JP5496271B2 - 無線バイノーラルコンプレッサ - Google Patents

Description

２つの補聴器の間で無線データ伝送を行うバイノーラル補聴器システムが開示される。そのシステムでは、他方の補聴器から受信した信号パラメータに応じて、一方の補聴器のダイナミックレンジ聴力損失を補償する圧縮処理を実行することで、２つの補聴器における協調的なバイノーラル圧縮処理を提供する。それによって、信号パラメータの連続した送信の時間間隔がコンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長くなるようなデータ伝送レートで、バイノーラル補聴器システムの補聴器の間でデータ伝送が行われる場合であっても、両耳での聞き取りが改善される。

聴覚障害のある人は、一般的に、周波数に依存し、音圧レベルに依存する聴覚感度の損失に悩まされている。従って、聴覚障害のある人は、特定の周波数（例えば、低周波数）は正常な聴覚を持つ人と同じように聞くことができるだろうが、他の周波数（例えば高周波数）は正常な聴覚を持つ人と同じ感度で聞くことはできないであろう。感度が低下した周波数では、聴覚障害のある人は大きな音なら正常な聴覚を持つ人と同じように聞くことができるだろうが、小さな音では正常な聴覚を持つ人と同じ感度で聞くことはできないであろう。このように、聴覚障害のある人は、ダイナミックレンジの損失に悩まされている。

通常、補聴器のコンプレッサは、そのユーザの聴覚のダイナミックレンジに音声出力のダイナミックレンジをマッチングさせることによって、ユーザのダイナミックレンジ損失を補うように、補聴器のユーザに到達する音のダイナミックレンジを圧縮処理するために使用される。入力−出力コンプレッサ伝達関数の傾き（ΔI／ΔO）は、圧縮比と呼ばれている。一般に、ユーザが必要とする圧縮比は、入力パワー範囲の全体にわたって一定ではなく、すなわちコンプレッサの特性は１またはそれ以上のニーポイントを有している。

一般的に、聴覚障害のあるユーザのダイナミック聴力損失の程度は、周波数チャネルが異なれば、異なっている。従って、コンプレッサを、異なる周波数チャネルにおいて、異なった動作をするように設けることで、対象とするユーザの聴力損失の周波数依存性を考慮に入れることができる。このようなマルチチャネルまたはマルチバンドコンプレッサは、入力信号を２またはそれ以上の周波数チャネルまたは周波数帯域に分割し、それぞれのチャネルまたは帯域を個別に圧縮処理する。コンプレッサのパラメータ、例えば圧縮比、ニーポイントの位置、アタックタイム、リリースタイムなどは、それぞれの周波数チャネルで異なっていてもよい。

正常な聴力を持つ人の実効的な聴覚は、本質的にバイノーラルであり、したがって、２つの入力信号、すなわちバイノーラル入力信号、換言すれば右耳および左耳の鼓膜で検出される音圧レベルをそれぞれ利用している。

例えば、人はバイノーラル入力信号を用いて、三次元空間における音源を認識し、その位置を認識する。聴覚がどのようにして音源の方向と距離についての情報を抽出しているのかは完全には分かっていないが、聴覚がその決定のためにいくつもの手掛かりを用いていることは知られている。これらの手掛かりの中には、カラーレーション、両耳間時間差、両耳間位相差および両耳間レベル差がある。

ユーザが向いている方向から右側の角度にある音源を聞き取っているユーザは、左耳で受音する音圧レベルよりも高い音圧レベルを右耳で受音するであろう。さらに、その音は、左耳に到達するよりも早く、右耳に到達するであろう。両耳間レベル差と両耳間時間差は、音源の方向を決定するために両耳での聞き取りにおいて使用される、もっとも重要な手掛かりであると考えられている。

両耳での聞き取りの別の側面が、ＵＳ７，６３０，５０７で説明されている。ＵＳ７，６３０，５０７は、正常な聴覚を持つ人の一方の耳で受音した大きな音は、その人の他方の耳で受音した音に対してマスキング効果を有し、すなわち他方の耳では音に対する感度が低減されることを開示している。ＵＳ７，６３０，５０７には、正常な聴覚での両耳マスキングを復元するためにバイノーラル補聴器システムで使用されるバイノーラル圧縮処理アルゴリズムが開示されている。

ＵＳ７，６３０，５０７では、両方の補聴器の音圧レベル、または音圧レベルに由来する信号、例えばピーク検出器の出力信号は、バイノーラル圧縮処理のために、両方の補聴器で絶え間なく利用可能とされている。

しかしながら、バイノーラル補聴器システムの一方の補聴器から他方の補聴器への、音圧レベルまたはピーク検出器出力の絶え間のない無線伝送は、無線送受信期間の無線トランシーバの高い電力消費に起因して、補聴器による過剰な電力消費につながる。

通常、補聴器では、限られた電力量のみが電源から利用可能である。例えば、補聴器では、電力は通常、限られたエネルギー蓄積能力を持つ従来のＺｎＯ₂バッテリから供給される。バッテリの頻繁な交換は、補聴器のユーザにとって深刻な懸念であり、受け入れられない。

新規なバイノーラル補聴器システムおよび方法が、以下で開示される。そのバイノーラル補聴器システムでは、そのシステムの補聴器の間での低データレートでの無線データ伝送、従って低消費電力での無線データ伝送に基づいて、入力音のバイノーラル処理が行われる。

第１の補聴器と第２の補聴器を備える新規なバイノーラル補聴器システムが提供される。第１の補聴器と第２の補聴器はそれぞれ、受音した音信号に応じてデジタル入力信号を提供するマイクおよびＡ／Ｄコンバータと、前記デジタル入力信号の第１の関数である信号レベルを決定し、出力する信号レベル検出器と、当該補聴器における信号の第２の関数である信号パラメータを決定し、出力するための信号パラメータ検出器と、他方の補聴器との間での信号パラメータを無線データ通信するトランシーバと、前記信号レベルに基づいてダイナミックレンジ聴力損失を補償するコンプレッサを含んでおり、前記デジタル入力信号を選択された信号処理アルゴリズムに従って処理済みデジタル出力信号へ処理するように構成されたプロセッサと、前記処理済みデジタル出力信号を音響出力信号に変換するＤ／Ａコンバータおよび出力トランスデューサを備えている。そのバイノーラル補聴器システムでは、少なくとも１つのコンプレッサの、少なくとも１つの周波数チャネルにおいて、前記コンプレッサのゲインが、それぞれの前記補聴器の信号レベルおよび前記信号パラメータと、他方の前記補聴器から受信された前記信号パラメータの関数である、コンプレッサ制御信号によって制御されている。そのバイノーラル補聴器システムの前記補聴器の間での前記信号パラメータの無線データ通信は、一方の前記補聴器からの前記信号パラメータの連続する伝送の時間間隔が前記コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長いようなデータ伝送レートで実行される。

