WO2010061539A1 - 補聴器 - Google Patents

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WO2010061539A1
WO2010061539A1 PCT/JP2009/005932 JP2009005932W WO2010061539A1 WO 2010061539 A1 WO2010061539 A1 WO 2010061539A1 JP 2009005932 W JP2009005932 W JP 2009005932W WO 2010061539 A1 WO2010061539 A1 WO 2010061539A1
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WO
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sound
hearing aid
unit
signal
output
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PCT/JP2009/005932
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井下博義
上田泰志
今村泰
井下潤一
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パナソニック株式会社
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    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/30—Monitoring or testing of hearing aids, e.g. functioning, settings, battery power
    • H04R25/305—Self-monitoring or self-testing
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R1/00—Details of transducers, loudspeakers or microphones
    • H04R1/10—Earpieces; Attachments therefor ; Earphones; Monophonic headphones
    • H04R1/1041—Mechanical or electronic switches, or control elements
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    • H04R—LOUDSPEAKERS, MICROPHONES, GRAMOPHONE PICK-UPS OR LIKE ACOUSTIC ELECTROMECHANICAL TRANSDUCERS; DEAF-AID SETS; PUBLIC ADDRESS SYSTEMS
    • H04R2225/00—Details of deaf aids covered by H04R25/00, not provided for in any of its subgroups
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    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/40—Arrangements for obtaining a desired directivity characteristic
    • H04R25/407—Circuits for combining signals of a plurality of transducers
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    • H04R25/00—Deaf-aid sets, i.e. electro-acoustic or electro-mechanical hearing aids; Electric tinnitus maskers providing an auditory perception
    • H04R25/45—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback
    • H04R25/453—Prevention of acoustic reaction, i.e. acoustic oscillatory feedback electronically

Definitions

  • the present invention relates to a technique for preventing howling of a hearing aid.
  • the hearing aid has a small body to be worn on the ear, and a microphone that collects sounds around the body and a speaker that outputs the sound amplified by the hearing aid processing are arranged close to each other. For this reason, sound output from the speaker is circulated around the main body and collected again by the microphone, an acoustic loop is formed, and unpleasant sound is output from the speaker, and howling is likely to occur. In particular, it is likely to occur when the hearing aid is not worn on the ear. This is because there is nothing blocking the sound that goes around the body.
  • the technology that does not output the sound amplified by the hearing aid processing until the predetermined time has elapsed after the power is turned on contributes to howling suppression, but is still insufficient from the viewpoint of not generating howling at the time of wearing. is there.
  • the predetermined time can be changed according to the user. If the user performs a different operation from the normal wearing procedure and it takes a long time to turn on the hearing aid after it is turned on, the sound amplified by the hearing aid processing may be output before the hearing aid is attached. It was.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and even if it takes a long time for the user to wear the hearing aid after it is turned on, the sound amplified by the hearing aid processing before the hearing aid is worn. It is an object of the present invention to provide a hearing aid that can prevent the output of sound.
  • a hearing aid includes a sound collection unit that collects ambient sounds, a sound output unit that outputs sound, and a main body having a shape that can be attached to an ear, and the main body.
  • a hearing aid processing unit that performs hearing aid processing on the ambient sound collected by the sound collection unit, a wearing determination unit that determines whether or not the main body is worn on the ear based on the ambient sound, and a predetermined signal. Based on the specific sound generation unit to be generated and the determination result of the wearing determination unit, the hearing aid processing unit selects a sound that has been subjected to hearing aid processing or a sound generated by the specific sound generation unit, and And a selection unit that outputs the sound to the sound output unit.
  • a sound or a predetermined signal subjected to hearing aid processing is selected and output to the sound output unit, and a predetermined signal (for example, a sound generated inside the hearing aid) is determined until the wearing of the hearing aid is determined. Since it was selected and output to the sound output unit, the sound that was subjected to hearing aid processing was not output before the user attached the body of the hearing aid, and as a result, hearing aid processing was performed when the hearing aid was worn It becomes possible to prevent the occurrence of howling caused by the sound wrapping around, and to improve the comfort for the user.
  • a predetermined signal for example, a sound generated inside the hearing aid
  • FIG. 1 Block diagram of the hearing aid processing unit in Embodiment 1 of the present invention
  • State transition diagram for managing the operation of the attachment determination unit in Embodiment 1 of the present invention The figure which shows the hearing aid user's ear
  • FIG. 1 is a diagram showing a block configuration of a hearing aid according to Embodiment 1 of the present invention.
  • the hearing aid of the present invention includes a sound collection unit 101, a hearing aid processing unit 102, a specific sound generation unit 103, a wearing determination unit 104, a selection unit 105, and a sound output unit in a main body 100. 106 is provided.
  • a predetermined sound generated by the specific sound generation unit 103 after the power source (not shown) of the hearing aid main body 100 is turned on until the hearing aid user wears the main body 100 on the ear.
  • the selection unit 105 selects a signal (a specific sound, for example, a single frequency sound) and outputs the signal to the sound output unit 106. Then, when the single-frequency sound output from the sound output unit 106 is identified from the sounds collected by the sound collection unit 101, the wearing determination unit 104 determines that the main body 100 is not worn on the ear.
  • the mounting determination unit 104 determines whether the sound collection unit 101 It is determined that the feedback to 101 is interrupted, that is, it is determined that the main body 100 is worn on the ear. As described above, when the wearing determination unit 104 determines that the main body 100 is worn on the ear, the selection unit 105 selects the sound subjected to the hearing aid processing by the hearing aid processing unit 102 and outputs the selected sound to the sound output unit 106. Thus, the provision of the sound subjected to the hearing aid processing to the hearing aid user is started.
  • the sound collection unit 101 includes a sound port provided on the body 100 of the hearing aid and a microphone that collects ambient sound that has entered the sound port.
  • the ambient sound enters the sound port as an acoustic signal, and the microphone converts the acoustic signal into an analog electrical signal and outputs it to the hearing aid processing unit 102 (collects the ambient sound).
  • the sound collection unit 101 is provided with two sets of sound ports and microphones for providing directivity to the hearing aid user, and outputs analog input signals 111a and 111b, respectively.
  • the hearing aid processing unit 102 performs a hearing aid process on the analog input signals 111a and 111b output from the sound collecting unit 101, and outputs an analog hearing aid signal 113 that is a sound signal adjusted to match the hearing characteristics of the hearing aid user.
  • the data is output to the selection unit 105. Further, a power value group 112 described later is output to the attachment determination unit 104.
  • the hearing aid processing unit 102 includes an A / D (Analog to Digital) conversion unit 201, a directivity synthesis unit 202, a frequency analysis unit 203, a power calculation unit 204, a gain, and the like.
  • a control unit 205, a gain adjustment unit 206, a frequency synthesis unit 207, and a D / A (Digital to Analog) conversion unit 208 are configured.
  • the A / D conversion unit 201 digitally samples the analog input signals 111a and 111b output from the sound collection unit 101, and outputs them to the directivity synthesis unit 202 as digital input signals 211a and 211b.
  • the sampling frequency in the A / D conversion unit 201 is 32 kHz. That is, the analog input signals 111a and 111b are sampled at intervals of 31.25 microseconds and converted into digital input signals 211a and 211b.
  • the directivity synthesis unit 202 expands the sound from a specific direction to the hearing aid user, or reduces the sound other than the specific direction. That is, the digital input signals 211a and 211b are processed and synthesized so as to direct the directivity of the hearing aid in a specific direction.
  • the synthesized signal is output to the frequency analysis unit 203 as a synthesized signal 212.
  • the directivity synthesis unit 202 includes a plurality of adaptive filters and an adder, and directivity can be directed in an arbitrary direction by changing the calculation coefficient. Moreover, it can also be made omnidirectional which can hear the sound of all directions equally.
  • the frequency analysis unit 203 converts the composite signal 212 input in time series from a time domain signal to a frequency domain signal, divides the signal into a plurality of frequency bands, and outputs the resultant signal as a frequency signal group 213.
  • a method of dividing the result of Fourier transform or a subband division method is used.
  • 128-point FFT Fast Fourier Transform
  • the next Fourier transform is performed on the n + 1th and n + 2th frames, and the result of the Fourier transform is every time.
  • the frame is updated. Further, since the data of each frame is used for the computation of the Fourier transform twice, the overlap rate is 50%.
  • the division is performed by dividing the frequency between the upper limit and the lower limit of the frequency handled by the hearing aid into a plurality.
  • the frequency band range in which hearing aid processing is effective is 0 Hz to 16 kHz according to the sampling theorem. This is equally divided at 250 Hz, and 65 frequency signals are output as a frequency signal group 213.
  • the frequency resolution on the low frequency side may be increased and the frequency resolution on the high frequency side may be decreased using wavelet transform.
  • the power calculation unit 204 calculates a power value for each frequency signal of each band of the frequency signal group 213 output from the frequency analysis unit 203 for each frame.
  • the power value is the power of the signal input to the frequency analysis unit 203 and has a correlation with the sound pressure level of the acoustic signal input to the sound collection unit 101. That is, if the sound pressure level is small, the power value is small, and if the sound pressure level is large, the power value is large.
  • the power value is obtained by calculating the sum of squares of the real part and the imaginary part for each frequency signal in each band.
  • the calculated power value of each band is output to gain control section 205 as power value group 112. Further, the power value group 112 is output to the mounting determination unit 104.
  • the gain control unit 205 determines the gain for the frequency signal in each band based on the power value group 112.
  • a gain table is used to determine the gain.
  • the dynamic range of hearing varies depending on the hearing aid user, and nonlinear gain adjustment is required for the sound pressure level of the input acoustic signal in accordance with the hearing aid user. Therefore, a gain table in which a gain is determined for each input sound pressure level, that is, a power value, is created based on a gain characteristic necessary for a hearing aid user obtained in advance by an audiogram or the like.
  • the gain control unit 205 includes this gain table for all the frequency bands divided by the frequency analysis unit 203. When the power value group 112 is input, the gain control unit 205 determines a corresponding gain with reference to the gain table. These are output to the gain adjustment unit 206 as the gain control signal group 214.
  • the gain adjustment unit 206 performs gain calculation on the frequency signal group 213 that is a frequency signal of each band based on the gain control signal group 214, and performs gain adjustment of the frequency signal.
  • the frequency signals subjected to gain adjustment are output to the frequency synthesis unit 207 as the adjusted frequency signal group 215.
  • the frequency synthesizer 207 combines the adjusted frequency signal group 215 composed of the divided 65 frequency signals, and converts the frequency domain signals into time domain signals.
  • the frequency synthesis is performed by inverse Fourier transform if the frequency analysis is Fourier transform, or by subband synthesis if the frequency analysis is subband division.
  • the frequency synthesized signal is output as a digital hearing aid signal 216 to the D / A converter 208.
  • the D / A conversion unit 208 performs a reverse conversion to the A / D conversion unit 201 and converts the digital hearing aid signal 216 that is a digital signal into an analog hearing aid signal 113 that is an analog signal.
  • the specific sound generation unit 103 which is one of the features of the present embodiment, generates a predetermined signal (for example, a single frequency sound) and outputs it as the specific sound signal 114.
  • the frequency of this sound is 2 kHz.
  • the frequency of this sound may be any frequency as long as it is less than 16 kHz which is 1 ⁇ 2 of the sampling frequency. If the sound pressure level of the specific sound is too high, the user feels uncomfortable. If the sound pressure level is too low, it is difficult to distinguish from the surrounding sound and the detection accuracy is lowered. Therefore, it is desirable to set the sound pressure level to an intermediate level.
  • the sound is output at a sound pressure of 62 dBSPL, which is a normal human conversational sound level.
  • dBSPL is an index value indicating the sound pressure.
  • the minimum sound pressure level that humans can hear is 0 dBSPL
  • 60 to 70 dBSPL is a normal conversation sound
  • 130 dBSPL is an index value that most people feel uncomfortable. .
  • the hearing characteristics of hearing aid users vary from person to person. Therefore, when a hearing aid is purchased or after the purchase, a hardware (software) that changes the hardware and software settings of the hearing aid main body 100 is performed using a fitting device (not shown).
  • the hearing aid processing in the hearing aid processing unit 102 which will be described later, is optimized. At this time, the setting of the frequency and the sound pressure level of the specific sound output from the specific sound generation unit 103 can be changed according to the user's preference.
  • the specific sound generation unit 103 generates and outputs a specific sound signal 114 when the specific sound generation permission signal output from the wearing determination unit 104 changes from Low to High after the power source of the main body 100 is turned on. When the specific sound generation permission signal changes from High to Low at the start, the generation of the specific sound is stopped. Thereby, it is possible to reduce power consumption in the specific sound generation unit 103 after the start of the hearing aid processing.
  • the attachment determination unit 104 includes an LPF (Low Pass Filter) 300, an initial power value holding unit 301, an adjacent average calculation unit 302, a threshold value determination unit 303, and a power determination unit. 304, a power continuation counting unit 305, a duration determination unit 306, a wearing state management unit 307, and a switching signal generation unit 308.
  • LPF Low Pass Filter
  • the wearing value determination unit 104 receives the power value group 112 output from the hearing aid processing unit 102.
  • the LPF 300 performs high-frequency cutoff processing on each power value, and outputs a smoothed smooth power value group 311 for each frame.
  • the power value group 112 is updated in 2 milliseconds, which is a frame unit, but the time required for the user to wear the hearing aid is an operation in seconds, and in order to detect the operation, If a change in power value in units of several tens to several hundreds of milliseconds can be obtained, the mounting operation can be detected.
