JPS62500485A - 補聴器,信号供給装置,聴力の欠陥を補償する装置及び方法 - Google Patents
補聴器,信号供給装置,聴力の欠陥を補償する装置及び方法Info
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。
Description
甲昇 枯 賢 のノ を 」」」■UL叉LムしM匣
本発明は補聴器、忠当の聴力の欠陥を補償する装置、かかる装置で使用する信号
供給装置、及び聴力欠陥を補償する方法に関する。本発明は特に外部から供給さ
れた電気信号に対応できる、あるいは外部で使用される信号を発生できる、ある
いはその双方が可能な補聴器、また電気信号を外部へ供給する装置、さらに信号
供給装置が補聴器に接続されて動作する方法に関する。
人間が音声や他の音を十分理解できるように聞きとる能力は明らかに雇用や他の
日常生活でm要である。聴覚に障害を有りる大の聴力の欠陥を補償し、あるいは
少なくとも改善しようとする専門家のサービスは社会にとって重要である。しか
し、これらのサービスは過去においては実際的困難や過誤を含んでいた。
例えば公知の方法の−では患者の残留聴力を測定し、次いで補聴器を様々な製造
者及びモデルから選択していた。この場合患者の残留聴ノJを測定し、「最良」
の補聴器を様々な製造者及びモデルから選択づるのに要する時間的負担は非常に
大ぎかった(約2時間)。さらに、検査中に選択された補聴器と患者によって購
入され石川される補聴器とが相異する場合も度々あるが、しかし補聴器自体は同
一のモデルであり、従って代表的なものである。特定の補聴器がANSI−19
82規格に合致していても購入された補聴器の増幅特性は54造時のばらつきの
ため検査時に試用した補聴器とは異なっている可能性がある。耳道及び耳型効果
は利(11及び最大パワー出力を30(8も変化させることがあり、個人個人で
正確に迅速に決定することは困難である。患者の残留聴力を正確に測定づること
(ま困難であり、」、た試用した補聴器の性能でさえも従来はオーディオメータ
及び補聴器の音響特性を較正ザる際なされる仮定のため正確な測定は内勤で、思
考のrl内のγ1圧レベルのa’Y IJiに誤tが生じていた。
111に特定の試験条件を再現するだけでも人聞の情報が必要である。そこで記
録の保存は困難で、合理的な詩間内に実?r1Jるのは高価につく。
さらに?+Ii聴器がV)失しlこりこわれたりして交換する必要がある場合、
大部分の問題が初めからくりかえされることになる。
l且Δた杓
本発明の[1的番ま個々の患者の個人注文に合わせて性能特性が適合でき、快適
に着用できる改良されjニー ?lli聴器を提供づるにある。また本発明の目
的は聴力測定の精度及び補聴器適合性を改乙する改良された補聴器を提供づるに
ある3、また本発明の目的は上記の種類の補聴器であって、少なくとも−・又は
複数の補聴器の改良がなされており、補聴器の適合がイi利で、適合過程が終り
患者が家に帰ってからち適合が最適に保たれる補聴器を提供するにある。また本
発明の目的は外部から供給される電気信号に応答し、あるいは外部で使用される
信号を発すし、あるいはその両方が可能な改良された補聴器を提供するにある。
本発明の目的はまたががる補QSに外部から電気代gを供給りる改良された装置
及び方法を提供するにある。本発明の[1的はまた前記のががる補聴器と交信す
る装置を含むh[i聴器適合構成を提供するにある。ざらに本発明の目的は補聴
^の1能とfi性を制御する改良された方法、装置及び構成を捉Vけるにある。
さらに本発明の[1的は少なくともいくつかの補聴器部品においてl38I造時
の変化を自動的にPj慮して補聴器の適合を行なう方法、装置、及び構成を提供
することにある。本発明の目的はざらに低′IXi音及び低ひずみの改良された
補聴2:を提供りることにある。本発明の目的はさらに自動的に患者の聴力閾値
、最も快適な聴覚レベル、及び不愉快な聴覚レベルを自動的に決定づる改良され
た方法、装置、及び構成を提供づることにある。
本発明の目的はさらに患者の聴力欠陥を実験室に2月)る理想的な適合ににり近
い適合粘度で補1fffできる改良された補聴器、に置、及び構成を提供するに
ある。本発明の目的はさらに補聴器を従来よりも茗しく短時間で少なくとも従来
の適合粘度に匹敵する精度で患者に適合できる改良された装買、構成及び方法を
提供することにある。本発明の目的はさらに患者にとって最も快適で、また1u
人のn山了M度を与える最終的な補聴器設定に適合させうる、患者に補聴器を適
合さけるだめの改良された装置、構成、及び方法を提供することにある。本発明
の目的はさらに効率的に交換することのできる改良された補聴器を提供するにあ
る。さらに本発明の目的はざらに経詩的で、石川しやづく、信頼性の高い改良さ
れた補聴器を提供するにある。
他の目的及び特徴の一部は明らかであろう。また他の目的及び特徴の一部は以下
の説明J:り明らかになろう。
概略的に、本発明の−の形態の補聴器は、補聴器使用者の外界前に」:り電気出
力を発生するマイクロホンと、補聴器使用者のHに音を放射Jる電気的に駆動さ
れるレシーバと、補聴器外から供給される第1組の信号により自己発生モードで
駆動され、レシーバに第1組の外部供給信号により制御されるパラメータを少な
くとも一つ有する音を放射さゼ、また次いで補聴潔外界から供給される第2組の
信号によって動作され、レシーバをP波モードで駆動し、外部マイクロホンの出
ノjを第2組の外部供給信号により形成されるP波パラメータに従って一波する
回路とを含概略的に、本発明の他の形の補11!li器は、耳道と連通して取付
けられるように適合されlζ木本体右し・、補聴器本体には外界nk:感応する
外部マイクロホンと、■道にン1を供給ザるレジーバが設けられている。補′r
g器114:たrT通内に存(IJるrlを感知りる補聴器本体内に設りられた
プローブマイクロホンと、外部マイク〔]ホン及びブ[1−ブマイクロホンに接
続されて’A’ 31(マイク[1ホンどブI]−ブマイクロホンの反応に応じ
てレシーバを駆動し、補聴ij7:44j能庖調整するために外部で使用される
、プローブマイク1】ホンて・感知した畠のバラメークを少イ1くとも一つ表わ
している5−ジタルイ2−号を発生する回路とを含む。
概略的に、本発明の他の形の補聴器は、プローブマイクロホンと、外部マイクロ
ホンに接続されて外部マイクロボン出力を一部の内部パラメータに従って一波し
、次いて゛制限し、」、た次いで一波し、:(+ /::少なくとも〜の内部パ
ラメータをブ[1−ブマイクロボンの出力の関数として自己調整し、さらにイの
際レシーバを駆動する回路とを含む。
概略的に、本発明の他の形の補聴器は、プローブマイク[1ホンと、補聴器内に
あっ−(外部マイク(−]ボン及びプローブマイクロホン、さらにレシーバに接
続されたデジタル計い回路を合む。デジタル31’t’3回路は外部のブ[]グ
ラムイ、)弓源に接続て・さるJ、うに適合されてJ3す、この信号により表わ
される全ブログラノ、を実行する。その際デジタルsl’$’i回路は聴力検査
及びう゛ジタル戸波にブ[〕−ブマイクaホン、外部マイク
【−圃\ン、及びレ
シーバを使用1Jる。
概略的に、本発明の−の形の患者の聴力欠陥を補tnザるシステムは、外部マイ
クロホンを右する補聴♂と、外部7・イクIZI jj−ンの出力をP波1ノる
ブ[]グラムiiJ能回路ど、10グラム可能一波回路により駆動されて患者の
■の中に音を敢(ト)づるレシーバとを含む。システムはレシーバからの音に対
づる患者の反応を感知り゛る手段をイjづる。システムはざらに、補聴器及び感
知手段に連絡し、第1組の信号を選択的に発生して補聴器中のプログラム可能−
波回路を動作させてレシーバに第1紺の信号で制御されるパラメータを有する音
を発生させ、また次いで制御されるパラメータ及び制t111されるパラメータ
を含む音にヌ・1づる患者の反応により決定される第2紺の信号を感知手段に対
応してR1してプログラム可能一波回路のP波パラメータを決定いもってブ【[
1グラム可能一波回路に外部マイクロホンの出力を一波さけ、レシーバを一波さ
れた出力にJ、り駆+j)することで患者の聴力欠陥を改善づる装置を含む。
概略的に、本発明の他の一部のシステムは、外部マイクロホンを右する補聴器と
、外部マイク]」ホンから信号供給される、補聴器内のプログラム可能デジタル
コンピュータと、プログラム可能=lンビューウから信y″i供給されて患者の
耳内に音をl1iSu)J′Illるレシーバと、患者の耳内の実際の音を感知
するプローブマイク【コホンとを含む。本システムはさらにデータリンクと、少
なくとも第1組のデジクル信号と続いて第2組のデジタル信号とをデータリンク
に選択的に供給する装置とを含み、その際データリンクは補聴器のプログラム可
能デジタルコンピュータへのデジタル信号を伝送する。補聴Z:内のプログラム
可能デジタルコンビュータはレシーバを選択的に駆動して少イfくとも−の聴力
検査用のγ1を第1絹のデジタル信号に応じて成用し、またデータリンクにプロ
ーブマイクロホンの出力バラメークを表ねり第3絹のデジタル信号を供給し、ま
た次いで外部マイクロホンの出力を次いで供給される第2組のデジタル信号に応
じて一波し、レシーバを患との聴力欠陥を改善りるJ、うに駆動り“る丁段J:
りなる。
概略的に、本発明の上記の形式の補聴Z:を含むシステムでは、信号供給装置は
、補聴器内のデジタルコンピュータと2方向デジタル直列伝送を行なうインクー
ノ上−ス手段ど、インターフ1−ス手段より補聴器へ向う第1組の信号の伝送を
開始して補聴器内のデジタルコンビl−りを動作させ、もってレシーバに調整可
能なパラメータをイ■づる音を放射させる回路とを含む。回路はまたインターフ
ェース手段を介してプローブマイクロホンにJ:って感知された音の調整可能パ
ラメータ(直を表わJデータを得、次いでインターフェース手段からの、少なく
と6部分的には感知された音のバラメーク値により決定される第2組の信号の伝
送を開始する。第2絹の信号により補聴器内のデジタルコンピュータは外部マイ
クロホン出力のP波を行ない、レシーバはP波された出力で駆動され、これによ
り患者の聴力欠陥が改善される。
概略的に、本発明による患者の聴力欠陥を補償づる方法は、外部マイクロホンと
、外部マイクロホンの出力を処理する電子回路と、電子処理回路の出力によって
駆動され、患者の耳中に盲を放OAするレシーバとを含む補聴器を使用する。本
発明による方法は、補聴器へ第1組の信号を選択的に供給して電子処理回路を動
作さ口、レシーバに第111]の信号により制御されるパラメータを有する音を
放射させる段階を含む。患者の音に対する反応の表現が電子的に記憶される。次
いで第2紺の信号が前記の音の少なくとも一つの制御されたパラメータ及びfi
、lI tillされたパラメータを有する前記音にス・jする患者の反応の表
現より決定される。第2!1の信号により電子処理回路は外部マイクロホンの出
力をP波し、レシーバをP波出力で駆動して患者の聴力欠陥を改善する。
A画段皿里盈忽」
第1図は本発明による補聴器及び信号供給装置を含む、患者の聴力の欠陥を補償
づるシステムのブロック系統図:第2図は本発明による、第1図のシステムで使
用される補聴器の外観図:
第3図は変換器モジュール及び患者のH内に装着される第2図の補聴器の耳型部
分の断面図;
第3A図は第2及び第3図の補聴器の耳型部中のチャンネルを示す、第3図中の
線3△−3八に沿う断面図;第4図は第2図の補聴器の電子回路のブロック系統
図:第5図は第1図の信号供給装置中のホストコンビコータにJ:つて実行され
る本発明方法による動作のフローチャート:第6図は本発明方法による、耳のイ
ンピーダンスを較正するためのホストコンピュータの動作のフローチャー1〜;
第7図は本発明方法による、患者の可聴間1111(残留聴力)を測定し、補聴
器のP波パラメータを計算するためのホストコンビコータの動作のプローブ11
−ト;
第8図は患者の応答及び周波数範囲によって指定される音圧レベルデータをまと
めるためにホストコンビコータのメモリ内に構成される表を表わす図:
第9図は会話音声を患者の可聴範囲上でマツピングする際補[器の性能を予測す
るのに使用する、デシベルで表わした音圧レベルを周波数に対してプロットした
グラフ;
第10図は本発明方法による、患者に着用された本発明補聴器の動作をモニタし
、またその際の思考の音f1了解度を測定するためのホストコンピュータの動作
のフローチャート;
第11図は本発明方法にJ:る、ホストコンピュータににる本発明補聴器性能の
ス・j話形/iいしjz応形微調整す1作のフローチ11−ト:第12図は本発
明による補聴器の全プログラムをロードし実行する動伯のプローブ11−1へ;
第13図は本発明による補聴器のメモリスペースマツプを示す図:第14図は本
発明η0聴器による、補聴器から患者のr丁に放射される検査音を自己発生さけ
るための動作のフローヂャート;第15図は本発明補聴器ににる、あらかじめ記
憶されている較正値をホストコンビコークヘリボー1〜する動作のフローチャー
ト:第16図は本立1y口Ili聴器にJ:る、ホストコンピュータに耳道内の
音圧レベルを決定するのに使用するデータを供給するための動作のプローブ1!