第１の補聴器と第２の補聴器を備えるバイノーラル補聴器システムにおける、バイノーラル圧縮処理の新規な方法が提供される。その方法は、前記第１の補聴器および前記第２の補聴器のそれぞれにおいて、受音した音を入力信号に変換するステップと、前記入力信号の第１の関数である信号レベルを決定するステップと、当該補聴器における信号の第２の関数である信号パラメータを決定するステップと、他方の前記補聴器との間で前記信号パラメータの無線通信を実行するステップと、前記信号レベルに基づいてダイナミックレンジ聴力損失を補償するための圧縮処理を含んでおり、前記入力信号を選択された信号処理アルゴリズムを用いて処理済みデジタル出力信号へ処理するステップと、前記処理済みデジタル出力信号を音響出力信号へ変換するステップを備えている。その方法は、少なくとも１つのコンプレッサの少なくとも１つの周波数チャネルにおいて、それぞれの前記補聴器の前記信号レベルおよび前記信号パラメータと、他方の前記補聴器から受信された前記信号パラメータの関数として、圧縮ゲインを制御するステップをさらに備えている。その方法において、前記無線通信を実行するステップは、前記信号パラメータの連続する？？伝送の時間間隔が前記圧縮ゲイン制御のアタックタイムおよびリリースタイムよりも長いようなデータ伝送レートで前記信号パラメータの無線通信を実行するステップを含んでいる。

コンプレッサは、シングルチャネルのコンプレッサであってもよいが、好ましくは、コンプレッサはマルチチャネルのコンプレッサである。

信号レベル検出器への入力は、好ましくは、デジタル入力信号である。デジタル入力信号は、単一のマイクからのものでもよいし、複数のマイクの出力信号の組み合わせでもよい。例えば、デジタル入力信号は、２つの無指向性マイクからの２つの入力について動作するビームフォーミングアルゴリズムから出力された指向性のマイク信号出力であってもよい。

信号レベル検出器は、好ましくは、デジタル入力信号の平均値、例えばピーク検出器によって決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などを計算する。信号レベル検出器の出力が、コンプレッサ制御信号として直接的に使用される場合には、信号レベル検出器の出力の時定数がコンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムを規定する。

信号レベル検出器は、デジタル入力信号の移動平均値を計算してもよいし、サンプルのブロックに対して動作してもよい。好ましくは、信号レベル検出器はサンプルのブロックに対して動作し、それによって必要なプロセッサパワーが低下する。

信号パラメータ検出器への入力は、デジタル入力信号としてもよいし、信号パラメータ検出器は、同じあるいは異なる時定数を用いて、信号レベル検出器と同じタイプのパラメータを検出してもよい。

いくつかのバイノーラルコンプレッサでは、信号レベル検出器と信号パラメータ検出器は同一であり、好ましくは入力としてデジタル入力信号を備え、信号レベルと信号パラメータの両方として使用される出力信号を備える、単一の信号処理ユニットを形成している。

しかしながら、信号パラメータ検出器への入力は、デジタル入力信号とは異なる別の信号、例えばコンプレッサからの出力信号であってもよい。また、信号パラメータ検出器は、信号レベル検出器によって計算されるパラメータのタイプではなく他の種類のパラメータ、例えば信号パラメータ検出器への入力信号についての、長期平均スペクトラルパラメータ、ピークスペクトラルパラメータ、最小スペクトラルパラメータ、ケプストラムパラメータといったスペクトラルパラメータ、あるいは線形予測符号化パラメータ、振幅分布統計量などの統計パラメータといった時間的パラメータを計算してもよい。

信号パラメータ検出器は、デジタル入力信号の移動平均値を計算してもよいし、サンプルのブロックに対して動作してもよい。好ましくは、信号パラメータ検出器はサンプルのブロックに対して動作し、それによって必要なプロセッサパワーが低下する。

新規なバイノーラル補聴器システムは、少なくとも１つのコンプレッサの少なくとも１つの周波数チャネルにおいて、コンプレッサのゲインが、そのコンプレッサを収容するそれぞれの補聴器の信号レベルおよび信号パラメータと、他方の補聴器から受信される信号パラメータの関数であるコンプレッサ制御信号によって制御されるという事から、バイノーラル信号処理を実行する。このように、改良されたバイノーラルな聴覚障害の補償が促進される。

電力消費を低レベルに維持するために、コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも遅いデータレートでの信号パラメータの無線データ通信が実行される。すなわち、信号パラメータの連続する送信の時間間隔は、コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長い。従って、信号パラメータの関数は、低データレートの無線伝送を用いた接続における使用に適するようなレートで変化するバイノーラル圧縮処理において使用するために特定される。

データレートは１００Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば９０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば８０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば７０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば６０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば５０Ｈｚよりも低くてもよい。

例えば、新規なバイノーラル補聴器システムは、ユーザが音源の方向の感覚を維持するようなやり方で、到来するバイノーラルな音響信号のバイノーラル圧縮処理を実行するように構成されていてもよい。

ユーザが従来のバイノーラル補聴器システムを装着する場合、補聴器のコンプレッサは、通常、両耳間時間差を、変化させないか、あるいは実質的に変化させない。しかしながら、２つの耳で受信された音圧レベルは、ほとんどの方向の音源に対して異なっているから、左耳で受けた音と右耳で受けた音は、それぞれ、異なるゲインが適用されて、両耳間レベル差における変化につながり、そしてユーザの方向についての感覚の喪失につながる。

方向についての感覚の喪失を避けるために、新規なバイノーラル補聴器システムは、圧縮処理の後において両耳間レベル差が変わらない、または実質的に変わらないように、協調的な手法によってユーザの２つの耳での圧縮処理を実行する。

従って、バイノーラル補聴器システムの少なくとも一方の補聴器は、バイノーラル補聴器システムの他方の補聴器で受けた音の音圧レベルについての情報を含む信号を取得し、その情報を使用して、他方の補聴器において実行された圧縮処理に対応して、対象とする補聴器のデジタル入力信号の圧縮処理結果を、例えばバイノーラル圧縮処理の後も両耳間レベル差が変化せずに維持されるような手法で修正するように、構成されている。

聴覚障害のある人が対称な聴力損失を有する場合、すなわち聴覚障害のある人が両耳とも同じ聴力損失を有する場合、補聴器のコンプレッサは同一の特性を有するであろう。そしてそれゆえ、コンプレッサ制御信号が同一の値、あるいは実質的に同一の値を有する場合、コンプレッサゲインは同一に、あるいは実質的に同一になるであろうし、圧縮処理の前後において両耳間レベル差は変化しない、あるいは実質的に変化しないで維持されるであろう。

