WO2009087968A1 - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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hearing aid
listener
band
frequency
signal processing
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Gempo Ito
Atsunobu Murase
Megumi Yokokura
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Panasonic Corporation
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    • H04R25/70Adaptation of deaf aid to hearing loss, e.g. initial electronic fitting

Definitions

  • the present invention relates to a hearing aid processing device and an adjustment device that perform auditory compensation.
  • Hearing loss that requires hearing compensation is roughly divided into sound-transmitting hearing loss and sensorineural hearing loss depending on the location of the disorder.
  • Conductive hearing loss is a condition where it is difficult for sound to be transmitted to the inner ear, and as long as sound vibrations reach the inner ear, the signal propagates through the path after the auditory nerve without any obstacles. Therefore, the reduced hearing is compensated by simply amplifying the sound input to the ear.
  • sensorineural hearing loss the vibration of sound is transmitted to the inner ear as in a normal hearing person, but the nerve cannot be sufficiently excited by the deformation or disappearance of sensory cells. For this reason, it is known that sensorineural hearing loss results in various deteriorations in the functions of the auditory system as compared with a normal hearing person.
  • Typical hearing characteristics include a loudness supplement phenomenon, a decrease in frequency selectivity, and a decrease in time resolution.
  • Loudness supplementation phenomenon is that the minimum audible value in sensorineural hearing loss is higher than that of a normal hearing person, but the level of discomfort that feels uncomfortable and large is not different from that of a normal hearing person, so the sound once exceeds the minimum audible value. This is a phenomenon in which the loudness, which is the sensuous size of sound, suddenly increases.
  • Non-Patent Document 1 when the audio is divided into two bands, the low band and the high band, and the low and high bands are presented separately to the left and right ears, rather than presenting the high and low bands to one ear for the hearing impaired It has been reported that the intelligibility of voice is higher (see Non-Patent Document 1, for example).
  • Non-Patent Documents 1 and 2 sometimes have an effect of improving the clarity.
  • the present invention has been made to solve the conventional problems, and an object of the present invention is to provide a hearing aid processing device that improves the articulation of voice for more listeners.
  • a hearing aid processing apparatus includes an audio input unit that receives an input of audio, and an auditory filter for a listener that includes the audio input to the audio input unit and includes a plurality of virtual band-pass filters.
  • a hearing aid signal processing unit for generating first and second output signals having different frequency characteristics from the input signal based on the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth, and the hearing aid signal processing unit.
  • a first audio output unit that outputs the generated first output signal as a sound to the left ear of the listener, and a second output signal generated by the hearing aid signal processing unit as a sound.
  • a second audio output unit that outputs to the right ear.
  • the hearing aid signal processing unit attenuates a frequency component having a frequency less than a cut-off frequency selected from a specific band that is a band of the band-pass filter having the widest bandwidth, and outputs the first output signal from the input signal.
  • a high-pass filter to be generated may be provided. Thereby, upward masking can be effectively suppressed.
  • the hearing aid signal processing unit may include a low-pass filter that attenuates a frequency component equal to or higher than the cut-off frequency of the input signal to generate the second output signal.
  • a high-frequency component is output to the left ear and a low-frequency component is output to the right ear, so that masking that occurs between the frequency components can be effectively prevented.
  • the cut-off frequency may be selected from a band below the center frequency of the specific band. Thereby, an appropriate cut-off frequency can be selected according to the characteristics of the listener's ear. As a result, the intelligibility of the voice can be improved for more listeners.
  • the cut-off frequency may be selected from a band between a center frequency of the specific band and a formant component frequency included in the voice input to the voice input unit. As a result, it is possible to select an appropriate cutoff frequency in consideration of the characteristics of the input voice that changes every moment.
  • the hearing aid signal processing unit may make the cutoff characteristics of the high-pass filter and the low-pass filter steeper as the difference between the center frequency of the specific band and the frequency of the formant component is smaller. This makes it possible to perform appropriate hearing aid signal processing based on the characteristics of the listener's ears and the input sound.
  • the hearing aid signal processing unit attenuates only a predetermined low frequency band from a cut-off frequency selected from a specific band which is a band of the band-pass filter having the widest bandwidth, and the first signal is attenuated from the input signal.
  • a first band cutoff filter that generates an output signal; and a second band cutoff filter that attenuates only a predetermined high frequency band from the cutoff frequency and generates the second output signal from the input signal. Also good.
  • the frequency component near the cutoff frequency is divided and output to the left and right ears, and the frequency component away from the cutoff frequency is output redundantly to the left and right ears.
  • An adjusting device is an adjusting device that gives a parameter to the hearing aid processing device described above based on information acquired from a listener, wherein the band-passing of the listener's auditory filter having the widest bandwidth is performed.
  • An auditory filter information acquisition unit that acquires filter characteristics, and a parameter for generating the first and second output signals from the input signal based on the characteristics acquired by the auditory filter information acquisition unit
  • a parameter setting unit for supplying the parameter to the hearing aid signal processing unit.
  • the parameter setting unit is a parameter that makes the cut-off characteristic of the filter constituting the hearing aid signal processing unit steeper as the bandwidth of the specific band that is the band of the widest bandpass filter is wider. May be generated. As a result, the clarity of the sound is improved for a listener having a high degree of hearing loss, and a more natural sound is output for a listener having a low degree of hearing loss.
  • the hearing aid signal processing unit makes the cutoff characteristic of the filter constituting the hearing aid signal processing unit steeper as the temporal masking characteristic indicating the degree of resolution of the temporally adjacent sound of the listener is lower. A parameter may be generated. As a result, the clarity of the sound is improved for a listener having a high degree of hearing loss, and a more natural sound is output for a listener having a low degree of hearing loss.
  • the hearing aid signal processing unit includes a high shelf filter that generates the first output signal from the input signal, and a low shelf filter that generates the second output signal from the input signal.
  • the parameter setting unit is configured to increase the difference between the frequency characteristics of the high-pass filter and the low-pass filter as the bandwidth of the specific band that is the band-pass filter having the widest bandwidth is wider. A parameter that increases the level difference may be generated. As a result, the clarity of the sound is improved for a listener having a high degree of hearing loss, and a more natural sound is output for a listener having a low degree of hearing loss.
  • the auditory filter information acquisition unit may acquire the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth of the listener using a notch noise method.
  • a hearing aid processing system includes a hearing aid processing device that outputs a sound subjected to hearing aid signal processing on the left and right ears of a listener, and an adjustment device that outputs parameters used for the hearing aid signal processing to the hearing aid processing device.
  • the adjusting device is based on the auditory filter information acquisition unit that acquires the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth among the auditory filters of the listener, and the characteristics acquired by the auditory filter information acquisition unit.
  • a parameter setting unit that generates a parameter and supplies the parameter to the hearing aid signal processing unit.
  • the hearing aid processing device receives a voice input, and receives the voice input to the voice input unit as an input signal, and executes the hearing aid signal processing based on a parameter acquired from the parameter setting unit.
  • a hearing aid signal processing unit that generates first and second output signals having different frequency characteristics from the input signal, and the first output signal generated by the hearing aid signal processing unit is output to the left of the listener
  • a first audio output unit that outputs to the ear; and a second audio output unit that outputs the second output signal generated by the hearing aid signal processing unit as audio to the right ear of the listener.
  • a hearing aid processing method includes a voice input step for receiving voice input, and a listener's auditory filter comprising a plurality of virtual band-pass filters using the voice input to the voice input step as an input signal.
  • a hearing aid signal processing step for generating first and second output signals having different frequency characteristics from the input signal based on the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth, and the hearing aid signal processing step. The generated first output signal is output to the listener's left ear as sound, and the second output signal generated in the hearing signal processing step is output as sound to the listener.
  • a program includes: a voice input step for receiving voice input; and a listener's auditory filter configured by a plurality of virtual bandpass filters using the voice input to the voice input step as an input signal. And a hearing aid signal processing step for generating first and second output signals having different frequency characteristics from the input signal based on the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth, and the hearing aid signal processing step.
  • the first output signal that is output to the left ear of the listener as the first output signal and the second output signal generated in the hearing aid signal processing step is output to the right of the listener as the sound. Causing the computer to execute a second audio output step of outputting to the ear.
  • An integrated circuit includes: a voice input unit that receives voice input; and a listener's auditory filter that includes a plurality of virtual band-pass filters using the voice input to the voice input unit as an input signal.
  • a hearing aid signal processing unit that generates first and second output signals having different frequency characteristics from the input signal based on the characteristics of the bandpass filter having the widest bandwidth, and generated by the hearing aid signal processing unit The first output signal that is output as a sound to the listener's left ear, and the second output signal generated by the hearing aid signal processor is used as a sound of the listener.
  • a second audio output unit for outputting to the right ear.
  • the present invention can be realized not only as a hearing aid processing device and an adjustment device, but also as an integrated circuit for realizing the functions of the hearing aid processing device and the adjustment device, or as a program for causing a computer to execute such functions.
  • a program can be distributed via a recording medium such as a CD-ROM and a transmission medium such as the Internet.
  • the clarity of the voice can be improved for more listeners.