−ト;
第17図は本弁明補聴器による自己調整P波−制限−戸波デジタルP波器を構成
する動作のフローチャート:また第18図は本発明補聴器による、ホストコンピ
ュータに耳道内の音圧レベルを決定し第17図のデジタルP波器の自己調整及び
制限動作を七二りするのに使用するデータを供給するための動作のフローチャー
トである。
図中の参照符号は全ての図で対応する部分を示すように統一されている。
りましい−・ の;、た′口
好ましい実施例では補聴器モデルは実質的にあらゆる聴力障害に適合する」:う
にプログラム可能である。聴力検査で使用される補聴器は患者が家庭で着用して
いるものであってもよい。従って従来まず患者を検査して特定の補聴本特刊を指
定し、次いで最終的に選択された代表的4g補聴器を用いて患者を再び検査する
段階の間で生じていた診療上のdれがなくなる。また好ましい実施例の補聴器は
プローブマイクロホンを会lvでいるため検査中のみむらず通常の補聴器の使用
の際でもH内の音圧を測定することができる。補聴器内にプローブマイクロボン
があるため検査と較正が簡単になり、■中の音圧の測定がより正確になり、さら
に補聴器の入力音圧にえjする出力音圧の全体的な特性を通常の使用においてよ
り正確に制御することができる。ざらに、デジタル処理技術を用いているため利
得及び最大パワー出力関数を選択された周波数についてより正確に調整すること
が可能になる。
補聴器パラメータの最初の設定は、患者に最大の音声了解度と快適さを与える適
当な適合用を用いろようにブ[1グラムされているのが好ましいホストコンピュ
ータによって自動的になされる。かかる適合用は:1)音声を選択した周波数に
ついて1(す幅して2001−12から60001−IZの範囲の聞く人にとっ
て快適な大きさにし、2)選択した周波数について最大出力を制御lI して同
じ周波数範囲で聞く人が不快になる聴覚レベル以下に1にとによりなる。補助的
な適合用として、装置雑音と低レベルバックグランド音響雑音とが可能ならば聞
く人の閾値レベル以下になるJ:うにづる原則もまた採用される。
−最初のパラメータが決定されると微調整「適合」が、補聴器がプログラム可能
であるために可能な適応過程を用いてなされ、最適の設定が達成される。医者が
ホストコンビニュータを梶作している間患者は音声了解度と快適さとを様々な増
幅特性についてん早く比較し、これを満足づる適合が達成されるまで行なう。か
かるス・j比較過程として知られろ過程では患者は眼鏡レンズの適合過程と同様
な「良くなった」あるいは「悪くなった」という判断をめられる。
上記の補聴器適合過程では補聴品評hlliの際耳型及び変換:己の装首特性を
考+Albで行なうと右利である。補聴器は検査中思考によって77用されるの
で補聴器及び11ハリの合冑特性は適合過程に含まれている。従来標準的な(1
1道を大J、そ模倣した)適合空洞を用いでいたために生じていた顕署な適合誤
差は除去される。
検査中、補聴:!!:はホス1−コンピーコータをイiする信弓供給装r1に、
試験音制御信シじ、測定データを表わす信8.よ/j補聴器を適当な信号処理特
性にプログラムリ゛る信2〕よりなる2方向デジタル信号の伝送を媒介りる直列
通イ1−データリンクにより接続されている。検査が終了すると?IO聴器特性
はその患者に最適の147竹を右するように最適化されており、?+n聴器は患
者が快適に着用できる独〜γした自己調整装置になる。これに伴い診療回数が少
なくなり、tL!名、医右、雇用者及びネ1会に対し有益な利点がVlられる。
補聴器プログラムをコピーする際に必要なデータはホストコンピュータに記憶さ
れる。ぞこr補聴器を交換する必要がある場合は、他の補聴器を、元の補聴器の
プログラムのコピーを交換しようとする補聴3の較正データを用いて変更して1
′1だプログラムを用いて迅速にプログラムづるこができる。このようにして従
来補聴器を交換する際に生じていた問題は除去される。
第1図は補聴器12の特性を自動的に制御し、患活の聴力検査で使う刺ゐ13及
びシークンスを発生覆る診癩検査システム10を承り。システム10は以下ホス
トコンピュータと称する小形コンピュータ14をイTVる。ホストコンピュータ
14は陰極線管(C[r)18ど、通常の電子技術を用いて直列インターフェー
ス22と接続されたキーボード2oを含むb1信す末16どを石1Jる。・j(
スト]ンピコータ14はシステムバス24を介しCフレー1−シブルディスク人
容早データ記憶コニット26と、大音量ハードディスクデータ記憶ユニット28
と、印字R/プロッタ30とに接続されている。ホストコンピュータ14はデー
タリンク32及び直列インターフェース34を介して補e器12をプログラムし
、また逆に補聴器から測定データを1qる。
ホストコンピュータ14はまたデジタルアナログ変換器(DAC)38と、信号
減衰器40と、高忠実度電力増幅器42などの信号増幅装置と、スピーカ44と
を含むオーディオロジカル検査リブシステム(△TS)36とも接続されている
。端末16にお番ノる医療操作者の選択ににリボストコンピュータ14はATS
36をディスエーブル化するかあるいはATS36を動作してスピーカ44から
音、狭帯Vi雑音、呂声サンプル、及び他の記憶呂を含むレパートリ−から選ば
れた検査音を放射さける。前記レパートリ−は典型的にはディスク26又1cL
28に記憶される。ATS36は開始ないし発生手段(例えばホストコンピュー
タ14)により制りυされ、補聴器12の近傍で聴力検査音を選択的に発生する
手段を構成する。ΔTS36はそこで補聴器12の外部マイクロホンへ聴ツノ検
査音を出力する音源として作用し、ボスミーコンピュータ 14により制御され
る。
対話形応答ユニツ1−(IRU)46が患者に提供され、検査中補聴器J、り聞
こえる音に対する反応を記録するのに使用される。IRU46は患者の応答を感
知し、反応データを直列インターフェース48を介してホストコンピュータ14
にデジタル伝送するaIRU4.6はかろうじて聞える音、快適な音、及び不快
な大きすぎる音に対応する3つの押しボタンスイッヂであってちJ:い。しかし
IRU46にホストコンピュータ14が患者の反応、指示及び選択を表示でさる
タッヂスクリーンビデオユニツトを使用するとより大きな多様性が得られる。こ
の場合、患者は13にス・1する反応を記録りるのにスクリーン上の表示選択区
域に触れる。
第3の形の+ RIJ 4.6はOン末16とl1il−の端末11−ツl〜を
使用すること(゛あり、患賃はだの−1−一ボードを介して反応を入力づる。
第2図によ3I7′Vt、補助器12は電子[ジ−トール61ど、111掛はグ
ープル組立体63ど、患者の1−1内に挿入されるTIY!67内に保持される
変換器モジ−1−ル65どをイ11−る。If It)げケーブル組立体63は
Llの背後に1首用される電子モジュール61 ic fin人される小形コネ
クタ64に接続されている6木の細い絶縁)ワ体を有するクーゾル63Bと囲む
。先の細くイ【つたブシスブック:笈可撓管63△を含む。■+1)けグープル
組立体63は11の寸法が異なっても適合できるようにいくつかの異なった長さ
に製)告することができる。データリンク32は電子上ジュール61にコネクタ
6つににり取イ・」けられ、補聴器に一時的【こパワーを供給すると同時にンク
32とは補聴器12から除かれ、再充゛電旬能バッテリーパック71が電了しジ
ュール61に対してはめ込まれ、通常の補聴器の使用の際電力の供給を行なう。
第3図で、変換器モジュール65は外界音を受信づるマイクロホン75を含む。
マイクロホン75は図示の」:うに補聴器12の111!的外界とは限らない場
合も含め外界音を受信ザるので以下「外部マイクロホン」と称する。音は補聴器
に変換器モジコール65内に設()られたボー1−76にり入るので8響的増幅
及び外qの指向性にとって右利である。またケーシング73は■心向の昌を受(
5りるので以下[プローブマイクロホン]と称する第2のマイクロホンをSむ。
ケーシング73はさらにウーハ79とツイータ81どより構成される複合レシー
バ73を含む。[レシーバ−1%8語は?IIi聴器技術にd3いてはマイクロ
ホンではなく電話のレシーバと同様な別面の音敢剣手段を指して使用される。(
補聴器レシーバは11τ話レシーバとは一般に構成が異なっており、電話レシー
バよりはるかに小さい、、)ウーハ79は補聴器12の使用者のr丁に低周波域
の音を放11する電気的に駆動される装置であり、またツイータ81は高周波域
の盲を放OAする同様な装置である。
この両名の組合わせにより標準的には200から60001−I Zの範囲のス
ペクトルの仝休がカバーされ、聴覚障害をイ、fする患者の聴カヒの必要に適合
することがぐさる。
そこで外部マイクロホン75は補聴)S使用者の外界音により電気l9を発生づ
るマイクロホンを構成し、ウーハ79どツイータ81ど【よ補聴器使用者のHに
盲を放射りる電気的に駆動されるレシーバを構成する。
変換器モジュール65は耳道と連通ずるように装着でさるJ:うに適合された本
体を形成し、補bz本体は外界音に感応づ゛る外部マイクロホンと、口過に盲を
供給するレシーバと、■心向の音を感知Jるブ[1−ブマイクロホンとを有する
。ウーハ及びツイータの電気的駆動は高周波域及び低周波域に分離される。この
分離構成にJ:り処理雑音が減少され、またダ 。
イナミックレンジが向上する。このように、レシーバはそれぞれ異なった周波数
範囲で駆動手段により駆動される複数の変換器を含む。
プローブマイクロホン77、ウーハ79、及びツイータ81は?lIi聴器が装
着された場合それぞれの路管83,85.及び87ににす1丁通と音響学的に接
続される。盲管は約5Mあるいはそれ以下の外形を右し患者の頭部中心線に対し
/15°の方向に向いた東を形成ηる。プローブマイクロホン77の盲管は内径
が約1.5mで長さが約24mmである。
第3△及び第3図に示づように、rT型67は柔い成型プラスチック要素であり
、補聴器を使用する際耳内へ挿入される。耳型67はそれぞれの間口部83’
、85’ 、及び87′ に延在づ−る昌管83,85.及び87を受入れる−
又は複数のチトンネルを右づる。
外部マイクロホン75、プローブマイクロホン77、ウーハ79、及びツイータ
81はケーシング73内で緩衝発泡材料8つにJ:り互いに音響学的に絶縁され
ている。ウーハ79とツイータ81とは+A FI89中に保1hされるが外部
マイクロホン751まケーシング73に固定される。これにより音響学的絶縁が
向上し、またフィードバックスクイ−リングにり・1ηる自由1臭が1(つ大η
る。
第4図を参1(qするに、音は1m業的に入手できるクノウルス(K nowl
cs)七デル「△1815リブミニチJアエレクi〜レットコンデンザマイクロ
ホンのような外部マイクロホン75で受信される。このマイクロボンは41)域
幅が広< (150〜8000H7) 、応答が滑かで(±5」)、体積が小さ
く (0,051cc) 、電気的安定性が良好で、また振動に対する感l立が
低い。外部マイクロホン75は電圧■のラインと接地線により動作エネルギーを
1)λられ、信号調整回路103に]&続されたう1゛ン104に電気出力を出
力1する。
信S」調整回路103は6 k HZ以下の周波数で周波数と共に1オクタ−1
当り6=Bの1す10−ひL冒するプリエンファシスへいし「チルト」を加え、
次い(゛信73圧縮を加:Aる。信号圧縮【よ]ンパンディング技術の〜・部で
おり、圧1tiiはソフi・「“ノ丁ア中で・の拡大に、」、って補値される。
信号調整回路103はブリrンノj・シス、+ね、帯域幅が制限され(偽・活号
防+I:)、さら17、圧縮さ才1ノ、:出力6I−1λ、これは多用止器(M
UX) 105、標本化及び保持回路(E; / L−1−1,I N ) 1
09、及びアナ[Jグデジタル変換器〈ΔDC)111の結合されへ1力+’+
= b: 、1、り個lζに分離したデジタル標本に変換される。、MtJX1
05の各−;F トンネルの公称の標本化速度は50k)lzで1jiiる、1
信号調整回路103の偽信弓防止P波器はOから6kHzまでは比較的平III
で、それから先は「急降下1しくオクターブ当りの十が)、25 kF17以上
でのスペクトルエネルギーが確実に無視できるようにする特性を右する。信号調
整回路1034マイクロホン入力が89.Eの音圧レベルの場合約5ボルトの出
力を生じる。EAシリーズのマイクロホンは1マイクロバー当り1ポル1〜C−
60,Eの感度を有するので1 kl−12での゛重圧利得は約60=I3でな
ければならない。6kH7を越えると、偽信号効果を減じるため25kHzのノ
ーイ:1ス1〜速度(チ11ンネル当り12.5 kl−IZ)で十分適切な低
いく一60dB)信号が確保されるようにシステム応答をオクターブ当り−30
、Bでロール調フする必要がある。
△DC111はデジタル信号プロセッサ(DSP)113に接続され、16ビツ
1−の一連の近似変換過程を実行する通常の電子技術を用いて構成されている。
この結果16ビツトのダイナミックレンジを有し小信号にも適切な粘麿を右する