  • the LPF 300 reduces the influence of external noise unnecessary for detecting the mounting operation by performing high-frequency cutoff processing on the power value group 112 input at intervals of 2 milliseconds in the time axis direction. .
  • the initial power value holding unit 301 is a frequency including a frequency of 2 kHz from the smooth power value group 311 in one frame immediately after the hearing aid main body 100 is turned on and activated, and immediately after the circuit of the hearing aid rises to a steady state.
  • the power value of the belt is taken out and held. As will be described later, no sound is output from the sound output unit 106 at this time.
  • the frequency band range from 0 Hz to 16 kHz in which hearing aid processing is effective is divided in increments of 250 Hz, the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz is held.
  • the held power value is output as an initial power value 312 to the threshold value determination unit 303.
  • the adjacent average calculation unit 302 obtains an average value of power values in frequency bands adjacent to the frequency band of the sound generated by the specific sound generation unit 103 from the smooth power value group 311 for each frame. This is performed in order to measure noise (ambient sound) generated in the vicinity of this frequency in addition to the sound generated by the specific sound generation unit 103.
  • the average value of the power values in the three frequency bands of 2 kHz to 2.25 kHz and 1.75 kHz to 2 kHz and 2.25 kHz to 2.5 kHz adjacent to the frequency band is obtained to determine the adjacent power.
  • the average value 313 is output to the threshold value determination unit 303.
  • the calculation of the adjacent power average value 313 is performed at the same timing as the processing of the initial power value holding unit 301 described above. For this reason, the adjacent power average value 313 does not include the power of the sound generated by the specific sound generation unit 103.
  • the threshold value determination unit 303 outputs the initial power value 312 output from the initial power value holding unit 301 for each frame, the size of the adjacent power average value 313 obtained by the adjacent average calculation unit 302, and the mounting state management unit 307.
  • a threshold value is determined from the wearing state signal 314 to be output, and is output to the power determination unit 304 as the power threshold value 315. This threshold value is used for comparison with the input power value in the power determination unit 304 that determines whether or not the hearing aid is attached to the user's ear. Detailed description regarding the method of determining the power threshold 315 will be described later.
  • the power determination unit 304 compares the power threshold value 315 with the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz included in the smooth power value group 311, and uses the comparison result as the threshold comparison signal 316, and the power continuation counting unit 305 And output to the mounting state management unit 307.
  • the threshold comparison signal 316 is Low, and when the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz is smaller than the power threshold value 315, the threshold value is obtained.
  • the comparison signal 316 becomes High.
  • the power continuation counting unit 305 is a counter that is incremented by 1 in one frame, and outputs a counter value 317 to the duration determination unit 306.
  • the power continuation counting unit 305 operates only when the state indicated by the wearing state signal 314 indicates a specific state, is reset to 0 while the threshold comparison signal 316 is Low, and the threshold comparison signal 316 is switched from Low to High. Counting starts.
  • the duration determination unit 306 is a predetermined value (arbitrary value set in advance in a storage unit (not shown) provided in the duration determination unit 306) for the counter value 317, and is hereinafter referred to as “mounting stabilization waiting time”. ),
  • a switching trigger signal 318 that prompts the user to switch the signal selected by the selection unit 105 from the specific sound signal 114 to the analog hearing aid signal 113 is output to the switching signal generation unit 308 and the wearing state management unit 307.
  • the switching trigger signal 318 is a signal that switches to High when the initial value is Low and the counter value 317 is equal to or longer than the mounting stabilization waiting time.
  • the wearing stabilization waiting time the elapsed time after the threshold comparison signal 316 switches from Low to High, that is, the sound generated by the specific sound generator 103 when the body 100 of the hearing aid is attached to the ear is collected.
  • the sound is not collected by the sound unit 101, and the elapsed time after the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz becomes smaller than the power threshold 315 is designated.
  • Hearing aid users often wear the hearing aid main body 100 while inserting the ear body into their ears and searching for the position to fit.
  • the hearing aid main body 100 and the ear are in close contact with each other, the sound generated by the specific sound generation unit 103 is interrupted, and then the hearing aid main body 100 is again adjusted to adjust the position of the hearing aid main body 100.
  • the selection stabilization unit 105 outputs the analog hearing aid signal 113 as soon as the sound collection unit 101 stops collecting the sound generated by the specific sound generation unit 103 by reducing the wearing stabilization waiting time compared with the counter value 317. If the selection is made, howling may occur when a gap is formed between the hearing aid main body 100 and the ear by adjusting the position of the hearing aid main body 100.
  • the wearing stabilization waiting time in the duration determination unit 306 is set in consideration of the operation when the hearing aid is worn. For example, when a new hearing aid is purchased or redesigned, a long shift operation occurs in order to finely adjust the position of the hearing aid main body 100 after the hearing aid main body 100 is inserted into the ear. Assuming that the wearing stable waiting time in the duration determination unit 306 is 2500 from the calculation formula 5 ⁇ 0.002, so that the sound subjected to the hearing aid processing is output after about 5 seconds. The wearing stabilization waiting time can be changed from the fitting device or the like, and can be adjusted according to the skill level of the hearing aid user.
  • the wearing state management unit 307 manages each state at the time of wearing the hearing aid shown in S0 to S5 shown in FIG. 4, and outputs a wearing state signal 314 and a specific sound generation permission signal 118 that change according to each state.
  • S0 is an initial state
  • S1 is an ambient sound determination state
  • S2 is a wearing start state
  • S3 is a state immediately before wearing
  • S4 is a waiting state for stability after completion of wearing
  • S5 is a hearing aid processing operation state.
  • the wearing state signal 314 is 0 for S0, 1 for S1, 2 for S2, 3 for S3, 4 for S4, and S5.
  • the specific sound generation permission signal 118 is Low when S0, S1, and S5, and High when S2, S3, and S4.
  • FIG. 4 shows a state transition in the wearing state management unit 307. From each of the states S1 to S5, the state is reset to S0 when the power is turned on or when the power is reset, and the state shown in FIG. 4 is changed until the hearing aid processing operation starts. Detailed description for transitioning between the states will be described later.
  • the switching signal generator 308 outputs a switching signal 115 for the selection unit 105 to select either the analog hearing aid signal 113 or the specific sound signal 114.
  • the switching signal generation unit 308 sets the switching signal 115 to High. Then, when the switching trigger signal 318 is switched from Low to High, the switching signal 115 is switched from High to Low.
  • the switching signal generation unit 308 holds the switching signal 115 as Low until the power supply of the body 100 of the hearing aid is cut off.
  • the selection unit 105 selects the analog hearing aid signal 113 output from the hearing aid processing unit 102 when the switching signal 115 output from the wearing determination unit 104 is Low, and the specific sound generation unit 103 when the switching signal 115 is High. Is selected and output to the sound output unit 106 as a selection output signal 116.
  • the sound determination unit 104 determines that the sound collection unit 101 is collecting the sound generated by the specific sound generation unit 103, the sound generated by the specific sound generation unit 103 is selected. The sound is output to the sound output unit 106.
  • the hearing aid processing unit 102 selects the sound that has been subjected to the hearing aid processing, The sound is output to the sound output unit 106.
  • the sound output unit 106 includes a sound inlet and a speaker.
  • the speaker converts the selection output signal 116 output from the selection unit 105 into an acoustic signal and outputs it.
  • the sound guide opening is a hole provided to guide the acoustic signal output from the speaker to the outside of the hearing aid main body.
  • the sound guide opening is a hole connected to the sound guide path provided in the tube that guides the sound output from the hearing aid to the ear of the hearing aid user.
  • FIG. 5 shows a cross section of the hearing aid user's ear and the vicinity of the ear canal and the hearing aid body 100 in order to explain the positional relationship between the body 100 and the ear when the hearing aid is worn and the wraparound of the sound.
  • reference numeral 500 is a hearing aid user's ear
  • reference numeral 501 is a sound output from the sound output unit 106 of the main body 100 and circulates into the sound collecting unit 101
  • reference numeral 502 is output from the sound output unit 106 of the main body 100. The sound is reflected by the ear 500 and turns around toward the sound collecting unit 101.
  • the switching signal 115 output from the wearing determination unit 104 in FIG. 1 is set to High as described above, and the sound output unit 106
  • the sound generated by the specific sound generation unit 103 is output, and the wraparound sound 501 shown in FIG. 5A is collected by the sound collection unit 101.
  • the mounting determination unit 104 determines that the sound collected by the sound collection unit 101 is a sound generated by the specific sound generation unit 103, continues High of the switching signal 115, and the specific sound generation unit 103 continues to generate. Sound is output from the sound output unit 106.
  • the sound output from the sound output unit 106 is reflected by the ear 500 to generate a reflected sound 502, and the sound collecting unit 101 collects the sound.
  • the volume of sound increases.
  • the attachment determination unit 104 determines that the sound generated by the specific sound generation unit 103 has been collected, and the sound output unit 106 continues to output the sound generated by the specific sound generation unit 103.
  • the attachment determination unit 104 determines the attachment state and switches the switching signal 115 to Low.
  • the sound output unit 106 outputs the sound collected by the sound collection unit 101 and subjected to hearing aid processing, and functions as a hearing aid.
  • FIG. 6 shows a graph in which the horizontal axis represents frequency (indicated as “Frequency”) [Hz] and the vertical axis represents sound pressure level (indicated as “Power”) [dBSPL].
  • FIG. This is the sound pressure level when the signal 114 is output as a sound from the sound output unit 106 via the selection unit 105.
  • 6B, 6 ⁇ / b> C, and 6 ⁇ / b> D show the sound collected by the sound collection unit 101 when the specific sound signal 114 is output from the sound output unit 106 via the selection unit 105.
  • the smooth power value group 311 is shown.
  • FIGS. 6B, 6C, and 6D show measurement examples under the following conditions of the hearing aid wearing operation.
  • FIG. 6B shows a state 1 in which the main body 100 of the hearing aid is turned on in a room in a relatively quiet environment, and then the main body 100 is held by hand and is brought close to a distance of 10 cm from the ear.
  • FIG. 6C shows a state 2 in which the main body 100 is partially contained in the ear hole.
  • FIG. 6D shows a state 3 in which the main body 100 is completely in the ear hole.
  • FIG. 7 shows the power values in the frequency band of 2 kHz to 2.25 kHz extracted from the smooth power value group 311 shown in FIGS. 6 (b), 6 (c), and (d).
  • the detailed operation of the mounting determination unit 104 will be described with reference to FIGS. 4, 6, and 7. From here, description will be made along the transition of the states S0 to S5 in the mounting state management unit 307. In this embodiment, the case where the user is in a quiet environment where the surrounding sound is relatively small when the user wears the main body 100 will be described as an example.
  • each block (see FIG. 3) of the mounting determination unit 104 is also initialized.
  • a means (not shown) for holding a status flag indicating either 0 or 1 is provided in the threshold value determination unit 303, and is set to 0 in the state S0. That is, when the mounting state signal 314 is 0, initialization is executed. And when the circuit of the whole hearing aid rises and it will be in a steady state, the mounting state management part 307 will move to state S1.
  • the transition from the state S0 to S1 may be managed based on the elapsed time, or may be based on the rise information of other blocks. For example, if the management is based on the elapsed time, the rising time of the block having the slowest rising after the power is turned on is set in advance, and when that time elapses, the process proceeds to the state S1. Alternatively, a signal is connected to the mounting state management unit 307 from the block with the slowest rise after the power is turned on, and when it is identified that the block has risen by the signal, the process proceeds to S1.
  • the wearing state management unit 307 determines a threshold value from the initial power value 312 and the adjacent power average value 313 and outputs it as the power threshold value 315. Specifically, when the adjacent power average value 313 is smaller than the initial power value 312, the threshold is set to a value larger than the initial power value 312 and smaller than the sound pressure level of the specific sound. At this time, the status flag in the threshold value determination unit 303 holds 0. In the present embodiment, from the above condition, the level is set to 57 dBSPL, which is larger than 45 dBSPL and smaller than 62 dBSPL (see FIG. 7).
  • the threshold value determined in this state S1 is expressed as THA.
  • THA is a threshold value for determining a state (FIG. 5B) in which the main body 100 comes close to the ear 500 and the sound volume collected by the sound collecting unit 101 increases due to the influence of the reflected sound 502. For this reason, if THA is larger than the initial power value 312 and smaller than the sound pressure level of the specific sound, it is likely to be affected by the surrounding sound, and the probability of erroneous determination is high. Become. On the other hand, if the direction is set to be large, it is difficult to be influenced by ambient sounds, but the magnitude of the reflected sound 502 depends on the shape of the auricle having a large individual difference and the positional relationship between the body 100 and the ear 500 of the hearing aid when worn. Therefore, there is a possibility that it cannot be determined that the main body 100 has approached the ear 500.
  • THA is set to 57 dBPL, which is 5 dB smaller than 62 dBSPL, which is the sound pressure level of a specific sound.
  • the THA value set in the state S1 can be adjusted to a value most suitable for the user from a fitting device or the like.
  • THA is set to the level of the adjacent power average value 313, and the status flag in the threshold determination unit 303 is changed to 1.
  • the process proceeds to state S2.
  • the threshold value determination unit 303 holds THA until the next state becomes S0.
  • the power determination unit 304 compares the power threshold 315 from which THA is output with the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz for each frame, and outputs a threshold comparison signal 316. As a result, if the threshold comparison signal 316 is High, the wearing state management unit 307 continues the state of S2, and moves to the state S3 when the threshold comparison signal 316 becomes Low.
