹｅｓ）、高域呈示耳判定部５３２は、右耳に高域を呈示し、左耳に低域を呈示すると決定する（Ｓ５０４）。
次に、高域での左耳の聴力が右耳の聴力より所定の値以上高い（Ｌｈｉｇｈ＿ｒｉｇｈｔがＬｈｉｇｈ＿ｌｅｆｔより所定の値（例えば５ｄＢ）以上高い）場合（Ｓ５０１でＹｅｓ）、高域呈示耳判定部５３２は、左耳に高域を呈示し、右耳に低域を呈示すると決定する（Ｓ５０５）。
また、高域において左右に有意な差（例えば、±５ｄＢ以上の差）がみられない場合（Ｓ５００でＮｏ、かつＳ５０１でＮｏ）、高域呈示耳判定部５３２は、低域の聴力レベルを用いて、さらに判定処理を行う。
具体的には、低域での右耳の聴力が左耳の聴力より所定の値以上高い（低域での左耳の聴力レベルであるＬｌｏｗ＿ｌｅｆｔが低域での右耳の聴力レベルであるＬｌｏｗ＿ｒｉｇｈｔより所定の値（例えば５ｄＢ）以上高い）場合（Ｓ５０２でＹｅｓ）、高域呈示耳判定部５３２は、左耳に高域を呈示し、右耳に低域を呈示すると決定する（Ｓ５０５）。
また、低域での左耳の聴力が右耳の聴力より所定の値以上高い（Ｌｌｏｗ＿ｒｉｇｈｔがＬｌｏｗ＿ｌｅｆｔより所定の値（例えば５ｄＢ）以上高い）場合（Ｓ５０３でＹｅｓ）、高域呈示耳判定部５３２は、右耳に高域を呈示し、左耳に低域を呈示すると決定する（Ｓ５０４）。
また、高域及び低域のいずれにおいても左右に有意な差がみられない場合（Ｓ５００〜５０３の全てでＮｏ）、高域呈示耳判定部５３２は、どちらに高域を呈示してもよいと決定する（Ｓ５０６）。
また、適合度表示部１２１は、適合度１５３に加え、高域呈示耳判定部５３２による判定結果を表示する。
なお、適合度表示部１２１は、右耳に高域を呈示したときの適合度と、左耳に高域を呈示したときの適合度の両方を表示してもよい。また、適合度表示部１２１は、高域の聴力レベルがより低い耳を高域呈示耳として表示し、当該耳に高域を呈示したときの適合度のみを表示してもよい。
なお、適合度表示部１２１は、右耳に高域を呈示する場合には赤系統の色で文字又はアイコンを表示し、左耳に高域を呈示する場合には青系統又は緑系統又は黒色で文字乃至アイコンを表示してもよい。これにより、補聴処理調整装置５１０の利用者が左右のどちらの耳に高域呈示をするべきか理解しやすくさせることができる。
また、補聴器設定部１２２は、例えば、高域呈示耳判定部５３２による判定結果に従って、補聴器を設定する。
以上のように、本発明の実施の形態５に係る補聴処理調整装置５１０は、聴力レベルを測定するだけで、ユーザに対する両耳分離補聴の適否の判定及び設定をより適応的に行うことができる。また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置５１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、補聴処理調整装置５１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（実施の形態６）
本発明の実施の形態６では、上述した実施の形態５とは異なる方法により、両耳分離補聴において、左右どちらの耳に高域を呈示するかを判定する補聴処理調整装置６１０について説明する。
図２４は本発明の実施の形態６に係る補聴処理調整装置６１０のブロック図である。なお、図５に示す実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０と同様の要素には同一の符号を付しており、以下、相違点を主に説明し、重複する説明は省略する。
図２４に示す補聴処理調整装置６１０は、実施の形態１に係る補聴処理調整装置１１０に対して、補聴適合度判定装置６２０の構成が異なる。具体的には、補聴適合度判定装置６２０は、補聴適合度判定装置１２０の構成に加え、さらに、聴力算出部６３１と、高域呈示耳判定部６３２とを備える。なお、図２４には図示していないが、補聴適合度判定装置６２０は、図５に示す聴力型判別部１３１及び適合度決定部１３２を備えてもよい。
聴力算出部６３１は、左耳高域聴力算出部６４１と、左耳低域聴力算出部６４２と、右耳高域聴力算出部６４３と、右耳低域聴力算出部６４４と、第１加算部６４５と、第２加算部６４６とを備える。
左耳高域聴力算出部６４１は、左耳聴力情報１５０における、分割周波数ｆｃよりも高い周波数帯域の聴力レベルである左耳高域聴力レベル６５１を算出する。
左耳低域聴力算出部６４２は、左耳聴力情報１５０における、分割周波数ｆｃよりも低い周波数帯域の聴力レベルである左耳低域聴力レベル６５２を算出する。