デジタル標本を発生づる高速変換が(ワられる。
信号調整口r8103を用いてブリエ〕/ファシスと圧縮が加えられた場合には
信号対m子化雑音比が高レベルに増大づる。そこで常識的技術として、ADC1
11中の複雑さの減少が信号調整回路103及びDSP113中の拡大ラフ1−
ウェアの使用を相殺して余りある揚CΔDC111の変換ビット数を許容でさる
信号対雑音比と両)′I″c−さる最少Qrj (10ピツ[・あるいは8ビツ
トでもよい)に減少さびることが考えら才する。
デジタル標本はデシクル信号ブロセッリ(DSP)+13で処理されるが、これ
は検査音に3・j応づる波形を自己発生し、*/l−非常(3広範囲の補聴器p
波特刊を怖λ、プローブ?−1゛り[]ホ〕ノからのデー・りを処理し了、リボ
−1−シ、」、た戸波01作についでのデータを収集し・″4リポート1ハざら
に他の1能をち実T”Uできるようにブ「1グラl\できる電子的論理要素のフ
レキシブルア15ノーよりなっている。例λばDSP113は電子[ジ]−・ル
61に物叩的に適合11ろV 1.、、− S I (超大規模集積回路)とし
て製造された16ビツトマーi”+uy’o12yリー%ッ7rcl:イ、、D
SP 1131.:G、tランジノ1アクセスメ[す(RAM)115と続出専
用メモリ(ROM)117とが付随する。
戸波動作モードて゛はDSf〕113は全周波数範囲200〜6ooo+−+z
を4つの帯域240−5601−1z 、627〜1353Hz 、 1504
〜3412Hz 、及び37り5〜〜554 、’+ ilZに、J:ってカバ
ーする4つの一連の8次帯域−波器どして動作−づる。帯域あるいは範囲にはそ
れぞれ帯域番号F=1.2.3及び4をは・1りことにする。DSP113はP
波モードでは前記4つの帯域でデジタル一波th作(第17図に関連してより詳
細に説明″rJ)を実行するようにプログラムされる。いくつか異なった)戸波
アルゴリズムを使用できる。
これらには無限インパルス応答(I IR)及び右限インパルス応答(「IR)
ir波器が含まれる。DSP113はプログラムを変更してやるだけでこれらの
どのアルゴリズムでも実行づることができる。TIR形戸波器はFIR形P波器
よりやや大きな丸めによる雑音を生じると考えられている。したがって本実施例
では信号対雑音比のより優れたFIR形P波器を開示する。
DSP113はデジタルアナログ変換器(DAC)119によりアナログ形式に
変換される一連のデジタル(、Ti G3を発生ずる。DAC119は低周波帯
域F−1及び2のデジタル一波出カの和を表わすアナログレベルと、高周波帯域
(「−3及び4)のデジタルP波出力の相を表わづアナログレベルとを交互に連
続して出力する。DAC119の出力は第1及び第2の標本化及び保持回路(S
/H1及びS/H2)121及び123に接続されろ。標本化及び保持回路12
1及び123はDSP113によりデコーダ回路125及びfi制御シップ12
7を介して交!jにイネーブルされ、ぞの結果低周波帯域「−1及び2について
のアナログレベルがS/H1の出力に生じ、また高周波帯域「・−3及び4につ
いてのアナログレベルがS / H2の出力に生じる。このJ、うにしてアナ[
1グレベルが別々の高周波及び低周波ヂ1!ンネルに供給される。
各々の標本化及び保持回路121及び123はDAC119の整定時間110半
は標本化を抑止される。この理由はDΔ0119が交互に独立ムイ3号を出力し
ているからである。この結果出力に多数のジトンブが生じる可能性がある。かか
るジャンプは標本化及び保持回路をイネーブルする前にDAC119が少なくと
も部分的に落らつくまで持つことで標本化及び保持回路121から分離でき、従
ってこれらが患者のHに入ることを防止できる。
ここで2出力チヤンネルの利点について検討する。8ビツトデジタル表現をイア
する回路例の1lIj作ではどららのアーtlンネルも80.13SPLの強い
音を32CBの可11!ffi子化惟昌フロア(すなわら、信号対貨1音比が4
8tf3 (6tE x 3ピッ1−))を伴って生じる。(7量子化MF5は
デジタル化過程で生じる。)ウーハ及びツイータの帯域周波外での減衰により吊
子化雑音は1.li−のレシーバを右する設計におけるよりもはかるに低く抑圧
できる。
ウーハ79及びツイータ81はそれぞれS / l−(1及びS/ト12よりそ
れぞれの結合コンデンサ129及び131を介して114月を供給される。ウー
ハ79及びツイータ81は商業的に入手できるクノウルスモデルC11955及
びFF−1925装置である。ウーハ79は1sooHz以下の低周波信号に応
答しく周波数帯VXF=1及び2をカバーづ″る)、またツイータ81は150
01−1z以上の信号に応答覆る(周波数帯域F=3及び/1)。クノウルスツ
ィータの応答はレシーバ本体ケースに非常に小さい孔(1間以下)をあけて音響
質量によりダイヤフラムの前後を結合することで1500H2よりもはるかに低
い周波数まで下げることができる。質量リアクタンスが低い低周波数では通常音
ボー1へへ向う体積速度の大部分をダイヤフラムの後ろでシトントづるとイj利
である。
ウーハ79及びツイータ81はF[による自然のP波特性と組合わされて出力ヂ
11ンネルに顕茗で適すノな程度の偽イ3号防止一波布用を与えるように構成さ
れている。しかし、さらに選択自由な為信号防止フィルタ133及び135によ
りP波布用及びパワー利得を低周波及び高周波出力チ℃・ンネルにさらに加える
ことも可能である。信号調整回路+03でプリエンファシスが加えられる場合に
はデエンフ7シスがP波器133及び135で加えられる(デエンフ7シスはあ
るいはアナログ一波作用を省略したい場合DSP113のデジタルP波器ソフト
ウェアにプログラムしてもよい)。ウーハ/ツイータの組合わせを駆動するパワ
ー利(qを供給するにはリニアテクノロジー製あるいはデギサスインスツルメン
ト製の小形プッシュプル増幅:Sが使用できる。
プローブマイク[1ホン77は商業的に入手可能なりノウルスE△193/lザ
ブミニチコアエレク1〜レットコンデン1ナマイクロホンなどでよく、ライン1
41を介して信号調整回路107に接続される。信号調整回路107(よ約8c
Bの利1!′7を加え、また所望に応じてプローブマイクロボン出力141J、
りの信号を圧縮し、多重化;5105に第2の入力を5える。プローブマイクロ
ホン77は補聴器使用者の耳中の音を感知すべく適合された第2のマイク[1ホ
ンを構成1゛る。 DSP 113は△DC111より外部マイクロホン75の
調整された出力値とプローブマイクロホン77の出力値とを交Hに表わす一連の
デジタル信号を供給される。 DSP 113はデコーダ回路125及び制tl
11ラッチ127を介して順次外部マイクロホン用にMUX105をイネーブル
し、S/H−I N 10’lをイネーブルし、次いで△DC111をイネーブ
ルする。上記シーケンスのID5P 113はプローブマイクロホン用にMtJ
X105をイネーブルし、次いでS/1−1− I N 109を、またさらに
△DC111を順次イネーブルづる。第4図の実施例ではプローブマイクロボン
の出力は信号調整回路103を迂回しておりプリエンファシスを受けないのでブ
ローブチ17ンネルについて△DC111の出力を解析する際の複雑さが避【プ
られる。このようにして外部マイクロホンの信号値及びプローブマイクロホンの
信号値を表わすアナログレベルが多ffi化され、対応するデジタル表現に変換
された後DSP+13に供給される。
従ってMUX105はプローブマイクロホン77に接続する入)jと外部マイク
ロホン75に接続する入力とをそれぞれ右し、また出力はS/ト1−IN2O3
及びADC111を介してDSP113へ接続されている。信号調整回路103
は外部マイクロホン出力をプリエンファシス又は圧縮手段あるいはその両者に接
続し、さらにMUX105の−の入力に接続する手段を構成する。イε号調整回
1103は外部マイクロホン出力にプリエンファシス及び/又は圧縮を加え、一
方ブローブマイクロホンはイ8号調整回路107を介してMUX105にプリエ
ンファシス手段(′1jなわち回路103)を迂回して接続される。
DSP113は入力、計算、及び出力動作を多数のループの各々について約80
ミリ秒間(12,7kH7の標本化速度の逆数)で完了するに十分な速さのハー
ドウェア及びソフトウェアを有するプロセッサである。ダイナミックレンジは1
6ビツ1〜デジタル表現を使用することで改良されるので16ビツトプロセツサ
が好ましい。テキ4ノスインスツルメントTMS−320マイクロプロ廿ツサ又
はそれと同等なプロセッサがDSP113に適している。
T M S −320はデータエリアは内蔵しているがプログラムエリアは外部
接続される。データメtりは16ビツト144ワードであり、またプログラムメ
七りは4096X i (3である。ブログラムメモリはROMエリア111と
R,AMエリア115とに分れる。ROMエリアはDSP113のモニクブ[二
1グラム(第12図参照)を含み、RAMエリアはモニタによりロードされる(
第13図参照)。本発明を実施りるにあっては通常行/Zねねるように、4に規
格のメモリを動作実行に必要な最小限のメモリまで、あるいは将来実行する可能
性のある03作をも含むように適宜!11減づることができる。
TMS−320には8つのI10ボー1〜が設けられ、局部周辺装置よりアクレ
スされる。直列インターフェース151、△DCレジスタ111△、制郭うッヂ
127及びDACレジスタ119△に対するボートの割りあては公知の方法で適
宜行なわれる。
T’MS−320はI10スペース8ワードのプログラムされた入出力(+/○
)部を使用Jる。l109イクルとメモリサイクルとは大部分同一であるが最大
の相異はTMS−320が命令とデータのフェッチを重複させることである。T
MS−320では全てのデータフェッチ(よ装置内部で処理されるのでこれらは
次サイクルの命令フェッチと平(了してなされる。これ(まデータが同一時間で
メモリリファレンス及びI10リファレンスのために転送されてもI10リファ
レンスはINあるいはOUT命令をI10転送が行なわれているのと同一のバス
からフエツブーしな(ノればならないので他のリイクル毎にしか生じないことを
意味する。
■MS−320の全バスサイクル【よ約200ナノ秒である。RAM115とR
OM 117とはTMS−320と組合わせて使用するには約90ナノ秒のアク
セス時間を右さねばならない。I D T13116Sの形の2に×8スタチッ
ク相補形金属酸化物半導体(0MO8)RAMがメモリ形成ブロックとして組合
わせ可能なチップである。迅速なデコーディングを行なうためメモリはできるだ
1プ簡単に分割されており(二分割又は四分割)、RAM 115は番号の大き
いワードでイネーブルされROM 117は番号の小ざいワードでイネーブルさ
れる。
DSP113の割込(INT)ラインは第1図のホストコンピュータ14から直
列インターフェース151を介して主11ラクタが与えられると動作する。DS
P113はまたデ]−グ125と2ライン制御バス153を介して直列インター
フェース151をイネーブルする。直列インターフェース151は9600ボー
に達するプログラム可能データ速度で動作する非同期直列ボー1〜であり、容易
に入手できる従来の形のものでよい。’osr’113は直列インターフェース
151がイネーブルされるとこれとの間で情報をデータバス155を介して送受
信する。このようにしてDSP113はデータリンク32に沿って第1図のコン
ピュータ14と2方向心列交信を行なう。
第1図のポストコンピュータ1/Iは直列インターフェース151を介して補聴
器12ヘプログラムとP波係数をダウンロードする。DSP113はこれらのプ
ログラムを供給されてそれを実行する。ポストコンピュータへの直列データリン
クは補聴器12の状態をモニタする有効な手段を提供する。ホストコンピュータ
にリボ−1へされる状態情報はニブローブマイクロホン音圧レベルの測定圃、多
帯域P波器中のクリップ作用の程度、及び入力(ffi号あるいはP波出力のパ
ワースペクトルを含む。
155で示したパスラインはわかりやずく図示するためDSP113から△DC
レジスタ111△、直列インターフェース151、また制御ラッチ127、さら
にDACレジスタ119△へ延在するように示しである。これらのパスライン(
ユ全てDSP113の同一のデータバスの一部であるので全て同一の参照符号1
55が何しである。△DCレジスタ111△は三状態出力を右し、また他の通常
の構成によりバス155が多目的に使用でさるようになっている。バス155は
メインバス175のデータ線である。メインバス175はデータラインを有寸る
のみなら71″DSP113からRAM115及びROM 147に接続される
アドレスラインと制御ラインとを右する。
図のデータリンク32は可撓性ケーブル内に4本の導線161. 162゜16
3及び164を右している。第1と第2の導線161及び162はコネクタ69