  • FIG. 1A is a diagram illustrating an example of an auditory filter acquired by the adjustment device.
  • FIG. 1B is a diagram illustrating a change in speech intelligibility when each inspection frequency in FIG. 1A is a cut-off frequency.
  • FIG. 2 is a block diagram of the hearing aid processing system according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 3A is a block diagram showing an HPF mounted in a hearing aid signal processing unit.
  • FIG. 3B is a block diagram showing an LPF mounted on the hearing aid signal processing unit.
  • 4A is a diagram illustrating an example of frequency characteristics of the HPF and the LPF illustrated in FIGS. 3A and 3B.
  • FIG. 4B is a diagram illustrating another example of the frequency characteristics of the HPF and LPF illustrated in FIGS.
  • FIG. 4C is a diagram illustrating another example of frequency characteristics of the HPF and the LPF illustrated in FIGS. 3A and 3B.
  • FIG. 4D is a diagram illustrating another example of the frequency characteristics of the HPF and LPF illustrated in FIGS. 3A and 3B.
  • FIG. 5A is a diagram illustrating an example in which the frequency at which the auditory filter spreads is used as a cutoff frequency.
  • FIG. 5B is a diagram illustrating an example in which a frequency lower than a frequency at which the auditory filter is spread is set as a cutoff frequency.
  • FIG. 6 is a block diagram of a hearing aid processing system according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 6 is a block diagram of a hearing aid processing system according to Embodiment 2 of the present invention.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example in which the cutoff frequency is determined from the input audio signal and information related to the auditory filter.
  • FIG. 8 is a block diagram of a hearing aid processing system according to Embodiment 3 of the present invention.
  • FIG. 9A is a diagram illustrating an example of a temporal masking characteristic of a normal hearing person.
  • FIG. 9B is a diagram illustrating an example of the temporal masking characteristics of a hearing impaired person.
  • FIG. 10 is a block diagram of a hearing aid processing system according to Embodiment 4 of the present invention.
  • Hearing Aid Processor 101, 121 Audio Input Unit 102, 122 A / D 103,123 Parameter holding unit 104,124 Hearing aid signal processing unit 105,125 D / A 106,126 Audio output unit 111 HPF 112,132 BSF 131 LPF 150 adjustment device 151 auditory filter information acquisition unit 152,154,203,223,204,224 parameter setting unit 153 temporal masking information acquisition unit 207,227 auditory filter information storage unit 208,228 temporal masking information storage unit
  • Non-Patent Document 3 it has been clarified that a processing for analyzing a frequency component of sound is performed in an organ called a cochlea among human auditory organs. This analysis process can be expressed by a filter row called an auditory filter.
  • the auditory filter can be considered as an aggregate of a plurality of virtual bandpass filters arranged on the frequency axis.
  • the plurality of bandpass filters have different passband widths. It is shown that there is a deep relationship between the bandwidth of the bandpass filter and the masking.
  • the pass band of the band-pass filter whose bandwidth is widened due to deafness or the like is referred to as “specific band” and the bandwidth of the specific band. Is expressed as “width of auditory filter”.
  • the present inventor conducted an intelligibility experiment using the Vowel-Consonant-Vowel (VCV) syllable and changing the band division frequency of binaural separation listening for the hearing impaired. Furthermore, the width of the auditory filter was measured for each subject and compared with the results of the articulation experiment. Note that, for the measurement of the width of the auditory filter, a general method such as a notch noise method as disclosed in Non-Patent Document 3 was used.
  • FIG. 1A is an example of the result of measuring the bandwidth of a band-pass filter having test frequencies f 1 to f 4 as center frequencies.
  • FIG. 1B shows an example of the result of measuring the voice intelligibility when the voice is divided at the division frequencies f 1 to f 4 and the voices having different frequency characteristics are output to the left and right ears.
  • the auditory filter is expanded at a frequency f 3, as shown in FIG. 1B, by performing band division at a frequency f 3, it is possible to improve the clarity. This can be considered to be because masking that occurs between formant components of speech (vowels and consonants) existing around the frequency f 3 is avoided.
  • the intelligibility can be improved by performing band division at f 2 , which is a frequency lower than the frequency f 3 . This is considered by the formant components of the preceding vowels in a frequency lower than the frequency f 3, and because the masking formant components of consonants in the vicinity of the frequency f 3 is avoided.
  • the clarity of the voice can be improved for more listeners. .
  • the present inventor conducted an intelligibility experiment in which single ear syllables and VCV syllables were not used for binaural separation listening, and compared with the results of intelligibility experiments in which binaural separate hearing was performed using VCV syllables. did.
  • the binaural separation is performed with VCV syllable for a subject whose intelligibility is greatly deteriorated when binaural separation listening is not performed with a VCV syllable. It was clarified that the intelligibility when listening was greatly improved.
  • the difference between a single syllable and a VCV syllable is the presence or absence of a preceding vowel. That is, in the VCV syllable, the masking in the time direction (temporal masking) due to preceding vowels appears greatly, and it can be considered that the effect of improving the clarity by binaural separation listening appears greatly for the subject whose clarity is greatly deteriorated.
  • the intelligibility of the voice can be further improved.
  • FIGS. 2 to 5B A hearing aid processing system according to Embodiment 1 of the present invention will be described with reference to FIGS. 2 to 5B.
  • 2 is a block diagram of the hearing aid processing system
  • FIGS. 3A and 3B are block diagrams showing filters implemented in the hearing aid processing system
  • FIGS. 4A to 4D are diagrams showing characteristics of the filters implemented in the hearing aid processing system.
  • 5A and 5B are diagrams illustrating a method of selecting a cut-off frequency.
  • the hearing aid processing system includes a hearing aid processing device 100 and an adjustment device 150, as shown in FIG.
  • the hearing aid processing apparatus 100 is typically a pair of hearing aids attached to the left and right ears.
  • the adjustment device 150 is typically a remote controller (remote controller) that sets various parameters in the hearing aid processing device 100.
  • the hearing aid processing apparatus 100 includes a pair of audio input units 101 and 121, A / D (analog-to-digital converters) 102 and 122, parameter holding units 103 and 123, hearing aid signal processing units 104 and 124, and D / A (digital-analog converter) 105, 125 and audio output units 106, 126.
  • the audio input units 101 and 121 receive an input of an audio signal converted into an analog electric signal such as an output of a hearing aid microphone or an audio device.
  • the A / D 102 converts the analog signal input to the voice input unit 101 into a digital signal (input signal).
  • the A / D 122 converts the analog signal input to the voice input unit 121 into a digital signal (input signal).
  • the parameter holding units 103 and 123 are storage units (memory) that hold various parameters given from the adjustment device 150. Specifically, the cutoff frequency fc, cut-off characteristics, level difference ⁇ L, and the like are held. In the first embodiment, the parameter values held in the parameter holding units 103 and 123 are the same. However, for example, when the auditory filter is different between the left and right ears, different values are set. Also good.
  • the hearing aid signal processing unit 104 performs hearing aid signal processing on the input signal based on various parameters held in the parameter holding unit 103 to generate a first output signal. Specifically, as shown in FIG. 3A, the hearing aid signal processing unit 104 attenuates the frequency component of the input signal that is less than the cutoff frequency fc to generate a first output signal HPF (High Pass Filter: high frequency range) Pass filter) 111.
  • HPF High Pass Filter: high frequency range
  • the hearing aid signal processing unit 124 performs hearing aid signal processing on the input signal based on various parameters held in the parameter holding unit 123 to generate a second output signal. Specifically, as shown in FIG. 3B, the hearing aid signal processing unit 124 attenuates a frequency component equal to or higher than the cut-off frequency fc of the input signal to generate a second output signal, which is an LPF (Low Pass Filter). A pass filter 131.
  • LPF Low Pass Filter
  • the frequency characteristics of the first output signal output from the hearing aid signal processing unit 104 and the second output signal output from the hearing aid signal processing unit 124 are different from each other.
  • the D / A 105 converts the first output signal (digital signal) output from the hearing aid signal processing unit 104 into an analog signal.
  • the D / A 125 converts the second output signal (digital signal) output from the hearing aid signal processing unit 124 into an analog signal.
  • the audio output unit 106 converts the analog signal output from the D / A 105 into an audio signal and outputs it to the listener's left ear.
  • the audio output unit 126 converts the analog signal output from the D / A 125 into an audio signal and outputs it to the right ear of the listener.
  • the first and second output signals output from the hearing aid signal processing units 104 and 124 have different frequency characteristics, different sounds are output to the left and right ears of the listener.
  • the adjustment device 150 includes an auditory filter information acquisition unit 151 and a parameter setting unit 152.
  • the auditory filter information acquisition unit 151 acquires information about the listener's auditory filter in one or more frequency bands.
  • the parameter setting unit 152 generates various parameters such as a cut-off frequency fc, a cut-off characteristic, and a level difference ⁇ L based on the acquired information about the hearing filter of the listener, and the generated parameters are parameters of the hearing aid processing apparatus 100.
  • the HPF 111 and the LPF 131 pass (or cut off) a predetermined band based on a common cut-off frequency fc. Specifically, the HPF 111 attenuates a frequency component less than the cutoff frequency fc. On the other hand, the LPF 131 attenuates a frequency component equal to or higher than the cutoff frequency fc.