右耳高域聴力算出部６４３は、右耳聴力情報１５１における、分割周波数ｆｃよりも高い周波数帯域の聴力レベルである右耳高域聴力レベル６５３を算出する。
右耳低域聴力算出部６４４は、右耳聴力情報１５１における、分割周波数ｆｃよりも低い周波数帯域の聴力レベルである右耳低域聴力レベル６５４を算出する。
第１加算部６４５は、左耳低域聴力レベル６５２と右耳高域聴力レベル６５３とを加算することにより第１加算聴力レベル６５５を算出する。
第２加算部６４６は、左耳高域聴力レベル６５１と右耳低域聴力レベル６５４とを加算することにより第２加算聴力レベル６５６を算出する。
高域呈示耳判定部６３２は、第１加算聴力レベル６５５及び第２加算聴力レベル６５６を用いて、両耳分離補聴時に左右どちらの側の耳に高域成分を呈示するかを決定し、決定結果を示す高域呈示耳情報６５７を出力する。
また、適合度表示部１２１は、高域呈示耳情報６５７で示される判別結果をユーザに通知する。
また、補聴器設定部１２２は、高域呈示耳情報６５７で示される判別結果に従い、補聴器の設定を変更する。
次に、補聴処理調整装置６１０の動作について図２５を用いて説明する。なお、図２５において、Ｌｈｉｇｈ＿ｌｅｆｔは左耳高域聴力レベル６５１であり、Ｌｌｏｗ＿ｌｅｆｔは左耳低域聴力レベル６５２であり、Ｌｈｉｇｈ＿ｒｉｇｈｔは右耳高域聴力レベル６５３であり、Ｌｌｏｗ＿ｒｉｇｈｔは右耳低域聴力レベル６５４である。
まず、聴力算出部６３１は、左耳聴力情報１５０及び右耳聴力情報１５１から、左耳高域聴力レベル６５１、左耳低域聴力レベル６５２、右耳高域聴力レベル６５３、及び右耳低域聴力レベル６５４を算出する（Ｓ６０１）。なお、左耳高域聴力レベル６５１、左耳低域聴力レベル６５２、右耳高域聴力レベル６５３、及び右耳低域聴力レベル６５４の算出は、どの順序で行ってもよく、並列に行ってもよい。
このとき聴力算出部６３１は、高域（又は低域）の聴力として分割周波数ｆｃよりも高い（又は低い）ある特定の周波数における聴力レベルを代表値として用いてもよいし、分割周波数ｆｃよりも高い（又は低い）帯域の複数の周波数における聴力レベルの平均値を代表値として用いてもよい。また、代表値とする聴力レベルは分割周波数ｆｃから１／３オクターブ以上離れた周波数における聴力レベルとする制限を加えてもよい。これは、分割周波数ｆｃ付近の聴力レベルは、マスクする側の母音の聞こえ度合いと、マスクされる側の子音の聞こえ具合との双方に影響を与えるため、一定以上離れた周波数での測定結果を用いることで、利用者の高い周波数帯域の聴力をより正確に測定することができるためである。
次に、補聴処理調整装置６１０は、各聴力レベルを用いた高域と低域との聴力レベルの組み合せのうち、聴力レベルの和が高くなる組み合せに基づいて高域の音声信号を呈示する高域呈示耳を決定する（Ｓ６０２）。
具体的には、聴力算出部６３１は、左耳高域聴力レベル６５１と右耳低域聴力レベル６５４とを加算することにより第２加算聴力レベル６５６を生成し、当該第２加算聴力レベル６５６を高域呈示耳判定部６３２に出力する。この第２加算聴力レベル６５６は両耳分離補聴によって受聴者の左耳に高域を呈示し右耳に低域を呈示した場合に聞こえる音に対する聴力を示す指標（以下、左高域時聴力）となる。なお、第２加算聴力レベル６５６が低いほど、左高域時聴力は高くなる。
また、聴力算出部６３１は、右耳高域聴力レベル６５３と左耳低域聴力レベル６５２とを加算することにより第１加算聴力レベル６５５を生成し、当該第１加算聴力レベル６５５を高域呈示耳判定部６３２に出力する。この第１加算聴力レベル６５５は両耳分離補聴によって受聴者の右耳に高域を呈示し左耳に低域を呈示した場合に聞こえる音に対する聴力（以下、右高域時聴力）を示す指標となる。なお、第１加算聴力レベル６５５が低いほど、右高域時聴力は高くなる。
これら第１加算聴力レベル６５５及び第２加算聴力レベル６５６に応じて、高域呈示耳判定部６３２は、左高域時聴力と右高域時聴力とを比較する（Ｓ６０３）。
高域呈示耳判定部６３２は、第２加算聴力レベル６５６が第１加算聴力レベル６５５より低い（左高域時聴力が右高域時聴力より高い）場合（Ｓ６０３でＹｅｓ）、すなわち左高域時のほうが右高域時より音がより良く聞こえる場合、左耳を高域呈示耳として決定する（Ｓ６０４）。
また、高域呈示耳判定部６３２は、第２加算聴力レベル６５６が第１加算聴力レベル６５５より高い（左高域時聴力が右高域時聴力より低い）場合（Ｓ６０３でＮｏ）、すなわち右高域時のほうが左高域時より音がより良く聞こえる場合、右耳を高域呈示耳として決定する（Ｓ６０５）。