聴覚障害のある人が非対称な聴力損失を有する場合、すなわち聴覚障害のある人が左耳と右耳で異なる聴力損失を有する場合でも、対称な聴力損失を有する聴覚障害のある人について上述したのと同じように、コンプレッサ制御信号が同一の値、あるいは実質的に同一の値を有するように調整することによって、驚くべきことに、方向の感覚は圧縮処理の後も維持される。このケースでは、補聴器が左耳と右耳において異なる聴力損失の補償を行うので、補聴器の出力において両耳間レベル差は維持されないにも関わらず、方向の感覚は維持される。しかしながら、一般的に、聴覚障害のある人は補聴器なしでも方向の感覚を失っていないので、聴覚障害のある耳によって提供される、変化した両耳間レベル差に対して、脳が方向の決定を調整することができるものと考えられる。対称な聴力損失を有する人について上述したのと同様に、コンプレッサ制御信号が同一、または実質的に同一の値を有するように調整することは、非対称な聴力損失を有する聴覚障害のある人についても、同様の手法によって、方向の感覚が維持されるように、聴覚障害のある耳によって提供される、変化した両耳間レベル差を維持しているものと考えられる。

従って、新規なバイノーラル補聴器システムは、聴覚障害のある人の方向の感覚を維持するために、コンプレッサ制御信号を同一の値、または実質的に同一の値になるように調整するように構成することができる。

両耳間レベル差は、例えばこのケースではマイクで受音した音圧レベルの関数である信号パラメータ、例えばピーク検出器で決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などに基づいて決定することができる。両耳値レベル差は、例えば他方の補聴器に向けて信号パラメータを送信する度に毎回、決定することができる。その送信をしている補聴器における信号パラメータの決定と同時に、あるいは実質的に同時に、他方の補聴器の信号パラメータ値は、その他方の補聴器に格納される。対応する信号パラメータ値を他方の補聴器から受信すると、２つの同時的に決定された信号パラメータ値が減算されて、両耳値レベル差が決定される。両耳間レベル差が正である場合、すなわち他方の補聴器から信号パラメータ値を受信した補聴器の音圧レベルに対応した信号パラメータが最大である場合、その信号レベルがコンプレッサ制御信号として使用される。両耳間レベル差が負である場合、すなわち他方の補聴器から信号パラメータ値を受信した補聴器の音圧レベルに対応した信号パラメータが最小である場合、その両耳間レベル差がその信号レベルに加算されて、その和がコンプレッサ制御信号として使用される。それによって、２つの補聴器のコンプレッサ制御信号が、同一の、または実質的に同一の値になるように調整される。それによって、方向の感覚が維持される。

従って、第１の補聴器および第２の補聴器のそれぞれのコンプレッサ制御信号は、他方の補聴器から正常に送信された信号パラメータと、対象とする補聴器の同時的な信号パラメータと、対象とする補聴器の信号レベルの関数である。

シングルチャネルのコンプレッサにおいては、コンプレッサ制御信号は、単に上述のように調整される。マルチチャネルのコンプレッサにおいては、コンプレッサの周波数チャネルそれぞれにおいて個別のコンプレッサ制御信号を有しており、個別のコンプレッサ制御信号のそれぞれが、上述のように調整される。あるいは、その代わりに、個別のコンプレッサ制御信号の一部のみ、例えば高周波数チャネルにおけるコンプレッサ制御信号のみが上述のように調整されて、他のコンプレッサ制御信号、例えば低周波数チャネルのコンプレッサ制御信号が、モノラルのままであってもよい。すなわち、従来のモノラルコンプレッサと同じように、コンプレッサ制御信号が、そのコンプレッサを収容する補聴器の入力信号の音圧レベルのみの関数であってもよい。例えば、１つのバイノーラル補聴器システムにおいて、１つの個別のコンプレッサ制御信号のみ、例えば高周波数チャネルにおけるコンプレッサ制御信号のみが、上述のように調整され、残りのコンプレッサ制御信号、例えば低周波数チャネルにおけるコンプレッサ制御信号は、モノラルのままである。

新規なバイノーラル補聴器システムは、ＵＳ７，６３０，５０７に開示されているように、聴覚障害に対する健全なＣＯＣＢ効果のモデル化を実行するように、しかしながら、上述のように、バイノーラル補聴器システムの補聴器の間の信号パラメータの無線データ伝送が、信号パラメータの連続する送信の間の時間間隔がコンプレッサのアタックライムおよびリリースタイムよりも長いようなデータ伝送レートで実行されるように修正して構成することもできる。

新規なバイノーラル補聴器システムは、上述のような方向の感覚の維持と、健全なＣＯＣＢ効果のモデル化の実行を組み合わせるように構成することもできる。一般的には、バイノーラル補聴器システムのそれぞれの補聴器における、時刻tでのバイノーラル圧縮ゲインG_R，G_Lは、右耳と左耳での音圧レベルの関数である。

ここで、x_R,tは、時刻tにおいて右耳の補聴器で受音した音圧レベルであり、x_L,tは、時刻tにおいて左耳の補聴器で受音した音圧レベルである。

一方の補聴器から他方の補聴器へ送信される信号パラメータは低データレートで送信されているので、その補聴器の信号パラメータの関数は、緩やかに変化するバイノーラル圧縮処理で使用するために特定される。従って、低データレートで伝送される信号パラメータに基づいて、十分な精度で計算される。

例えば、音源の位置は、時刻tの関数である両耳間レベル差ILDに依存する。

ここで、X_R,tは、例えばピーク検出器によって決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などを表す、音圧レベルx_R,tの関数である。

X_L,tは、例えばピーク検出器によって決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などを表す、音圧レベルx_L,tの関数である。

両耳間レベル差は、緩やかに変化する時間の関数であるから、次の近似が行われる。

ここで、t₀は、両方の補聴器の信号パラメータXを決定する時刻であり、さらに

それぞれ左耳および右耳の補聴器において決定される信号レベルX'_R,tおよびX'_L,tもまた、右耳および左耳でのそれぞれの音圧レベルの関数、例えばピーク検出器で決定されるような、例えばそれぞれの音圧レベルのＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などを表している。多くのケースにおいて、信号レベルX'_R,tおよびX'_L,tはそれぞれ、それぞれのコンプレッサのアタックタイムとリリースタイムを有している。上記の近似は、信号レベルにも有効である。