  • the cutoff frequency fc is a variable given from the adjustment device 150 to the parameter holding units 103 and 123. That is, it is desirable that the HPF 111 and the LPF 131 have a configuration that can arbitrarily change the pass band (or the stop band) according to the acquired value of the cut-off frequency fc. Alternatively, a plurality of HPFs 111 having different cutoff frequencies may be mounted in the hearing aid signal processing unit 104 in advance, and an appropriate HPF 111 may be selected based on the cutoff frequency fc given to the parameter holding unit 103.
  • the LPF 131 may have the same configuration.
  • the HPF 111 and the LPF 131 preferably have a configuration that can arbitrarily change the cutoff characteristics in accordance with the parameters given to the parameter holding units 103 and 123. .
  • a plurality of HPFs 111 having different cutoff characteristics may be mounted in the hearing aid signal processing unit 104 in advance, and an appropriate HPF 111 may be selected based on the parameters given to the parameter holding unit 103.
  • the LPF 131 may have the same configuration.
  • the HPF 111 may be configured as a high-shelf type
  • the LPF 131 may be configured as a low-shelf type.
  • the hearing aid signal processing units 104 and 124 need to acquire the level difference ⁇ L from the parameter holding units 103 and 123 in addition to the above-described cutoff frequency fc and cut-off characteristics.
  • the “level difference ⁇ L” refers to the maximum value of the difference in frequency characteristics between the HPF 111 and the LPF 131.
  • BSFs Band Stop Filters
  • the BSF 112 mounted on the hearing aid signal processing unit 104 attenuates only a predetermined low frequency band from the cut-off frequency fc, and generates a first output signal from the input signal.
  • the BSF 132 mounted on the hearing aid signal processing unit 124 attenuates only a predetermined high frequency band from the cutoff frequency fc, and generates a second output signal from the input signal.
  • the auditory filter information acquisition unit 151 selects, for example, four center frequencies f 1 , f 2 , f 3 , and f 4 from a band of 250 Hz to 4000 Hz, and the listener's virtual at each center frequency f 1 to f 4 is selected.
  • the bandwidth of a typical bandpass filter (auditory filter).
  • the measurement results are shown in the upper part of FIGS. 5A and 5B. According to the measurement results shown in FIGS. 5A and 5B, the bandwidth of the bandpass filter having the center frequency f 3 is the widest.
  • the parameter setting unit 152 generates various parameters such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L that determine the characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 based on the measurement result of the auditory filter information acquisition unit 151.
  • the cut-off frequency fc is selected from the pass band (specific band) of the band pass filter having the widest bandwidth (the band pass filter having the center frequency f 3 ).
  • the center frequency f 3 of the bandpass filter may be a cut-off frequency fc.
  • the band may be selected from a band below the center frequency f 3 of the specific band, that is, between the lower limit frequency of the specific band and the center frequency f 3 . Thereby, the influence of upward masking can be reduced.
  • Cut-off characteristics are determined according to the bandwidth of a specific band. For example, when the bandwidth of a specific band is narrow, the influence of masking is not so great, and a value that makes the cut-off characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 gentle as shown in FIG. 4A may be employed. Thereby, since the overlapping bandwidth of the sound output to the left and right ears is widened, a more natural sound for the listener can be output.
  • the level difference ⁇ L is determined according to the bandwidth of the specific band, similarly to the cutoff characteristic. For example, when the bandwidth of the specific band is narrow, the influence of masking is not so great, and therefore the level difference ⁇ L between the HPF 111 and the LPF 131 is decreased. As a result, the difference between the frequency characteristics of the sound output to the left and right ears is reduced, so that a more natural sound for the listener can be output.
  • the parameter setting unit 152 outputs various parameters determined based on the above criteria to the hearing aid processing device 100.
  • the hearing aid processing apparatus 100 stores the acquired various parameters in the parameter holding units 103 and 123.
  • the hearing aid processing apparatus 100 that has acquired the above parameters can output sounds having different frequency characteristics to the left and right ears by performing hearing aid signal processing on the input sound.
  • the sound in the band above the cut-off frequency fc is output to the left ear, and the sound in the band less than the cut-off frequency fc is output to the right ear. Further, the band around the cut-off frequency fc is output overlapping the left and right ears.
  • the auditory filter information acquisition unit 151 acquires information about the auditory filter of the listener, and the cutoff frequency fc, cutoff characteristics, and level difference ⁇ L of the HPF 111 and the LPF 131 according to the listener.
  • the audio output units 106 and 126 output audio having different frequency characteristics. That is, if the outputs of the audio output units 106 and 126 are separately given to the left and right ears, the clarity of the audio can be improved for more listeners.
  • the audio input units 101, 121, A / Ds 102, 122, parameter holding units 103, 123, hearing aid signal processing units 104, 124, and D / A 105, 125 are used for the left and right ears.
  • the present invention is not limited to this, and one functional block may be shared by the left and right ears. That is, at least the audio output units 106 and 126 may be independent for the left and right ears.
  • the adjustment apparatus 150 provided with the function of both the auditory filter information acquisition part 151 which measures the characteristic of a listener's auditory filter, and the parameter setting part 152 which sets a parameter to the hearing aid processing apparatus 100 was shown, Without being limited thereto, these may be separated.
  • the configuration may be such that the characteristics of the listener's auditory filter are measured with a dedicated device including the auditory filter information acquisition unit 151, and each parameter is manually input with a remote controller including the parameter setting unit 152.
  • the auditory filter information holding units 207 and 227 hold information on the listener's auditory filter acquired by the auditory filter information acquisition unit 151 of the adjustment device 150. Specifically, information such as the listener's auditory filter width (bandwidth of a specific band) and the center frequency is acquired from the adjustment device 150.
  • the parameter setting unit 203 Based on the input signal from the A / D 102 and information related to the auditory filter held in the auditory filter information holding unit 207, the parameter setting unit 203 performs various types such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L. A parameter is generated and stored in the parameter holding unit 103.
  • the parameter setting unit 223 Based on the input signal from the A / D 122 and information on the auditory filter held in the auditory filter information holding unit 227, the parameter setting unit 223 performs various types such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L. A parameter is generated and stored in the parameter holding unit 123.
  • the parameter setting unit 203 since the input signals from the A / Ds 102 and 122 are the same, and the information held in the auditory filter information holding units 207 and 227 is also the same, the parameter setting unit 203, The value of the parameter generated at 223 is also the same. On the other hand, when the input signals from the A / Ds 102 and 122 or the information held in the auditory filter information holding units 207 and 227 are not the same, the parameter setting units 203 and 223 may generate different values.
  • the parameter setting units 203 and 223 perform the cut-off frequency from the band between the center frequency of the specific band and the frequency of the formant component of the vowel included in the voice input to the voice input units 101 and 121. Select fc.
  • the cut-off frequencies fc of the HPF 111 and the LPF 131 may be generated and set in the parameter holding units 103 and 123 so as to be divided at a frequency around or higher than the formant component.
  • the parameter setting units 203 and 223 may generate cut-off characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 according to the difference between the center frequency of the specific band and the frequency of the formant component of the vowel, and set them in the parameter holding units 103 and 123. .
  • the parameter setting sections 203 and 223 set the cutoff frequencies fc of the HPF 111 and the LPF 131 in consideration of not only the information about the listener's auditory filter but also the frequency characteristics of the input signal. ing. Since the frequency characteristic of the input voice changes with time, the intelligibility of the voice can be further improved by selecting the most appropriate cutoff frequency fc at that moment.
  • the parameter setting units 203 and 223 generate parameters such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L in consideration of the frequency band with the highest energy level of the input signal instead of the formant component of the vowel.
  • the parameter may be generated in consideration of the formant component of the consonant.
  • the adjustment apparatus 150 further includes a temporal masking information acquisition unit 153 that acquires information related to the listener's temporal masking characteristics.
  • the “temporal masking characteristic” indicates the degree of resolution of audio components that are temporally adjacent. More specifically, it refers to the length of time that the sound of a specific frequency affects the sound that is later (or earlier) in time. For example, “high masking characteristics over time” indicates that each audio component has a relatively short time for masking the subsequent audio component as shown in FIG. 9A. On the other hand, “low temporal masking characteristic” indicates that each audio component masks the subsequent audio component relatively long as shown in FIG. 9B.
  • the parameter setting unit 154 generates various parameters such as a cut-off frequency fc, a cut-off characteristic, and a level difference ⁇ L based on information on the listener's auditory filter and information on the listener's temporal masking characteristics, and the hearing aid processing apparatus 100 Parameter holding units 103 and 123.
  • the temporal masking information acquisition unit 153 acquires information on the listener's temporal masking characteristics using, for example, a technique shown in Non-Patent Document 3.
  • the parameter setting unit 154 generates cut-off characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 according to the degree of the temporal masking characteristic in addition to the operation of the parameter setting unit 152, and sets the cut-off characteristics in the parameter holding units 103 and 123. As in the first embodiment, when the listener's temporal masking characteristics are different between the left and right ears, different values may be set in the parameter holding units 103 and 123, respectively.