高域呈示耳判定部６３２は、このようにして両耳分離補聴の判定を行った後、決定された高域呈示耳を示す高域呈示耳情報６５７を適合度表示部１２１又は補聴器設定部１２２に出力する。
適合度表示部１２１は、補聴処理調整装置６１０が備える画面上に文字で高域呈示耳を表示してもよいし、画面上のアイコン形状又は色で表示してもよいし、ランプで表示してもよい。
また、補聴器設定部１２２は、左耳用補聴器１０３及び右耳用補聴器１０４に対し、指定した高域呈示耳を通知してもよく、各帯域を増幅する利得として通知してもよい。
以下、判定に係る動作例を詳細に説明する。ここでは、分割周波数ｆｃは、８００Ｈｚであるとする。また、左耳高域聴力算出部６４１及び右耳高域聴力算出部６４３では２０００Ｈｚにおける聴力レベルを代表値として出力し、左耳低域聴力算出部６４２及び右耳低域聴力算出部６４４では２５０Ｈｚにおける聴力レベルを代表値として出力するとする。また、図３に示す聴力を持つ難聴者に対して両耳分離補聴を設定するための動作を説明する。
左耳聴力レベル取得部１４１は、オージオメータ１０１から、図３の左耳列に示した各周波数の聴力レベルを取得する。同様に右耳聴力レベル取得部１４２には、オージオメータ１０１から図３の右耳列に示した各周波数の聴力レベルを取得する。
左耳高域聴力算出部６４１は、左耳の２０００Ｈｚの聴力レベルとして５５ｄＢの値が抽出され、右耳低域聴力算出部６４４では、右耳の２５０Ｈｚの聴力レベルとして４０ｄＢの値が抽出され、左耳低域聴力算出部６４２では、左耳の２５０Ｈｚの聴力レベルとして３０ｄＢの値が抽出され、右耳高域聴力算出部６４３では、右耳の２０００Ｈｚの聴力レベルとして５０ｄＢの値が抽出される。
図２６は１６名の難聴者について臨床実験を行った結果を示すものであり、図３で説明した難聴者は、図２６における４番の被験者に該当する。
図２６において、Ａ列は被験者の整理番号及び左右の耳を示し、Ｂ列はオージオメータ１０１によって計測された各周波数における聴力レベルを示す。また、Ｃ列は臨床実験によって計測した両耳分離補聴による明瞭度の改善度合いを分割周波数毎に示し、Ｄ列は左高域時の呈示帯域聴力と右高域時の呈示帯域聴力を示し、Ｅ列は補聴処理調整装置６１０による高域呈示耳の判定結果を示す。さらに、Ｆ列は臨床実験でより明瞭度改善度の高い高域呈示耳を示し、Ｇ列は補聴処理調整装置６１０による判定結果と臨床実験の結果とが合致する場合に○印、異なる場合に×印を表示している。また、Ｅ列及びＦ列は、高域呈示耳が左の場合にＬ、右の場合にＲと表示している。
臨床実験は、５種類の先行母音（ア、イ、ウ、エ、オ）と、８種類の後続音（パ、タ、カ、バ、ダ、ガ、サ、ザ）とから構成される計４０種類の音節を、発話訓練経験のある男女各１名が発声した音を検査語音として用い、入力信号を高域／低域周波数帯域に分割して被験者の左右の耳に呈示し、被験者には音声が聞こえた通りに回答用紙に記述するよう教示して実施した。そしてこの回答した語音と実際の検査語音とが一致する確率（正解率）を明瞭度とした。
図２６について、上記４番の被験者を例として具体的に説明する。図２６のＤ列に示すように、高域呈示耳判定部６３２の一方の入力である左高域時聴力は、左耳高域聴力算出部６４１の出力と右耳低域聴力算出部６４４の出力との和であるので、９５ｄＢとなる。一方、高域呈示耳判定部６３２の他方の入力である右高域時聴力は、左耳低域聴力算出部６４２の出力と右耳高域聴力算出部６４３の出力との和であるので、８０ｄＢとなる。
Ｅ列に示すように、高域呈示耳判定部６３２は、９５ｄＢと８０ｄＢとを比較し、より小さい値となる入力が、右高域時聴力であることから、両耳分離補聴を実施するにあたっては、右耳に高域を呈示し左耳に低域を呈示することが望ましいと判定する。
分割周波数を８００Ｈｚとした場合を例にとると、上記４番の被験者については、左耳に高域を呈示した場合には両耳分離補聴を行わない場合に比べて明瞭度が１％低下したが、右耳に高域を呈示した場合には両耳分離補聴を行わない場合に比べて明瞭度が１３％向上した。よってＥ列に示した判定結果とＦ列に示した臨床評価の結果が合致することを確認した。また、Ｇ列に示すように、他の被験者についても本発明の実施の形態６における高域呈示耳の判定方法が有効であることが確認された。
以上のように、本発明の実施の形態６に係る補聴処理調整装置６１０は、聴力レベルを測定するだけで、被験者に対して効果的な両耳分離補聴における高域呈示耳の設定を行うことができる。また、上記説明では、補聴器の補聴処理を調整する補聴処理調整システム１００、補聴処理調整装置６１０、及び補聴処理調整方法を例に説明したが、本発明は、これに限ったものではなく、その他の音響機器においても同様の判定及び設定を行うことができる。