バイノーラル圧縮処理は次のように実行することもできる。両耳間レベル差が正であれば、すなわち音圧レベルが右耳で最大であれば、右耳の補聴器におけるコンプレッサ制御信号が信号レベルX'_R,tと等しくなるように設定され、左耳の補聴器におけるコンプレッサ制御信号が信号レベルX'_L,tとILD_t0の和に設定される、すなわちコンプレッサ制御信号は次のようにシフトされる。

従って

そして、両耳間レベル差が負であれば、その逆である。

その結果、バイノーラル補聴器システムのそれぞれの補聴器のコンプレッサのゲインは、以下に右耳の補聴器について示すように、３つの信号の関数である。

この手法では、一方の補聴器のコンプレッサ制御信号は、他方の補聴器のコンプレッサ制御信号と、常に同一、または実質的に同一の値を有するであろう。これによって、ユーザの聴力損失のタイプに関わらず、すなわち、対称な聴力損失か非対称な聴力損失かに関わらず、方向の感覚は維持される。時刻t₀での信号パラメータXの値は、第２のバイノーラルユニットに入力される信号レベルX'の時刻tでの現在の値に比べて古いことに留意されたい。しかしながら、信号パラメータは、例えば両耳間レベル差といった緩やかに変化するパラメータを形成するために使用されるから、信号レベルX'とそれぞれの信号パラメータXの決定における時刻の相違は、新規なバイノーラル補聴器システムのパフォーマンスには影響しない。

バイノーラル圧縮処理の他の形態は、上記の両耳間レベル差が別の緩やかに変化する関数で置き換えられて実行されてもよい。

ここで

従って

そして、バイノーラル圧縮ゲインの現在の値は、例えば以下の式に従って形成されてもよい。

例えば、方向の感覚は、上記で説明した制御信号とは異なる、しかしながら実質的に同一の値であるコンプレッサ制御信号を用いて、維持されてもよい。上記の例では、最大音圧レベルで受音した補聴器は、対象とする補聴器によって最適な聴力損失の補償が行われるように、モノラルに制御される。他方の補聴器では、コンプレッサ制御信号がモノラルに制御される場合よりも大きく、従ってそれぞれの耳に対する聴力損失の補償が最適でないことがあり、それゆれ方向の感覚の維持と、両耳における個別の聴力損失の補償の間で、より良い妥協点を提供する、別のコンプレッサ制御スキームが選択されてもよい。

両方の補聴器において同一のゲインが適用される場合、適用されるゲインGと、モノラルな場合に適用されるであろうゲインL_L，L_Rの間には、偏差が存在する。

従って、方向の感覚を維持しながら、両耳における聴力損失の補償をする、より望ましい妥協点を提供するために、ゲインGはL_LとL_Rの間の範囲から選択されてもよい。

さらに、両耳における同時に行われる個別の聴力損失の補償をより優れたものとするために、一部のユーザによって両耳間レベル差のわずかな変化が許容されてもよい。

この場合、関数hはILDにILDの許容できる変化量を加算した値に等しくなる。

両方の補聴器から信号パラメータを送信する代わりに、信号のパラメータは一方の補聴器によって送信してもよく、関数hの対応する値、例えばILDは、他方の補聴器において決定されてもよく、その決定されたhの値が両方の補聴器のバイノーラル圧縮処理において使用することができるように、その決定されたhの値は、信号パラメータを送信している補聴器に向けて送信されてもよい。

新規なバイノーラル補聴器システムは、それぞれのコンプレッサが聴力損失の補償の前の音圧レベルにおいて動作するように構成することもできる。圧縮ゲインは入力音のレベルに関係している。従って、すべてのコンプレッサ周波数チャネルにおいて、正確に入力レベルを決定することが重要である。聴力損失が圧縮処理の前に補償されている場合は、決定された入力レベルは、聴覚障害を補償するために適用されたゲインが混入しており、ゲインは通常、特定のコンプレッサチャネルにおいて周波数とともに変化するから、この事は通常はチャネル内における周波数依存性のニーポイントをもたらす。コンプレッサが聴力損失を補償する前の音信号において動作する場合、この影響は回避される。

さらに、周波数依存性の聴力損失の補償（静的ゲイン）の圧縮処理からの分離は、周波数依存性の聴力損失とダイナミックレンジ損失の、管理が容易な同時的な補償につながる。

マルチチャネルコンプレッサは、線形位相フィルタを備えるフィルタバンクを備えていてもよい。線形位相フィルタは一定の群遅延を提供し、それによって低歪みをもたらす。

あるいは、フィルタバンクは、ワープフィルタを備えていてもよい。ワープフィルタは、低遅延、すなわち得られた周波数解像度に対する最小限の遅延と、フィルタバンクの調整可能なクロスオーバー周波数をもたらす。

フィルタバンクは、好ましくは、コサイン変調構造である。コサイン変調構造は非常に効率的に実装されており、すべてのゲインが０ｄＢ（周波数応答において固有のディップまたはバンプがない）の場合に、チャネルの出力信号の合計が１に等しくなるように設計することができる。例えば、タップ数が７を超えていない場合、３チャネルのコサイン変調構造は、その合計が１になる特性を保存する。いくつかのタップは、遅延や計算負荷を最小限に抑えることが望まれている。５タップのフィルタを３つ備えるフィルタバンクは、優れた性能を持つフィルタ数とタップ数の最小値を与えることが見出されている。合計が１になる特性は、線形位相フィルタバンクについて、以下のように実証される。

コサイン変調では、次の形態でローパスフィルタを与える。

帯域通過フィルタは次の形態である。

ハイパスフィルタは次の形態である。

これらの３つのフィルタの合計は

であり、好ましくはb₂=1/4である。

また、得られるフィルタは、個々のフィルタのゲイン係数g₁,g₂,g₃に関わりなく、対称なもの（従って、結果として得られるフィルタの群遅延は一定である）であることが示される。

この事は、ユーザの指向性の感覚を破壊し得る位相歪みを、コンプレッサが呈さないことを保証する。

デジタル周波数ワーピングの原理は公知のため、以下では概要のみを説明する。周波数ワーピングは、ディジタルフィルタの単位遅延を一次全域通過フィルタと置き換えることによって実現される。全域通過フィルタは、低周波数での周波数分解能の変化とともに、高周波数での周波数分解能での相補的な変化を与える、双一次の等角写像を実装する。

周波数ワーピングに使用される全域通過フィルタのz変換は次式で与えられる。

ここで、λはワーピングパラメータである。λの正の値を増加させると、低周波数における周波数分解能が増加し、λの負の値を減少させると、高周波数における周波数分解能が増加する。