  • the parameter setting unit 154 may set a value that makes the cutoff characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 gentle as shown in FIG. 4A.
  • it may be set so that the HPF 111 and the LPF 131 do not operate, that is, all bands are allowed to pass.
  • the parameter setting unit 154 may set a value such that the cutoff characteristics of the HPF 111 and the LPF 131 become steep as shown in FIG. 4B.
  • Embodiment 4 Next, with reference to FIG. 10, a hearing aid processing system according to Embodiment 4 of the present invention will be described. Note that the description of the points in common with the first to third embodiments is omitted, and the difference will be mainly described.
  • the adjustment device 150 further includes a temporal masking information acquisition unit 153 that acquires information related to the listener's temporal masking characteristics.
  • the hearing aid processing apparatus 100 further includes temporal masking information holding units 208 and 228 that hold information regarding the temporal masking characteristics of the listener acquired by the temporal masking information acquisition unit 153.
  • the parameter setting unit 204 includes an input signal from the A / D 102, information on the auditory filter held in the auditory filter information holding unit 207, and information on temporal masking characteristics held in the temporal masking information holding unit 208. Based on this, various parameters such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L are generated and stored in the parameter holding unit 103.
  • the parameter setting unit 224 includes an input signal from the A / D 122, information on the auditory filter held in the auditory filter information holding unit 227, and information on temporal masking characteristics held in the temporal masking information holding unit 228. Based on this, various parameters such as a cutoff frequency fc, a cutoff characteristic, and a level difference ⁇ L are generated and stored in the parameter holding unit 123.
  • the hearing aid signal processing units 104 and 124 are configured to include the HPF 111 and the LPF 131, respectively.
  • the HPF and the LPF are easily changed to the LPF and the HPF, respectively, by correcting the filter coefficients. Since it is possible, it is good also as a structure which replaced HPF and LPF beforehand, and is good also as a structure which replaces adaptively.
  • the HPF may be assigned to the ear with better hearing in the high frequency band according to the hearing characteristics of the listener, or the high frequency band component may be determined according to the audio signal from the audio input units 101 and 121. You may make it allocate HPF to the more one.
  • BPF Band pass filter
  • a band where the auditory filter is not spread may be output to both ears, and only the spread band may be output separately on the left and right.
  • a numerical value related to fc (for example, when performing hearing aid processing for each of a plurality of bands, a number that refers to the band) May be used.
  • one of a plurality of preset values may be selected (to be effective for a larger number of listeners or to be optimal for a specific listener). The same applies to the other parameters.
  • the auditory filter information acquisition unit 151 and the temporal masking information acquisition unit 153 may not be provided, and the listener may select a parameter having the highest speech clarity from a plurality of parameters prepared in advance. The listener may adjust the parameters.
  • the present invention can be realized not only as the hearing aid processing device 100 and the adjustment device 150 but also as a program for causing a computer to execute the hearing aid processing method and the adjustment method of the hearing aid processing device 100.
  • the hearing aid processing device 100 and the adjustment device 150 in the embodiment can be realized using an LSI which is a typical integrated circuit.
  • the LSI may be composed of one chip or a plurality of chips.
  • the functional blocks other than the memory may be configured with a one-chip LSI.
  • LSI LSI here, it may be called IC, system LSI, super LSI, or ultra LSI depending on the degree of integration.
  • the method of circuit integration is not limited to LSI, but may be realized by a dedicated circuit or a general-purpose processor.
  • An FPGA Field Programmable Gate Array
  • a reconfigurable processor capable of reconfiguring the connection and setting of these may be used.
  • the hearing aid processing device has an effect that it is possible to improve the intelligibility of the sound according to the input signal and the listener, such as a hearing aid, an acoustic device, a mobile phone, and public sound amplification. It is useful for all devices that perform voice playback and voice calls.

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Abstract

 補聴処理装置(100)は、音声の入力を受け付ける音声入力部(101、121)と、音声入力部(101、121)に入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの特性に基づいて、入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部(104、124)と、補聴信号処理部(104)で生成された第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部(106)と、補聴信号処理部(124)で生成された第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部(126)とを備える。

Description

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
 本発明は、聴覚補償を行う補聴処理装置ならびに調整装置に関するものである。
 聴覚補償が必要となる難聴は、障害のある部位によって伝音性難聴と感音性難聴に大別される。