  • the threshold value determination part 303 changes the power threshold value 315 at the timing which moves to state S3. Specifically, when the wearing state signal 314 changes from 2 to 3, if the status flag in the threshold value determination unit 303 is 0, the threshold value is set to a range that is greater than the initial power value 312 and less than THA. When the flag is 1, the threshold is set to the same level as THA.
  • the threshold value determined by the transition from the state S2 to S3 is expressed as THB and set to a level of 47 dBSPL (see FIG. 7).
  • THB is a threshold value for determining a state in which the main body 100 is completely attached to the ear canal of the ear 500 (FIG. 5C).
  • the sound collection unit 101 does not collect the sound output from the sound output unit 106, and thus the power value in the frequency band of 2 kHz to 2.25 kHz is particularly small. Therefore, when THB is set to be larger in the range where THB is greater than the initial power value 312 and less than THA, the reflected sound is reflected in the middle process from when a part of the main body 100 enters the ear canal of the ear 500 until it is completely worn. Since the influence of 502 is gradually reduced, there is a high possibility that it is erroneously determined that it is attached. On the other hand, if the direction is set to be smaller, the probability of erroneous determination is reduced. However, if the main body 100 is not completely worn out of the ear 500 depending on the wearing skill of the user, the influence of the reflected sound 502 remains. There is a high possibility that the state S2 does not transit to the state S3.
  • THB in a range that is relatively small within a settable range because of the trade-off between advantages and disadvantages when THB is changed.
  • the value of THB set in the state S2 can be adjusted to a value most suitable for the user from a fitting device or the like.
  • the threshold determination unit 303 outputs THB as the power threshold 315.
  • the power determination unit 304 compares the power threshold 315 from which THB is output with the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz for each frame, and outputs a threshold comparison signal 316.
  • the wearing state management unit 307 continues the state of S3 if the threshold comparison signal 316 is Low, and moves to the state S4 when the threshold comparison signal 316 becomes High.
  • the duration determination unit 306 compares the counter value 317 with the above-described mounting stability waiting time, and when the counter value 317 becomes equal to or longer than the mounting stabilization waiting time, the switching trigger signal 318 changes from Low to High.
  • the switching trigger signal 318 is input to the switching signal generation unit 308 and the mounting state management unit 307.
  • the wearing state management unit 307 proceeds from state S4 to S5.
  • the wearing state management unit 307 moves from state S4 to state S3. That is, when the user wears the hearing aid once and wears it again before the wearing stabilization waiting time elapses, the state immediately before wearing is returned.
  • the sound collecting unit 101 and the sound output unit 106 are provided, and the ambient sound collected by the sound collecting unit 101 is collected in the main body 100 that can be attached to the ear.
  • a hearing aid processing unit 102 that performs hearing aid processing
  • a wearing determination unit 104 that determines whether or not the main body 100 is worn on the ear based on ambient sounds
  • a hearing aid processing unit 102 that is based on the determination result of the wearing determination unit 104.
  • the selection unit 105 that selects either the sound subjected to the hearing aid processing or the sound generated by the specific sound generation unit 103 and outputs the selected sound to the sound output unit 106 is provided, the sound subjected to the hearing aid processing The sound generated inside the hearing aid can be selected and output to the sound output unit 106. Therefore, the sound generated inside the hearing aid can be selected and output to the sound output unit 106 until the wearing of the hearing aid is determined based on the sound generated inside the hearing aid. Therefore, before the user wears the body of the hearing aid, As a result, it is possible to prevent the occurrence of howling caused by the sound that has been subjected to hearing aid processing when the hearing aid is worn, and to improve the comfort for the user. It will be a thing.
  • the specific sound generation unit 103 may not only generate a single frequency sound but also output a guidance sound in an audible band.
  • This guidance sound is previously adapted to the hearing aid characteristics of the hearing aid user.
  • the sound output unit 106 outputs sound having a frequency in the audible band such as “confirming hearing aid wearing”.
  • music data may be output. If the sound generated by the specific sound generation unit 103 is in the audible band, the hearing aid user is in a silent state where no sound is output from the sound output unit 106. It is possible to avoid a state in which it is not known whether the determination is being made. That is, the hearing aid user knows that the hearing aid is activated and can wait for the wearing determination to be completed.
  • this method can be applied not only to intermittent sounds that repeatedly turn on and off in an arbitrary pattern, but also to output voice and music.
  • storage means such as a memory is provided inside the specific sound generation unit 103, and music data is stored in advance by a fitting device or the like. At this time, information on which frequency is output at which timing in the time axis direction is also stored.
  • the specific sound generation unit 103 may generate at least one of a sound signal and a music signal indicating that the main body 100 is being worn on the ear simultaneously with a single frequency sound signal. In addition, here, the specific sound generation unit 103 outputting the sound and music signals is included in the generation of these.
  • the wearing determination unit 104 detects a predetermined power value in the frequency band of the sound generated by the specific sound generation unit 103.
  • the power value is smaller than that of the unmounted state, and the level of the power value can be grasped in advance.
  • a value obtained by adding the power value remaining in the open fitting to the power threshold value 315 obtained by the threshold value determination unit 303 of the wearing determination unit 104 is used as the threshold value.
  • the method of the present invention works effectively by changing the threshold value.
  • the main body 100 has been described as an ear hole type, but the same applies to all hearing aids in which howling occurs due to an acoustic loop.
  • the present invention can also be applied to a hearing aid.
  • the sound generated by the specific sound generation unit 103 is described as 2 kHz, but it may be set to a high frequency that is closer to the upper limit of the human audible band. Further, by raising the sampling frequency, it is possible to set the frequency exceeding the upper limit of the human audible band. In this way, even if the sound generated by the specific sound generation unit 103 is output to the outside of the main body 100, it is difficult for the hearing aid user or those around to hear it, and even if the volume of the output sound is increased, uncomfortable feeling is given. Absent. Further, it is a special environment that a sound having a frequency higher than the audible band is constantly present, and usually does not occur so much. For this reason, if the hearing aid wearing determination is performed based on the sound of this band, it is difficult to cause an erroneous determination due to surrounding sounds.
  • FIG. 8 is a diagram showing a block configuration of the hearing aid according to the second embodiment of the present invention.
  • the wearing determination unit 107 and the specific sound generating unit 108 are replaced with the wearing determination unit 104 and the specific sound generating unit 103 in FIG. 1, respectively.
  • the components other than the attachment determination unit 107 and the specific sound generation unit 108 have the same names as the components and have the same functions as the components of the first embodiment, and are denoted by the same reference numerals and are detailed. The detailed explanation is omitted.
  • the wearing determination unit 107 first uses the power value group 112 output from the hearing aid processing unit 102 to switch the signal 115, the specific sound output increase signal 117, and the specific sound.
  • the generation permission signal 118 is generated, the switching signal 115 is output to the selection unit 105, and the specific sound output increase signal 117 and the specific sound generation permission signal 118 are output to the specific sound generation unit 108.
  • the specific sound generation unit 108 outputs the specific sound signal 114 whose output level is determined based on the specific sound output increase amount signal 117 to the selection unit 105.
  • FIG. 9 is a block configuration diagram showing the configuration of the mounting determination unit 107. Also in FIG. 9, the same components and operations as those of the mounting determination unit 104 shown in FIG. The difference from the attachment determination unit 104 shown in FIG. 3 is that a specific sound output power determination unit 309 is added and the threshold determination method in the threshold determination unit 310 is changed.
  • the specific sound output power determination unit 309 creates a specific sound output increase signal 117 for determining the sound pressure level of the specific sound from the initial power value 312 and the adjacent power average value 313, and specifies the specific sound output power determination unit 309 and the threshold determination unit 310.
  • the sound is output to the sound generator 108.
  • the threshold value determination unit 310 determines a threshold value to be output as the power threshold value 315 using the specific sound output increase amount signal 117.
  • the detailed operation of the mounting determination unit 107 will be described with reference to FIGS. 4, 5, 8, and 9. From here, description will be made along the transition of the states S0 to S5 in the mounting state management unit 307. In this embodiment, the case where the user is in a relatively loud environment when wearing the main body 100 will be described as an example.
  • each block of the mounting determination unit 107 is also initialized.
  • a means (not shown) for holding a status flag indicating either 0 or 1 is provided in the threshold value determination unit 310, and is set to 0 in the state S0. That is, initialization is executed when the mounting state signal 314 is zero. And when the circuit of the whole hearing aid rises and it will be in a steady state, the mounting state management part 307 will move to state S1. The transition from this state S0 to S1 is the same as that shown in the first embodiment.
  • the sound pressure is set to 62 dBSPL, which is the loudness of a normal human conversational sound.
  • the sound pressure level of 62 dBSPL set here will be described as the initial sound pressure level.
  • the initial sound pressure level is stored in a storage means (not shown) such as a register or a memory in the body 100 of the hearing aid, and can be read from each block constituting the wearing determination unit 107 and the specific sound generation unit 108. .
  • the wearing state management unit 307 determines the specific sound output increase amount signal 117 from the initial power value 312 and the adjacent power average value 313. The magnitude obtained by adding the specific sound output increase signal 117 and the initial sound pressure level is set as the final sound pressure level of the specific sound.
  • the threshold value determination unit 310 also compares the adjacent power average value 313 and the initial power value 312, and since the adjacent power average value 313 is smaller than the initial power value 312, 0 is held in the internal status flag.
  • the threshold value determination unit 310 compares the adjacent power average value 313 and the initial power value 312, and if the adjacent power average value 313 is larger than the initial power value 312, the internal status flag is changed to 1.
  • the threshold determination unit 310 determines a threshold THC from the initial power value 312, the adjacent power average value 313, and the specific sound output increase signal 117.
  • THC is a threshold value for determining a state (FIG. 5B) in which the main body 100 comes close to the ear 500 and the sound volume collected by the sound collecting unit 101 is increased by the influence of the reflected sound 502. Therefore, if THC is larger than the adjacent power average value 313 and smaller than the sound pressure level of the specific sound, and set in a direction in which the THC is smaller, it is easy to be affected by ambient sounds, and thus erroneous determination (the main body 100 is The probability of occurrence of determining that the main body 100 has approached the ear 500 even though it has not approached the ear 500 increases.
  • the direction is set to be large, it is difficult to be influenced by ambient sounds, but the magnitude of the reflected sound 502 depends on the shape of the auricle having a large individual difference and the positional relationship between the body 100 and the ear 500 of the hearing aid when worn. Therefore, there is a possibility that it cannot be determined that the main body 100 has approached the ear 500. From the above, it is desirable to set THC in a range that is relatively large within a settable range because of the trade-off between advantages and disadvantages when THC is changed.
  • the threshold is set to 57 dBSPL which is a value larger than the initial power value 312, and when the status flag is 1, 65 dBSPL is added to 8 dBSPL indicated by the specific sound output increase signal 117. Set.
  • the THC value set in the state S1 can be adjusted to the most suitable value for the user from the fitting device or the like.
  • the wearing state management unit 307 moves from the state S1 to the state S2.
  • the power determination unit 304 compares the power threshold 315 from which THC is output with the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz for each frame, and outputs a threshold comparison signal 316. As a result, if the threshold comparison signal 316 is High, the wearing state management unit 307 holds the state of S2, and moves to the state S3 when the threshold comparison signal 316 becomes Low. Moreover, the threshold value determination part 310 changes the power threshold value 315 at the timing which moves to state S3.
  • the threshold value is set to 47 dBSPL that is greater than the initial power value 312 and less than THC
  • the threshold is set to 55 dBSPL, in which 8 dBSPL indicated by the specific sound output increase signal 117 is added to 47 dBSPL.
  • the threshold determined by the transition from the state S2 to S3 is expressed as THD, and is set to a level of 55 dBSPL.
  • THD is a threshold value for determining the state in which the main body 100 is completely attached to the ear canal of the ear 500 (FIG. 5C). In this state, the sound collection unit 101 does not collect the sound output from the sound output unit 106, and thus the power value in the frequency band of 2 kHz to 2.25 kHz is particularly small. Therefore, if the THD is set in a larger direction in the range where the THD is greater than the adjacent power average value 313 and less than THC, the reflection occurs in the middle of the part of the main body 100 from when it enters the ear canal of the ear 500 until it is completely worn. Since the influence of the sound 502 is gradually reduced, there is a high possibility that the sound 502 is erroneously determined to be worn.
  • the direction is set to be smaller, the probability of erroneous determination is reduced.
  • the main body 100 is not completely worn out of the ear 500 depending on the wearing skill of the user, the influence of the reflected sound 502 remains. There is a high possibility that the state S2 does not transit to the state S3.
  • the value of THD set in the state S2 can be adjusted to a value most suitable for the user from a fitting device or the like.
  • the power determination unit 304 compares the power threshold 315 from which THD is output with the power value in the frequency band from 2 kHz to 2.25 kHz for each frame, and outputs a threshold comparison signal 316.
  • the wearing state management unit 307 continues the state of S3 if the threshold comparison signal 316 is Low, and moves to the state S4 when the threshold comparison signal 316 becomes High.
  • the sound pressure level of the sound generated inside the hearing aid is changed according to the sound level around the hearing aid. Therefore, even in the situation where a relatively loud sound is generated around the hearing aid, the sound that the user has performed hearing aid processing before wearing the hearing aid body is not output, and as a result, the hearing aid processing is performed when the hearing aid is worn. It is possible to prevent the occurrence of howling caused by the sound that has been applied, and to improve the comfort for the user.
  • the target level is set to a level that increases 20 dBSPL with respect to the adjacent power average value 313.