ワーピングパラメータλはクロスオーバー周波数を制御する。ワーピングパラメータが１つのみの場合、中心（ワーピングがない場合はπ／２）チャネルにおける中心周波数と、クロスオーバー周波数の間には、一定の関係がある。ワープされた周波数ω_dが０ラジアンからπラジアンの間で与えられると（この場合、実際に制御されるパラメータである、中心チャネルの中心周波数である）、その関係は以下のようなものである。

ωは次式によって決定される。

ここで、fは周波数であり、F_sはサンプリング周波数である。

ワーピング係数λは次式で与えられる。

ラジアンで表記したクロスオーバー周波数は、３／πと２π／３について、次式を評価することによって計算することができる。

いくつかの補聴器は、コンプレッサよりも多くのチャネルを有しており、異なるチャネルにおいて異なるゲインを有する、コンプレッサより前にあるフィルタバンクを採用している。従って、（フィルタバンクのチャネルより少ない）コンプレッサゲイン制御回路の実効的なニーポイントは、周波数とともに変化する。

すでに述べたように、図に示すコンプレッサでは、コンプレッサゲイン制御ユニットは、それぞれのコンプレッサチャネルのニーポイントが入力信号の周波数によって変化しないように、入力信号において直接的に動作する。

フィルタバンクからの出力信号は、コンプレッサゲイン制御ユニットの対応する個別のゲイン出力と乗算されて、結果として得られた信号は加算されて、アンプに入力される圧縮済み信号を形成する。

好ましくは、コンプレッサゲインはサンプルのブロックに対して計算され、適用される。これによって、必要なプロセッサパワーを低下させることができる。コンプレッサが、信号サンプルのブロックに対して動作している場合、コンプレッサゲイン制御ユニットは、システムの他の部分よりも低いサンプリング周波数で動作する。これは、Ｎをブロック内のサンプルの個数としたときに、コンプレッサゲインが、Ｎ番目のサンプル毎にのみ変化することを意味する。これは、特に急速に変化するゲインについて、処理済み音信号におけるアーティファクトを生成することがある。これらのアーティファクトは、ブロック境界でのゲインの変化を平滑化するための、コンプレッサゲイン制御ユニットのゲイン出力のローパスフィルタを提供することによって、抑制することができる。

コンプレッサの周波数チャネルは、調整可能とすることができ、対象とする特定の聴力損失に適合させることができる。例えば、周波数ワーピングは、コンプレッサフィルタバンクの可変クロスオーバー周波数を可能にする。所望のゲイン設定に応じて、クロスオーバー周波数は、応答を最もよく近似するように、自動的に調整される。聴覚の測定中に、望まれる補聴器のゲインが、様々な入力の音圧レベルにおいて、周波数の関数として決定される。これによって、望まれる圧縮比が周波数の関数として決定される。最後に、コンプレッサのフィルタバンクのクロスオーバー周波数は、自動的に最適化される。

ワーピングされたコンプレッサは、例えば１６００Ｈｚで３．５ミリ秒の短い遅延を有しており、その遅延はコンプレッサがゲインを変更しても一定である。オープンイヤーピースを備える補聴器では、直接の音と増幅された音が外耳道で組み合わされるので、上記の短い遅延は特に有利である。一定の遅延は、両耳間での手掛かりを保存するために非常に重要である。遅延が変化すると、位置確認の感覚が低下または消滅するであろう。

さらに、上記の補聴器は、補聴器の出力パワーを制限するための、アンプの出力に接続された出力コンプレッサを備えていてもよい。出力コンプレッサは、デバイスのダイナミックレンジの範囲内に、補聴器の信号出力を維持する。好ましくは、出力コンプレッサは、無限大の圧縮比と調整可能なニーポイントを有している。コンプレッサは、ニーポイントでのゲインが、整数乗算器によって形成されるゲインと組み合わせても０ｄＢを超えないように、調整される。

好ましくは、出力コンプレッサはシングルチャネルの出力コンプレッサであるが、マルチチャネル出力コンプレッサでもよいであろう。あるいは、当技術分野でよく知られている別の出力制限を用いてもよい。

以下では、図面に示された典型的なバイノーラル補聴器システムを参照しながら、本発明について詳細に説明する。

新規なバイノーラル補聴器システムにおける一方の補聴器のブロック図である。 図１のＤＳＰに含まれるコンプレッサのモノラル制御を示すブロック図である。 方向の手掛かりを保存するバイノーラルコンプレッサ内の１つの周波数チャネルの構成を示すブロック図である。 両耳間での相違を示している。 健全なＣＯＣＢ効果をモデル化した、バイノーラルコンプレッサの１つの周波数チャネルのブロック図である。

新規なバイノーラル補聴器システムについて、様々な例が示されている添付の図面を参照しながら、以下でより十分に説明する。添付の図面は模式的であり、わかりやすくするために簡略化されており、本発明の理解に不可欠な詳細を示しているが、その他の詳細については省略されている。添付の特許請求の範囲は、添付の図面には示されていない別の形態で具現化することができ、ここに記載された実施例に限定されるものと解釈されるべきではない。むしろ、これらの実施例は、本開示を徹底的かつ完全なものとし、当業者に添付の特許請求の範囲を完全に伝えるように、提供されている。

同じ参照符号は、全体を通して同じ構成要素を参照する。

図１は新しいバイノーラル補聴器システムの一方のデジタル補聴器１０の簡略化したブロック図である。補聴器１０は、入力トランスデューサ１２、好ましくは、マイクと、それぞれのマイクで受音した音信号に応じてデジタル入力信号を提供するアナログ−デジタル（Ａ／Ｄ）コンバータ１４と、ダイナミックレンジ聴力損失を補償するコンプレッサを含んでおり、聴力損失を補償するためにデジタル入力信号を選択された信号処理アルゴリズムに従って処理済み出力信号へと処理するように構成された信号プロセッサ１６（例えばデジタル信号処理装置すなわちＤＳＰ）と、処理済み出力信号を音響出力信号へ変換する、デジタル−アナログ（Ｄ／Ａ）コンバータ１８と、出力トランスデューサ２０、好ましくはレシーバを備えている。さらに、補聴器１０は、バイノーラル補聴器システムの他方の補聴器との無線データ通信のためのトランシーバ２２を有している。

図２は、信号プロセッサ１６のコンプレッサ２４の部分をより詳細に示している。図２では、コンプレッサ２４の従来からの部品のみを示している。バイノーラル圧縮処理については、図３および図５を参照しながら、以下で詳細に説明する。図２は、マルチチャネルコンプレッサ２４を示している。図に示す例では、マルチチャネルコンプレッサ２４は、３つのチャネルを有している；しかしながら、コンプレッサは、シングルチャネルのコンプレッサであってもよいし、あるいはコンプレッサは、例えば２チャネル、３チャネル、４チャネル、５チャネル、６チャネルといった、任意の適切な数のチャネルを有していてもよい。図に示すマルチチャネルコンプレッサ２４は、Ａ／Ｄコンバータ１４からのデジタル入力信号を受信するデジタル入力２６と、周波数依存性の聴力損失の補償を実行するマルチチャネルアンプ３０に接続されている出力２８を有している。マルチチャネルアンプ３０は、周波数依存性の聴力損失の補償のために、その周波数チャネルのそれぞれに適切なゲインを設けている。マルチチャネルアンプ３０は、補聴器の出力パワーを制限し、出力２８を提供する出力コンプレッサ３２に接続されている。