 伝音性難聴は、内耳まで音が伝わっていきにくい状態であり、内耳まで音の振動が到達しさえすれば、聴神経以降の経路は障害無く信号が伝播する。したがって、耳に入力する音を単に増幅することで、低下した聴力を補う。
 これに対して、感音性難聴は、内耳までは健聴者と同様に音の振動が伝わっているが、感覚細胞の変形または消失によって神経を十分に興奮させることができない状態である。このため、感音性難聴では健聴者に比べて様々な聴覚系機能の低下をもたらすことが知られている。その代表的な聴力特性として、ラウドネス補充現象、周波数選択性の低下、時間分解能の低下があげられる。
 ラウドネス補充現象とは、感音性難聴では最小可聴値は健聴者に比べ上昇しているのに対し、レベルが大きく不快に感じる不快閾値は健聴者と変わらないため、音がひとたび最小可聴値以上の強さになると、音の感覚的な大きさであるラウドネスが急激に増加するという現象である。
 従来の補聴器は伝音性難聴および感音性難聴のラウドネス補充現象に着目し、入力音声のレベルを聴力特性の低下に応じて増幅して再生するものが大部分であった。また、それら片耳用の補聴器を左右の耳それぞれに装用し、両耳再生を行うものもあった。
 一方、周波数選択性の低下により、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。
 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提示する両耳分離受聴がある。
 例えば、音声を低域と高域の2帯域に分け、難聴者に対して片耳に高低両帯域を提示した場合よりも、左右の耳に低域、高域を別々に分けて提示した場合の方が音声の明瞭度が高くなることが報告されている(例えば非特許文献1参照)。
 また、音声帯域を18個の周波数帯域に分割し、隣接する帯域を左右の耳に交互に割り当てる補聴処理が示され、感音性難聴者の音声明瞭度が向上したと報告されている(例えば非特許文献2参照)。
Barbara Franklin, "The Effect of Combining low- and high-frequency passbands on consonant recognition in the hearing impaired",(米国),Journal of Speech and Hearing Research, 1975 D.S.Chaudhari and P.C.Pandey, "Dichotic Presentation of Speech Signal Using Critical Filter Bank for Bilateral Sensorineural Hearing Impairment",(米国), Proc.16th ICA,1998 B.J.C.ムーア他、聴覚心理学概論、pp.105-108、誠信書房、1994
 しかし、難聴の種類は人によって様々であり、非特許文献1ならびに2のような方法では、明瞭度の向上効果が少なくなる場合があった。
 本発明は、従来の問題を解決するためになされたもので、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させる補聴処理装置を提供することを目的とする。
 本発明に係る補聴処理装置は、音声の入力を受け付ける音声入力部と、前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える。
 このように、受聴者の聴覚フィルタに関する情報に基づいて左右の耳に出力する音声の周波数特性を異ならせることにより、入力信号の周波数成分間で発生するマスキングを低減することができる。その結果、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 また、前記補聴信号処理部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域から選択された遮断周波数未満の周波数成分を減衰させて、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成する高域通過フィルタを備えてもよい。これにより、上向性マスキングを効果的に抑制することができる。
 さらに、前記補聴信号処理部は、前記入力信号の前記遮断周波数以上の周波数成分を減衰させて前記第2の出力信号を生成する低域通過フィルタを備えてもよい。これにより、左耳に高周波成分を、右耳に低周波成分を出力することになるので、周波数成分間で発生するマスキングを有効に防止することができる。
 また、前記遮断周波数は、前記特定帯域の中心周波数以下の帯域から選択されてもよい。これにより、受聴者の耳の特性に応じて適切な遮断周波数を選択することができる。その結果、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 また、前記遮断周波数は、前記特定帯域の中心周波数と、前記音声入力部に入力された音声に含まれるフォルマント成分の周波数との間の帯域から選択されてもよい。これにより、刻々と変化する入力音声の特性をも考慮して適切な遮断周波数を選択することが可能となる。
 また、前記補聴信号処理部は、前記特定帯域の中心周波数と、前記フォルマント成分の周波数との差が小さいほど前記高域通過フィルタ及び前記低域通過フィルタのカットオフ特性を急峻にしてもよい。これにより、受聴者の耳の特性と入力音声とに基づいた適切な補聴信号処理を行うことが可能となる。
 また、前記補聴信号処理部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域から選択された遮断周波数から所定の低周波帯域のみを減衰させて、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成する第1の帯域遮断フィルタと、前記遮断周波数から所定の高周波帯域のみを減衰させて、前記入力信号から前記第2の出力信号を生成する第2の帯域遮断フィルタとを備えてもよい。
 これにより、遮断周波数近傍の周波数成分は左右の耳に分割して出力され、遮断周波数から離れた周波数成分は左右の耳に重複して出力される。その結果、周波数成分間で発生するマスキングを低減すると共に、受聴者にとってより自然な音声を出力することができる。
 この発明に係る調整装置は、受聴者から取得した情報に基づいて上記記載の補聴処理装置にパラメータを与える調整装置であって、受聴者の前記聴覚フィルタのうちの帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得する聴覚フィルタ情報取得部と、前記聴覚フィルタ情報取得部によって取得された特性に基づいて、前記入力信号から前記第1及び第2の出力信号を生成するためのパラメータを生成し、前記パラメータを前記補聴信号処理部に与えるパラメータ設定部とを備える。このように、受聴者の耳の特性に基づいてパラメータを生成することにより、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 また、前記パラメータ設定部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域の帯域幅が広いほど、前記補聴信号処理部を構成するフィルタのカットオフ特性を急峻にするようなパラメータを生成してもよい。これにより、難聴の度合いが大きい受聴者に対しては音声の明瞭度を向上させ、難聴の度合いの低い受聴者に対してはより自然な音声が出力されるようになる。
 また、前記補聴信号処理部は、受聴者の時間的に隣接する音声の分解能の度合いを示す経時マスキング特性が低いほど、前記補聴信号処理部を構成するフィルタのカットオフ特性を急峻にするようなパラメータを生成してもよい。これにより、難聴の度合いが大きい受聴者に対しては音声の明瞭度を向上させ、難聴の度合いの低い受聴者に対してはより自然な音声が出力されるようになる。
 また、前記補聴信号処理部は、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成するハイシェルフ型フィルタと、前記入力信号から前記第2の出力信号を生成するローシェルフ型フィルタとを備える。そして、前記パラメータ設定部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域の帯域幅が広いほど、前記高域通過フィルタ及び前記低域通過フィルタそれぞれの周波数特性の差の最大値であるレベル差分を増大させるようなパラメータを生成してもよい。これにより、難聴の度合いが大きい受聴者に対しては音声の明瞭度を向上させ、難聴の度合いの低い受聴者に対してはより自然な音声が出力されるようになる。
 また、前記聴覚フィルタ情報取得部は、ノッチノイズ法を用いて受聴者の有する帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得してもよい。
 この発明に係る補聴処理システムは、受聴者の左右の耳に補聴信号処理を施した音声を出力する補聴処理装置と、前記補聴信号処理に用いられるパラメータを前記補聴処理装置に出力する調整装置とを備える補聴処理システムである。前記調整装置は、受聴者の前記聴覚フィルタのうちの帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得する聴覚フィルタ情報取得部と、前記聴覚フィルタ情報取得部によって取得された特性に基づいて前記パラメータを生成し、前記パラメータを前記補聴信号処理部に与えるパラメータ設定部とを備える。前記補聴処理装置は、音声の入力を受け付ける音声入力部と、前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、前記パラメータ設定部から取得したパラメータに基づいて前記補聴信号処理を実行することによって、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える。
 この発明に係る補聴処理方法は、音声の入力を受け付ける音声入力ステップと、前記音声入力ステップに入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理ステップと、前記補聴信号処理ステップで生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力ステップと、前記補聴信号処理ステップで生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力ステップとを備える。
 この発明に係るプログラムは、音声の入力を受け付ける音声入力ステップと、前記音声入力ステップに入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理ステップと、前記補聴信号処理ステップで生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力ステップと、前記補聴信号処理ステップで生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力ステップとをコンピュータに実行させる。
 この発明に係る集積回路は、音声の入力を受け付ける音声入力部と、前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える。
 なお、本発明は、補聴処理装置及び調整装置として実現できるだけでなく、補聴処理装置及び調整装置の機能を実現する集積回路として実現したり、そのような機能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。
 本発明によれば、聴覚フィルタに関する情報に基づいて、左右の耳で異なる周波数特性の信号を与えているので、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