また、補聴処理調整装置６１０は、適合度表示部１２１及び補聴器設定部１２２のうち一方のみを備えてもよい。
（その他の変形例）
なお、本発明を上記実施の形態に基づいて説明してきたが、本発明は、上記の実施の形態に限定されないのはもちろんである。以下のような場合も本発明に含まれる。
（１）上記の各装置は、具体的には、マイクロプロセッサ、ＲＯＭ、ＲＡＭ、ハードディスクユニット、ディスプレイユニット、キーボード、マウスなどから構成されるコンピュータシステムである。前記ＲＡＭ又はハードディスクユニットには、コンピュータプログラムが記憶されている。前記マイクロプロセッサが、前記コンピュータプログラムにしたがって動作することにより、各装置は、その機能を達成する。ここでコンピュータプログラムは、所定の機能を達成するために、コンピュータに対する指令を示す命令コードが複数個組み合わされて構成されたものである。
（２）上記の各装置を構成する構成要素の一部又は全部は、１個のシステムＬＳＩ（Ｌａｒｇｅ Ｓｃａｌｅ Ｉｎｔｅｇｒａｔｉｏｎ：大規模集積回路）から構成されているとしてもよい。システムＬＳＩは、複数の構成部を１個のチップ上に集積して製造された超多機能ＬＳＩであり、具体的には、マイクロプロセッサ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどを含んで構成されるコンピュータシステムである。前記ＲＡＭには、コンピュータプログラムが記憶されている。前記マイクロプロセッサが、前記コンピュータプログラムにしたがって動作することにより、システムＬＳＩは、その機能を達成する。
（３）上記の各装置を構成する構成要素の一部又は全部は、各装置に脱着可能なＩＣカード又は単体のモジュールから構成されているとしてもよい。前記ＩＣカード又は前記モジュールは、マイクロプロセッサ、ＲＯＭ、ＲＡＭなどから構成されるコンピュータシステムである。前記ＩＣカード又は前記モジュールは、上記の超多機能ＬＳＩを含むとしてもよい。マイクロプロセッサが、コンピュータプログラムにしたがって動作することにより、前記ＩＣカード又は前記モジュールは、その機能を達成する。このＩＣカード又はこのモジュールは、耐タンパ性を有するとしてもよい。
（４）本発明は、上記に示す方法であるとしてもよい。また、本発明は、これらの方法をコンピュータにより実現するコンピュータプログラムであるとしてもよいし、前記コンピュータプログラムからなるデジタル信号であるとしてもよい。
また、本発明は、前記コンピュータプログラム又は前記デジタル信号をコンピュータ読み取り可能な記録媒体に記録したものとしてもよい。コンピュータ読み取り可能な記録媒体は例えば、フレキシブルディスク、ハードディスク、ＣＤ−ＲＯＭ、ＭＯ、ＤＶＤ、ＤＶＤ−ＲＯＭ、ＤＶＤ−ＲＡＭ、ＢＤ（Ｂｌｕ−ｒａｙ（登録商標） Ｄｉｓｃ）、半導体メモリなどである。また、本発明は、これらの記録媒体に記録されている前記デジタル信号であるとしてもよい。
また、本発明は、前記コンピュータプログラム又は前記デジタル信号を、電気通信回線、無線又は有線通信回線、インターネットを代表とするネットワーク、データ放送等を経由して伝送するものとしてもよい。
また本発明は、マイクロプロセッサとメモリを備えたコンピュータシステムであって、前記メモリは、上記コンピュータプログラムを記憶しており、前記マイクロプロセッサは、前記コンピュータプログラムにしたがって動作するとしてもよい。
また前記プログラム又は前記デジタル信号を前記記録媒体に記録して移送することにより、又は前記プログラム又は前記デジタル信号を、前記ネットワーク等を経由して移送することにより、独立した他のコンピュータシステムにより実施するとしてもよい。
（５）上記実施の形態及び上記変形例をそれぞれ組み合わせるとしてもよい。
本発明は、補聴器、音響機器、携帯電話、及び公共拡声などの音声再生及び音声通話を行う装置全般に有用である。
１００、９００ 補聴処理調整システム
１０１、９０１ オージオメータ
１０２、９０２ ヘッドホン
１０３ 左耳用補聴器
１０４ 右耳用補聴器
１１０、２１０、３１０、４１０、５１０、６１０、９１０ 補聴処理調整装置
１２０、２２０、３２０、４２０、５２０、６２０ 補聴適合度判定装置
１２１ 適合度表示部
１２２、９１４ 補聴器設定部
１３０ 聴力情報取得部
１３１ 聴力型判別部
１３２ 適合度決定部
１４１ 左耳聴力レベル取得部