聴力損失の補償および動的圧縮処理は、様々な周波数チャネルで行うことができる。ここでいう様々な周波数チャネルとは、様々な周波数のチャネルおよび／または様々な帯域幅および／またはクロスオーバー周波数を有する周波数チャネルを意味する。

マルチチャネルコンプレッサ２４は、デジタル入力信号をワープ周波数チャネルに分割するワープマルチチャネルコンプレッサであって、調整可能なクロスオーバー周波数を提供するワープフィルタを有するフィルタバンク３４を備えている。そのクロスオーバー周波数は、ユーザの聴力障害に応じて所望の応答を提供するように調整されている。それらのフィルタは、５タップのコサイン変調フィルタである。

非ワープＦＩＲフィルタは、タップの間に１つのサンプル遅延を有するタップ遅延ライン上で動作する。一次全域通過フィルタによってそれらの遅延を置き換えることによって、周波数ワーピングは、クロスオーバー周波数を調整可能に実現される。ワープ遅延ユニット３６は、５つの出力を有する。５つの出力は任意の時刻でベクトルw=[W₀ W₁ W₂ W₃ W₄]^Tを構成しており、そのベクトルは３チャネル出力yが形成されるフィルタバンクに入力される。そのフィルタバンクは、次式で定義される。

そのフィルタバンクの出力yは次のとおりである。

y = B w

ベクトルyは、チャネル信号を含んでいる。

フィルタ係数の選択は、低周波数チャネルおよび高周波数チャネルの阻止帯域減衰量と、中間チャネルの阻止帯域減衰量のトレードオフである。低周波数チャネルと高周波数チャネルでの減衰量が高くなるほど、中間チャネルでの減衰量は低くなる。

マルチチャネルコンプレッサ２４はさらに、フィルタバンク３４の周波数チャネルのそれぞれにおける音圧レベルやパワーの計算のための、マルチチャネル信号レベル検出器３８を備えている。それによって得られる信号はコンプレッサ制御信号を構成し、フィルタバンク３４の各フィルタの信号出力４８に適用されるコンプレッサチャネルゲインを決定するための、マルチチャネルコンプレッサゲイン制御ユニット４０に適用される。

コンプレッサゲイン出力４２は、サンプルのブロックに対してバッチ単位で計算されかつ適用される。これによって、必要なプロセッサパワーが減少する。コンプレッサが信号サンプルのブロックに対して動作する場合、コンプレッサゲイン制御ユニット４０は、システムの他の部分よりも低いサンプリング周波数で動作する。これは、Ｎをブロック内のサンプルの個数としたときに、Ｎ番目のサンプル毎についてのみ、コンプレッサゲインが変化することを意味する。急激に変化するゲインの値によって引き起こされる可能性のあるアーティファクトは、ブロックの境界においてゲインの変化を平滑化するための、コンプレッサゲイン制御ユニット４０のゲイン出力４２における３つのローパスフィルタ４４によって抑制される。

フィルタバンク３４からの出力信号４８は、コンプレッサゲイン制御ユニット４０の対応する個々のローパスフィルタリングされたゲイン出力４６と乗算される。そして、得られる信号４９は、加算器５０において加算されて、マルチチャネルアンプ３０に入力される圧縮済み信号５２を形成する。コンプレッサ２４は減衰のみを提供する、すなわち各周波数チャネルにおいて、それらのコンプレッサは穏やかな音および大きな音に対する様々な所望のゲインを提供する一方で、マルチチャネルアンプ３０はバイノーラル補聴器システムが対象とするユーザの記録された周波数依存性の聴覚しきい値に対応する穏やかな音の周波数依存性の増幅を提供する。

マルチチャネルアンプ３０は、適切なオーダーを有する最小位相ＦＩＲフィルタを有している。最小位相フィルタは、システムの最小群遅延を保証する。フィルタのパラメータは、システムが患者に装着されているときに決定され、動作中に変化することはない。最小位相フィルタの設計プロセスはよく知られている。

図３は、信号プロセッサ１６のコンプレッサ２４におけるバイノーラル圧縮処理の例をより詳細に示している。図３は、単一の周波数帯域またはチャネルにおける処理を示している。図示された単一の周波数チャネルは、シングルチャネルのバイノーラルコンプレッサの周波数チャネル全体を構成してもよい。あるいは図示された単一の周波数チャネルは、マルチチャネルのバイノーラルコンプレッサの１つの周波数チャネルを構成してもよい。

図３は、低データレートであり、かつそれゆえに低消費電力であるバイノーラル補聴器システムの補聴器の間におけるデータの無線伝送を行う補聴器１０のトランシーバ２２についても示している。

マイク１２、Ａ／Ｄコンバータ１４、Ｄ／Ａコンバータ１８およびレシーバ２０は、図３には示されていない。

図２にも示したように、コンプレッサゲイン制御ユニット４０からのゲイン出力信号４６、例えばゲインテーブルは、入力信号４８に乗算されて、圧縮済み信号４９を形成する。信号レベル検出器３８は、それぞれの周波数チャネルにおける入力信号の、例えばピーク検出器で検出されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などの、デジタル入力信号の第１の関数である信号レベルを決定し、出力するために設けられている。図２に示すように、従来のコンプレッサでは、信号レベル検出器３８の出力は、コンプレッサ制御信号５４を形成する。しかしながら、バイノーラルコンプレッサでは、従来のコンプレッサ制御信号が形成されると、他方の補聴器からの信号はそのコンプレッサ制御信号とともに考慮され、それによってバイノーラル圧縮処理が行われる。従って、信号パラメータ検出器５６は、それがその内部で決定される補聴器において使用され、かつ他方の補聴器に無線トランシーバ２２によって送信される、デジタル入力信号の第２の関数である信号パラメータを決定し、出力するために設けられている。トランシーバ２２は、他方の補聴器に信号パラメータを送信する。信号パラメータ値は、その値が決定された補聴器の、遅延５８、あるいは他の種類のメモリにも格納される。それによって、格納された値はその後に、他方の補聴器において同時的に決定され、他方の補聴器から受信した信号パラメータ値とともに処理される。このような処理は、例えば２つの補聴器の信号パラメータについて、同時に、あるいは実質的に同時に決定された値に基づいて、例えば入力信号の両耳間レベル差といった、方向についての手掛かりを決定するために行われる。両耳間レベル差を決定することができるようにするために、信号パラメータもまた、入力信号の、例えばピーク検出器によって決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などの、入力信号の関数である。信号パラメータは、例えば異なる時定数を用いて決定されるＲＭＳ値といった、信号レベルと同じタイプのものであってもよい。あるいは、信号パラメータは、信号レベルと同一のものであってもよい。この場合、信号レベル検出器３８と信号パラメータ検出器５６は同じユニットであって、その出力は第２のバイノーラルユニット６２、メモリ５８およびトランシーバ２２に接続される。