図1Aは、調整装置によって取得された聴覚フィルタの一例を示す図である。 図1Bは、図1Aの各検査周波数を遮断周波数とした時の音声明瞭度の変化を示す図である。 図2は、本発明の実施の形態1に係る補聴処理システムのブロック図である。 図3Aは、補聴信号処理部に搭載されるHPFを示すブロック図である。 図3Bは、補聴信号処理部に搭載されるLPFを示すブロック図である。 図4Aは、図3A及び図3Bに示すHPF及びLPFの周波数特性の一例を示す図である。 図4Bは、図3A及び図3Bに示すHPF及びLPFの周波数特性の他の例を示す図である。 図4Cは、図3A及び図3Bに示すHPF及びLPFの周波数特性の他の例を示す図である。 図4Dは、図3A及び図3Bに示すHPF及びLPFの周波数特性の他の例を示す図である。 図5Aは、聴覚フィルタが広がっている周波数を遮断周波数とした例を示す図である。 図5Bは、聴覚フィルタが広がっている周波数より低い周波数を遮断周波数とした例を示す図である。 図6は、本発明の実施の形態2に係る補聴処理システムのブロック図である。 図7は、入力された音声信号と聴覚フィルタに関する情報とから遮断周波数を決定する例を示す図である。 図8は、本発明の実施の形態3に係る補聴処理システムのブロック図である。 図9Aは、健聴者の経時マスキング特性の例を示す図である。 図9Bは、難聴者の経時マスキング特性の例を示す図である。 図10は、本発明の実施の形態4に係る補聴処理システムのブロック図である。
符号の説明
 100                     補聴処理装置
 101,121                 音声入力部
 102,122                 A/D
 103,123                 パラメータ保持部
 104,124                 補聴信号処理部
 105,125                 D/A
 106,126                 音声出力部
 111                     HPF
 112,132                 BSF
 131                     LPF
 150                     調整装置
 151                     聴覚フィルタ情報取得部
 152,154,203,223,204,224 パラメータ設定部
 153                     経時マスキング情報取得部
 207,227                 聴覚フィルタ情報保持部
 208,228                 経時マスキング情報保持部
 まず、本発明の基本となる両耳分離受聴による明瞭度の向上効果に関して説明する。
 上述のように、両耳分離受聴により音声明瞭性が向上することが知られている。しかしながら、それら知見では、個々の受聴者のマスキング特性との関連について詳細に検討したものは無かった。
 非特許文献3によると、人の聴覚器官のうち、蝸牛(Cochlear)と呼ばれる器官において、音の周波数成分を分析する処理が行われていることが明らかになっている。この分析処理は、聴覚フィルタ(Auditory Filter)と呼ばれるフィルタの列によって表現することができる。
 より具体的には、聴覚フィルタは、周波数軸上に重なりあって並んだ複数の仮想的な帯域通過フィルタの集合体と考えることができる。この複数の帯域通過フィルタは、通過帯域の幅が互いに異なる。そして、帯域通過フィルタの帯域幅と、マスキングとの間には深い関係があることが示されている。本明細書では、聴覚フィルタを構成する複数の仮想的な帯域通過フィルタのうち、難聴等の原因により帯域幅が広がっている帯域通過フィルタの通過帯域を「特定帯域」と、特定帯域の帯域幅を「聴覚フィルタの幅」等と表現する。
 本発明者は、Vowel-Consonant-Vowel(VCV)音節を用いて、難聴者を対象に、両耳分離受聴の帯域分割周波数を変えて明瞭度実験を実施した。さらに、聴覚フィルタの幅を被験者ごとに測定し、明瞭度実験の結果と比較検討した。なお、聴覚フィルタの幅の測定には、非特許文献3に開示されているような、ノッチノイズ法等の一般的な手法を用いた。
 その結果、聴覚フィルタの幅と、明瞭度の向上効果が現れる帯域分割周波数との関連性が明らかとなった。
 図1Aは、検査周波数f1~f4を中心周波数とする帯域通過フィルタの帯域幅を測定した結果の例である。図1Bは、音声を分割周波数f1~f4で分割し、左右の耳に周波数特性の異なる音声を出力した場合の音声明瞭度を測定した結果の例である。
 例えば図1Aに示すように、聴覚フィルタが周波数f3で広がっている場合、図1Bに示すように、周波数f3で帯域分割を行うことにより、明瞭度を向上させることができる。これは、周波数f3の周辺に存在する、音声(母音や子音)のフォルマント成分の間で生じるマスキングが回避されたことが原因とみなせる。
 あるいは、周波数f3よりも低い周波数であるf2で帯域分割を行うことによっても、明瞭度を向上させることができる。これは、周波数f3よりも低い周波数にある先行母音のフォルマント成分による、周波数f3付近にある子音のフォルマント成分のマスキングが回避されたことが原因とみなせる。
 したがって、聴覚フィルタの広がりの情報に基づいて、周波数f2あるいはf3のように、最適な分割周波数を設定することにより、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 さらに本発明者は、単音節ならびにVCV音節を用いて、両耳分離受聴を行わない明瞭度実験を実施し、VCV音節を用いて両耳分離受聴を行った明瞭度実験の結果と比較し検討した。
 その結果、単音節で両耳分離受聴を行わない場合と比較して、VCV音節で両耳分離受聴を行わない場合の明瞭度が大きく悪化している被験者に対して、VCV音節で両耳分離受聴を行った場合の明瞭度が大きく向上していることを明らかにした。
 単音節とVCV音節の違いは、先行する母音(vowel)の有無である。つまり、VCV音節において先行する母音による時間方向のマスキング(経時マスキング)が大きく現れ、明瞭度が大きく悪化する被験者に対して、両耳分離受聴による明瞭度の向上効果は大きく現れるとみなせる。
 したがって、経時マスキングの大きさの情報に基づいて両耳分離受聴を適用ならびに制御することにより、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 さらに、入力された音声信号を分析し、聴覚フィルタの広がりの情報ならびに経時マスキングの大きさの情報と併せて最適な分割周波数を設定することにより、さらに音声の明瞭度を向上させることができる。
 以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して説明する。
 (実施の形態1)
 図2~図5Bを参照して、本発明の実施の形態1に係る補聴処理システムを説明する。なお、図2は補聴処理システムのブロック図、図3A及び3Bは補聴処理システムに実装されるフィルタを示すブロック図、図4A~図4Dは補聴処理システムに実装されるフィルタの特性を示す図、図5A及び図5Bは遮断周波数の選択方法を示す図である。
 本発明の実施の形態1に係る補聴処理システムは、図2に示されるように、補聴処理装置100と、調整装置150とを備える。補聴処理装置100は、典型的には、左右の耳それぞれに取り付けられる一対の補聴器である。調整装置150は、典型的には、補聴処理装置100に各種パラメータを設定するリモコン(リモートコントローラ)である。
 補聴処理装置100は、それぞれ一対の音声入力部101、121と、A/D(アナログ-ディジタル変換器)102、122と、パラメータ保持部103、123と、補聴信号処理部104、124と、D/A(ディジタル-アナログ変換器)105、125と、音声出力部106、126とを備える。
 音声入力部101、121は、補聴器のマイクロフォンの出力やオーディオ機器の出力などのアナログの電気信号に変換された音声信号の入力を受け付ける。A/D102は、音声入力部101に入力されたアナログ信号をディジタル信号(入力信号)に変換する。A/D122は、音声入力部121に入力されたアナログ信号をディジタル信号(入力信号)に変換する。
 パラメータ保持部103、123は、調整装置150から与えられた各種パラメータを保持する記憶部(メモリ)である。具体的には、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等を保持する。なお、本実施の形態1においては、パラメータ保持部103、123に保持されるパラメータの値は同一であるが、例えば聴覚フィルタが左右の耳で異なる場合等には、それぞれ異なる値を設定してもよい。
 補聴信号処理部104は、パラメータ保持部103に保持されている各種パラメータに基づいて、入力信号に補聴信号処理を施して第1の出力信号を生成する。具体的には、補聴信号処理部104は、図3Aに示されるように、入力信号の遮断周波数fc未満の周波数成分を減衰させて第1の出力信号を生成するHPF(High Pass Filter:高域通過フィルタ)111を備える。
 補聴信号処理部124は、パラメータ保持部123に保持されている各種パラメータに基づいて、入力信号に補聴信号処理を施して第2の出力信号を生成する。具体的には、補聴信号処理部124は、図3Bに示されるように、入力信号の遮断周波数fc以上の周波数成分を減衰させて第2の出力信号を生成するLPF(Low Pass Filter:低域通過フィルタ)131を備える。
 したがって、補聴信号処理部104から出力される第1の出力信号と、補聴信号処理部124から出力される第2の出力信号とは、周波数特性が互いに異なっている。
 D/A105は、補聴信号処理部104から出力される第1の出力信号(ディジタル信号)をアナログ信号に変換する。D/A125は、補聴信号処理部124から出力される第2の出力信号(ディジタル信号)をアナログ信号に変換する。
 音声出力部106は、D/A105から出力されるアナログ信号を音声信号に変換して受聴者の左耳に出力する。音声出力部126は、D/A125から出力されるアナログ信号を音声信号に変換して受聴者の右耳に出力する。このとき、補聴信号処理部104、124から出力される第1及び第2の出力信号は周波数特性が互いに異なっているので、受聴者の左右の耳には異なる音声が出力されることになる。
 調整装置150は、聴覚フィルタ情報取得部151と、パラメータ設定部152とを備える。聴覚フィルタ情報取得部151は、1つあるいは複数の周波数帯域における受聴者の聴覚フィルタに関する情報を取得する。パラメータ設定部152は、取得された受聴者の聴覚フィルタに関する情報に基づいて遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、生成されたパラメータを補聴処理装置100のパラメータ保持部103、123に設定する。
 次に、図4A~図4Dを参照して、HPF111及びLPF131の特性を説明する。図4Aに示されるように、HPF111及びLPF131は、共通の遮断周波数fcに基づいて所定の帯域を通過(若しくは遮断)させる。具体的には、HPF111は、遮断周波数fc未満の周波数成分を減衰させる。一方、LPF131は、遮断周波数fc以上の周波数成分を減衰させる。
 なお、遮断周波数fcは、調整装置150からパラメータ保持部103、123に与えられる変数である。すなわち、HPF111及びLPF131は、取得した遮断周波数fcの値に応じて、通過帯域(若しくは遮断帯域)を任意に変更することができる構成であるのが望ましい。若しくは、遮断周波数の互いに異なる複数のHPF111を予め補聴信号処理部104に実装しておき、パラメータ保持部103に与えられた遮断周波数fcに基づいて、適切なHPF111を選択するようにしてもよい。LPF131についても同様の構成としてもよい。
 また、HPF111及びLPF131は、図4A及び図4Bに示されるように、パラメータ保持部103、123に与えられたパラメータに応じて、カットオフ特性を任意に変更することができる構成であるのが望ましい。若しくは、カットオフ特性の互いに異なる複数のHPF111を予め補聴信号処理部104に実装しておき、パラメータ保持部103に与えられたパラメータに基づいて、適切なHPF111を選択するようにしてもよい。LPF131についても同様の構成としてもよい。
 また、図4Cに示されるように、HPF111をハイシェルフ(high-shelf)型で構成し、LPF131をローシェルフ(low-shelf)型で構成してもよい。この場合、補聴信号処理部104、124は、上述の遮断周波数fc及びカットオフ特性に加えて、レベル差分ΔLをパラメータ保持部103、123から取得する必要がある。なお、「レベル差分ΔL」とは、HPF111及びLPF131それぞれの周波数特性の差の最大値を指す。