  • the target level should not be increased more than a certain value in an environment where ambient sounds are more than a certain level. Is also possible. This is because the user feels uncomfortable if the sound pressure level of the specific sound becomes too high according to the ambient sound when the user tries to wear the hearing aid main body 100 in an environment where the ambient sound is very loud. is there.
  • a maximum power level is set at the time of initialization of the state S0 using a register (not shown) provided in the specific sound output power determination unit 309, and the specific sound output power determination unit 309 sets the target level.
  • the target level becomes larger than the maximum power level, it can be realized by replacing the target level with the maximum power level. More specifically, when the maximum power level is set to 75 dBSPL, the target level when the adjacent power average value 313 is 55 dBSPL or less is the sound pressure obtained by adding 20 dBSPL to the adjacent power average value 313, and the adjacent power When the average value 313 is larger than 55 dBSPL, the target level is 75 dBSPL which is equal to the maximum power level.
  • THC is set to 70 dBSPL which is the sound pressure level of the specific sound. Is set to 65 dBSPL, which is a value 5 dB smaller than that.
  • the THC value to be set when the adjacent power average value 313 is equal to or greater than the initial power value 312 in the state S1 is a register setting by hardware constituting the hearing aid main body 100, the interior of the hearing aid main body 100 not shown, or the CPU. In addition to performing control by software, etc., it is also possible to update settings when performing fitting.
  • the target level and the maximum power level can be updated by hardware or software as well as the setting when the fitting is performed, similarly to the setting of the threshold THC.
  • the specific sound generation unit 108 may not only generate a single-frequency sound but also output an audible band guidance sound. This guidance sound is adjusted in advance to the hearing aid characteristics of the hearing aid user. For example, the sound output unit 106 outputs sound having a frequency in the audible band such as “confirming hearing aid wearing”. In addition to the guidance voice, music data may be output. If the sound generated by the specific sound generation unit 108 is in an audible band, the hearing aid user is in a silent state in which no sound is output from the sound output unit 106, and at that time the power to the hearing aid is forgotten to be turned on or worn It is possible to avoid a state in which it is not known whether the determination is being made. That is, the hearing aid user can know that the hearing aid is activated and can wait for the wearing determination to be completed.
  • this method can be applied not only to intermittent sounds that repeatedly turn on and off in an arbitrary pattern, but also to output voice and music.
  • storage means such as a memory is provided inside the specific sound generation unit 108, and music data is stored in advance by a fitting device or the like. At this time, information on which frequency is output at which timing in the time axis direction is also stored.
  • the sound output unit 106 is directed toward the sound collection unit 101 even in the mounted state.
  • the path around which the sound goes around remains, and an acoustic loop is formed.
  • the wearing determination unit 107 detects a predetermined power value in the frequency band of the sound generated by the specific sound generation unit 108.
  • the power value is smaller than that in the unmounted state, and the level of the power value can be grasped in advance.
  • the method of the present invention works effectively by changing the threshold value.
  • the main body 100 has been described as an ear hole type, but the same applies to all hearing aids in which howling occurs due to an acoustic loop.
  • the present invention can also be applied to a hearing aid.
  • the sound generated by the specific sound generation unit 108 is described as 2 kHz. However, it may be set to a high frequency that is closer to the upper limit of the human audible band. Furthermore, by raising the sampling frequency, it is possible to set a frequency that exceeds the upper limit of the human audible band. In this way, even if the sound generated by the specific sound generation unit 108 is output to the outside of the main body 100, it is difficult for the hearing aid user or the surrounding people to hear, and even if the volume of the output sound is increased, uncomfortable feeling is given. Absent. Further, it is a special environment that a sound having a frequency higher than the audible band is constantly present, and usually does not occur so much. For this reason, if the hearing aid wearing determination is performed based on the sound of this band, it is difficult to cause an erroneous determination due to surrounding sounds.
  • the hearing aid according to the present invention can prevent the sound amplified by the hearing aid processing from being output until the user wears the body of the hearing aid on the ear, unpleasant howling occurs to the user. It is useful as a hearing aid device that does not.

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Abstract

　装着時にハウリングの発生を抑える補聴器を提供する。 　周囲音を集音する集音部１０１と、音を出力する音出力部１０６と、耳に装着可能な形状を有する本体１０１と、を備え、本体１００は、集音部１０１が集音した周囲音に補聴処理を施す補聴処理部１０２と、周囲音に基づいて、本体１００が耳に装着されたか否かを判定する装着判定部１０４と、所定信号を生成する特定音生成部１０３と、装着判定部１０４の判定結果に基づいて、補聴処理部１０２が補聴処理を施した音と、特定音生成部１０３が生成した音と、のいずれかを選択して音出力部１０６へ出力する選択部１０５と、を備える。

Description

補聴器
　本発明は、補聴器のハウリングを防止する技術に関する。
　補聴器は、耳に装着するために本体が小さく形成され、本体の周囲音を集音するマイクと、補聴処理により増幅された音を出力するスピーカーが、近い位置に配置されている。そのため、スピーカーが出力した音が、本体を回りこんで再びマイクに集音される、音響ループが形成され、スピーカーから不快な音を出力してしまう、ハウリングが発生しやすい。とりわけ、補聴器を耳に装着していない時に発生しやすい。これは、本体を回り込む音を遮るものが無いためである。
　そこで、本体の電源を投入してから耳に装着するまでの時間を予め設定しておき、本体の電源を投入してから設定した時間が経過した後に、スピーカーが補聴処理した音の出力を開始する補聴器が開示されている（例えば、特許文献１参照）。
日本国特開２００１－１４５１９７号公報
　このように、電源投入後所定の時間が経過するまで、補聴処理により増幅された音を出力させないという技術は、ハウリング抑制に貢献するが、装着時にハウリングを発生させないという観点では、まだ不十分である。上述した文献には、補聴器の電源を投入してから装着するまでの時間は、使用者によって異なるため、その使用者に合わせて、所定の時間を変更できることが開示されているが、これでは、使用者が普段の装着手順と異なる動作を行い、補聴器の電源を投入してから装着までに時間がかかると、補聴器を装着する前に補聴処理により増幅された音が出力されてしまうことがあった。
　本発明は上記事情に鑑みてなされたものであって、使用者が補聴器の電源を投入してから装着するまでに時間がかかっても、補聴器を装着する前に、補聴処理により増幅された音が出力されることを防止可能な補聴器を提供することを目的とする。
　この目的を達成するために、本発明の補聴器は、周囲音を集音する集音部と、音を出力する音出力部と、耳に装着可能な形状を有する本体と、を備え、前記本体は、前記集音部が集音した周囲音に補聴処理を施す補聴処理部と、前記周囲音に基づいて、前記本体が耳に装着されたか否かを判定する装着判定部と、所定信号を生成する特定音生成部と、前記装着判定部の判定結果に基づいて、前記補聴処理部が補聴処理を施した音と、特定音生成部が生成した音と、のいずれかを選択して前記音出力部へ出力する選択部と、を備えることを特徴としたものである。