１４２ 右耳聴力レベル取得部
１４３ 適合度算出部
１４４ 適合度データベース
１５０ 左耳聴力情報
１５１ 右耳聴力情報
１５２ 聴力型
１５３、２５２、３５２、４５２ 適合度
１８０ 適合度表示領域
１８１ 画面
１８２ 有効な確率表示領域
１８３ 平均改善量表示領域
１８４ 判定水準入力欄
１８５ 高域呈示耳入力欄
１８６ 分割周波数入力欄
１８７ ボタン
２３１ 平均聴力算出部
２３２、３３２、４３２ 適合度補正部
２５１ 平均聴力レベル
３３１ プロファイル取得部
３５１ プロファイル情報
４３１、５３１ 両耳差算出部
４５１ 両耳差
５２１ 右耳の聴力レベル
５２２ 左耳の聴力レベル
５３２、６３２ 高域呈示耳判定部
６３１ 聴力算出部
６４１ 左耳高域聴力算出部
６４２ 左耳低域聴力算出部
６４３ 右耳高域聴力算出部
６４４ 右耳低域聴力算出部
６４５ 第１加算部
６４６ 第２加算部
６５１ 左耳高域聴力レベル
６５２ 左耳低域聴力レベル
６５３ 右耳高域聴力レベル
６５４ 右耳低域聴力レベル
６５５ 第１加算聴力レベル
６５６ 第２加算聴力レベル
６５７ 高域呈示耳情報
９０３ 補聴器
９１１ 聴力レベル取得部
９１２ 増幅量算出部
９１３ 増幅量表示部
９５１ 聴覚フィルタ計測部
９５２ 周波数分解能算出部

Claims (13)

  1. 被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する補聴適合度判定装置であって、
    前記被験者の周波数ごとの聴力を示す聴力情報を取得する聴力情報取得部と、
    周波数に対する聴力の変化の傾向で定められる複数の聴力型のうち、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型を判別する聴力型判別部と、
    前記複数の聴力型の各々と両耳分離補聴に対する適合度との対応関係を示すテーブルを参照し、前記テーブルにおいて、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型に対応する適合度に基づいて、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を決定する適合度決定部とを備え、
    前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるほど聴力が減少する高音漸傾型であり、
    前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記高音漸傾型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型でない場合に比べて高く決定する
    補聴適合度判定装置。
  2. 前記複数の聴力型の一つは、高音急墜型であり、
    前記聴力型判別部は、予め定められた周波数より高い周波数領域における前記聴力の減少量が予め定められた第１閾値より大きい場合、前記聴力の聴力型を前記高音急墜型と判別し、
    前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記高音急墜型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く決定する
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  3. 前記複数の聴力型の一つは、水平型であり、
    前記聴力型判別部は、前記聴力情報で示される全周波数での前記聴力の変化量が、予め定められた第２閾値より小さい場合、前記聴力の聴力型を前記水平型と判別し、
    前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記水平型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く、かつ、当該聴力型が前記高音急墜型である場合に比べて高く決定する
    請求項２記載の補聴適合度判定装置。
  4. 前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるにつれて、一旦聴力が増加したのち減少する山型であり、
    前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記山型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型である場合に比べて低く、かつ、当該聴力型が前記高音急墜型である場合に比べて高く、かつ、当該聴力型が前記水平型である場合に比べて低く決定する