 さらには、HPF111及びLPF131に代えて、遮断帯域の互いに異なるBSF(Band Stop Filter:帯域遮断フィルタ)を補聴信号処理部104、124に実装してもよい。具体的には、図4Dに示されるように、補聴信号処理部104に実装されるBSF112は、遮断周波数fcから所定の低周波帯域のみを減衰させて、入力信号から第1の出力信号を生成する。一方、補聴信号処理部124に実装されるBSF132は、遮断周波数fcから所定の高周波帯域のみを減衰させて、入力信号から第2の出力信号を生成する。
 図4Dによれば、遮断周波数fc近傍の周波数帯域の音声のみが左右の耳に分割され、遮断周波数fcから離れた周波数帯域の音声は左右の耳で同じ出力レベルとなっているので、受聴者にとってより自然な音声を出力することができる。
 次に、図5A及び図5Bを参照して、調整装置150が各種パラメータを決定する手順を説明する。まず、聴覚フィルタ情報取得部151は、例えば、250Hz~4000Hzの帯域から4つの中心周波数f1、f2、f3、f4を選択し、各中心周波数f1~f4における受聴者の仮想的な帯域通過フィルタ(聴覚フィルタ)の帯域幅を測定する。測定結果を図5A及び図5Bの上段に示す。図5A及び図5Bに示す測定結果によれば、中心周波数f3の帯域通過フィルタの帯域幅が最も広くなっている。
 次に、パラメータ設定部152は、聴覚フィルタ情報取得部151の測定結果に基づいて、HPF111及びLPF131の特性を決定する遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成する。
 遮断周波数fcは、帯域幅の最も広い帯域通過フィルタ(中心周波数f3の帯域通過フィルタ)の通過帯域(特定帯域)から選択される。典型的には、図5Aに示されるように、この帯域通過フィルタの中心周波数f3を遮断周波数fcとすればよい。または、図5Bに示されるように、特定帯域の中心周波数f3以下の帯域、つまり、特定帯域の下限周波数と中心周波数f3との間から選択してもよい。これにより、上向性マスキングの影響を低減することができる。
 カットオフ特性は、特定帯域の帯域幅に応じて定められる。例えば、特定帯域の帯域幅が狭い場合には、マスキングの影響はあまり大きくないので、図4Aに示すように、HPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が緩やかになるような値を採用すればよい。これにより、左右の耳に出力される音声の重複帯域幅が広くなるので、受聴者にとってより自然な音声を出力することができる。
 逆に、特定帯域の帯域幅が広い場合には、マスキングの影響が大きくなるので、図4Bに示すように、HPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が急峻になるような値を採用すればよい。これにより、左右の耳に出力される音声の重複帯域幅が狭くなるので、周波数成分間のマスキングの影響を抑制することができる。
 レベル差分ΔLは、カットオフ特性と同様に、特定帯域の帯域幅に応じて定められる。例えば、特定帯域の帯域幅が狭い場合には、マスキングの影響はあまり大きくないので、HPF111とLPF131とのレベル差分ΔLを減少させる。これにより、左右の耳に出力される音声の周波数特性の差が小さくなるので、受聴者にとってより自然な音声を出力することができる。
 一方、特定帯域の帯域幅が広い場合には、マスキングの影響が大きくなるので、HPF111とLPF131とのレベル差分ΔLを増大させる。これにより、左右の耳に出力される音声の周波数特性の差が大きくなるので、周波数成分間のマスキングの影響を抑制することができる。
 パラメータ設定部152は、上記の基準に基づいて決定された各種パラメータを、補聴処理装置100に出力する。補聴処理装置100は、取得した各種パラメータをパラメータ保持部103、123に記憶する。
 上記の各パラメータを取得した補聴処理装置100は、入力音声に補聴信号処理を施すことによって、左右の耳に周波数特性の互いに異なる音声を出力することができる。実施の形態1においては、遮断周波数fc以上の帯域の音声が左耳に出力され、遮断周波数fc未満の帯域の音声が右耳に出力される。また、遮断周波数fc周辺の帯域は、左右の耳に重複して出力される。
 このように本実施の形態1においては、聴覚フィルタ情報取得部151で受聴者の聴覚フィルタに関する情報を取得し、受聴者に応じてHPF111及びLPF131の遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等のパラメータを設定して、音声出力部106、126で異なる周波数特性の音声を出力している。つまり、音声出力部106、126の出力を左右の耳に別々に与えれば、より多くの受聴者に対して音声の明瞭度を向上させることができる。
 なお、実施の形態1においては、音声入力部101、121、A/D102、122、パラメータ保持部103、123、補聴信号処理部104、124、及びD/A105、125を左右の耳用に2個ずつ設けた例を示したが、これに限ることなく、1つの機能ブロックを左右の耳で共有してもよい。つまり、少なくとも音声出力部106、126が左右の耳用に独立していればよい。
 また、受聴者の聴覚フィルタの特性を測定する聴覚フィルタ情報取得部151、及び補聴処理装置100にパラメータを設定するパラメータ設定部152の両方の機能を備えた調整装置150の例を示したが、これに限ることなく、これらを別体としてもよい。例えば、聴覚フィルタ情報取得部151を備える専用の機器で受聴者の聴覚フィルタの特性を測定し、パラメータ設定部152を備えるリモコンで各パラメータを手入力するような構成であってもよい。
 (実施の形態2)
 次に、図6を参照して、本発明の実施の形態2の補聴処理システムを説明する。なお、本実施の形態2は、上述の実施の形態1と略同様に構成されているので、同様な構成には同一の符号を付して特徴部分のみ説明する。
 聴覚フィルタ情報保持部207、227は、調整装置150の聴覚フィルタ情報取得部151が取得した受聴者の聴覚フィルタに関する情報を保持する。具体的には、受聴者の聴覚フィルタの幅(特定帯域の帯域幅)や中心周波数等の情報を調整装置150から取得する。
 パラメータ設定部203は、A/D102からの入力信号と、聴覚フィルタ情報保持部207に保持されている聴覚フィルタに関する情報とに基づいて、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、パラメータ保持部103に記憶させる。
 パラメータ設定部223は、A/D122からの入力信号と、聴覚フィルタ情報保持部227に保持されている聴覚フィルタに関する情報とに基づいて、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、パラメータ保持部123に記憶させる。
 なお、本実施の形態2においては、A/D102、122からの入力信号は同一であり、且つ聴覚フィルタ情報保持部207、227に保持されている情報も同一であるので、パラメータ設定部203、223で生成されるパラメータの値も同一となる。一方、A/D102、122からの入力信号あるいは聴覚フィルタ情報保持部207、227に保持されている情報が同一でない場合には、パラメータ設定部203、223がそれぞれ異なる値を生成してもよい。
 本実施の形態2に係るパラメータ設定部203、223は、特定帯域の中心周波数と、音声入力部101、121に入力された音声に含まれる母音のフォルマント成分の周波数との間の帯域から遮断周波数fcを選択する。
 例えば、パラメータ設定部203、223は、図7に示すように、入力された音声信号に母音のフォルマント成分が含まれているときに、特定帯域の中心周波数の周辺かそれよりも低く、なおかつ母音のフォルマント成分の周辺かそれよりも高い周波数で分割するように、HPF111ならびにLPF131の遮断周波数fcを生成し、パラメータ保持部103、123に設定すればよい。
 さらに、パラメータ設定部203、223は、特定帯域の中心周波数と母音のフォルマント成分の周波数の差に応じて、HPF111及びLPF131のカットオフ特性を生成し、パラメータ保持部103、123に設定すればよい。
 例えば、特定帯域の中心周波数と母音のフォルマント成分の周波数の差が大きい場合には、マスキングの影響はあまり大きくないので、図4Aに示すように、HPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が緩やかになるような値を設定すればよい。
 逆に、特定帯域の中心周波数と母音のフォルマント成分の周波数の差が小さい場合には、マスキングの影響が大きくなるので、図4Bに示すように、HPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が急峻になるような値を設定すればよい。
 このように本実施の形態2においては、パラメータ設定部203、223は、受聴者の聴覚フィルタに関する情報だけでなく、入力信号の周波数特性をも考慮してHPF111及びLPF131の遮断周波数fcを設定している。入力音声の周波数特性は時間と共に変化していくので、その瞬間における最も適切な遮断周波数fcを選択することにより、さらに音声の明瞭度を向上させることができる。
 なお、パラメータ設定部203、223は、母音のフォルマント成分に代えて、入力信号の最もエネルギーレベルの高い周波数帯域を考慮して遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等のパラメータを生成するようにしてもよいし、子音のフォルマント成分が母音と近い周波数帯域に存在する場合には、子音のフォルマント成分を考慮してパラメータを生成するようにしてもよい。
 (実施の形態3)
 次に、図8を参照して、本発明の実施の形態3に係る補聴処理システムを説明する。なお、実施の形態1との共通点の説明は省略し、相違点を中心に説明する。実施の形態3に係る調整装置150は、受聴者の経時マスキング特性に関する情報を取得する経時マスキング情報取得部153をさらに備える。
 なお、「経時マスキング特性」とは、時間的に隣接する音声成分の分解能の度合いを示す。より具体的には、特定周波数の音声が時間的に後(若しくは前)の音声に影響する時間の長さを指す。例えば、「経時マスキング特性が高い」とは、図9Aのように、各音声成分が後ろの音声成分をマスキングする時間が相対的に短いことを指す。一方、「経時マスキング特性が低い」とは、図9Bのように、各音声成分が後ろの音声成分をマスキングする時間が相対的に長いことを指す。
 パラメータ設定部154は、受聴者の聴覚フィルタに関する情報ならびに受聴者の経時マスキング特性に関する情報に基づいて、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、補聴処理装置100のパラメータ保持部103、123に設定する。
 経時マスキング情報取得部153は、例えば非特許文献3に示されるような手法を用い、受聴者の経時マスキング特性の情報を取得する。
 あるいは、明瞭度実験に示すように、短い音声(例えば単音節)とそれより長い音声(例えばVCV音節)の明瞭度を比較することにより、受聴者の経時マスキング特性の情報を取得することも可能である。
 パラメータ設定部154は、パラメータ設定部152の動作に加え、経時マスキング特性の度合いにも応じて、HPF111ならびにLPF131のカットオフ特性を生成し、パラメータ保持部103、123に設定する。なお、実施の形態1と同様に、受聴者の経時マスキング特性が左右の耳で異なる場合には、パラメータ保持部103、123にそれぞれ異なる値を設定してもよい。
 例えば、パラメータ設定部154は、図9Aに示すように経時マスキング特性が高い場合には、図4Aに示すようにHPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が緩やかになるような値に設定すればよい。あるいは、HPF111ならびにLPF131が動作しないように、すなわちすべての帯域を通過させるように設定してもよい。
 逆に、パラメータ設定部154は、図9Bに示すように経時マスキング特性が低い場合には、図4Bに示すようにHPF111ならびにLPF131のカットオフ特性が急峻になるような値に設定すればよい。