　本発明の補聴器によれば、補聴処理を施した音もしくは所定信号を選択して音出力部に出力可能とし、補聴器の装着を判定するまでは、所定信号（例えば補聴器内部で生成した音）を選択して、音出力部に出力するようにしたので、使用者が補聴器の本体を装着する前に、補聴処理を施した音が出力されず、この結果として、補聴器装着時に補聴処理を施した音が回り込むことによって生じる、ハウリングの発生を防ぐことが可能となり、使用者にとっての快適性を高めることの出来るものとなる。
本発明の実施の形態１における補聴器のブロック構成を示す図 本発明の実施の形態１における補聴処理部のブロック構成図 本発明の実施の形態１における装着判定部のブロック構成図 本発明の実施の形態１における装着判定部の動作を管理する状態遷移図 本発明の実施の形態１における補聴器使用者の耳と外耳道付近の断面と補聴器の本体とを示す図 本発明の実施の形態１における補聴器の本体から出力される音と、出力された音が再び補聴器の本体に入力されて周波数分析した結果を示す図 図６における信号の特定の周波数に関する信号レベルの変化を示す図 本発明の実施の形態２における補聴器のブロック構成を示す図 本発明の実施の形態２における装着判定部のブロック構成図
　以下に、本発明の補聴器の実施の形態を図面とともに詳細に説明する。
　（実施の形態１）
　図１は、本発明の実施の形態１における補聴器のブロック構成を示す図である。図１に示すように、本発明の補聴器は、本体１００内に集音部１０１と、補聴処理部１０２と、特定音生成部１０３と、装着判定部１０４と、選択部１０５と、音出力部１０６を備えている。
　後で詳細に説明するが、補聴器の本体１００の電源（図示せず）を投入後、この本体１００を補聴器使用者が耳に装着するまでの間は、特定音生成部１０３により生成された所定信号（特定音、例えば単一周波数の音）を選択部１０５が選択して、音出力部１０６に出力する。そして、装着判定部１０４は、音出力部１０６が出力した単一周波数の音を集音部１０１が集音した音の中から識別すると、本体１００が耳に装着されていないと判定する。
　一方、装着判定部１０４は、音出力部１０６が出力した上記単一周波数の音を集音部１０１が集音した音の中から識別しなかった場合には、音出力部１０６から集音部１０１へのフィードバックが途切れていると判定し、即ち、本体１００が耳に装着されていると判定する。このように、本体１００が耳に装着されたと装着判定部１０４が判定すると、選択部１０５は、補聴処理部１０２が補聴処理を施した音を選択して、音出力部１０６へ出力するようになり、補聴器使用者に対して、補聴処理を施した音の提供を開始する。
　まず、集音部１０１は、補聴器の本体１００上に設けられた音口と、この音口に入ってきた周囲音を集音するマイクロホンと、で構成される。周囲音は音響信号として音口に入り、マイクロホンはこの音響信号をアナログの電気信号に変換して補聴処理部１０２に出力する（周囲音を集音する）。本実施の形態では、集音部１０１には、補聴器使用者に指向性を提供するために、音口とマイクロホンとが２組備えられ、それぞれアナログ入力信号１１１ａと１１１ｂを出力する。
　補聴処理部１０２は、集音部１０１から出力されたアナログ入力信号１１１ａ、１１１ｂに補聴処理を施して、補聴器使用者の聴力特性に適合するよう調整された音信号である、アナログ補聴信号１１３を選択部１０５に出力する。さらに、後述するパワー値群１１２を、装着判定部１０４に出力する。
　ここで、補聴処理部１０２について図２を用いて詳細に説明する。図２にそのブロック図を示すように、補聴処理部１０２は、Ａ／Ｄ（Ａｎａｌｏｇ　ｔｏ　Ｄｉｇｉｔａｌ）変換部２０１と、指向性合成部２０２と、周波数分析部２０３と、パワー算出部２０４と、ゲイン制御部２０５と、ゲイン調整部２０６と、周波数合成部２０７と、Ｄ／Ａ（Ｄｉｇｉｔａｌ　ｔｏ　Ａｎａｌｏｇ）変換部２０８と、で構成されている。
　Ａ／Ｄ変換部２０１は、集音部１０１が出力するアナログ入力信号１１１ａ、１１１ｂをそれぞれデジタルサンプリングし、デジタル入力信号２１１ａ、２１１ｂとして指向性合成部２０２へ出力する。ここで本実施の形態では、Ａ／Ｄ変換部２０１におけるサンプリング周波数を３２ｋＨｚとする。即ち３１．２５マイクロ秒間隔でアナログ入力信号１１１ａ、１１１ｂをサンプリングして、デジタル入力信号２１１ａ、２１１ｂに変換する。
　指向性合成部２０２は、補聴器使用者に対して特定の方向からの音を拡大したり、特定の方向以外の音を小さくしたりする。即ち特定の方向に補聴器の指向性を向けるように、デジタル入力信号２１１ａ、２１１ｂを加工して合成する。合成された信号は、合成信号２１２として周波数分析部２０３へ出力される。この指向性合成部２０２は、複数の適応フィルタと加算器とで構成され、その演算係数を変更することで、任意の向きに指向性を向けることが可能である。また、全方向の音が均等に聞こえる無指向とすることも出来る。
　周波数分析部２０３は、時系列に入力される合成信号２１２を、時間領域の信号から周波数領域の信号へと変換し、複数の周波数帯域に分割して、周波数信号群２１３として出力する。この方法としては、フーリエ変換した結果を分割する方式、またはサブバンド分割方式が用いられる。この時、変換の演算はＡ／Ｄ変換部２０１でデジタルサンプリングされた信号の複数サンプルを用いて行われる。例えば、１２８点ＦＦＴ（Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ：高速フーリエ変換）を行う場合、１フレームを６４サンプルと規定すると、２つの連続するフレーム（２ｘ６４＝１２８サンプル）を用いてフーリエ変換を行う。この演算に用いたフレームが、ｎ番目及びｎ＋１番目のフレーム（ｎは自然数）であるとすると、次のフーリエ変換は、ｎ＋１番目及びｎ＋２番目のフレームに対して行われ、フーリエ変換の結果は毎フレーム更新される。また、各フレームのデータはそれぞれ２回フーリエ変換の演算に用いられるため、オーバーラップ率は５０％となる。
　また分割は、補聴器が扱う周波数の上限から下限の間を、複数に分けることで行われる。本実施の形態においては、Ａ／Ｄ変換部２０１において３２ｋＨｚでサンプリングを行っているので、サンプリング定理により、補聴処理が有効な周波数帯の範囲は０Ｈｚから１６ｋＨｚとなる。これを２５０Ｈｚで等分し、６５個の周波数信号を周波数信号群２１３として出力する。なお、全周波数領域を等分するのではなく、ウェーブレット変換を用いて低域周波数側の周波数分解能を高く、高域周波数側の周波数分解能を低くするようにしても良い。
　パワー算出部２０４は、周波数分析部２０３から出力される周波数信号群２１３の各帯域の周波数信号それぞれについて、パワー値を１フレーム毎に計算する。ここでパワー値とは、周波数分析部２０３に入力された信号の電力であり、集音部１０１に入力される音響信号の音圧レベルと相関を有する。即ち、音圧レベルが小さければパワー値は小さく、音圧レベルが大きければパワー値は大きくなる。パワー値は、各帯域の周波数信号毎に実数部と虚数部の二乗和を計算して求められる。計算された各帯域のパワー値は、パワー値群１１２としてゲイン制御部２０５へと出力される。さらに、このパワー値群１１２は、装着判定部１０４へと出力される。
　ゲイン制御部２０５は、パワー値群１１２に基づいて、各帯域の周波数信号に対するゲインを決定する。ゲインの決定には、ゲインテーブルが用いられる。聴覚のダイナミックレンジは補聴器使用者によって異なり、入力される音響信号の音圧レベルに対して、その補聴器使用者に応じた、非線形なゲイン調整が必要となる。そこで、予めオージオグラム等で求めた補聴器使用者に必要なゲイン特性に基づいて、入力音圧レベル即ちパワー値毎にゲインを定めたゲインテーブルを作成する。ゲイン制御部２０５は、周波数分析部２０３で分割された全ての周波数帯域についてこのゲインテーブルを備え、パワー値群１１２が入力されると、ゲインテーブルを参照して対応するゲインを決定する。そしてこれらは、ゲイン制御信号群２１４として、ゲイン調整部２０６へと出力される。
　ゲイン調整部２０６は、ゲイン制御信号群２１４に基づいて各帯域の周波数信号である周波数信号群２１３にゲイン演算を行い、周波数信号のゲイン調整を行う。ゲイン調整が施された周波数信号は、調整済周波数信号群２１５として周波数合成部２０７に出力される。
　周波数合成部２０７は、分割された６５個の周波数信号からなる調整済周波数信号群２１５を合わせて、周波数領域の信号から時間領域の信号へ変換する。周波数合成は、周波数分析がフーリエ変換であったならば逆フーリエ変換で、サブバンド分割であったならばサブバンド合成によって行われる。周波数合成された信号は、デジタル補聴信号２１６としてＤ／Ａ変換部２０８に出力される。
　Ｄ／Ａ変換部２０８は、Ａ／Ｄ変換部２０１と逆の変換を行い、デジタル信号であるデジタル補聴信号２１６を、アナログ信号であるアナログ補聴信号１１３へと変換する。
　本実施の形態の特徴の一つである特定音生成部１０３は、所定信号（例えば単一の周波数の音）を生成して特定音信号１１４として出力する。本実施の形態では、この音の周波数を２ｋＨｚとする。この音の周波数は、サンプリング周波数の１／２である１６ｋＨｚ未満であれば、どの周波数でも良い。特定音の音圧レベルは、大きすぎると使用者が不快と感じ、小さすぎると周囲音との区別がつきにくくなり検出精度が低下するため、その中間となるレベルに設定するのが望ましい。本実施の形態では、人間の普通の会話音の大きさである６２ｄＢＳＰＬの音圧で出力する。ここでｄＢＳＰＬは音圧を示す指標値であり、一般的に人間が聞こえる最小の音圧レベルが０ｄＢＳＰＬ、６０～７０ｄＢＳＰＬが普通の会話音、１３０ｄＢＳＰＬが大多数の人が不快と感じる指標値である。
　一般的に補聴器使用者の聴力特性は個人毎に異なるため、補聴器購入時や購入後に、図示しないフィッティング装置により補聴器の本体１００を構成するハードウェアやソフトウェアの設定を変更する作業（フィッティング）を行い、後述する補聴処理部１０２における補聴処理の最適化が行われる。このとき、特定音生成部１０３から出力される特定音の周波数や音圧レベルの設定も使用者の好みに合わせて変えることが可能である。
　なお、特定音生成部１０３は、本体１００の電源投入後、装着判定部１０４から出力される特定音生成許可信号がＬｏｗからＨｉｇｈに変化すると、特定音信号１１４を生成して出力し、補聴処理開始時に特定音生成許可信号がＨｉｇｈからＬｏｗに変化すると特定音の生成を停止する。これにより、補聴処理開始後の特定音生成部１０３における電力消費を削減することが可能となる。
　次に、装着判定部１０４について図３を用いて詳細に説明する。装着判定部１０４は、図３にそのブロック図を示すように、ＬＰＦ（Ｌｏｗ　Ｐａｓｓ　Ｆｉｌｔｅｒ）３００と、初期パワー値保持部３０１と、隣接平均演算部３０２と、閾値決定部３０３と、パワー判定部３０４と、パワー継続カウント部３０５と、継続時間判定部３０６と、装着状態管理部３０７と、切替信号生成部３０８と、で構成される。
　装着判定部１０４には、補聴処理部１０２から出力されたパワー値群１１２が入力される。ＬＰＦ３００は、それぞれのパワー値に対して高域遮断処理を実施し、平滑化された平滑パワー値群３１１をフレーム毎に出力する。パワー値群１１２が更新されるのはフレーム単位である２ミリ秒であるが、使用者が補聴器を装着するのに必要な時間は秒単位の動作であり、その動作を検出するためには、数十から数百ミリ秒単位でのパワー値の変化が得られれば、装着動作の検出が可能となる。ＬＰＦ３００は、２ミリ秒間隔で入力されるパワー値群１１２に対して、時間軸方向に高域遮断処理を施すことによって、装着動作の検出に不必要な外部ノイズの影響を軽減するものである。
　初期パワー値保持部３０１は、補聴器の本体１００に電源が投入されて起動した後、補聴器全体の回路が立ち上がり定常状態になった直後の１フレームで、平滑パワー値群３１１から周波数２ｋＨｚを含む周波数帯のパワー値を取り出して保持する。後述するが、この時はまだ、音出力部１０６からは音が出力されていない。本実施の形態では、補聴処理が有効な０Ｈｚから１６ｋＨｚまでの周波数帯の範囲を２５０Ｈｚ刻みで分割しているため、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値を保持する。そしてこの保持したパワー値を、初期パワー値３１２として閾値決定部３０３へと出力する。
　隣接平均演算部３０２は、平滑パワー値群３１１から特定音生成部１０３で生成した音の周波数帯に隣接する、周波数帯のパワー値の平均値をフレーム毎に求めるものである。これは、特定音生成部１０３で生成した音以外に、この周波数付近で発生している雑音（周囲音）を測定するために行われる。本実施の形態では、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚと、その周波数帯に隣接する１．７５ｋＨｚから２ｋＨｚ、２．２５ｋＨｚから２．５ｋＨｚの、３つの周波数帯のパワー値の平均値を求めて、隣接パワー平均値３１３として閾値決定部３０３へ出力する。この隣接パワー平均値３１３の演算は、上述した初期パワー値保持部３０１の処理と同じタイミングで行われる。そのため、隣接パワー平均値３１３には、特定音生成部１０３が生成した音のパワーは含まれていない。
　閾値決定部３０３は、フレーム毎に初期パワー値保持部３０１から出力される初期パワー値３１２と、隣接平均演算部３０２で求めた隣接パワー平均値３１３の大きさと、装着状態管理部３０７から出力される装着状態信号３１４とから閾値を決定し、パワー閾値３１５として、パワー判定部３０４へと出力する。この閾値は、補聴器が使用者の耳に装着されているかどうかを判定するパワー判定部３０４において、入力されたパワー値と比較するために用いられる。パワー閾値３１５の決定方法に関する詳細な説明は後述する。
　パワー判定部３０４は、パワー閾値３１５と、平滑パワー値群３１１に含まれる２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値とを比較して、比較結果を閾値比較信号３１６として、パワー継続カウント部３０５と装着状態管理部３０７へと出力する。この２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値がパワー閾値３１５以上の時は、閾値比較信号３１６はＬｏｗとなり、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値がパワー閾値３１５よりも小さい時には、閾値比較信号３１６はＨｉｇｈとなる。
　パワー継続カウント部３０５は、１フレームで１インクリメントされるカウンタであり、カウンタ値３１７を継続時間判定部３０６へと出力する。このパワー継続カウント部３０５は、装着状態信号３１４の示す状態が特定の状態を示す時のみ動作し、閾値比較信号３１６がＬｏｗの間は０にリセットされ、閾値比較信号３１６がＬｏｗからＨｉｇｈに切り替わった時から、カウントが開始される。