図３に示すバイノーラルコンプレッサでは、両耳間レベル差は、第１のバイノーラルユニット６０において計算され、第２のバイノーラルユニット６２に出力される。第２のバイノーラルユニット６２では、コンプレッサ制御信号は第１のバイノーラルユニット６０からの出力に基づいて調整される。例えば、第２のバイノーラルユニット６２は、両耳間レベル差が正か負かを決定することができる。正の場合、コンプレッサ制御信号は、信号レベル検出器３８からの出力に等しくなるように設定される。すなわち、コンプレッサは従来のコンプレッサと同様に動作し、図２に示すように動作する。しかしながら、両耳間レベル差が負である場合は、第２のバイノーラルユニット６２は信号レベル検出器の現在の出力信号に両耳間レベル差を加算し、その合計をコンプレッサ制御信号５４として出力する。それによって、コンプレッサ制御信号はより高い値へシフトされる。この方法では、一方の補聴器のコンプレッサ制御信号５４は、常に他方の補聴器のコンプレッサ制御信号と同じ値、あるいは実質的に同じ値を持つことになり、この方法では、方向の感覚は聴力損失の種類、すなわちユーザの聴力損失が非対称であるか対称であるかに関わりなく維持される。信号パラメータ値は、第２のバイノーラルユニット６２に入力される信号レベルの現在の値に比べて古いものであることに留意されたい。しかしながら、信号パラメータ値は例えば両耳間レベル差といった緩やかに変化するパラメータを決定するために使用されているので、信号レベルとそれぞれの信号パラメータの決定の時間の差は、新規なバイノーラル補聴器システムのパフォーマンスには影響しない。

一般的には、新規なバイノーラル補聴器システムは、少なくとも一つのコンプレッサの少なくとも一つの周波数チャネルでは、コンプレッサのゲインがそのコンプレッサを収容しているそれぞれの補聴器の信号レベルおよび信号パラメータと、他方の補聴器から受信された信号パラメータの関数であるコンプレッサ制御信号によって制御されるということから、バイノーラル信号処理を実行する。このように、改良されたバイノーラルな聴覚障害の補償が促進される。

電力消費を低いレベルに維持するために、信号パラメータの無線データ通信は、コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも遅いデータレートで実行される。すなわち信号パラメータの連続する伝送の時間間隔は、コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長い。従って、バイノーラルパラメータは、低データレートでの無線データ伝送とともに使用されるのに適したレートで変化するバイノーラル信号処理、例えばバイノーラル圧縮処理に組み込まれるように特定される。

例えば、人の両耳に到達する音響信号の、方向についての手掛かり、例えば両耳間レベル差は、通常は図４に示すように緩やかに変動し、方向についての手掛かりが急激に変動する珍しい状況でも、その急激な変動の持続時間は短く、新規なバイノーラル補聴器システムのパフォーマンスに影響を与えることはない。

図４は人がその向いている方向の左側に位置する音源からの音を受音する状況の上面図を模式的に示している。この場合、音源からの音は、まず左耳に到達し、続いてわずかに遅れて右耳に到達する。同じ音源からの音の到達時間の差は、両耳間時間差で表わされる。さらに、左耳に到達する音は、右耳に到達する同じ音源からの音に比べて、大きな音圧レベルを有している。音圧レベルの差は、両耳間レベル差で表わされる。音源が人に対して移動する場合、両耳間レベル差および両耳間時間差はそれに応じて変化し、これら２つの方向についての手掛かりは、音源への方向を人が決定するための最も重要な手掛かりであると信じられている。音源は、通常、人との関係であまり速くない速度で移動し、特に音源がその人に話しかけている別の人の場合はあまり速くない速度で移動するから、両耳時間差と両耳レベル差は、むしろ遅い変化をするであろうと思われる。

従って、バイノーラル補聴器システムのデータレートは、１００Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば９０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば８０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば７０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば６０Ｈｚよりも低くてもよいし、例えば５０Ｈｚよりも低くてもよい。

一般的に、バイノーラル補聴器システムの２つの補聴器の本質的な類似性は、補聴器の入力から出力までの遅延が両耳時間差を変化させることはなく、バイノーラル補聴器システムにおいて両耳間時間差を維持するための余計な予防措置を取る必要がないことを保証する。

図に示すバイノーラル補聴器では、圧縮処理の前後で両耳間レベル差が変化しないように、両方の補聴器において、コンプレッサ制御信号が同じ値、あるいは実質的に同じ値に調整され、それによってコンプレッサのゲイン出力４６が同一、あるいは実質的に同一になる。

図５は信号処理部１６のコンプレッサ２４におけるバイノーラル圧縮処理の別の実施例を示している。図５は単一の周波数帯域またはチャネルにおける処理を示している。図に示す単一の周波数チャネルは、シングルチャネルのバイノーラルコンプレッサの周波数チャネル全体を構成することができる。あるいは、図に示す単一の周波数チャネルは、マルチチャネルのバイノーラルコンプレッサの一つの独立した周波数チャネルを構成することもできる。

図５は低データレートであり、従って低消費電力である、バイノーラル補聴器システムの補聴器の間の無線データ伝送を実行する補聴器１０のトランシーバ２２も示している。

マイク１２、Ａ／Ｄコンバータ１４、Ｄ／Ａコンバータ１８、およびレシーバ２０は、図５には示されていない。

図５に示すバイノーラルコンプレッサは、ＵＳ７，６３０，５０７に開示されているような、しかしながらバイノーラル補聴器システムにおける補聴器の間での信号パラメータの低データレートでの無線データ伝送のために変形された、聴覚障害のある人に対する健全なＣＯＣＢ効果のモデル化を実行するように構成されている。データ伝送は、信号パラメータ値の連続する伝送の時間間隔が、コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長くなるように実行される。