を経由してそれぞれ反対の方向167及び16つに向う、第1図のボスミーコン
ピュータ1/Iの直列インターフェース34とDSP113の直列インターフェ
ース151との間の伝送信号を搬送する。第3の導線163は聴ツノ検査を行な
っている際−助的に補聴器供給電圧として使用される、従来のホストコンビコー
タ14の電源(図示せず)より得られる電源電圧VE X Tを搬送づる。第4
の導線164はデータリンク32及び供給電圧VEXTの接地帰線である。
コネクタ69はデジタル信号(例えばプローブマイクロホン77の測定データ)
を外部に利用できるようにし、J:た別のデジタル信号を受入れてデジタル一部
手段(例えばDSP 03)を補!!!器が耳道と連通して着用きれた場合にプ
ログラム可能にする少41くとも−の外部コネクタを構成する。
データリンク32に4木の導線を使用することで完全な二重く同時2方向)直列
通信が可能になり、まlζζ湾流供給力1A163情報搬送導線161、 16
2から分離される。勿論シンプレックス(交互に一方向)直列伝送を採用すれば
二重の導線で汎むが、その場合データリンク32上の直列デジタル信号より供給
電圧を分離するために従来技術による部品を電子モジュール61に追加せねばな
らない。
第4図のパップリーバツク71はコネクタ69′の2つのバラブリー接続導線1
63′及び164′ と接続される。コネクタ69′の他の2木の導線には接続
がl−、されない(NC)。聴力検査が終ると直列データリンク32とコネクタ
6つとはモジュール61がら接続が断たれ、かわりにコネクタ69′をはめこむ
ことで電源電圧Vが供給される。接続が断たれている間小さなバッテリー167
が揮発性RAM 115に補聴器適合過程でダウンローディングされたソフトウ
ェアが失なわれないJ:うに電圧供給を継続する。これ以外の場合はRAM 1
15には電源電圧Vがダイオード169を介して供給される。Xfi源電圧Vの
供給が回復するとDSP113のリセットビンRにワンショントマルヂバイブレ
ークなどよりなる電源Δシリセフ1〜回路(POR)171よりパルスが供給さ
れ、プログラムの実行が再開される。
DSP 113の動作の−ではDSP113は補聴器外より供給される第1組の
信号によって動作ご;れる自己発生モードでレシーバを駆動してレシーバに外部
から供給された前記第1組の信号で制御される少なくとも−のパラメータを有す
る音を放)Jさせ、また次いでレシーバを補at器外から供給される第2組の信
号で動作されるP波モードで駆動して外部マイクロホンの出力を前記第2組の外
部供給信号で定められるP波パラメータに従ってP波する手段を構成する。プロ
ーブマイクロホンを使用する場合、DSP113はまた第2のマイクロホンに接
続されて外部で使用される、前記第1組の外部供給信号で制御される音について
の少なくとも−のパラメータを表わす信号を供給する手段を構成づる。コネクタ
6つ(、工法駆動手段からの信号を外部で使用できるようにし、また補聴δ外か
ら供給される第1及び第2組の信号を受入れるための外部コネクタを構成する。
ROM117には小さイjブートストラップモニタプログラムが設けられる。ブ
ートス1へラップ[ニタは第1図のホストコンビュー夕14が選択されたプログ
ラムをホス1−コンビl−夕からRAM 115へ数秒間でダウンローディング
1ノるのを補助づる。!11!型的なダウシミコーディング過程で(1約2−1
= 0バイ1−のプログラムがDSP113へ9600ボーの速度で転送される
。これ(よ約2秒間で終了づる。
t)SP113プログラムがロードされ、新たなP波係数及び制限値が決定され
、あるいは第1図のホストコンビコータ14によりメ七りから選択されるとこれ
らの値は1秒足らずの間に伝送される。対比較適合過程を容易にづるためあらか
じめいくつかの係数組をt目)しておき、その(股で1r5毎に補聴器p波特性
を完全に決定しなおすようにザると有利である。
プログラムがロードされると実行が開始され、補聴器12は動作状態になる。イ
こでDSP113もまI、:補助器内のデジタル4算手段となる。
このデジタルみl鈴手段は外部マイクロホン、前記プローブマイクロホン。
及びレシーバに接続され、また外部源のプログラム信号と接続できるように適合
されている。また該デジタル61粋手段は信号により表わされる全プログラムを
該プローブマイクロホン、外部マイク[1ホン及び聴力検査及びデジタル2波用
のレシーバを使用しながらロードし、また実行する手段よりなる。
DSP1+3はまた入力8レベルが所定の1型値以下に下ると?+Ii聴:Sの
様々な部分の電力消費を制御し、バッテリーの寿命を節約するようにプログラム
される。
第5図を参照するに、ホストコンピュータ14の動作はスタート201で始まり
、ステップ203で選択メニューが以下のように表示される:″1.患老面接:
患者のデータベース更新″”2.ITインピーダンスの較正”
′°a 可聴範囲を測定して一部パラメータを暗算′。
″4.音声了解度試験″
パ5.灼話式微調整“′
ホストコンピュータの操作者は選択(′Aブション)メニ]−の−を選び、ステ
ップ205で選択されたメニューを実行づるための分岐がなされる。選択1は通
常最初に選択されステップ207で実行される。そのv:tvJ作はステップ2
03に戻り、他の選択ができる。その復選択2.3,4゜及び5から選択された
オプションの−がステップ209. 211. 213.あるいは215でそれ
ぞれ実行される。
患者面接ステップ207は標準的な対話形データベース更新ルーチンであり、コ
ンピュータが定型の質問を第1図のCRT18に点滅させ、操作者が質問して患
者の答えを第1図のキーボード20より入力する。第1図のボス1〜]ンピユー
タ14は回答を直接に、あるいは公知の何らかの中間的な処理を加えた後データ
ベースに記憶する。これ以上のデータベース更新ルーチンに関する説明は従って
ここで【よ行なわない。
較正ステップ209はステップ211が正確に実行されるように補聴器の予廂的
デーク及びそれが患者のHに挿入され!、:場合のJjj 刊をめる。ステップ
211は次いでステップ20って1!′7られたデータと可聴範囲測定(患者の
聴力を規定づる)とを用いて自動的に括)古の聴力欠陥を改善づるP波パラメー
タを61算覆る。補聴器12は自動的に計τフされたP波パラメータに従って動
作するようにプログラムされており、従って引続き操作者がステップ213及び
215で行なう検査及び微調整により可能な限り完全な適合が得られるようにな
る。各’111Rメニユーは一度ずっ1がら5まで行なわれることが想定されて
いるが、各選択メニコーはいずれも操作者の手順上の要求に従って一度以上、任
意の順序でアクセスできる。また必要に応じて操作者の判断で−又は複数のAブ
ションは省略覆ることもできる。
第6図を参照するに、IJインピーダンスの較正ステップ209はそれ自体2つ
のステップに分かれている。以下のステップを説明する前に、必要4r予備的f
−夕について説明覆る。他の興味ある品についてのデータの説明及びその記号を
第1表に示す。
1−IE(F) 番号Fで指定される周波数範囲にお+Jる、外部音源から外部
マイク[1ボンを経て第1図DSPi13の入力に到る経路の伝達関数の大きさ
HR(F) 番号Fの周波数範囲における、第4図DSP113の出力がら椋岸
的カブラに到る経路の伝達関数の大きざ+1P(F) 番8Fの周波数範囲にお
ける、耳道からプローブマイクロホンを経て第1図DSP113の入力にtlJ
る経路の伝達関数の大きさ
5C(F) fflMFの周波数範囲における、実際の耳インピーダンスが標準
的カブラのインピーダンスからずれていることより必要な補償関数の大きさ
く5C(F)(、E)−患者について測定したHR(F)(fI3)J:り試験
空洞について測定したHR(F)(、E)を減じたもの)
Δ 第4図のDSP113出力で表わされる波形の二乗平均値平行根(RMS)
の値
SPI −]′;T道内のRMS音圧レベしF■7Xマl ロー 7 チp ’
、y ネ/L/ h”F+ (7) D S P 113 人力(1) RM
S IfUここで目的と1゛る伝達関数は問題とするスペクトルの一相の周波数
に対応する一組の複素数である。好ましい実施例ではO〜6 kt−1zのスペ
クトルが1から例えば4などの何らかのカウント番5FOにわたる所定の範囲香
りが与えられる複数の周波数範囲に分割される。にり明確には伝達関数は装置中
の一点での出力のフーリエ変換と装置中の他の点での入力のフーリエ変換との比
である。簡単のためここでは伝送関数の大きさを使用することで複素数の使用を
避ける。この場合、大きさは周波数の関数であり、スペクトルの周波数範囲の各
々についての伝達関数の実部及び虚部の平方根の平方根として定義される。また
各周波数範囲内における伝達関数の大きさは実質的に一定であると仮定するので
81粋が簡単になる。複素数についての数学的考察より伝達関数の大きさは出力
のRMS値と入力のRMS値との比に等しいことが容易に証明できろ。ざらに点
と点との間の経路ないしチャンネルは縦続接続できる。縦続接続された伝達関数
の大きさは各経路についての伝達関数の大きさの積になる。
補聴器12ではDSP113からウーハ/ツイータよりなるレシーバ組合わせに
到り耳体積(補聴器が挿入された状態での耳道の体積)内で終る出力チャンネル
が第1の経路である。この第1の経路に管の端83′JこりDSP+13に到る
ブローブブヤンネより構成された、プローブマイクロボンを含む第2の経路が縦
続接続される。通常レシーバとブローブマイク1]ホンを較正づ−る設備は現場
にはないので較正は製造者により耳体積を模倣した「カブラ」ど称する標準的音
′:フ装防を用いて行なうことを想定している。補聴器を製造者で標準的なカブ
ラを用いて較正する場合DSP113は一回毎に前記周波数範囲の−の望Jニジ
い基9!音に対応づる電気111号を出力する。この電気出力信号は△で表わさ
れるRMS値と周波数範囲内「)「:とをイ1し、これらはどちらも製造者工場
においてホス1〜コンピユータ17′lよりあらかじめ指定したり制御したりで
きる。この値△が第1の経路に対づる入力である。第1の経路からの音響出力は
またブ[コープマイクロ11\ンへ到る管83の端部83′における第2の経路
への入力でもあり、Rvsg−圧レベルSPLである。第2の経路のRMS出力
は以下より詳細に説明する理由によりE■7N下と表わされる。
△及びfW「T酊i−はいずれも製造者で測定あるいtま決定できる。SPLは
¥J造看者工場カブラに接続された標準的音響試験し1器を用いて測定される。
前記縦続接続された第1及び第2の経路の伝達関数はぞれぞれ1−(R(F)及
び1−IP(F)と表わされ、製造者によりΔ、5pt−。
FN「7N下−の測定値から方程式を用いて以下の如く決定される。
5PI−(F) −1−(R(F)x△ (1)lフ′7マー1−IP (F)
xSPL (F) ■同様に、関数1−IE(F)はDSP 1+3RMS入力
の標準音源より外部マイク1]小ン75に供給されるR M S 75圧レベル
にり・1りる周波数に依qづる比である。
l!lツ)3者により決定された関数HE (F)、HR(F)及び1−IP(
F)1、L補聴器につ(Jて現場の医者に送られるデータシー1− 、Lに供給
される。
本発明のより右利な特徴は関数HE (1”) 、 1−IR(F)及び1−I
P(F)はさらに補聴器のメモリにもロードされることである。この結果これら
はポストコンピュータにJ:り自動的に検索でき、そのためデータシートの値を
適合過程に先立ちホス1〜コンピユータに入力する時間が節約できると同時に検
索の際の誤りも防止できる。
患者の耳体積の特性は製造者が自分の工場で使用するカブラの特性とは一般に異
イ家っていることを理解すべきである。従って現場で耳インピーダンスを較正す
るのが好ましい。実際の■体積をカブラど比較して変化させる効果は第6図のポ
ストコ1ンピユータの動作にJ:り定められる周波数に依存する補償関数SC(
F)にとり入れられる(「補償関数」なる語はここでは数学的な補正を意味し、
補聴器適合の全体的目的である聴ツノの「補償」と同義ではない)。
第6図の耳体積較正ではDSP 113の電気量カイ3号が一同に−の周波数範
囲の望ましい試験音に対応して発生される。この電気出力信号はAで表わされる
RMS値と周波数範囲番号Fとを有する。これらはいずれをあらかじめ定められ
ているか、あるいはポストコンピュータにより制御される。偵Δは第1の経路へ
の入力である。上記の縦続接続された第1及び第2の経路の伝達関数は患者の耳
道を含/υでおり、それぞれ(SC(F)xl−IR(F))及び1−IP(F
)で表わされる。第1の経路の音響出力は開口部83′における第2の経路の入
力でもあり、RMS音圧レベしSPLである。従って縦続接続された経路Cよ以
下の方程式で表わされる。
^1−−−]\シI−−=ニ;2−−−rくT−m−を七1−=l」P (F)
XSC(F) XHR(F) XA C3)SPL (F) −3C(F)x