　継続時間判定部３０６は、カウンタ値３１７を所定の値（継続時間判定部３０６内部に設けた記憶手段（図示せず）にあらかじめ設定した任意の値であり、以下「装着安定待ち時間」と称す）と比較し、選択部１０５が選択する信号を特定音信号１１４からアナログ補聴信号１１３へと切り替えることを促す切替トリガ信号３１８を、切替信号生成部３０８と装着状態管理部３０７へ出力する。切替トリガ信号３１８は、初期値がＬｏｗであり、カウンタ値３１７が装着安定待ち時間以上になるとＨｉｇｈへと切り替わる信号である。ここで、装着安定待ち時間には、閾値比較信号３１６がＬｏｗからＨｉｇｈに切り替わってからの経過時間、即ち、補聴器の本体１００が耳に装着されて、特定音生成部１０３が生成した音が集音部１０１で集音されず、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値が、パワー閾値３１５よりも小さくなってからの経過時間を指定するものである。例えば、補聴器が耳に装着されてから約１秒後に補聴処理を施した音を出力するようにするためには、本実施の形態ではフレーム周期が２ミリ秒であるので、１÷０．００２＝５００の計算式より、装着安定待ち時間は５００になる。
　補聴器使用者は、補聴器の本体１００を耳に挿入しながら捻るなどして、ジャストフィットする位置を探りながら装着することが多い。この場合には、一旦補聴器の本体１００と耳とが密着して、特定音生成部１０３が生成する音の回り込みが途切れた後に、補聴器の本体１００の位置調整のために、再び補聴器の本体１００と耳との間に隙間が出来て、音の回り込みが発生する可能性がある。
　そのため、このカウンタ値３１７と比較する装着安定待ち時間を小さくして、特定音生成部１０３が生成する音を集音部１０１が集音しなくなるとすぐに、選択部１０５がアナログ補聴信号１１３を選択するようにすると、補聴器の本体１００の位置調整により補聴器の本体１００と耳との間に隙間が出来た時に、ハウリングを発生してしまう恐れがある。
　そこで、このような補聴器装着時の動作を考慮して、継続時間判定部３０６における装着安定待ち時間が設定される。例えば、補聴器を新規に購入したり、作り変えたりした場合には、補聴器の本体１００を耳に挿入してから補聴器の本体１００の位置を微調整するために、少しずつずらす動作が長く発生すると仮定して、約５秒後に補聴処理された音が出力されるように、継続時間判定部３０６における装着安定待ち時間を５÷０．００２の計算式より２５００とする。なお、この装着安定待ち時間は、フィッティング装置等から変更可能とし、補聴器使用者の熟練度に応じて調整出来るようにする。
　装着状態管理部３０７は、図４に示すＳ０からＳ５に示す補聴器装着時の各状態を管理し、各状態に応じて変化する装着状態信号３１４と特定音生成許可信号１１８を出力する。Ｓ０は初期状態、Ｓ１は周囲音判定状態、Ｓ２は装着開始状態、Ｓ３は装着直前状態、Ｓ４は装着完了後安定待ち状態、Ｓ５は補聴処理動作状態である。
　これらＳ０からＳ５の状態に対応して、装着状態信号３１４は、Ｓ０のときは０、Ｓ１のときは１、Ｓ２のときは２、Ｓ３のときは３、Ｓ４のときは４、Ｓ５のときは５となり、特定音生成許可信号１１８はＳ０、Ｓ１、Ｓ５のときはＬｏｗ、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４のときはＨｉｇｈとなる。
　図４は、装着状態管理部３０７における状態の遷移を示したものである。状態Ｓ１からＳ５の各状態からは、電源投入時もしくは電源リセット時にＳ０にリセットされ、補聴処理動作開始まで、図４に示す状態を遷移する。各状態間を遷移するための詳細な説明は後述する。
　切替信号生成部３０８は、選択部１０５がアナログ補聴信号１１３または特定音信号１１４のどちらかを選択するための切替信号１１５を出力する。切替信号生成部３０８は、補聴器の本体１００の電源が投入されると、切替信号１１５をＨｉｇｈにする。そして、切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに切り替わった時に、切替信号１１５をＨｉｇｈからＬｏｗへと切り替える。切替信号生成部３０８は、切替信号１１５をＨｉｇｈからＬｏｗへ切り替えると、その後補聴器の本体１００の電源が遮断されるまで、切替信号１１５をＬｏｗのまま保持する。
　選択部１０５は、装着判定部１０４が出力する切替信号１１５がＬｏｗの時は、補聴処理部１０２が出力するアナログ補聴信号１１３を選択し、切替信号１１５がＨｉｇｈの時は、特定音生成部１０３が出力する特定音信号１１４を選択して、選択出力信号１１６として音出力部１０６へ出力する。
　即ち、装着判定部１０４により、特定音生成部１０３が生成する音を集音部１０１が集音していると判定されている間は、特定音生成部１０３が生成する音が選択されて、音出力部１０６へと出力される。そして、装着判定部１０４において、特定音生成部１０３が生成する音を集音部１０１が集音しなくなったと判定されると、補聴処理部１０２により補聴処理が施された音が選択されて、音出力部１０６へと出力される。
　音出力部１０６は、導音口とスピーカーとで構成される。スピーカーは、選択部１０５が出力する選択出力信号１１６を音響信号に変換して出力する。補聴器が耳穴型の場合には、導音口は、スピーカーが出力する音響信号を補聴器本体の外へ導くように設けられた孔である。補聴器が耳かけ型の場合には、導音口は、補聴器が出力する音を補聴器使用者の耳に導く、チューブの中に設けられた導音路と接続する孔である。
　次に、本実施の形態の補聴器を、耳に装着する際の動作について、図５を用いて説明する。図５は、補聴器を装着する際の本体１００と耳との位置関係及び音の回り込みを説明するために、補聴器使用者の耳と外耳道付近の断面と補聴器の本体１００とを示したものである。図５において、符号５００は補聴器使用者の耳、符号５０１は本体１００の音出力部１０６から出力されて集音部１０１へ回り込む音の様子、符号５０２は本体１００の音出力部１０６から出力された音が、耳５００で反射して集音部１０１方向へ回り込む音の様子を表している。
　まず、補聴器の使用を開始するにあたり、本体１００に電源が投入されると、図１の装着判定部１０４から出力される切替信号１１５が、上述したようにＨｉｇｈに設定され、音出力部１０６からは、特定音生成部１０３が生成する音が出力され、図５（ａ）に示した回り込む音５０１が、集音部１０１によって集音される。装着判定部１０４は、集音部１０１が集音した音を特定音生成部１０３が生成した音であると判定して、切替信号１１５のＨｉｇｈを継続し、引き続き特定音生成部１０３が生成する音を音出力部１０６から出力するようにする。
　次に、図５（ｂ）のように、本体１００を耳５００に近づけると、音出力部１０６が出力する音が耳５００で反射することにより反射音５０２が発生し、集音部１０１が集音する音量は大きくなる。装着判定部１０４は、特定音生成部１０３が生成した音を集音したと判断し、音出力部１０６は、引き続き特定音生成部１０３が生成する音を出力する。
　次に、図５（ｃ）のように、本体１００が耳５００の外耳道に完全に装着されると、本体１００と耳５００の外耳道が密着することにより、音響ループが遮られる。すると集音部１０１は、音出力部１０６が出力する音を集音しなくなるため、装着判定部１０４は、装着状態と判定して切替信号１１５をＬｏｗに切り替える。これにより、音出力部１０６からは、集音部１０１が集音した音に補聴処理を施したものが出力され、補聴器として機能するようになる。
　次に、本実施の形態１の補聴器を耳に装着する際の、装着判定部１０４の詳細な動作の説明にあたり、図６と図７の示す内容について説明する。
　図６は、横軸が周波数（Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙと表記）［Ｈｚ］、縦軸が音圧レベル（Ｐｏｗｅｒと表記）［ｄＢＳＰＬ］となるグラフを示したものであり、図６（ａ）は、特定音信号１１４が選択部１０５を経由して、音出力部１０６から音として出力された時の音圧レベルである。また、図６（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、特定音信号１１４が選択部１０５を経由して、音出力部１０６から出力されている時に、集音部１０１が集音した音の平滑パワー値群３１１を示している。ここで、図６（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）は、補聴器装着動作の次の条件における測定例を示している。
　図６（ｂ）は、比較的静かな環境下の室内において、補聴器の本体１００の電源を投入した後、本体１００を手で持ち、耳に対して１０ｃｍの距離まで近づけた状態１である。図６（ｃ）は、耳穴に本体１００が一部入っている状態２である。図６（ｄ）は、本体１００が耳穴に完全に入った状態３である。
　図７は、図６（ｂ）、（ｃ）、（ｄ）に示した平滑パワー値群３１１から、それぞれ２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値を抜き出したものである。
　続いて、図４、図６、図７を用いて、装着判定部１０４の詳細な動作の説明を行う。ここからは、装着状態管理部３０７における状態Ｓ０～Ｓ５の遷移に沿って説明を行う。本実施の形態では、使用者が本体１００を装着するときに、周囲音が比較的小さい、静かな環境にいる時を例として説明を行う。
〔Ｓ０：初期状態〕
　本体１００の電源が投入されると、装着状態管理部３０７は、図４に示す状態Ｓ０になる。この時、装着判定部１０４の各ブロック（図３参照）も初期化される。例えば、閾値決定部３０３内部には、０と１のどちらかを示すステータスフラグを保持する手段（図示せず）を設けており、状態Ｓ０では０にセットする。即ち、装着状態信号３１４が０の時に、初期化が実行される。そして、補聴器全体の回路が立ち上がり、定常状態になると、装着状態管理部３０７は状態Ｓ１に移る。この状態Ｓ０からＳ１への遷移は、経過時間により管理されるものでも、他のブロックの立ち上がりの情報を基準にしたものでも良い。例えば、経過時間により管理されるものであれば、電源が投入されてから最も立ち上がりが遅いブロックの立ち上がり時間を予め設定しておき、その時間が経過すると状態Ｓ１へ移る。あるいは、電源が投入されてから最も立ち上がりが遅いブロックから、装着状態管理部３０７へ信号を接続しておき、その信号により当該ブロックが立ち上がったことを識別するとＳ１へ移る。
〔Ｓ１：周囲音判定状態〕
　装着状態管理部３０７において、状態Ｓ１に移ると、装着状態信号３１４が１となる。すると、閾値決定部３０３は、初期パワー値３１２と隣接パワー平均値３１３から閾値を決定して、パワー閾値３１５として出力する。具体的には、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２よりも小さい場合は、閾値を初期パワー値３１２よりも大きく、特定音の音圧レベルよりも小さい値に設定する。このとき、閾値決定部３０３内部のステータスフラグは０を保持する。本実施の形態では、上記条件より、４５ｄＢＳＰＬより大きく、６２ｄＢＳＰＬより小さい値である５７ｄＢＳＰＬのレベルに設定し（図７参照）、以下この状態Ｓ１で決定する閾値をＴＨＡと表現する。
　ＴＨＡは、本体１００が耳５００に近付き、反射音５０２の影響によって集音部１０１が集音する音量が大きくなる状態（図５（ｂ））を判定するための閾値である。そのため、ＴＨＡが初期パワー値３１２よりも大きく、特定音の音圧レベルよりも小さい範囲内において、小となる方向に設定すると、周囲音の影響を受け易くなるために誤判定の発生確率が高くなる。一方、大となる方向に設定すると周囲音の影響を受けにくくなるが、個人差の大きい耳介の形状や、装着時における補聴器の本体１００と耳５００との位置関係によって反射音５０２の大きさが異なるため、本体１００が耳５００に近付いたことを判定できなくなる可能性が生じる。
　以上より、ＴＨＡを変化させた場合の長所・短所のトレードオフの関係から、ＴＨＡは設定可能な範囲内で比較的大となるような範囲に設定するのが望ましく、本実施の形態１では、説明例としてＴＨＡを特定音の音圧レベルである６２ｄＢＳＰＬよりも５ｄＢ小さな値である５７ｄＢＳＰＬに設定する。ここで、状態Ｓ１において設定するＴＨＡの値は、フィッティング装置等から使用者に最も適した値に調整することが可能である。
　一方、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２以上である場合は、ＴＨＡを隣接パワー平均値３１３のレベルに設定し、閾値決定部３０３内部のステータスフラグを１に変更する。ＴＨＡの設定が完了すると、状態Ｓ２に移る。状態Ｓ２に移ると、閾値決定部３０３は、次にＳ０となるまでＴＨＡを保持する。
〔Ｓ２：装着開始状態〕
　パワー判定部３０４は、ＴＨＡが出力されるパワー閾値３１５と、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値とをフレーム毎に比較して、閾値比較信号３１６を出力する。その結果、閾値比較信号３１６がＨｉｇｈであれば、装着状態管理部３０７は、Ｓ２の状態を継続し、閾値比較信号３１６がＬｏｗになると状態Ｓ３に移る。
　また、状態Ｓ３に移るタイミングで、閾値決定部３０３はパワー閾値３１５を変更する。具体的には、装着状態信号３１４が２から３に変わった時に、閾値決定部３０３内部のステータスフラグが０の場合は閾値を、初期パワー値３１２より大きくＴＨＡ未満となる範囲に設定し、ステータスフラグが１の場合は閾値をＴＨＡと同じレベルに設定する。以下、本実施の形態では、この状態Ｓ２からＳ３への遷移で決定する閾値をＴＨＢと表現し、４７ｄＢＳＰＬのレベルに設定する（図７参照）。ＴＨＢは、本体１００が耳５００の外耳道に完全に装着された状態（図５（ｃ））を判定するための閾値である。この状態になると、集音部１０１は音出力部１０６が出力する音を集音しなくなるため、特に２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値が小さくなる。そのため、ＴＨＢが初期パワー値３１２より大きくＴＨＡ未満となる範囲において、大となる方向に設定すると、本体１００の一部が耳５００の外耳道に入ってから完全に装着するまでの途中過程で反射音５０２の影響が次第に小となるために、装着されたと誤判定する可能性が高くなる。一方、小となる方向に設定すると誤判定の確率は小さくなるが、使用者の装着習熟度によって本体１００が耳５００の外自動に完全に装着できていない場合、反射音５０２の影響が残るため状態Ｓ２から状態Ｓ３に遷移しない可能性が高くなる。
　以上より、ＴＨＢを変化させた場合の長所・短所のトレードオフの関係から、ＴＨＢは設定可能な範囲内で比較的小となるような範囲に設定するのが望ましい。ここで、状態Ｓ２において設定するＴＨＢの値は、フィッティング装置等から使用者に最も適した値に調整することが可能である。
　このとき、閾値決定部３０３はＴＨＢをパワー閾値３１５として出力する。
〔Ｓ３：装着直前状態〕
　パワー判定部３０４は、ＴＨＢが出力されるパワー閾値３１５と、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値とをフレーム毎に比較して閾値比較信号３１６を出力する。その結果、装着状態管理部３０７は、状態Ｓ３である時に、閾値比較信号３１６がＬｏｗであれば、Ｓ３の状態を継続し、閾値比較信号３１６がＨｉｇｈになると状態Ｓ４に移る。