    請求項３記載の補聴適合度判定装置。
  5. 前記聴力型判別部は、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型が、前記複数の聴力型の各々に該当する可能性を示す割合を判別し、
    前記適合度決定部は、前記テーブルにおいて各聴力型に対応する適合度に、前記聴力型判別部で判別された当該聴力型に対応する割合を乗算することにより、聴力型ごとの乗算値を算出し、算出した複数の乗算値を加算することにより、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を算出する
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  6. 前記聴力情報取得部は、前記聴力情報として、前記被験者の周波数ごとの左耳の聴力を示す左耳聴力情報と、前記被験者の周波数ごとの右耳の聴力を示す右耳聴力情報とを取得し、
    前記補聴適合度判定装置は、さらに、
    前記左耳聴力情報における、予め定められた分割周波数よりも高い周波数帯域の聴力である左耳高域聴力と、前記分割周波数よりも低い周波数帯域の聴力である左耳低域聴力とを算出し、前記右耳聴力情報における、前記分割周波数よりも高い周波数帯域の聴力である右耳高域聴力と、前記分割周波数よりも低い周波数帯域の聴力である右耳低域聴力とを算出する聴力算出部と、
    前記右耳高域聴力と前記左耳低域聴力とを加算することにより右高域時聴力を算出する第１加算部と、
    前記左耳高域聴力と前記右耳低域聴力とを加算することにより左高域時聴力を算出する第２加算部と、
    前記右高域時聴力が前記左高域時聴力より大きい場合、前記両耳分離補聴において、右耳に前記分割周波数より高域の音声信号を呈示し、かつ、左耳に前記分割周波数より低域の音声信号を呈示すると決定し、前記右高域時聴力が前記左高域時聴力より小さい場合、前記両耳分離補聴において、左耳に前記分割周波数より高域の音声信号を呈示し、かつ、右耳に前記分割周波数より低域の音声信号を呈示すると決定する高域呈示耳判定部とを備える
    請求項１から５のいずれか一項に記載の補聴適合度判定装置。
  7. 前記補聴適合度判定装置は、さらに、
    前記聴力情報で示される周波数ごとの聴力の平均値である平均聴力を算出する平均聴力算出部と、
    前記平均聴力が予め定められた範囲外である場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備える
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  8. 前記補聴適合度判定装置は、さらに、
    前記被験者の年齢を示す情報を取得するプロファイル取得部と、
    前記被験者の年齢が予め定められた閾値より高い場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備える
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  9. 前記補聴適合度判定装置は、さらに、
    前記被験者が補聴器を使用している期間である使用期間を示す情報を取得するプロファイル取得部と、
    前記使用期間が予め定められた閾値より短い場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備える
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  10. 前記聴力情報取得部は、前記聴力情報として、前記被験者の周波数ごとの右耳の聴力を示す右耳聴力情報と、前記被験者の周波数ごとの左耳の聴力を示す左耳聴力情報とを取得し、
    前記補聴適合度判定装置は、さらに、
    前記右耳聴力情報で示される右耳の聴力と、前記左耳聴力情報で示される左耳の聴力との差分である両耳差を算出する両耳差算出部と、
    前記両耳差が予め定められた閾値より大きい場合、前記適合度決定部で決定された前記適合度を小さくする適合度補正部とを備える
    請求項１記載の補聴適合度判定装置。
  11. 補聴器と、前記補聴器における補聴処理を調整する補聴処理調整装置とを含む補聴処理調整システムであって、
    前記補聴処理調整装置は、