HR(F)xΔ 伺)lフーtfii=sPL (F) xi−1p (F)
(5)HP (F)はわかっているのでF■7玉Iのデータがプローブマイクロ
ボンal11定より得られるとこれを用いて患当のH中で・の実際のr1圧レベ
ルSP1.lF)をめることができる。△の(直はホストコンピュータによりあ
らかじめ定めることができる。そこで伝達関数1−IR(F)もわかっているの
で方程式(4)及び(5)をSC(F)につい解くことによりスケーリング関数
がホストコンビコータ14により決定される。
ホストコンピュータ14の動作は第6図のように開始225で始まり、ステップ
227へ進んでルーチンRFPORT1 (′515図)を補聴器にダウンロー
ドしてDSP113にFO=4の各周波数範囲について伝達関数(+−IF (
F) 、 1−IR(F)及びHP (F)の値を返送さける。次いでステップ
229でボス1〜コンピユータ14は補聴器がら返送された値を入力され記憶づ
る。ステップ231でREPORT2 (第16図)と称するルーチンを含む刺
激発生ルーチン(第14図〉がホストコンビコータ1/Iから補聴器へダウンロ
ードされる。このようにホストコンピュータ14は全ての検査畠発住プログラム
を補聴器に第1組の信号としてダウンロードする。ステップ233で操作音が−
の周波数範囲の試験周波数及び望ましいΔの値を選択し、これにより耳インピー
ダンス較正検査を行なっている間患者に快適な音量レベルの検査音が発生される
。刺激発生ルーチンの係数はステップ235で補聴器へ送られ、これにより選択
された周波数範囲の検査音が補聴器から患音の■に放射される。
ステップ237でホストコンピュータ14は補聴器12のプローブチャンネル中
の平方相入力の伯MをDSP113がらREPORT2を経由しで与えられる。
(直Mは次いでホス[−コンピュータNMでυ10され、この値の平ブノ根がJ
1鈴されて−RMS値FM7N寿が19られる。この値はざらに発生される検査
音の周波数範囲「についてのプローブマイクロホン伝達関数1−IP(F)の値
で割算される。(9られた計粋結果は測定した音圧レベルSPLの値になってお
り、SPL測定がなされた周波数範囲でインデクスされて表中に記憶される。
ステップ23ってステップ233へ戻る分岐がイ賞され、このようにして全周波
数範囲にわたり検査音が形成される。データの収集が終るとスケーリングステッ
プ241に到達する。各周波数範囲Fで補償関数SC(F)は次式に従って各周
波数範囲毎に4粋される:SC(F)=SPL (F)/ (+−IR(F)X
A)6)ただし、SPL (F)は指定された周波数範囲に対応するSPL表の
値、1−IR(F)は補聴器中の出力チャンネルの伝達関数、またへ(ユ5PL
(F)を発生するのに使用されるDSP113のRMS出力である。ステップ2
41に示づ方程式は全てのFの値を残らずカバーするためにはlII徒計口する
必要があるが、そのためのループは図を見やずくするために省略しである。勿論
各局波数範囲について一以上のS P L値を測定づることもでき、また−以上
のΔの値を用いることもできる。かかる場合には全てのデータがメモリ中に表ど
してまとめられ、周波数に」:るインデックスが付される。この場合各回波数範
囲毎に一以上のSPL (F)/(HR(F)XA)の値が4算され、([Iら
れた値を平均して各周波数範囲毎に単一のSC(F)の計算値を(ワる。ステッ
プ241が終了するとリターン243に達し、第5図のステップ203へ復帰す
る動作がなされる。
第7図を参照するに、第5図の可聴範囲ルーチン211は開始261で開始され
、ステップ263へ進んでデジタル一波プログラムを補聴器12ヘダウンロード
する。デジタルM!i器は4つの周波数範囲ないし通過帯域を含む。各周波数範
囲での利得は互いに同一どされ、また制限は加えられないので、O〜6 kl]
zのスペクトルにわたり全体的に平坦な応答が生じる。デジタル)戸波器(まブ
ロー1マイクロホンの測定データを返送するREPORT2ど称するルーチン(
第16図)を有する。
ステップ265で小スト:コンピュータ14は患者が検査音に応答して触れるこ
とのできるvUぶったグI域を1RU46の接触感応スクリーンに表示する辻)
名応答グラフィックを出力する。スクリーン上に表示される応答の選IJeは次
の通りである。
「、(まと/Vど問えない
患者は検査高を聞くようにめられ、その−を聞いてIRU46のスクリーンに触
れて自分の選んだ応答を承り。ステップ261でホス1−コンピュータ14は△
TS36に音量ど周波数が変化する一連の音から選択された検査F1を発生さけ
る。音は第6図のように補聴器12自体を介しても発生できるが、可聴範囲の測
定の際補聴器の実際の使用に伴う頭部回折や他の効果が存在づるようにΔTS3
6を使用づる方が好ましい。
ステップ269でIRU=’16は患者の応答をアクセスされ、またステップ2
71て゛ボス1〜]ンビコータが応答が(5Iられたか否かをチェックして判断
する。もしくqられていないならばステップ273へ分岐してタイマをチェック
し、提示1y1間がまだ過ぎていないならばステップ273がらりステップ26
9へ分岐してl RU 46が再びアクセスされる。応答がないまま時間9)れ
になるとステップ2γ3からステップ267への分岐がなされ、巽なった振幅又
は周波数又はその両方が選択されて新しい検査信号が提示される。提示1!11
間内に応答が+r7られるどステップ271からステップ275への分岐がなさ
れ、補聴器12から平方和の値Mがめられる。
第6図のスデツブ対263及び267あるいはステップ231及び233のいヂ
れを実行するにせよ、補聴器の゛重子回路は外部のポストコンピュータ(例えば
P波プログラム)から供給された第1組の信号に応じて制御された電気的パラメ
ータ(例えば振幅など)を右する擾乱をプログラムに従って発生するプログラム
可能デジタル一波手段として動作し、その際レシーバから放射される音は前記の
制御されている電気的擾乱パラメータに対応する制御されたパラメータ(例えば
8圧レベル)を有する。
「擾乱」なる詔は正弦波、雑音、音声などの波形を一般に含む一般的な術語であ
る。
ステップ275でホストコンビコータ14は補聴器及びI RtJ 46から得
た最新の情報にインデクスをイ4して音圧レベル表s p +−内に記憶する。
SPL表は第8図に示すように5通りの反応Δ、B、C,D、及び[。
及び周波数範囲を表わづ個々の番号Rで表わした周波数によるインデクスが設り
られている。ここで周波数範囲は一般にデジタル一波範囲「Oより多くてもにい
。5PI−表の各セル【ま同一の周波教範1711で測定され愚者の同一の反応
が得られた■内音圧レベルデータをそれぞれ保持する一組のメモリロケーション
を承り。
SPLの計算値は最初第6図のステップ237に関連して説明したように比F■
7マ7/1−IP(F)として計符される。しかしステップ237と異なりこの
計0iiffは常用対数をとった上に20を乗ヂることでデシベルに変換される
。また5PI−の各デシベル値が患者の反応Δ〜口及び周波数範囲Fでインデク
スされる表に記憶される魚す異なっている。
ステップ277では」分なデータが収集されるまでステップ267へ戻る分岐が
くりかえされ、しかる後検査は終了し、動作はステップ279へ進ステップ27
9ではホス1〜:」ンビュータ1/Iが各周波数範囲毎に(番号Rと等しい)不
快な音L1ルベル(UCL (F)) 、最も快適な音「1ルベル(MCL (
F)) 、及び聴力限界(丁1−IR(F))の値をSPL表に記憶されたデシ
ベルデータを用いて、;ftfづる。UCL (F)は音が人(反応B)から人
さ寸ざる(反応A)へ移行するレベルを表わす。UCl、lF)+ま各周波数範
囲角にソーディングを行なってAセル中の最小5PI−1+fIをめることで閤
111に計のできる。あるいはより複雑になるが大ききい、及び人さ′1Jざる
力ブゴリーを表わ1J△、Bの値を比較して大きいカテゴリーが終って人7:5
すぎるカテゴリーが始まる境界を推定してもにい。
最し快適な8吊レベルMCL (F)は例えば各周波数範囲毎に反応C(良好)
にり・1応ηるセルの値の算術平均ないし平均をとることで計算でさ゛る。聴力
限界TI−IR(F)は各周波数範囲毎に反応E(はとんど聞えイ蒙い)にス・
j応づるセルの値の品術平均ないし平均を計算づ゛ることで計けできる。カテゴ
リーB及びDに対応するデータは削節C使用しないが、このカテゴリーを設ける
ことで患者はより効果的にどのデータがカテゴリーA、C,及びEに属するかを
決定できるようになる。
第9図に示すようにUCL (F)、MCL (F)及びTHR(F)のt1ζ
)により出で表わした患者の可聴範囲のS P Lが周波数の対数に対してプロ
ットされる。次に、既知の会話音声スベク]〜ルを可聴範囲にあてはめ、患者の
聴力欠陥が完全に補償されるか少なくとも部分的に改善されるようにJるのが望
ましい。ステップ281では望ましいあてはめを行なうため刊(:1のデジタル
一波パラメータGl (F)及びG2 (F) 、及び制限作用のデジタル一波
パラメータL (F)がfft t3される。この結束前られるデジタル戸波器
プログラム(第17図)は利19自己調整機能を特徴として含むリボートルーヂ
ンRFPORT3(第18図)を用いて補聴器12にダウンローディングされる
。ステップ2G9. 275. 279゜及び281を実行する際11\ス[・
コンピュータ14は感知手段(例えばIRU46)より患者の反応を表ねリデー
タを得、反応データを用いて第2組の信号(例えばダウンロードしようとするデ
ジタルP波器プログラム)を決定Jる。
ステップ281で達成される動作は会話△声についての実験データを使用する。
8声の分析により周波数と共に変化づる、デシベルで表わさ゛れる平均値(以下
SM (F)と記す)が見出された。通常の会話音声で生じる音量変化の大部分
は第9図に斜線域282で示したようにSM(F)より12田上の曲線282A
とSM(F)より18」下の曲線282Bとで画成される。音声を患者の可聴範
囲に適合させるために補聴器12の利得を周波数の関数に設定し、SM (F)
を最も快適な音mレベルMCL(F)に変換する。補聴器12のデジタル一波′
l:は初朋利47G1(F)(」)が与えられ、次いでレベルL(F)(、E)
に制限され、さらにP波後利得G2 (F)(cE)が与えられる。
△DC111,DSP 113及びDAC119よりなるデジタル装置のダイナ
ミックレンジを効果的に使用づるために初期利1ワ及び戸波後利+!7G1(F
)及びG2 (F)が計算され、制限値L (F)が好都合なり5P113が発
生可能な最大数(16ビツトコンピユータにJ:る固定小数点形式で表現可能な
最大の正の数は16進記法で7FFF)に確実に等しくなるようにされる。L(
F)はBビット表現ではL (F) −28−1−1(7)
であり、L (F)を前記定数に等しくおくことで制限された信号L (F)の
RM S I直は仝てL (F) (,113>−3,[lに等しくなる。ここ
でfn3d3はピーク値L(「)から正弦波のRMS値への調整のために減算さ
れる。
これで利得パラメータG2 (F)が計算可能になる。G2 (F)はL(「)
(劃3) 3[Eの制限器出力が■内にUCL (F)と等しいSPLを生じる
ように設定される。制限器出力から耳への信号路はG2 (F)。
5C(11及び1−IR(F)を含む。ここでG2 ([)(JE) =tJC
L (F)(,13) −(L (F)(43)−3J3)−8C(F)(、E
) −4−IR(F)(G13> (a)方程式(8)は(3で表わしlζ制限
後利得は患者のLJ Cl−曲線と補聴器12の制限レベルとの差であることを
意味している1、制限レベルがU Cl−を超えると■で表わした制限後の「利
得1は減資である。
利KIG 1 (F )を得ることが残されている。先に説明したように音声7
解磨はま1.:音声の平均レベルSM(F)を患者の最も快適な盲1ルベルMC
L (F>に変換することによっても先験的な訓悼ででさる程度には最大化でき
る。SM(F)の周波数スペクトルにわたる平均値のレベルは例えばTイエ・ケ
ー・ダン他によりジャーナル A−ブ アカスヂツク ソリイエティー オブ
アメリカ、第11谷、1月号、 1940年。
278〜288頁に報告された論文「音声の銃側的測定jなどによる実験解析の
結果から得られるa最も快適な8−MレベルはU CL 、J:り低いのでMC
+−−をうえる補聴:S出力は制限レベルI−(F) (JE) A:りも低い
。制限がなければ補聴器利得はG1 (F)(出”) +G2 (F) <43
>である。
開始直後の補聴器利得はMCL (F) (dlr)から外部マイクロホン及び
信号調整回路103、MUX105、S/HiN、及び△D0111を経由する
イ5弓路よりなるチャンネルの伝達関数FIE (F)について補正されたSM
(F)(、E)を差引いた差に等しくされる。また別の補正を伝達関数HR(F
)XSC(F)で定義される出力チャンネル路について行なってもよい。利+!