〔Ｓ４：装着完了後安定待ち状態〕
　装着状態管理部３０７における状態がＳ３からＳ４に移ると、パワー継続カウント部３０５は、カウントを開始する。即ち、装着状態管理部３０７からの装着状態信号３１４が４になるとともに、パワー判定部３０４からの閾値比較信号３１６が、ＬｏｗからＨｉｇｈに変わるため、パワー継続カウント部３０５は、０からカウントを開始する。このカウンタ値３１７は、継続時間判定部３０６へ入力される。なお、パワー継続カウント部３０５は、装着状態信号３１４が０、１、２または３の時は、カウンタ値３１７を０にして出力する。そして、継続時間判定部３０６では、カウンタ値３１７と上述した装着安定待ち時間の比較が行われ、カウンタ値３１７が装着安定待ち時間以上になると、切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに変化する。この切替トリガ信号３１８は、切替信号生成部３０８と装着状態管理部３０７へ入力される。装着状態管理部３０７は、切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに変化すると、状態Ｓ４からＳ５に移る。
　ここで、状態Ｓ４にある時に、閾値比較信号３１６がＨｉｇｈからＬｏｗに変わった時、即ち、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値が、パワー閾値３１５よりも大きくなったら、装着状態管理部３０７は、状態Ｓ４から状態Ｓ３に移る。即ち、使用者が補聴器を一旦耳に装着した後、装着安定待ち時間が経過する前に、補聴器を装着しなおした場合には、装着直前状態に戻る。
〔Ｓ５：補聴処理動作状態〕
　切替信号生成部３０８は、切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに変化すると、切替信号１１５をＨｉｇｈからＬｏｗに変更して、選択部１０５へ出力する。そして、選択部１０５は補聴処理部１０２が出力するアナログ補聴信号１１３を選択し、通常の補聴動作が開始される。
　以上のように本実施の形態によれば、集音部１０１と音出力部１０６を有するとともに、耳に装着可能な形状となった本体１００内に、集音部１０１が集音した周囲音に補聴処理を施す補聴処理部１０２と、周囲音に基づいて本体１００が耳に装着されたか否かを判定する装着判定部１０４と、装着判定部１０４の判定結果に基づいて、補聴処理部１０２が補聴処理を施した音と、特定音生成部１０３が生成した音のどちらかを選択して音出力部１０６に出力する選択部１０５と、を設けるようにしたので、補聴処理を施した音と、補聴器内部で生成した音とを選択して音出力部１０６に出力可能となる。そのため、補聴器内部で生成した音により補聴器の装着を判定するまでは補聴器内部で生成した音を選択して音出力部１０６に出力するように出来るので、使用者が補聴器の本体を装着する前に補聴処理を施した音が出力されず、この結果として、補聴器装着時に補聴処理を施した音が回り込むことによって生じるハウリングの発生を防ぐことが可能となり、使用者にとっての快適性を高めることの出来るものとなる。
　なお、特定音生成部１０３は、単一周波数の音を生成するだけでなく、可聴帯域のガイダンス音声も合わせて出力するようにしてもよい。このガイダンス音声は、予め補聴器使用者の補聴特性に合わせたものにする。例えば、「補聴器装着確認中」と言った可聴帯域の周波数である音声を、音出力部１０６から出力する。また、ガイダンス音声以外に、音楽データを出力しても良い。特定音生成部１０３が生成する音が可聴帯域であることで、補聴器使用者にとって、音出力部１０６から音が出力されていない無音状態であり、その際に補聴器の電源投入忘れなのか、装着判定を行っているのかが分からないという状態を回避できる。つまり、補聴器使用者は、補聴器が起動していることが分かり、装着判定が完了するのを待つことが出来る。
　また、特定音生成部１０３は、連続音ではなく、任意のパターンでオン、オフを繰り返す間欠音を出力するようにしてもよい。例えば、本実施の形態において、２５０フレーム周期（２５０×２ミリ秒＝５００ミリ秒）の間、単一周波数の音を出力した後、２５０フレーム周期の間、無音状態となるようなパターンを出力し、装着判定部１０４が、単一周波数の音が特定音生成部１０３から出力されている期間のパワー値群１１２を用いて、装着状態を判定すればよい。この単一周波数の音のオン、オフのタイミングは、特定音生成部１０３にて制御されているため、装着判定部１０４に入力されるパワー値群１１２を有効利用するか否かのタイミング制御は、容易に実現可能である。
　なお、この方法は、任意のパターンでオン、オフを繰り返す間欠音のみならず、音声や音楽を出力する場合にも適応できる。例えば、音楽を出力する場合は、特定音生成部１０３内部にメモリ等の記憶手段を設けておき、フィッティング装置等によって音楽データをあらかじめ記憶しておく。このとき、どの周波数が時間軸方向でどのタイミングに出力されるのかという情報も合わせて記憶しておく。また、図示していないが、補聴処理部１０２内部の各ブロックから特定音生成部１０３内部に設けたメモリ等の記憶手段に対してリードライトアクセスが可能となるようにすると、例えば状態Ｓ０における初期化が終了してから状態Ｓ１に移るまでの間に、音楽データに含まれる周波数成分を分析することによって、どの周波数が時間軸方向でどのタイミングに出力されるかという情報を得ることも可能である。
　音楽を出力する場合には、単一周波数ではなく逐次変化する周波数を出力することになるが、以上の方法により、どの周波数を出力しているか等を特定音生成部１０３で認識することができる。したがって、上記と同様に装着判定部１０４に入力されるパワー値群１１２を有効利用するタイミング制御は、容易に実現可能である。
　なお、特定音生成部１０３から音声を出力する場合も、上記音楽を出力する場合と同様の方法で装着判定が可能である。
　また、特定音生成部１０３により、単一周波数の音の信号と同時に、本体１００を耳に装着中であることを示す音声、音楽の信号の少なくとも一方を生成するようにしてもよい。また、ここでは、特定音生成部１０３が音声、音楽の信号を出力することは、これらを生成することに含まれるものとする。
　また、籠もり感を解消するために、本体１００が大きな径のベント等を有するオープンフィッティングタイプである場合には、装着状態であっても、音出力部１０６から集音部１０１に向かって音が回り込む経路が残り、音響ループが形成される。これにより、装着判定部１０４において、特定音生成部１０３が生成した音の周波数帯域で、所定のパワー値が検出される。ただし、ベント等の開口径にもよるが、このパワー値は、未装着の状態と比較して小さくなり、そのパワー値のレベルは前もって把握することが出来る。そこで、装着判定部１０４の閾値決定部３０３で求めたパワー閾値３１５に、オープンフィッティングで残るパワー値を加算した値を、閾値として用いる。このようにオープンフィッティングタイプであっても、閾値を変更することによって、本発明の方法が有効に作用する。
　また、本実施の形態では、本体１００を耳穴型として説明したが、音響ループに起因してハウリングが発生する補聴器全てにおいて同様であり、例えば耳かけ型の補聴器などにも適用可能である。
　また、本実施の形態では、特定音生成部１０３が生成した音を２ｋＨｚとして説明したが、より人間の可聴帯域の上限に近くなるような高い周波数に設定してもよい。さらにサンプリング周波数を上げることによって、人間の可聴帯域の上限を超える周波数に設定することも可能である。このようにすれば、特定音生成部１０３が生成した音を本体１００外へ出力しても、補聴器使用者または周囲の人は聞き取りにくく、出力する音の音量を大きくしても不快感を与えない。さらに、可聴帯域よりも高い周波数の音が定常的に存在するのは特殊な環境下であり、通常はあまり発生しない。そのため、この帯域の音に基づいて補聴器の装着判定を行うと、周囲の音による誤判定を起こしにくいのである。
　（実施の形態２）
　図８は、本発明の実施の形態２における補聴器のブロック構成を示す図であり、装着判定部１０７と特定音生成部１０８は、それぞれ図１の装着判定部１０４と特定音生成部１０３に置き換わるものである。なお、これら装着判定部１０７と特定音生成部１０８以外については、その構成要素と同一の名称を有する、実施の形態１の構成要素と同等の機能を有するものとし、同じ符号を付して詳細な説明を省略する。
　上述した実施の形態１と大きく異なる点は、まず、装着判定部１０７が、補聴処理部１０２から出力されたパワー値群１１２を用いて、切替信号１１５と特定音出力増加量信号１１７と特定音生成許可信号１１８を作成し、切替信号１１５を選択部１０５に出力し、特定音出力増加量信号１１７と特定音生成許可信号１１８とを特定音生成部１０８に出力する点である。そして、特定音生成部１０８が、特定音出力増加量信号１１７を元に出力レベルを決定した特定音信号１１４を、選択部１０５に出力する点である。
　図９は、装着判定部１０７の構成を示すブロック構成図である。図９においても、図３に示した装着判定部１０４と同じ構成動作のものは、同じ符号を付して説明を省略する。図３に示した装着判定部１０４と異なるのは、特定音出力パワー決定部３０９を追加し、閾値決定部３１０における閾値の決定方法を変更した点である。
　特定音出力パワー決定部３０９は、初期パワー値３１２と隣接パワー平均値３１３とから、特定音の音圧レベルを決定するための特定音出力増加量信号１１７を作成し、閾値決定部３１０と特定音生成部１０８に出力する。そして、閾値決定部３１０は、この特定音出力増加量信号１１７を用いて、パワー閾値３１５として出力する閾値を決定する。
　続いて、図４、図５、図８、図９を用いて、装着判定部１０７の詳細な動作の説明を行う。ここからは、装着状態管理部３０７における状態Ｓ０～Ｓ５の遷移に沿って、説明を行う。本実施の形態では、使用者が本体１００を装着するときに、周囲音が比較的大きな環境にいる時を例として説明を行う。
〔Ｓ０：初期状態〕
　本体１００の電源が投入されると、装着状態管理部３０７は、図４に示す状態Ｓ０になる。この時、装着判定部１０７の各ブロックも初期化される。例えば、閾値決定部３１０内部には、０と１のどちらかを示すステータスフラグを保持する手段（図示せず）を設けており、状態Ｓ０では０にセットする。即ち、装着状態信号３１４が０の時に初期化が実行される。そして、補聴器全体の回路が立ち上がり、定常状態になると、装着状態管理部３０７は状態Ｓ１に移る。この状態Ｓ０からＳ１への遷移は、実施の形態１に示したものと同じである。
　特定音の音圧レベルは、小さすぎると周囲音との区別がつきにくくなり検出精度が低下する。そのため、本実施の形態では、装着状態信号３１４が０の時に行う初期化において、人間の普通の会話音の大きさである６２ｄＢＳＰＬの音圧にあらかじめ設定する。以下の説明において、ここで設定した６２ｄＢＳＰＬの音圧レベルを初期音圧レベルとして説明する。また、初期音圧レベルは補聴器の本体１００内のレジスタもしくはメモリ等の記憶手段（図示せず）に保存され、装着判定部１０７及び特定音生成部１０８を構成する各ブロックからリードできるものとする。
〔Ｓ１：周囲音判定状態〕
　装着状態管理部３０７において、状態Ｓ１に移ると、装着状態信号３１４が１となる。すると、特定音出力パワー決定部３０９は、初期パワー値３１２と隣接パワー平均値３１３とから、特定音出力増加量信号１１７を決定する。この特定音出力増加量信号１１７と初期音圧レベルを加えた大きさを最終的な特定音の音圧レベルとする。
　ここで、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２よりも小さい場合は、周囲音による影響が小であるため、特定音出力増加量信号１１７を０に設定する。このとき、特定音の音圧レベルは初期音圧レベル６２ｄＢＳＰＬ＋０ｄＢＳＰＬ＝６２ｄＢＳＰＬとなる。また、閾値決定部３１０においても、隣接パワー平均値３１３と初期パワー値３１２の比較を行い、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２よりも小さいため、内部のステータスフラグに０を保持する。
　次に、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２以上である場合について説明を行う。例えば、初期パワー値３１２が４５ｄＢＳＰＬ、隣接パワー平均値３１３が５０ｄＢＳＰＬであるとすると、特定音出力パワー決定部３０９は隣接パワー平均値３１３に対して２０ｄＢＳＰＬの増加となるレベル（以下、ターゲットレベルとする）を設定する。つまり、ターゲットレベルは５０ｄＢＳＰＬ＋２０ｄＢＳＰＬ＝７０ｄＢＳＰＬとなる。
　続いて、特定音出力パワー決定部３０９は、ターゲットレベルと初期音圧レベルの差分（７０ｄＢＳＰＬ－６２ｄＢＳＰＬ＝８ｄＢＳＰＬ）を特定音出力増加量信号１１７として出力する。
　また、閾値決定部３１０においても、隣接パワー平均値３１３と初期パワー値３１２の比較を行い、隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２よりも大きい場合は、内部のステータスフラグを１に変更する。
　閾値決定部３１０では、初期パワー値３１２と隣接パワー平均値３１３と特定音出力増加量信号１１７とから閾値ＴＨＣを決定する。
　ＴＨＣは、本体１００が耳５００に近付き、反射音５０２の影響によって集音部１０１が集音する音量が大きくなる状態（図５（ｂ））を判定するための閾値である。そのため、ＴＨＣが隣接パワー平均値３１３よりも大きく、特定音の音圧レベルよりも小さい範囲内において、小となる方向に設定すると、周囲音の影響を受け易くなるために誤判定（本体１００が耳５００に近付いていないにもかかわらず、本体１００が耳５００に近付いたと判定すること）の発生確率が高くなる。一方、大となる方向に設定すると周囲音の影響を受けにくくなるが、個人差の大きい耳介の形状や、装着時における補聴器の本体１００と耳５００との位置関係によって反射音５０２の大きさが異なるため、本体１００が耳５００に近付いたことを判定できなくなる可能性が生じる。以上より、ＴＨＣを変化させた場合の長所・短所のトレードオフの関係から、ＴＨＣは設定可能な範囲内で比較的大となるような範囲に設定するのが望ましく、本実施の形態では、説明例としてステータスフラグが０の場合は、閾値を初期パワー値３１２よりも大きい値である５７ｄＢＳＰＬに設定し、ステータスフラグが１の場合は、特定音出力増加量信号１１７が示す８ｄＢＳＰＬを加えた６５ｄＢＳＰＬに設定する。
　ここで、状態Ｓ１において設定するＴＨＣの値は、フィッティング装置等から使用者に最も適した値に調整することが可能である。
　以上の方法により閾値ＴＨＣを設定した後、装着状態管理部３０７は状態Ｓ１から状態Ｓ２に移る。
〔Ｓ２：装着開始状態〕