    請求項１記載の補聴適合度判定装置と、
    前記補聴適合度判定装置により判定された被験者の両耳分離補聴に対する適合度に基づき、前記補聴器における補聴処理を調整する補聴器設定部とを備える
    補聴処理調整システム。
  12. 被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する半導体集積回路であって、
    前記被験者の周波数ごとの聴力を示す聴力情報を取得する聴力情報取得部と、
    周波数に対する聴力の変化の傾向で定められる複数の聴力型のうち、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型を判別する聴力型判別部と、
    前記複数の聴力型の各々と被験者の両耳分離補聴に対する適合度との対応関係を示すテーブルを参照し、前記テーブルにおいて、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型に対応する適合度に基づいて、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を決定する適合度決定部とを備え、
    前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるほど聴力が減少する高音漸傾型であり、
    前記適合度決定部は、前記聴力型判別部で判別された前記聴力型が前記高音漸傾型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型でない場合に比べて高く決定する
    半導体集積回路。
  13. 被験者の両耳分離補聴に対する適合度を判定する補聴適合度判定方法であって、
    前記被験者の周波数ごとの聴力を示す聴力情報を取得する聴力情報取得ステップと、
    周波数に対する聴力の変化の傾向で定められる複数の聴力型のうち、前記聴力情報で示される前記聴力の聴力型を判別する聴力型判別ステップと、
    前記複数の聴力型の各々と被験者の両耳分離補聴に対する適合度との対応関係を示すテーブルを参照し、前記テーブルにおいて、前記聴力型判別ステップで判別された前記聴力型に対応する適合度に基づいて、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を決定する適合度決定ステップとを含み、
    前記複数の聴力型の一つは、周波数が高くなるほど聴力が減少する高音漸傾型であり、
    前記適合度決定ステップでは、前記聴力型判別ステップで判別された前記聴力型が前記高音漸傾型である場合、前記被験者の両耳分離補聴に対する適合度を、当該聴力型が前記高音漸傾型でない場合に比べて高く決定する
    補聴適合度判定方法。
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Families Citing this family (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5500125B2 (ja) * 2010-10-26 2014-05-21 パナソニック株式会社 補聴装置
WO2013009672A1 (en) * 2011-07-08 2013-01-17 R2 Wellness, Llc Audio input device
CN103039092B (zh) * 2011-07-08 2017-02-15 松下电器产业株式会社 助听适合度判断装置及助听适合度判断方法
KR20140097699A (ko) * 2013-01-29 2014-08-07 삼성전자주식회사 3차원 이퀄 라우드니스 컨투어를 이용한 난청 보상 장치 및 방법
US9656071B2 (en) 2013-03-15 2017-05-23 Cochlear Limited Control for hearing prosthesis fitting
US9807519B2 (en) * 2013-08-09 2017-10-31 The United States Of America As Represented By The Secretary Of Defense Method and apparatus for analyzing and visualizing the performance of frequency lowering hearing aids
JP1574980S (ja) * 2016-09-20 2017-05-01