7tG2(F)は方程式8より計算されるので利(qGl (F)は以下の式よ
りめられる:G1(F)(出) −MC1−(I:B)−8M (F)(、B)
−3C(F)(、f3) −FlR(F)(、H)−HE (Fl((E) −
G2 (F)(JE) 19)補聴器12のデジタルP波器は電圧増幅度又は減
衰度で表わした利得値を使用するようにプログラムされている。従って利1!7
値はデシベルから電圧和1ワに以下の方程式により変換される;G1 (F )
= 10 (G1(F)(cB)/20) (10A)G 2 (F ) =
10 (G2(F)(cB)/20) (10B)伝達関数1」E (F)
、 HR(F) 、及びI−IP(F)もまた電圧増幅度で表わされており(f
3から電圧利得に以下の式により変換される。
11E(F)=10〔旺(「)((I3)/20〕(11A)+」R< F >
= 1o (IIR(F)(・B)72°) (11B)3 c(F ) =
10 (SC(F)(cE)/20) (11c)Hp (F ) = 10
CIIP(F)(cE)/20) (11D)ステップ283では「明りよう
度指数J(Al)と称される標準量が訓鈴され、適合された補聴器の適合の程度
が予31すされる。明りょう磨指数はANS !標準83.5−1969の「明
りよう度指数計算のための米田内標準方θ、」で規定されている。上記標準に従
った計算がホストコンビコータ14にプログラムされており、ステップ283で
患者を検査することにより1!7られた可聴範囲情報を使用しイ5から実行され
る。
第7図のステップ285でホストコンピュータ17Iは患者の可聴範囲測定に伴
う表示機能及び記録保存を行ないJ、た補聴器12の−波パラメータを自動的に
31算する。適合された音声スペクトルに関づ”る可聴範囲のグラフ(第9図に
相当)が端末16に表示され、操作者の選択により印字d−ブロック30により
ハードコピーにされる。表示又は印字はざらにHR(F)XSC(F)、外界音
がない場合の補聴3惟音出力、また明りよう度指数AIなど愚者に適合された補
聴器のパラメータをもリストする。AI、制限関数L(F)、及び利得Gl (
F)及びG2 (F)は第5図の患者面接で入力されたデータと共に患者データ
ベースに記憶され、しかる後リターン287に到達する。
第10図はボスミルコンピュータ1/Iの音声了M度検査動作を示すフローヂャ
ートである。291で開始された後、検査語リストの認識番号IDがステップ2
93で端末16から入力される。ステップ295で患者にJ:る複数の選択語の
認識応答のためのグラフィックがIRLJ46へ出力される。ステップ297て
・ホストコンビl−夕14はATS36にリスト上の次の語を補聴器12を石川
している患者に間かゼるために提供する。ホス1−コンピュータ14はステップ
299で補聴器からREPORT3ルーヂンによりリポートされた値を読取る。
このデータ値は通常1.0である一定のCAを含み、このCAの変化が耳インピ
ーダンスの変化を表わす、。
FIR3(F)と称される一組のデータはデジタル一波各の4つの周波′F!i
範囲の各々についてのDSP113の平方相出力である。L IMCNT(F)
と称される別のデータ値の絹が台座波形が何回デジタルP波器のa+++限関数
L (F)を超えたかを示す。
ステップ301でLIMCNT(F)値が各音声サンプルが実際に再生される際
発生されるのが認識される。従ってL IMCNT (F)値は川口され、ある
いは全ての音声ナンブルにわたって処理され、その結果各ザンブルについての制
限の程度を示す仝体値が尋かれる。このJ:うにして補聴器の特定の語あるいは
他の音についでの性能がめられ、これにより以下の微調整が容易にtjる。
ステップ303でI RU 4.6に示される患者の多岐選択質問への応答が[
RUより1!7られる。ステップ299で補聴器から1!7られたデータとステ
ップ303でIRUからjqられたデータとはステップ305で操作者のために
端末16上に表示される。より多くの音声サンプルを1万生するのが望ましい場
合ステップ307からステップ295へ戻る分岐がなされ、検査が継続される。
検査が完了すると動作はステップ309へ進み、患者が正しく識別した詔の割合
が削口される。
ステップ311で操作者は補聴器について計算された明りょう度指数とリスl−
I Dとを比較し、またAIから予測される正答率と実際の正答率とを比較する
。ステップ313ではステップ311で表示された値は検査質問事項の各々に対
づる患者の反応の完全な記録と共に患者のデータベースに記憶され、リターン3
15に到達する。
第11図の右利な動作を示寸′別の組においては端末16から操作者tよ補聴器
12にプログラムされたP波パラメータを調整でき、また調整済P波パラメータ
をダウンロードするか否かを決断り−る前に補聴器の予測される性能を計算する
ことができる。動作は開始321で始まりステップ323に進んで操作者が端末
16から−又は複数の制限関数L (F)及び利17G1 (F)、G2 (F
)を入力する。ステップ325でホストコンピュータは調整流値でプログラムさ
れている場合会話音声スペクトル282(第9図)をどのように先に測定された
UCL (F)、MCL (F)。
及びTHR(F)曲線で定義される定常可聴範囲に再形成するかをシIりンする
。明りよう度指数はステップ325で上記の情報により上記へNSI標準法に従
って計算される。次いで情報表示が端末16に送られ、可聴範囲が再形成された
会話音声スペクトル(補聴器応答曲線)と」(に、またこれにより生じるAI値
と共に示される。L (F)、Gl (F)及びG2CF)の調整値及び未調整
値も全て操作者の参考のため出力される。
ステップ329で小ストコンピュータ14は端末16を介して操作者に指示をめ
る。これにり・1し操作者は△$で記すストリングを入力づる。
A$が[イ]−ス」であれば動作はステップ331からステップ323へ分岐し
て戻りステップ323から329へ到るす」負がくりかえされ、操作者は対話形
処理により値をさらに調整し、補聴器の最終的P波パラメータに到達・Jること
ができる。△$が「ロード」であれば操作者はポストコンビ−7−タ14にステ
ップ333へ進lυで調整済P波パラメータを補聴312にダウンロードするよ
うに指示したことになり、補聴器の動作自体が操作者により調整されたパラメー
タに対応するように変化する。ステップ333の後コンピュータ14はステップ
335で調整済P波パラメータを般も新しい△H1算値と共に患者のデータベー
スに記憶し、これによりこの補聴器への意図的な変更が記録される。ステップ3
31でストリング△$が「ストップ」である場合は補聴器は変化されず、リター
ン337に到達する。
このようにホス1−コンピュータ14は端末16と共に聴力限界、最適音i1X
レベル、不快音R1レベル、及び補聴器動作特性(例えば可聴範囲における会話
音声のマツピングの際などの)をグラフィック表示し、また操作者との相互作用
により定まりプログラム可11戸波手段の調整鷹戸波パラメータを形成する第3
組の信号(例えば調整済P波器のダウンロードなど)を発生でる。
DSP1+3はポストコンピュータ14から供給されるプログラムを全て実行す
る。第12図はDSP113ダウンロードモニタである。[モ二り」なる語はコ
ンピュータではコンピュータの他の動作を管理する一連の動作シーケンスを意味
する。第13図はモニタがROM 117に記憶されており、ダウンロードされ
たプログラムがRAM115内にアドレスADROから始まって典型的にはデー
タ又は係数空間が続き、さらにアドレスへDRlに最初の実行可能内容が続き、
ざらにDSPプログラムスペースと記ず残りのプログラム領域が続く状態で記憶
されている様子を示づ。
第12図のモニタはスタート351で始まる割込ルーチンとしてプログラムされ
ており、第4図の割込ラインTNTが動作されると他のプログラムが実行中でも
無関係に動作を始める。インデクスPはステップ353では始めはL口である。
モニタはホストコンピュータ14からステップ355で直列インターフェース1
51を介して管理情報をI7る。管理情報はへDROとして使用するアドレスの
数値であり、まlこダウンロードするバイト数NRである。
ステップ375でDSP113はプログラムバイトを入力し、ステップ359で
そのバイトをADRO値とインデクス値Pとの和に等しい値を有するRAMアド
レスに記憶する。Pは最初はゼロであるので最初のプログラムバイトはアドレス
ADROに記憶される。ステップ361でインデクスPが1増やされる。Pがバ
イト数NRに等しくなるまでステップ357へ戻ってステップ351から361
をくりかえし実行するための分岐がステップ363でなされ、その際ホス(〜コ
ンピュータ14から供給された全プログラムがロードされる。PtfiNRと等
しくなるとステップ365へ進み、DSP 113はADROヘジャンプしてア
ドレス△DROの内容から始まる全ダウンロードプログラムの実行を開始する。
第12図のモニタは複雑でなく短いので製)貴名がROM 117をプログラム
づ−る費用は安り4′i:る。前記モニタは多様性を有し、良いプログラムをR
AMに1−1−ドした((係数空間などの部分を、!瓢かえ、上記長いブ1]グ
ラムのパラメータを変化させるのに使用できる。開始アドレス△DR○(,1異
なった再定義可能アドレス△DR1への「ジ1/ンブ」命令を保持づることかで
き、ソフトウェアの多様性がさらに増える。アドレス△D[マOはポストコンビ
7−タで定義され、ま1.:再定義できるので先にロードしたプロゲラl\を再
ロードすることなく別のA D II OfiTiから始まる別のブIIグラム
を続いてロードづることができる。従−)で補聴器12の改良がホストコンビコ
ータ14に供給された新たに編集されたソフトウェアを一+Tiプログラムをす
ることで達成され、これににり患者の新しい補聴器に対する出費の負10がなく
なる。
第11図は第12図のDSP113モニタにより第6図のjl\ストコンビコー
クステップ231に対応してRAM 115にダウンロードされる刺激発生ルー
チンを示・」。刺激発8囚は補聴ぶの1.ノシーバを刺激発り、器をダウンロー
ドづる信号によって開始される自己発生モードで駆動する一組のDSP113の
動作より形成される。刺激発生ルーチンは基本的にはDSP113を発振器及び
ブ[」−ブマイク[1ホン77の出力をリポートバッタする装置どして01作さ
せる。
動作は開始371で始まる。ステップ373で一組の変数J、N、及びCがイニ
シャライズされ、JIよ2.Nt、tO,Cはホス1−=1ンビュータであらか
じめ計算された数2cos(2XπxfxΔt)に等しくなるように設定される
。「πl i;U 3.4416で円周を直径でυIC)シた(11Tである。
[「」はホストコンビ1−タ14で選択したヘルツ(+−12)で表わした娠動
故である1、△t i、t it!11激発/I−器で発生された時間差値であ
る9、振幅Iパラメータへはホストコンビコータで選択した値に設定される。表
Yは変数、Jにより術数が付けられている。変数Jは3つの値、0,1.2のみ
をどりうる。人力Y(0)はゼロにイニシ(・ライズされ、Y(1)はホス1−
コンピュータでit Hされた[sin (2Xπx f xΔt)にイニシャ
ライズされる。平方和アキュムレータMはげ口にイニシャライズされる。
以下の第14及び第17図の議論では簡単のためモジ10(modulo)記号
−を使用りる。○mo+julo31.L O: 1 modulo31;11
; 2 modulo3は2;3modulo3は0、−i 110dlJ+
03は2 : −2modulo3 iよ1、また−3110dU1o3ijO
テある。一般にXll1odulo[31,iXが0以上で8未満であればXに
等しい。Xが8以」二ならば2B−1未満のXに対しTX+++oduloBX
ll1oduloBハX]より小である場合Xmodulo[3は−B−1より
人なるXについてX+Bになる。モジコロ記号はコンピュ−タ中の8メモリロケ
ーシヨンのみがメ[リロケーション中を無限に進行づ゛る処理で必要であること
を示すのに有用である。
第1/′1図ステップ375では正弦波振幅1 (RMSI直0.707)の出
力値が最新の表入力値Y(、)r+d3)をCに−っ前の入力Y((J−1>m
od3)を乗じたものから入ツノY ((J−2)mod 3)を減じたものと
して順次ff1tiすることで発生される。ステップ377で刺激発生器出力は
振幅1の正弦波からスケールアップされ、入力値■欽Jmod3)に振幅パラメ
ータ八を@算することで出力値Sが(7られる。
ステップ379で第1図のDAC119はDSP113でイネーブルされ、Sの
値がDSP113からDAC119ヘデジタル形式で出力される。DAC119
は勿論S値をアナログ形式に変換する。次にDSP113は標本及び保持回路1
33及び135の一方にのみをイネーブルにし、アナログ出力がウーハ79及び
ツイータ81の一方にのみ供給される。ステップ379は発生される検査音周波
数fに応じて正しい標本及び保持回路をイネーブルづるようにプログラムされて
いる。このようなプログラムは発生せ/Vとづる各検査8毎に刺激発生器がダウ
ン1」−ドされる際周波数rがホス1〜T1ンビコータ14により先験的に知ら
れているので容易に作成するごと/ツマでさる、。
ステップ381テインデクスJは1 、 modulo3増えて値(JI1)m
od3になる。スラーツブ383でレボ−1−ルーチンR[PORT2が実行さ
れ、ブ[1−ブマーイク[1;l\ン77でylだ情報の平方和がホス[〜コン
ピュータコ4へ返送dれる。DSPH3の速さいか/υでステップ385に所定
の待■++5間がプログラムされ、その結宋動作がステップ375に戻ってステ
ップ375〜383ツメ1■1び実行される際発生&の周波数が所定の周波数f
になる。
刺ゐ発生器はリターンあるいは]−ンドを右さないエンドレスループであるが、
その動f1はギt・ラククを送信してDSP113に、’、l込み、異なった周
波数「、振幅△及び記憶5t−11、あるいはSN2を有する11激光生ルーヂ
ンを[〕−ドリーるホス1−コンビコ−一タ1/IにJ:り簡!11に割込みを
され、[ニタが元に戻される。
ここでしばらく戻って第15図のR[「)○RT1ルーブンを説明づる。
171Er’0RT1はボス]・コンビコータ14カ(らDSP113へ第6図
スス−ツブ227クダウンロヘドされる。その目的は補聴;S較正データにあり
、J、た製造n、’1にhli聴器メモリにあらかじめ記憶される伝達関数1−
IE(F)。
HR(F)、及び1−IP(F)を1りることにある。モニタは第12図ステッ
プ365にR[poRrlのダウンローディングの後到達づると開始391ヘジ
レンブづる。REPOR丁1はステップ393の直列インクーノ1−ス151を
アドレス又はイネーブルするステップへ進む。次にステップ395で各「(泊に
ついての1−IE (F) 、 1−IP (F)及びIn(F)の碩が所定の
メUリロク゛〜ジョンからフェンf−され、直列インターフェース151を介し
て伝送され、しかる後エンド39γに到る。このようにホストコンピュータ14
はREPORTlを供給する手段であると同時に補r!に器メモリから較正デー
タを取出し、その較正データ及び引続きlqられるプローブマイクロホン出力パ
ラメータを用いて第2組のデジタル信号(例えばデジタル戸波プログラム)を決
定し供給する手段でもある。
第16図のRFPCRT2と称するルーチンはサブルーチンとして第14図の刺
激発生:Sあるいは以下第17図に関連して説明するデジタルP波器中に組込ま
れる。例えば刺激発生器でステップ381が終了すると、動作は第16図REP
ORT2の聞り73/101へ進む。R[EPORT2のステップ403で第4
図の制御ラッチ127がアドレスないしイネーブルされる。ステップ405でD
SP113のボー]−P1からIIII IIIラッチ127へ一連のバイトが
供給され、順次MUX105のプローブマイク0ボンライン101を選択し、S
/ト1−IN2O3をイネーブルし、さらにΔDC111をイネーブルし、最後
にプローブマイクロボンからの調整された瞬時電圧のデジタル表現S1を感知す
る。
ステップ407で81値は二乗されアキュムレータ変数Mに加算される。
ステップ373のインデクスNは1増やされる。ステップ409でNをチェック
してNMに達したか否かが判断される。否であればリターン411に進みボス1
−コンピュータ14との交信はまだ生じない。しかしREP○RT2がNM回く