さらに、図に示すバイノーラルコンプレッサは、上述した方向についての感覚の維持と健全なＣＯＣＢ効果のモデル化を組み合わせて実行するように構成することもできる。

図に示すコンプレッサでは、従来のコンプレッサのように、デジタル入力信号４８の第１の関数である信号レベル、例えばそれぞれの周波数チャネルにおける入力信号４８についての、例えばピーク検出器によって決定されるような、例えばＲＭＳ値、平均振幅値、ピーク値、エンベロープ値などを決定し、出力する信号レベル検出器３８が設けられている。信号レベル検出器３８の出力は、例えはゲインテーブルを保持する、コンプレッサゲイン制御ユニット４０のゲイン出力信号４６を制御するコンプレッサ制御信号５４を形成する。ゲイン出力信号４６は、入力信号４８と乗算されて、圧縮済み信号４９を形成する。

図５では、健全なＣＯＣＢ効果がモデル化されており、すなわち他方の補聴器による高い音圧の出力が、図５に示すコンプレッサを収容する補聴器の出力をマスクする。従って、信号パラメータは、他方の補聴器からトランシーバ２２によって受信され、出力信号６４を形成するために圧縮済み信号４９に乗算すべきゲインを計算するバイノーラルユニット６０に入力される。受信した信号パラメータが高い値の場合、圧縮済み信号４９の減衰につながり、それによってＣＯＣＢ効果がモデル化される。バイノーラルユニット６０により出力されるゲイン値のテーブルは、補聴器ディスペンサーによるフィッティング時に決定されてもよい。

信号パラメータ検出器５６は、他方の補聴器における対応するバイノーラルユニットで使用するために、無線トランシーバ２２により他方の補聴器に伝送される、デジタル出力信号６４の関数である信号パラメータを決定し、出力するために設けられている。

信号パラメータは、信号レベル、例えばＲＭＳ値と同じタイプのものであるが、無線データ伝送の低データレートに適した、より長い時定数を用いて計算されてもよい。

Claims (12)

1. 第１の補聴器と第２の補聴器を備えるバイノーラル補聴器システムであって、
   第１の補聴器と第２の補聴器はそれぞれ、
   受音した音信号に応じてデジタル入力信号を提供するマイクおよびＡ／Ｄコンバータと、
   前記デジタル入力信号の第１の関数である信号レベルを決定し、出力する信号レベル検出器と、
   当該補聴器における信号の第２の関数である信号パラメータを決定し、出力する信号パラメータ検出器と、
   他方の前記補聴器との間で前記信号パラメータを無線データ通信するトランシーバと、
   前記信号レベルに基づいてダイナミックレンジ聴力損失を補償するコンプレッサを含んでおり、前記デジタル入力信号を選択された信号処理アルゴリズムに従って処理済みデジタル出力信号へ処理するように構成されたプロセッサと、
   前記処理済みデジタル出力信号を音響出力信号に変換するＤ／Ａコンバータおよび出力トランスデューサを備えており、
   少なくとも１つの前記コンプレッサの少なくとも１つの周波数チャネルにおいて、
   前記コンプレッサのゲインが、それぞれの前記補聴器の前記信号レベルおよび前記信号パラメータと、他方の前記補聴器から受信された前記信号パラメータの関数である、コンプレッサ制御信号によって制御されており、
   当該バイノーラル補聴器システムの前記補聴器の間での前記信号パラメータの無線データ通信が、一方の前記補聴器からの前記信号パラメータの連続する伝送の時間間隔が前記コンプレッサのアタックタイムおよびリリースタイムよりも長いようなデータ伝送レートで実行されることを特徴とするバイノーラル補聴器システム。
2. 受音した音圧レベルについての情報のデータ通信が１００Ｈｚより低いデータレートで実行される請求項１のバイノーラル補聴器システム。
3. 受音した音圧レベルについての情報のデータ通信が５０Ｈｚより低いデータレートで実行される請求項１のバイノーラル補聴器システム。
4. 前記第１の補聴器および前記第２の補聴器のそれぞれの前記コンプレッサ制御信号が、
   他方の前記補聴器から正常に伝送された信号パラメータと、
   対象とする前記補聴器の同時的な信号パラメータと、
   対象とする前記補聴器の前記信号レベルの関数である請求項１から３の何れか一項のバイノーラル補聴器システム。
5. 前記第１の補聴器および前記第２の補聴器の少なくとも１つの前記コンプレッサが、ダイナミックレンジ聴力損失を補償するマルチチャネルコンプレッサである請求項１から４の何れか一項のバイノーラル補聴器システム。
6. 前記マルチチャネルコンプレッサが線形位相フィルタを有するフィルタバンクを備える請求項５のバイノーラル補聴器システム。
7. 前記フィルタバンクがワープフィルタを備える請求項６のバイノーラル補聴器システム。
8. 前記フィルタバンクのクロスオーバー周波数が調整可能である請求項７のバイノーラル補聴器システム。
9. 前記フィルタバンクがコサイン変調フィルタを備える請求項６から８の何れか一項のバイノーラル補聴器システム。
10. 前記コンプレッサのゲインがサンプルのブロックに対して計算され、適用される請求項１から９の何れか一項のバイノーラル補聴器システム。
11. 前記マルチチャネルコンプレッサが、計算された前記コンプレッサのゲインをローパスフィルタリングするマルチチャネルローパスフィルタをさらに備える請求項５から１０の何れか一項のバイノーラル補聴器システム。
12. 第１の補聴器と第２の補聴器を有するバイノーラル補聴器システムにおけるバイノーラル圧縮処理の方法であって、
    前記第１の補聴器と前記第２の補聴器のそれぞれにおいて、
    受音した音を入力信号へ変換するステップと、
    前記入力信号の第１の関数である信号レベルを決定するステップと、
    当該補聴器における信号の第２の関数である信号パラメータを決定するステップと、
    他方の前記補聴器との間で前記信号パラメータの無線通信を実行するステップと、
    前記信号レベルに基づいてダイナミックレンジ聴力損失を補償するための圧縮処理を含んでおり、前記入力信号を選択された信号処理アルゴリズムを用いて処理済みデジタル出力信号へ処理するステップと
    前記処理済みデジタル出力信号を音響出力信号へ変換するステップを備えており、
    少なくとも１つのコンプレッサの少なくとも１つの周波数チャネルにおいて、
    それぞれの前記補聴器の前記信号レベルおよび前記信号パラメータと、他方の前記補聴器から受信した前記信号パラメータの関数として、圧縮ゲインを制御するステップをさらに備えており、
    前記無線通信を実行するステップが、前記信号パラメータの連続する伝送の時間間隔が前記圧縮ゲイン制御のアタックタイムおよびリリースタイムよりも長いようなデータ伝送レートで前記信号パラメータの無線通信を実行するステップを含むことを特徴とする方法。

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