 上記構成とすれば、周波数成分間で発生するマスキングに加えて、経時マスキングの影響をも低減することができるので、さらに音声の明瞭度を向上させることができる。特に音声は、相対的に高周波の子音成分と相対的に低周波の母音成分とが連続するような特性を有する。そこで、左右の耳の一方に高周波成分(子音成分)を、他方に低周波成分(母音成分)を出力することにより、経時マスキングの影響を極めて少なくすることができる。
 (実施の形態4)
 次に、図10を参照して、本発明の実施の形態4に係る補聴処理システムを説明する。なお、実施の形態1~3との共通点の説明は省略し、相違点を中心に説明する。
 調整装置150は、受聴者の経時マスキング特性に関する情報を取得する経時マスキング情報取得部153をさらに備える。補聴処理装置100は、経時マスキング情報取得部153が取得した受聴者の経時マスキング特性に関する情報を保持する経時マスキング情報保持部208、228をさらに備える。
 パラメータ設定部204は、A/D102からの入力信号と、聴覚フィルタ情報保持部207に保持されている聴覚フィルタに関する情報と、経時マスキング情報保持部208に保持されている経時マスキング特性に関する情報とに基づいて、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、パラメータ保持部103に記憶させる。
 パラメータ設定部224は、A/D122からの入力信号と、聴覚フィルタ情報保持部227に保持されている聴覚フィルタに関する情報と、経時マスキング情報保持部228に保持されている経時マスキング特性に関する情報とに基づいて、遮断周波数fc、カットオフ特性、及びレベル差分ΔL等の各種パラメータを生成し、パラメータ保持部123に記憶させる。
 なお、上述の各実施の形態において、補聴信号処理部104、124がそれぞれHPF111、LPF131を備える構成としたが、一般にHPFとLPFは、フィルタ係数を修正することにより容易にそれぞれLPF、HPFに変更可能なので,あらかじめHPF、LPFを入れ替えた構成としてもよいし、適応的に入れ替える構成としてもよい。例えば、受聴者の聴力特性に応じて、高周波帯域の聴力が良い方の耳にHPFを割り当てるようにしてもよいし、音声入力部101、121からの音声信号に応じて、高周波帯域の成分がより多い方にHPFを割り当てるようにしてもよい。
 また、低域と高域の2帯域に分割する場合を示したが、両耳に異なる周波数特性の音声信号を与えればよく、片耳だけ帯域制限を行ってもよいし、帯域通過フィルタ(Band Pass Filter:BPF)を用いて、複数の帯域で分割してもよい。
 あるいは、例えば聴覚フィルタが広がっていない帯域は両耳に出力し、広がっている帯域だけ左右別々に出力するようにしてもよい。
 また、周波数分割を行うためのパラメータとして、分割周波数fcを用いる場合を示したが、fcと関連する数値(たとえば、複数の帯域ごとに補聴処理を行う際には、帯域を参照する番号など)を用いても良い。あるいは、(より多くの受聴者に対して効果があるように、もしくは特定の受聴者に対して最適となるように)あらかじめ設定された複数の値から1つを選択するようにしてもよい。他のパラメータについても同様である。
 また、聴覚フィルタ情報取得部151、経時マスキング情報取得部153を備えず、あらかじめ用意された複数のパラメータの中から、最も音声の明瞭度が高くなるものを受聴者が選択するようにしてもよいし、受聴者がパラメータを調整するようにしてもよい。
 また、本発明は、補聴処理装置100及び調整装置150として実現できるだけではなく、補聴処理方法及び補聴処理装置100の調整方法をコンピュータに実行させるためのプログラムとして実現してもよい。
 また、実施の形態における補聴処理装置100及び調整装置150は、典型的な集積回路であるLSIを用いて実現することができる。この場合、LSIは、1チップで構成しても良いし、複数チップで構成しても良い。例えば、メモリ以外の機能ブロックが1チップLSIで構成しても良い。なお、ここではLSIとしたが、集積度の違いにより、IC、システムLSI、スーパーLSIまたはウルトラLSIと呼称されることもある。
 集積回路化の手法はLSIに限るものではなく、専用回路または汎用プロセッサで実現してもよいし、LSI製造後に、プログラムすることが可能なFPGA(Field Programmable Gate Array)や、LSI内部の回路セルの接続や設定を再構成可能なリコンフィギュラブル・プロセッサを利用してもよい。
 さらに、半導体技術の進歩または派生する別技術によりLSIに置き換わる集積回路化の技術が登場すれば、当然、その技術を用いて機能ブロックの集積化を行ってもよい。例えば、バイオ技術の適応等がその可能性として有り得ると考えられる。
 以上、図面を参照してこの発明の実施形態を説明したが、この発明は、図示した実施形態のものに限定されない。図示した実施形態に対して、この発明と同一の範囲内において、あるいは均等の範囲内において、種々の修正や変形を加えることが可能である。
 以上のように、本発明にかかる補聴処理装置は、入力信号ならびに受聴者に応じて音声の明瞭度を向上させることができるという効果を有し、補聴器、音響機器、携帯電話、公共拡声などの音声再生、音声通話を行う装置全般に有用である。

Claims (16)

  1.  音声の入力を受け付ける音声入力部と、
     前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える
     補聴処理装置。
  2.  前記補聴信号処理部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域から選択された遮断周波数未満の周波数成分を減衰させて、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成する高域通過フィルタを備える
     請求項1に記載の補聴処理装置。
  3.  前記補聴信号処理部は、さらに、前記入力信号の前記遮断周波数以上の周波数成分を減衰させて前記第2の出力信号を生成する低域通過フィルタを備える
     請求項2に記載の補聴処理装置。
  4.  前記遮断周波数は、前記特定帯域の中心周波数以下の帯域から選択される
     請求項2に記載の補聴処理装置。
  5.  前記遮断周波数は、前記特定帯域の中心周波数と、前記音声入力部に入力された音声に含まれるフォルマント成分の周波数との間の帯域から選択される
     請求項2に記載の補聴処理装置。
  6.  前記補聴信号処理部は、前記特定帯域の中心周波数と、前記フォルマント成分の周波数との差が小さいほど前記高域通過フィルタ及び前記低域通過フィルタのカットオフ特性を急峻にする
     請求項5に記載の補聴処理装置。
  7.  前記補聴信号処理部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域から選択された遮断周波数から所定の低周波帯域のみを減衰させて、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成する第1の帯域遮断フィルタと、
     前記遮断周波数から所定の高周波帯域のみを減衰させて、前記入力信号から前記第2の出力信号を生成する第2の帯域遮断フィルタとを備える
     請求項1に記載の補聴処理装置。
  8.  受聴者から取得した情報に基づいて請求項1に記載の補聴処理装置にパラメータを与える調整装置であって、
     受聴者の前記聴覚フィルタのうちの帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得する聴覚フィルタ情報取得部と、
     前記聴覚フィルタ情報取得部によって取得された特性に基づいて、前記入力信号から前記第1及び第2の出力信号を生成するためのパラメータを生成し、前記パラメータを前記補聴信号処理部に与えるパラメータ設定部とを備える
     調整装置。
  9.  前記パラメータ設定部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域の帯域幅が広いほど、前記補聴信号処理部を構成するフィルタのカットオフ特性を急峻にするようなパラメータを生成する
     請求項8に記載の調整装置。
  10.  前記補聴信号処理部は、受聴者の時間的に隣接する音声の分解能の度合いを示す経時マスキング特性が低いほど、前記補聴信号処理部を構成するフィルタのカットオフ特性を急峻にするようなパラメータを生成する
     請求項8に記載の調整装置。
  11.  前記補聴信号処理部は、前記入力信号から前記第1の出力信号を生成するハイシェルフ型フィルタと、前記入力信号から前記第2の出力信号を生成するローシェルフ型フィルタとを備え、
     前記パラメータ設定部は、前記帯域幅の最も広い帯域通過フィルタの帯域である特定帯域の帯域幅が広いほど、前記高域通過フィルタ及び前記低域通過フィルタそれぞれの周波数特性の差の最大値であるレベル差分を増大させるようなパラメータを生成する
     請求項8に記載の調整装置。
  12.  前記聴覚フィルタ情報取得部は、ノッチノイズ法を用いて受聴者の有する帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得する
     請求項8に記載の調整装置。
  13.  受聴者の左右の耳に補聴信号処理を施した音声を出力する補聴処理装置と、前記補聴信号処理に用いられるパラメータを前記補聴処理装置に出力する調整装置とを備える補聴処理システムであって、
     前記調整装置は、
     受聴者の前記聴覚フィルタのうちの帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性を取得する聴覚フィルタ情報取得部と、
     前記聴覚フィルタ情報取得部によって取得された特性に基づいて前記パラメータを生成し、前記パラメータを前記補聴信号処理部に与えるパラメータ設定部とを備え
     前記補聴処理装置は、
     音声の入力を受け付ける音声入力部と、
     前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、前記パラメータ設定部から取得したパラメータに基づいて前記補聴信号処理を実行することによって、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える
     補聴処理システム。
  14.  音声の入力を受け付ける音声入力ステップと、
     前記音声入力ステップに入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理ステップと、
     前記補聴信号処理ステップで生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力ステップと、
     前記補聴信号処理ステップで生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力ステップとを備える
     補聴処理方法。
  15.  音声の入力を受け付ける音声入力ステップと、
     前記音声入力ステップに入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理ステップと、
     前記補聴信号処理ステップで生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力ステップと、
     前記補聴信号処理ステップで生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力ステップとを
     コンピュータに実行させるプログラム。
  16.  音声の入力を受け付ける音声入力部と、
     前記音声入力部に入力された音声を入力信号とし、複数の仮想的な帯域通過フィルタで構成される受聴者の聴覚フィルタのうち、帯域幅の最も広い前記帯域通過フィルタの特性に基づいて、前記入力信号から周波数特性の互いに異なる第1及び第2の出力信号を生成する補聴信号処理部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第1の出力信号を、音声として受聴者の左耳に出力する第1の音声出力部と、
     前記補聴信号処理部で生成された前記第2の出力信号を、音声として受聴者の右耳に出力する第2の音声出力部とを備える
     集積回路。
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