りかえした後ステップ409からステップ413への分岐が生じ、ステップ41
3で1.1i直列インターフェース151がアドレスされて値〜うがホストコン
ビコータ14へ出力される。
M t、U !TZ方和であり二乗平均値平方根ではないことに性急が必要であ
る。
しかしステップ409でのN=NMテストは既知であり、また比較的時間のかか
るNM”?’割る演C)及び結果の平方根をとって実際の二東ゴI均値平刀根を
める動作はDSP113はどコンピュータ負荷が重質にならないボストコンビュ
ータ14で行なえるので(ステップ237及び275) 、このことは問題にな
らない。このようにMに対応Jる信号(まそれに比例づる平均音圧パラメータ(
例えばS P Lの平方根)を表わす。Mの値がリポ−1〜された後インデツプ
N及びアキュムレータ変数Mはスーjツブ415でゼロにリセッ[〜される。
NMは400に設定されるあらかじめ記憶される値であるが、他の任意の適当な
値を適んでもよいことに注厄が必要である。その際平方和はホストコンピュータ
1/I/′JX昌圧レベルSPLを正確にit Rするのに使用するブ【」−ブ
ヂトンネルのRMS値をめるないし27出づることができる適当な効果的な方法
でアキュム!ノー1〜されるように配慮される。そこで、全サイクルにつき加n
するのでイ1く一部のサイクルのみについて加()する結果生じる誤差の発生を
レボ−1〜ルーヂン及びホストコンピュータ14をプログラムする際避けなけれ
ばならない。
このように、第4図の回路は第16図に説明した動作を行なう除温2のくプロー
ブ)マイク]」ホンに接続されて外部で使用づる、合の音圧パラメータの不偏分
散を表わす信号(例えばM)を出力する手段を構成する。
DSP113のデジタル一波ルーヂンのフローヂャートを第17図に示(io第
12図のモニタがホス1ヘコンビュータのステップ263. 281.あるいは
333に対応してデジタルP波器をロードし、またステップ363が終了づると
開始421で動作が始まりイニシt・ライズステップ423に進む。
インデツプN及びN1はU口に設定され、アキュムレータ変fiM及びM 1
、bゼロに設定され、インデツプ■は31に設定され、定数C△(第18図の動
作で計惇される)は1に設定される。32要素よりなる表82(1)は全要素が
ピロに設定され;周波数範囲Fでインデツプされる三つの4要素用ツノ表FIR
(F)、FIR3(に)及びL IMCNT(F)の全要素もぎ口に設定される
。4行32列の表LIM(1,F)はぜ口にイニシA・ライズされる。DAC1
19+まぜ[]にイニシャライズされ、レシーバの過渡応答を防ぐ。
デジタルP波器が第7図ステップ263でダウンロードされるとステップ425
でREPORT2 (第16図)が実行される。それ以外の場合はダウンロート
スデツプ281又は333の結果REPORT3 (第18図)が実(jされる
。ステップ427で(ま周波数範囲インデツプFは1にイニシャライズされ、利
111調整定数C△1が定数C△の平方根の逆数の近似埴として導かれる(CA
1の理論についてはREPORT3の説明を参照)。ルII allラッチ12
7はステップ429でイネーブルされる。ステップ431tよ外部マイクロホン
75から標本を導入する動作シーケンスを示す。ボートP1から供給されるバイ
1−が外部マイクロホンのためにMUX105をイネーブルし、次vsrS/)
−1−IN 109.さらニA D C111ヲイネ−フルし、最後にデジタル
値を感知する。デジタル値は拡大方程式を適用あるいは表をルックアップするこ
とで拡大されて信号調整回路103で加えられた圧縮が打潤される。ざらに拡大
値が表82の1]ケーシヨンlに格納される。
デジタルP波器の第1の利)9ステツプ433は次式で表わされる有限インパル
ス応答ルーチンに従って実行される。
t= l R1
=G1(F)x
ステップ433の方程式(12)は線形結合が32のあらかじめ記憶されlコ係
yilCJ (F)と表82中で最新の入力Iから逆向さにmodulo32に
作用する32個の82表入力値との組合わけにより形成されることを意味づる。
この線形結合はにたコンボルージョンと称し、SUMで記したがさらに電圧刊4
「Jol(F)を乗ぼられて第1の出力FIR1を生じる。
これ(よ制限が必要であ]ノば直ちに制限を加えることができる。F I R1
ステツプ435で制限が加えられ、表LIM([、F)は更新されてFIRlが
正である場合はインデツプI及び周波数FにJ3いてI” I R1又はL(F
)のより小さい方に等しく<rるような入力を有するJ、うにおかれる。またF
IRlが狛の場合1−IM<1.F)はFIRI又はL(F)を0にした値のう
らより大きい方に等しいとJ5かれる。そこで制限が牛しる場合ステップ435
は供給される波形の正及び負ピークの両方を「クリップコする。L(F)は例え
ばDSP113のワードの最大値(16ビツトコンピユータでは→−7FFF)
あるいは他の選択され!ご二進値でJ:い。
ステップ437で制限が生じているが否かがF IRlと1−(F)とを比較づ
ることで判断される。FIRlが大きければ周波数Fについての制限カウンタ表
要素L IMCNT (F)はステップ439で1増つされる。
それ以外の場合はステップ441にそのまま進む。
ステップ441で制限後のP波が実行される。このステップはステップ433と
係数CJ <F)が同一である点で同様であるがステップ435の出ツノが次式
によってP波される。
ここでG2 (F)は周波数範囲Fにおける制限後利得であり、LIIVIはス
テップ435の出力を保持づ°る4×32要索の表である。
DSP1+3はステップ433. 435及び441を実行する際前記第2紺の
外部より供給される信′;″J(例えばP波鼎をダウンロードづ−る信号など)
により定められるP波パラメータを用いて補聴器の最大パワー出力を周波数の関
数として決定するプログラム可能デジタル一波手段を構成Jる。
DSP113はステップ437及び439を実行する際補聴器性能を調整するた
め外部で使用される信号をも発生・供給する。その際この信号は所定時間内に生
じる前記の決定された補聴器最大出力が発生する回数を周波数の関数として表わ
づ。L IMCNT (F)に74−ユムレートされた1直はNMループ毎にリ
ポートされるので(第18図参照)所定のITIJ間が存在づる。
4!素よりなる表FIR2(F)は式(13)の計咋により更新される要素を各
周波数範囲Fについて右する。表FIR2(rlμ記t!I領域であり、このた
め全周波数範囲が処理された後FIR2(F)表中の値はけと/Vど同[111
,に使用することができるように41つている。
次にステップ44りで表FIR(F)は各周波数範囲「fカにFIR2(F)の
平方和を以下説明する自己調整別面での使用に関連してアキコムレートする。
ステップ447にa3ける判定により全ての周波数範囲が般新の標本S2(+)
を用いてP波されノこか否かが判断される。[=が4J、り小であればステップ
448へ分岐して「が増やされ、次のより高い周波数範囲についてP波−制限一
戸波fジタルP波が41される。1:が4に達づ′るとステップ449でウーハ
及びツイータをそれぞれ駆動する出力値を形成する動作の部分が開始される。
デジタルP波特性く帯域内脈流及び帯域外除波)を決定Jるため、いずれか−の
周波数範囲Fで実行される2つのステップ433及び441は2つの対応づるア
ナログP波器に対応したデジタル形式の戸波器になっていると見ることがて゛き
る。2つの対応づるアナ[1グP波器(ま別個になっているが構成上は各々4つ
のアナログP波器部分を有り−る同一のアブ【]グ戸波器になる。
4つのアナ[1グP波器部分の各々は3つの特性指定データ、すなわち同調周波
数、りAリティーファクターQ、及び利得Aoにj:り規定され、これらを表■
の項目欄に示す。この好ましい実施例では4つの周波数帯域ないし範囲F=1.
2,3.4があるため、第■表は4つの周波数帯域の4つのアナログ戸波器部分
の各々(合計16のアナログP波部分)の3つの特性指定データを示している。
第1I表
43!i 2.21 1.5 1
240 309 2.21 1.5 ’2低域P波:ぶ 560 544 5.
67 1.5 3247 5.67 1.5 4
1074 2.44 1.5 1
G27 790 2.44 1.5 2低−中域P波器 1353 1318
6.20 1.5 3644 6.20 1.5 4
26?1 2.29 1.5 1
1504 1921 2.29 1.5 2高−中Vt戸波器 3412 33
18 5.86 1.5 31546 5.8G 1.5 4
4921 4.86 1.5 1
3755 4231 4.86 1.5 2高域P波器 5545 5467
11.’l 1.5 33809 11.9 15 4
第■表はデエンフ7シスなしのP波を示していることに注意せねばならない。デ
ジタルデエンフ7シスが望ましい場合はデエンフ7シスを加えるため第■表の利
得Aoを変化させなければならない。それ以外の場合はブ1几[ンフ7シスがイ
J号調整回路103で加えられた場合対応するデIンフ7シ又は第4図のΔ△[
133及び135により与えられる。
係数C,(1″:)はホス1へ]ンビコーク14により各周波数範囲F毎にあら
かじめ訓のされ記憶されていて第■表に示したと同じ特性動作がデジタル形式で
実行される。各周波数範囲F=1.2,3.4について32の係数Go 、C+
、・・・、C31が?r在する。従って第17図の好ましい例て゛(よ合61
128個(32x4)のあらかじめ記憶される係数C,(F)が存在ずろ。ステ
ップ433で使用づる係数(ま木実施例で(まステップ441で使用する係数ど
同一である。これらの係数をあらかじめ計算する過程は公知て・あり、例えばジ
J−・エイチ・マクレラン仙にJ、る論文1最適F I R線形位相デジタルP
波器設計のための]ノビ1−タブログラム」。
f−丘うン5クユヨ已乙浄一本ンーノ:jヱ】 ンシ 1〜レク1−11亙区天
エグス 第AU−21巻、第り号、12月、 1973年、506−52G頁に
開示されている。
ステップ449で、ウーハチャンネル用DSP113出力FIR△が利1!?調
整定数C△1と「−1及び2に対応づる2つの低周波数箱凹のデジタルP波;S
出力FIR2(1)及びFIR2(2)の和との槓として形成される。ステップ
451でウーハにはDΔC119をイネーブルし、DSP113からFIRAを
DΔC119へ出力し、さらにS/1−11をイネーブルしてFIRAをウーハ
を駆動するアナログ形式のFIRAに変1すすることにより11−】新の出力値
FIR△が供給される。ステップ453及び455はステップ449及び451
ど同様なステップである。ステップ453ではツイータチャンネル用DSP+1
3出力FIRBが利(q調整定数C△1とF−2及び3にλj応りる2つの高周
波数範囲のデジタルP波;ト)出力F I R2(3)及びFIR2(4)の和
との積として形成される。ステップ455でツイータにはDΔC119をイネー
ブルし、DSP113からDΔC119へFIRBを出力し、さらにS / l
−12をイネーブルしてFIRBをツイータを駆動づるアナログ形式のI”lR
Bに変換することにより最新の出力値FIRBが供給される。
ステップ457でインデツスTは1.1odulo32増やされ、ステップ42
5に到達づる。リボ−1−ルーチンが実行されたt(外部マイク[]ホンからの
次の標本52(I>がデジタル)戸波される。次いでウーハとツイータが駆動さ
れ、これがエンドレスループでくりかえされる。これはDSP113の割込みに
よってのみ終了される。このエンドレスループによる補聴蒸12の連続動作によ
り患名の聴力が補助される。
第17図の動作に関連して可能な限りDSP113の処理負担を軽減できるデジ
タル信号処理技術を使用すると右利である。例えばP波−制限−戸波チャンネル
の前後にデシメーション及び内挿〔クロシール、アール・イー・及びラビナー、
エル・アール・に上る[デシメーション、内挿、及び低域P波のための最適なF
IRデジタルP波構成J、IEEE。
トランザクションズ オン ア力スヂツクスピーチ アンド シグナルプロセッ
シング、第ASSP−23巻、444−456頁、1975g110月〕技術を
採用し、P波−制限一戸波訂算で必要なiil陣の際の標本化速度を減少するこ
とが考えられる。
上記の好ましい実施例に関連して、第17図のステップ431は5kllZの帯
域幅を右し、イの後に標本化速度を50kl−1zから12.5kl−1zへ下
げる4:1デシメーシヨン(4種木中3標本を捨てる)が続く低域P波器を含む
。そこでP波−制限−P波計算は12.5 kHzに減少した速度で実行される
。
第17図のステップ449及び453には標本がDAC419へ出力される前に
標本化速度を12.5 kHzから50にト11へ増加さける1:4の内挿過程
(各標本間に3つのぜ[1を挿入づる)が含まれ、その後にウーハ出力用の4.
5kl−12のカットオフ周波数を右づる低域デジタルP波にとツイータ用の下
限及び上限カットオフ周波数15kl−IZ及び6 k l−I Zを右ザるデ
ジタル帯域)戸波器が続く。
第18図’II’) ’J ホー1− ルーチンR[l’PORT31iREP
ORT2 <第16図)と同様であるが、RFPORT’3はさらに利得自己調
整機能に備えて定数C△をさらに81算する点が?・;る。従ってスうツブ46
1. 463゜465.467 、 469及びリターン477は性質と目的が
REPORT2のステップ401. 403. 40.5. 407. 409
及びリターン411ど同じであり、従ってIi’li II’のため説明は省略
する。REPORT3ではしがしNがNMに達づるどステップ473へ到る分岐
がなされる。ステップ473では直列インターフェース151がイネーブルされ
る。DSPT+3はアキュムレータ変数Mの値、平方相戸波器出力表FIR3(
F)、定数C△、及び制限カウンタ表LIMCNT(F)をホストコンピュータ
14へ送る(第10図のステップ299で使われる)。
ステップ475はインデツスNをげ口に、またLIMCNT(F)を全ての「に
ついてU口に1′ニシトライズする。しかし利得自己調整のためインデツスN1
は1増やされ、また他のアキュムレータ変数M1もM増A5される。次いでステ
ップ477で第1の71−1ムレ一タ変数M【、1ぜ口にりヒツトされる。ステ
ップ479でN1が5ooあるいは他の適当な値に設定されたあらかじめ記憶さ
れたMjNMlに達しなかった場合リターン471へ至る分岐がなされる。
N1がNMlに達ザる際約16秒かがるが(典型的には80ミリ秒間x 400
x 500) 、ぞの際ステップ481に進む分岐がなされ、利1qの自己調整
a10が開始される。L[インピーダンスは耳道体積及び他の囚−子の関数であ
る。■インピーダンスが第6図の較正過程を実行した隙間−のよよであるならば
定数狛C△は1である。ステップ481 f、1ブローブチ11ンネルからの典
型的には200.000f[lj (NM x NM 1 )の標本s1が平方
根されてfj!M1がめられた後実行される。
ff1M1はO〜6 kllzのスペクトルを有する中−の波形あるいはそれぞ
れ各々のデジタルP波周波数範囲をカバーづるスペク1〜ルをイーする4つの波
形より導かれると見ることができる。これら4つの波形はnいに独立なので単一
のO〜6kl−1zの波形の平方和M1はイれらが分離しでいた場合の4つの波
形名々の平方根の合計の等しくなる。この関係(よ数学的には式
%式%(14)
MlはブローブチャンネルにおいてDSP113へ出力される200.000個
の△DC111の出力標本の平方和である。FIR(F)はステップ445でD
SP113により計口される4つの周波数範囲の波形の200.000個の値の
平方和である。InR(l二)、5C(F)、及びI」P()二)はそれぞれ出
力チャンネル、実際の耳インピーダンスを補正するスケーリング定数、及びブロ
ーブチX・ンネルの伝達関数である。これらは4つの周波数範囲の波形を八DC
111の出力に変換する。方程式〈14)の右辺は従って患者の耳インピーダン
スが変化しなかった場合のMlの予測値である。
■インピーダンスが変化りる場合は方程式(14)左辺の実際に測定されたMl
は右辺の和とは等しくならない。これは耳の状態が変化したためスケーリング関
数SC(F3がも(よやHをi「シフ表わし−Cい<2いがらである。そこでス
テップ481に示したように定数CAが方程式(14)の右辺のMlに夕・1!