　パワー判定部３０４は、ＴＨＣが出力されるパワー閾値３１５と、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値とをフレーム毎に比較して、閾値比較信号３１６を出力する。その結果、閾値比較信号３１６がＨｉｇｈであれば、装着状態管理部３０７は、Ｓ２の状態を保持し、閾値比較信号３１６がＬｏｗになると状態Ｓ３に移る。また、状態Ｓ３に移るタイミングで、閾値決定部３１０はパワー閾値３１５を変更する。
　具体的には、装着状態信号３１４が２から３に変わった時に、閾値決定部３１０内部のステータスフラグが０の場合には、閾値を初期パワー値３１２より大きくＴＨＣ未満となる４７ｄＢＳＰＬに設定し、ステータスフラグが１の場合は、閾値を４７ｄＢＳＰＬに特定音出力増加量信号１１７の示す８ｄＢＳＰＬを追加した、５５ｄＢＳＰＬに設定する。以下、本実施の形態では、この状態Ｓ２からＳ３への遷移で決定する閾値をＴＨＤと表現し、５５ｄＢＳＰＬのレベルに設定されるものとする。
　ＴＨＤは、本体１００が耳５００の外耳道に完全に装着された状態（図５（ｃ））を判定するための閾値である。この状態になると、集音部１０１は音出力部１０６が出力する音を集音しなくなるため、特に２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値が小さくなる。そのため、ＴＨＤが隣接パワー平均値３１３より大きくＴＨＣ未満となる範囲において、大となる方向に設定すると、本体１００の一部が耳５００の外耳道に入ってから完全に装着するまでの途中過程で反射音５０２の影響が次第に小となるために、装着されたと誤判定する可能性が高くなる。一方、小となる方向に設定すると誤判定の確率は小さくなるが、使用者の装着習熟度によって本体１００が耳５００の外自動に完全に装着できていない場合、反射音５０２の影響が残るため状態Ｓ２から状態Ｓ３に遷移しない可能性が高くなる。
　以上より、ＴＨＤを変化させた場合の長所・短所のトレードオフの関係から、ＴＨＤは設定可能な範囲内で比較的小となるような範囲に設定するのが望ましい。ここで、状態Ｓ２において設定するＴＨＤの値は、フィッティング装置等から使用者に最も適した値に調整することが可能である。
〔Ｓ３：装着直前状態〕
　パワー判定部３０４は、ＴＨＤが出力されるパワー閾値３１５と、２ｋＨｚから２．２５ｋＨｚの周波数帯のパワー値とをフレーム毎に比較して、閾値比較信号３１６を出力する。その結果、装着状態管理部３０７は、状態Ｓ３である時に、閾値比較信号３１６がＬｏｗであれば、Ｓ３の状態を継続し、閾値比較信号３１６がＨｉｇｈになると状態Ｓ４に移る。
〔Ｓ４：装着完了後安定待ち状態〕
　装着状態管理部３０７における状態がＳ３からＳ４に移ると、パワー継続カウント部３０５は、カウントを開始する。この状態Ｓ４における各ブロックの動作は、実施の形態１で示したものと同じである。そして、継続時間判定部３０６が出力する切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに変化すると、装着状態管理部３０７は、状態Ｓ４からＳ５に移る。
〔Ｓ５：補聴処理動作状態〕
　切替信号生成部３０８は、切替トリガ信号３１８がＬｏｗからＨｉｇｈに変化すると、切替信号１１５をＨｉｇｈからＬｏｗに変更して選択部１０５へ出力する。そして、選択部１０５は、補聴処理部１０２が出力するアナログ補聴信号１１３を選択し、通常の補聴動作が開始される。
　以上のように本実施の形態によれば、実施の形態１に示した構成に加えて、補聴器内部で生成する音の音圧レベルを、補聴器周囲の音のレベルに応じて変更するようにしたので、補聴器周囲で比較的大きな音が発生している状況においても、使用者が補聴器の本体を装着する前に補聴処理を施した音が出力されず、この結果として、補聴器装着時に補聴処理を施した音が回り込むことによって生じるハウリングの発生を防ぐことが可能となり、使用者にとっての快適性を高めることの出来るものとなる。
　なお、本実施の形態では、隣接パワー平均値３１３に対して２０ｄＢＳＰＬの増加となるレベルをターゲットレベルとしているが、周囲音が一定レベル以上の環境においてターゲットレベルを一定値以上増加しないようにすることも可能である。これは、周囲音が非常に大きな環境で使用者が補聴器の本体１００を装着しようとする場合に、特定音の音圧レベルが周囲音に応じて大きくなりすぎると使用者が不快と感じるためである。具体的には特定音出力パワー決定部３０９内に設けたレジスタ（図示せず）を用いて最大パワーレベルを状態Ｓ０の初期化の時に設定しておき、特定音出力パワー決定部３０９においてターゲットレベルと最大パワーレベルを常時比較し、ターゲットレベルが最大パワーレベルよりも大きくなった場合は、ターゲットレベルを最大パワーレベルに置き換えることによって実現できる。具体的に数値で説明すると、最大パワーレベルを７５ｄＢＳＰＬと設定した場合、隣接パワー平均値３１３が５５ｄＢＳＰＬ以下の場合のターゲットレベルは、隣接パワー平均値３１３に２０ｄＢＳＰＬを加えた音圧になり、隣接パワー平均値３１３が５５ｄＢＳＰＬより大きい場合のターゲットレベルは最大パワーレベルと等しい７５ｄＢＳＰＬとなる。
　また、本実施の形態では、使用者が本体１００を装着するときに、周囲音が比較的大きな環境にいる時を例として説明を行っているため、ＴＨＣを特定音の音圧レベルである７０ｄＢＳＰＬよりも５ｄＢ小さな値である６５ｄＢＳＰＬに設定している。状態Ｓ１において隣接パワー平均値３１３が初期パワー値３１２以上である場合に設定するＴＨＣの値は、補聴器の本体１００を構成するハードウェアによるレジスタ設定や、図示していない補聴器の本体１００内部もしくはＣＰＵ等でソフトウェアによる制御を行う他に、フィッティングを行う際に設定を更新することも可能である。
　また、ターゲットレベル及び最大パワーレベルも閾値ＴＨＣの設定と同様に、ハードウェアもしくはソフトウェアによる設定や、フィッティングを行う際に設定を更新することが可能である。
　また、特定音生成部１０８は、単一周波数の音を生成するだけでなく、可聴帯域のガイダンス音声も合わせて出力するようにしてもよい。このガイダンス音声は、予め補聴器使用者の補聴特性に合わせたものにする。例えば、「補聴器装着確認中」と言った可聴帯域の周波数である音声を、音出力部１０６から出力する。また、ガイダンス音声以外に音楽データを出力しても良い。特定音生成部１０８が生成する音が可聴帯域であることで、補聴器使用者にとって、音出力部１０６から音が出力されていない無音状態であり、その際に補聴器の電源投入忘れなのか、装着判定を行っているのかが分からないという状態を回避できる。つまり、補聴器使用者は、補聴器が起動していることが分かり、装着判定が完了するのを待つことが出来る。
　また、特定音生成部１０８は、連続音ではなく任意のパターンでオン、オフを繰り返す間欠音を出力するようにしてもよい。例えば、本実施の形態において、２５０フレーム周期（２５０×２ミリ秒＝５００ミリ秒）の間、単一周波数の音を出力した後、２５０フレーム周期の間、無音状態となるようなパターンを出力し、装着判定部１０７では単一周波数の音が特定音生成部１０８から出力されている期間の、パワー値群１１２を用いて装着状態を判定すればよい。この単一周波数の音のオン、オフのタイミングは、特定音生成部１０８にて制御されているため、装着判定部１０７に入力されるパワー値群１１２を有効利用するか否かのタイミング制御は、容易に実現可能である。
　なお、この方法は、任意のパターンでオン、オフを繰り返す間欠音のみならず、音声や音楽を出力する場合にも適応できる。例えば、音楽を出力する場合は、特定音生成部１０８内部にメモリ等の記憶手段を設けておき、フィッティング装置等によって音楽データをあらかじめ記憶しておく。このとき、どの周波数が時間軸方向でどのタイミングに出力されるのかという情報も合わせて記憶しておく。また、図示していないが、補聴処理部１０２内部の各ブロックから特定音生成部１０８内部に設けたメモリ等の記憶手段に対してリードライトアクセスが可能となるようにすると、例えば状態Ｓ０における初期化が終了してから状態Ｓ１に移るまでの間に、音楽データに含まれる周波数成分を分析することによって、どの周波数が時間軸方向でどのタイミングに出力されるかという情報を得ることも可能である。
　音楽を出力する場合は、単一周波数ではなく逐次変化する周波数を出力することになるが、以上の方法により、どの周波数を出力しているか等を特定音生成部１０８で認識することができる。したがって、上記と同様に装着判定部１０７に入力されるパワー値群１１２を有効利用するタイミング制御は、容易に実現可能である。
　なお、特定音生成部１０８から音声を出力する場合も、上記音楽を出力する場合と同様の方法で装着判定が可能である。
　また、籠もり感を解消するために、本体１００が大きな径のベント等を有するオープンフィッティングタイプである場合には、装着状態であっても、音出力部１０６から集音部１０１に向かって、音が回り込む経路が残り、音響ループが形成される。これにより、装着判定部１０７において、特定音生成部１０８が生成した音の周波数帯域で、所定のパワー値が検出される。ただし、ベント等の開口径にもよるが、このパワー値は未装着の状態と比較して小さくなり、そのパワー値のレベルは、前もって把握することが出来る。そこで、装着判定部１０７の閾値決定部３１０で求めたパワー閾値３１５に、オープンフィッティングで残るパワー値を加算した値を閾値として用いる。このように、オープンフィッティングタイプであっても、閾値を変更することによって、本発明の方法が有効に作用する。
　また、本実施の形態では、本体１００を耳穴型として説明したが、音響ループに起因してハウリングが発生する補聴器全てにおいて同様であり、例えば耳かけ型の補聴器などにも適用可能である。
　また、本実施の形態では、特定音生成部１０８が生成した音を２ｋＨｚとして説明したが、より人間の可聴帯域の上限に近くなるような高い周波数に設定してもよい。さらに、サンプリング周波数を上げることによって、人間の可聴帯域の上限を超える周波数に設定することも可能である。このようにすれば、特定音生成部１０８が生成した音を本体１００外へ出力しても、補聴器使用者または周囲の人は聞き取りにくく、出力する音の音量を大きくしても不快感を与えない。さらに、可聴帯域よりも高い周波数の音が定常的に存在するのは特殊な環境下であり、通常はあまり発生しない。そのため、この帯域の音に基づいて補聴器の装着判定を行うと、周囲の音による誤判定を起こしにくいのである。
　なお、先に説明した実施形態において記載した周波数、音の大きさ（パワー値、音圧レベル）、フレーム周期、閾値等に関する数値は一例であり、これに限られるものではない。
　本発明を詳細にまた特定の実施態様を参照して説明したが、本発明の精神と範囲を逸脱することなく様々な変更や修正を加えることができることは当業者にとって明らかである。
　本出願は、2008年11月28日出願の日本特許出願No.2008-303979に基づくものであり、その内容はここに参照として取り込まれる。
　以上のように、本発明にかかる補聴器は、使用者が補聴器の本体を耳に装着するまでの間、補聴処理により増幅された音を出力しないようにできるため、使用者に不快なハウリングが発生しない聴覚補助装置等として有用である。
　１００　本体
　１０１　集音部
　１０２　補聴処理部
　１０３、１０８　特定音生成部
　１０４、１０７　装着判定部
　１０５　選択部
　１０６　音出力部
　１１１ａ、１１１ｂ　アナログ入力信号
　１１２　パワー値群
　１１３　アナログ補聴信号
　１１４　特定音信号
　１１５　切替信号
　１１６　選択出力信号
　１１７　特定音出力増加量信号
　１１８　特定音生成許可信号
　２０１　Ａ／Ｄ変換部
　２０２　指向性合成部
　２０３　周波数分析部
　２０４　パワー算出部
　２０５　ゲイン制御部
　２０６　ゲイン調整部
　２０７　周波数合成部
　２０８　Ｄ／Ａ変換部
　２１１ａ、２１１ｂ　デジタル入力信号
　２１２　合成信号
　２１３　周波数信号群
　２１４　ゲイン制御信号群
　２１５　調整済周波数信号群
　２１６　デジタル補聴信号
　３００　ＬＰＦ
　３０１　初期パワー値保持部
　３０２　隣接平均演算部
　３０３、３１０　閾値決定部
　３０４　パワー判定部
　３０５　パワー継続カウント部
　３０６　継続時間判定部
　３０７　装着状態管理部
　３０８　切替信号生成部
　３０９　特定音出力パワー決定部
　３１１　平滑パワー値群
　３１２　初期パワー値
　３１３　隣接パワー平均値
　３１４　装着状態信号
　３１５　パワー閾値
　３１６　閾値比較信号
　３１７　カウンタ値
　３１８　切替トリガ信号
　５００　補聴器使用者の耳
　５０１　集音部１０１へ回り込む音
　５０２　耳５００で反射して集音部１０１方向へ回り込む音

Claims (8)

  1. 　周囲音を集音する集音部と、
    　音を出力する音出力部と、
    　耳に装着可能な形状を有する本体と、
    　を備え、
    　前記本体は、
    　前記集音部が集音した周囲音に補聴処理を施す補聴処理部と、
    　前記周囲音に基づいて、前記本体が耳に装着されたか否かを判定する装着判定部と、
    　所定信号を生成する特定音生成部と、
    　前記装着判定部の判定結果に基づいて、前記補聴処理部が補聴処理を施した音と、特定音生成部が生成した音と、のいずれかを選択して前記音出力部へ出力する選択部と、
    　を備える補聴器。
  2. 　請求項１に記載の補聴器であって、
    　前記所定信号は、単一周波数の音、音声、音楽の信号の少なくとも１つである補聴器。
  3. 　請求項１または２に記載の補聴器であって、
    　前記特定音生成部は、前記所定信号として、前記単一周波数の音の信号と同時に、前記本体を前記耳に装着中であることを示す音声、音楽の信号の少なくとも一方を生成する補聴器。
  4. 　請求項１ないし３のいずれか１項に記載の補聴器であって、
    　前記所定信号は、可聴帯域の周波数信号である補聴器。
  5. 　請求項１ないし３のいずれか１項に記載の補聴器であって、
    　前記所定信号は、非可聴帯域の周波数信号である補聴器。
  6. 　請求項１に記載の補聴器であって、
    　前記装着判定部は、前記集音部が集音した周囲音のうち、前記特定音生成部が生成した信号と同一周波数帯の信号の信号レベルが前記第一の閾値よりも大きくなった後、前記第二の閾値よりも小さい状態が所定の期間継続した時に、前記本体が耳に装着されたと判定する補聴器。
  7. 　請求項１に記載の補聴器であって、
    　前記装着判定部は、前記特定音生成部が出力する音のレベルを、前記集音部が集音した周囲音のレベルよりも大きく設定し、前記特定音生成部が出力する音のレベルと初期音圧レベルとの差の情報を前記特定音生成部に通知する補聴器。
  8. 　請求項１に記載の補聴器であって、
    　前記選択部は、
    　前記本体の電源が投入されてから前記装着判定部により前記本体が耳に装着されたと判定されるまで、前記特定音生成部が生成した音を選択して前記音出力部に出力し、
    　前記本体が耳に装着されたと判定された後には、前記補聴処理部が補聴処理を施した音を選択して前記音出力部に出力する補聴器。
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