CN107320109B (zh) * 2017-06-23 2019-12-10 佛山博智医疗科技有限公司 频率识别测试方法
US11961167B2 (en) * 2020-12-11 2024-04-16 Jay Alan Zimmerman Methods and systems for visualizing sound and hearing ability
CN116156401B (zh) * 2023-04-17 2023-06-27 深圳市英唐数码科技有限公司 基于大数据监测的助听设备智能检测方法、系统和介质

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003244794A (ja) * 2002-02-18 2003-08-29 Masahiko Muramatsu 通信装置を利用した最適なデジタル補聴器の提案システム
JP2006087018A (ja) * 2004-09-17 2006-03-30 Matsushita Electric Ind Co Ltd 音響処理装置

Family Cites Families (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1195076A2 (en) 1999-06-15 2002-04-10 Sarnoff Corporation Hearing aid with an acoustical format
US7048692B2 (en) 2002-01-22 2006-05-23 Rion Co., Ltd. Method and apparatus for estimating auditory filter shape
JP3784361B2 (ja) 2002-09-30 2006-06-07 リオン株式会社 聴覚フィルタの形状推定方法とその装置
JP4939542B2 (ja) * 2005-10-18 2012-05-30 ヴェーデクス・アクティーセルスカプ データ・ロガーを備えた補聴器，および上記補聴器の操作方法
US8094848B1 (en) * 2006-04-24 2012-01-10 At&T Mobility Ii Llc Automatically configuring hearing assistive device
DE102006042084A1 (de) * 2006-09-07 2008-03-27 Siemens Audiologische Technik Gmbh Geschlechtsspezifische Hörgeräteanpassung
US8666084B2 (en) * 2007-07-06 2014-03-04 Phonak Ag Method and arrangement for training hearing system users
CN101868983A (zh) * 2007-11-22 2010-10-20 索内提克有限公司 用于提供助听器的方法和系统
WO2009087968A1 (ja) 2008-01-10 2009-07-16 Panasonic Corporation 補聴処理装置、調整装置、補聴処理システム、補聴処理方法、プログラム、及び集積回路
DK2238899T3 (da) * 2009-04-06 2017-01-02 Gn Resound As Effektiv bedømmelse af høreevne

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2003244794A (ja) * 2002-02-18 2003-08-29 Masahiko Muramatsu 通信装置を利用した最適なデジタル補聴器の提案システム
JP2006087018A (ja) * 2004-09-17 2006-03-30 Matsushita Electric Ind Co Ltd 音響処理装置

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
JPN7010002985; 高橋恵美（他５名）: '両耳分離補聴効果に影響する難聴者の聴力特性に関する一検討' 日本音響学会聴覚研究会資料 ｖｏｌ．３５，　Ｎｏ．３, 20050422, Ｐ．２０３-Ｐ．２０８, 日本音響学会 *

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