Jる比の関数として訂nされる。
CAは定数、す4rわら周波数に対して独立な間として計口されていて、周波数
範囲「の関数ではないことに?[なが必要である。これはこの4粋が耳インピー
ダンスが変化した場合補正が全周波数範囲で同じになること、あるい(まかかる
補正は最適の適合がら無731できるほどのずれしか生じ<Kいことを仮定とし
ているためである。さらに周波数に独立な単一の定数CAの計のではコンピュー
タの負担も少なくて済むので右利て゛ある。
補正を周波数の関数として行なうことも勿論可能であり、かがる精密化(よ本発
明範囲にb”Jる。
ステップ481はCAを05ないし2oの先に定められている範囲(±6+I3
E囲)に制限づることで終了づる1、これl;L r(インピーダンスの変化以
外の原因によってのみ生じ19る予測外のCA値が泪口される場合に備えての予
防装置である。従って前記範囲内のCAがπt t”)された場合この値はステ
ップ487によっては変化されない。CAが下限値、例えば0753J:り小で
あればCAは下限値に等しく設定される。CAが上限値、例えば2.0より人で
あればCAは上限値に等しく設定される。
第17図のフ[]−ヂ11−トにおいて、ステップ427. 449及び453
ぐ第18図のステップ481により1!7られるCAの碩が制限利1’7G2(
F)をイれにCAを乗じることで調整するのに使用され、その際0△(1次式%
式%
ここでCAはOj)から20の範囲に制限され、CAの感度が括弧内の差に等し
くなるような制御をするように選択される。上記CAの計算の根拠は方程式(7
)、(8)、(9)に基いている。定数CAは実質的には各周波数範囲で一定の
、SC(F)に対する補正因子である。そこでCAは予測平均平方値と実測平均
平方値との差の直線近似にJ:って定まる乗数である。方程式(15)は方程式
(14)の右辺の測定値M1に対する比の平方根の近似値である。
方程式(8)はUCL (F)を補e器の所定最大パワー出カが超過しないため
の):(準を設定づる。従って利得G2にはCAが1からはヂれる際ステップ4
49及び453で示すように因子CAが乗じられる。方程式(9)は音杏平均値
SMを患者のMCL(F)に変換する関係式を示づ。
方程式(9)をみるとこれはCAが1からずれても第17図に示すようにCAを
因子として乗することで満足されることがわかる。
そこで駆動手段である電子モジュール61は第2の(プローブ)マイクロホンに
応答してP波モードにおいて駆動手段の動作を自己調整する。
ステップ481でのCAをめる動作は第2のマイクロホンの出力とP波モードに
おけるレシーバへの駆動手段により生じる駆動の程度とを比較する。比較の結果
如何でCAの東口により少なくとも−のP波パラメータ(例えばG2 (F))
の自己調整が生じる。
第18図ステップ483でアキュムレートされた平方和FIR(F)情報が[I
R8(F)と称する記憶表に記憶される。この結果[IR(F)がステップ48
!iて゛11jイニシ17ライズでさ、またITIR8(F)に記憶された情報
がステップ473でFIR8(F)が次にステップ483で更新されるまで小ス
I・コンビ−ュータ171にくりかえしく !II! W’l的に!、U S0
0回)送られる。
ステップ485でインデツスN1.第2の/Aユムレータ変数M 1 、及びデ
ジタルP波:S平方和アギ」ムレータl”IR(I”)のゼロへのイニシャライ
ズがなされ、しかる後リターン471に到達する。。
」ニ記の説明より本発明の「]的が達成され、J:た他のイj利り結果が11z
られたことが理解されよう。
」二記構成は本発明の範囲内で・様々の変更が…能であり、従って上記説明中あ
るいは図面に示された要f1は例示のためのものであり、本発明を限定するもの
ではない3、
仙
―杭
FIG、!!
fl″S6而惰ズ疹整
FI G +5
tZEPoRT♂
手続ン甫正書(方式)
昭和61年12月 31
1、事件の表示
PCT/LJS 85101539
2、発明の名称
補聴器、信お供給装置9聴力の欠陥を補償する装置及び方法3、補正をする茜
事件との関係 特許出願人
住所(居所)アメリカ合衆国 ミズーリ 63110.セントルイス、サウス
ユウクリッド アベニュー818番地
名称 セントラル インスティテユート フォー ザデフ
代表者 カルバート、ドナルド アール(国籍 アメリカ合衆国)
4、代理人
住 所 〒102 東京都千代田区麹町5丁目7番地6、 補正の対象
特許法第184条の5第1項の規定による書面、明細書翻訳文、委任状及び法人
証明書。
7、 補正の対象
(1)特許法第184条の5第1項の規定による書面中、発明の名称を別紙のと
おり補正する。
■ 明細書vA訳文中、第1頁を別紙のとおり補正する。
(3) 委任状及びその訳文各1通を別紙のとおり補充する。
(4)法人証明書及びその訳文各1通を別紙のとおり補充する。
国際調丘報告
1lI11−−r1P−a+I*a+l^9C(1噸tll−−シー*M・PC
T/US8510i539ANNEX To 1−二 INTERN、”lτ1
ONA[,5EARCHREPORT ON■表昭62−500485 (21
)
Claims (10)
- (1)使用者の外界音により電気出力を発生するマイクロホンと;使用者の耳内 に音を放射する電気駆動レシーバと;さらに外部から供給される第1組の信号に よって作動されて自己発生モードでレシーバを駆動し、レシーバに該第1組の外 部供給信号によって制御されるパラメータを少なくとも一つ有する音を放射させ 、また次いで外部から供給される第2組の信号によって作動されてレシーバを濾 波モードで駆動し、外部マイクロホン出力を前記第2組の外部供給信号により決 定される濾波パラメータに従って濾波する手段とよりなる補聴器。
- (2)耳道と連通すべく適合された本体と、本体内に外界音に感応する外部マイ クロホンと耳道に音を供給するレシーバとをさらに有する補聴器であって; 補聴器本体内にあって耳道内に存在する音を感知するプローブマイクロホンと; 外部マイクロホン及ひ該プローブマイクロホンに接続されて該外部マイクロホン 及び該プローブマイクロホンの双方に応じてレシーバを駆動し、また補聴器性能 を調整するために外部で使用される、プローブマイクロホンで感知された音に関 する少なくとも一のパラメータを表わすデジタル信号をさらに発生する手段とよ りなる補聴器。
- (3)該駆動及び発生手段は、外部マイクロホン出力を補聴器最大出力を規定す る浦波パラメータに従って周波数の関数として濾波しまた補聴器性能を調整する のに外部で使用する第2のデジタル信号を発生する手段よりなり、その際該第2 のデジタル信号は該規定された補聴器最大出力が所定期間内に発生する回数を周 波数の関数として表わす信号である特許請求の範囲第2項記載の補聴器。
- (4)耳道と連通すべく適合された本体と、本体内に外界音と感応する外部マイ クロホンと耳道に音を供給するレシーバとをさらに有する補聴器であって; 補聴器本体内にあって耳道内に存在する音を感知するプローブマイクロホンと; 外部マイクロホンに接続されて、外部マイクロホン出力を一組の内部パラメータ に従って濾波し、次いで制限し、さらに濾波し、また少なくとも一の内部パラメ ータをプローブマイクロホン出力の回数として自己調整してレシーバの駆動を行 なう手段とよりなる補聴器。
- (5)外部プログラム信号源に接続され、耳道と連通すべく適合された本体と、 本体内に外界音に感応する外部マイクロホンと耳道に音を供給するレシーバとを さらに有する補聴器であって;補聴器本体内にあって耳道内に存在する音を感知 するプローブマイクロホンと; 外部マイクロホン,プローブマイクロホン,及びレシーバに接続されさらに外部 プログラム信号源に接続されるべく適合された、該信号で表わされる全プログラ ムをロード及び実行する手段よりなる補聴器内のデジタル計算手段とよりなり、 該デジタル計算手段はその際該プローブマイクロホン,外部マイクロホン及びレ シーバを聴力検査及びデジタル濾波に使用することを特徴とする補聴器。
- (6)患者の聴力欠陥を補償する装置であって:外部マイクロホンと、外部マイ クロホン出力を濾波するプログラム可能手段と、該プログラム可能源波手段で駆 動されて患者の耳内に音を放射するレシーバとを有する補聴器と;レシーバから の音に対する患者の反応を感知する手段と;補聴器及び該感知手段に接続され、 第1組の信号を選択的に発生して補聴器中のプログラム可能濾波手段を動作させ 、レシーバに前記第1組の信号で制御されるパラメータを有する音を放射させ、 また次いで該感知手段に応じて前記制御されたパラメータと該制御されたパラメ ータを有する音に対する患者の応答とにより定められる第2組の信号を発生して これによりプログラム可能濾波手段中に濾波パラメータを形成し、さらに該プロ グラム可能濾波手段を用いて外部マイクロホン出力を濾波し、さらにレシーバを 前記濾波出力で駆動し、これにより患者の聴力欠陥を改善する手段とよりなる装 置。
- (7)患者の聴力欠陥を補償する装置であって;外部マイクロホンと、外部マイ クロホン出力を濾波するプログラム可能手段と、該プログラム可能濾波手段で駆 動され、患者に耳内に音を放射するレシーバと、忠君の耳内の実際の音を感知す るプローブマイクロホンとを有する補聴器と; データリンクと; 少なくとも第1組のデジタル信号と、次いで第2組のデジタル信号とを該補聴器 の該プログラム可能デジタルコンピュータへ伝送するデータリンクへ選択的に供 給する手段とよりなり;該プログラム可能デジタルコンピュータは該レシーバを 選択的に駆動して少なくとも一の聴力検査音を該第1組のデジタル信号に対応し て耳内に放射し、また該データリンクに該プローブマイクロホンの出カバラメー タを表わす第3組のデジタル信号を供給し、さらに次いで該外部マイクロホンの 出力を次いで供給される第2組のデジタル信号に応じて濾波して該レシーバを患 者の聴力欠陥を改善するように適合された方法で駆動することを特徴とする残装 置。
- (8)外部マイクロホンを有する補聴器と、外部マイクロホンから信号を供給さ れる補聴器内のデジタルコンピュータと、デジタルコンピュータから信号供給さ れて患者の耳内に音を放射するレシーバと、患者の耳内の実際の音を感知するプ ローブマイクロホンとを含む、患者の聴力欠陥を補償する装置で使用する信号供 給装置であって:補聴器内のデジタルコンピュータと2方向デジタル直列通信を 行なうインターフェース手段と; 該インターフェース手段からの第1組の信号の伝送を開始して補聴器内のデジタ ルコンピュータをレシーバが調整可能パラメータを有する音を放射するように動 作させ、またインターフェース手段を介してプローブマイクロホンで感知された 音の調整可能パラメータ値を表わすデータを得、さらに次いで該インターフェー ス手段より少なくとも部分的には感知された音のパラメータ値により決定される 第2組の信号の伝送を開始して補聴器内のデジタルコンピュータに外部マイクロ ホン出力を濾波させ、またレシーバを濾波出力で駆動させ、もって患者の聴力の 欠陥を改善する手段とよりなる信号供給装置。
- (9)さらに開始手段に接続され第2組の信号の伝送によって生じる補聴器の濾 波特性を表示し、また調整する端末を有する特許請求の範囲第8項記載の信号供 給装置。
- (10)外部マイクロホンと、外部マイクロホン出力を処理する電子手段と、電 子処理手段により駆動されて患者の耳内に音を放射するレシーバとを有する補聴 器を着用した患者の聴力の欠陥を補償する方法であって; 補聴器に選択的に第1組の信号を供給して電子処理手段を動作させ、レシーバに より第1組の信号により制御されるパラメータを有する音を放射させ; 患者の音に対する反応の表現を感知して電気的に記憶し;少なくとも音の制御さ れたパラメータの一及び制御されたパラメータを有する音に対する患者の反応表 現より決定される第2組の信号を供給して電子処理手段に外部マイクロホン出力 を濾波させ、さらにレシーバを濾波出力で駆動して患者の聴力の欠陥を改善する 段階よりなる方法。
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