(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、
純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定する音刺激群決定部と、
所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に音圧が減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定する音圧決定部と、
前記音刺激群決定部及び前記音圧決定部で決定された周波数及び音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示する出力部と、
前記脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出する特徴量抽出部と、
所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、前記音刺激群の周波数に対する補聴器利得を決定する利得決定部と
を備える、補聴器利得決定システム。
【請求項２】
前記利得決定部は、前記特徴量と、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力音圧に対して設定された補聴器出力の値とを予め対応付けた所定の基準を参照して、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力音圧に対する補聴器出力を決定する、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項３】
前記利得決定部は、前記特徴量と、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力の値とを予め対応付けた所定の基準を参照して、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬを有する入力音圧に対する補聴器出力を決定する、請求項２に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項４】
前記所定の閾値は、一般的なＵＣＬ値よりも低い音圧である、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項５】
前記音圧決定部は、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に、５ｄＢずつ音圧が低下するように前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定する、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項６】
前記音圧決定部は、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に、１５ｄＢずつ音圧が低下するように前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定する、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項７】
前記利得決定部の判定結果に基づいて、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の周波数ごとの補聴器利得を設定する利得設定部をさらに備える、請求項３に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項８】
前記利得決定部は、複数のユーザで計測された、時間周波数に関する特徴量と９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器利得とを対応付けたデータを前記所定の基準として保持し、当該所定の基準を参照して、補聴器利得を決定する、請求項３に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項９】
前記利得決定部は、前記音刺激群の周波数ごとに、前記所定の基準を保持し、前記音刺激群の周波数に応じて選択された所定の基準を用いる、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項１０】
前記特徴量抽出部において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれの呈示時刻から３００ｍｓ経過した時点までの区間における、脳波信号の時間周波数情報を算出し、所定の周波数幅および所定の時間幅で平均した値を特徴量とする、請求項１に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項１１】
前記所定の周波数幅は２．５Ｈｚ以上１２．５Ｈｚ以下の周波数範囲を９分割することによって規定される周波数幅である、請求項１０に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項１２】
前記所定の時間幅は５０ｍｓである、請求項１０に記載の補聴器利得決定システム。
【請求項１３】
生体信号計測部により計測されたユーザの脳波信号において、出力部により呈示された、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、順に減少する音圧を有する第１音、第２音、及び第３音のそれぞれが呈示された時刻後の前記脳波信号の事象関連電位の時間周波数に関する特徴量を抽出する特徴量抽出部と、
所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定する利得決定部と
を備える、補聴器利得決定装置。
【請求項１４】
ユーザの脳波信号を計測するステップと、
純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定するステップと、
所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に音圧が減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定するステップと、
前記決定された周波数および音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示するステップと、
前記脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出するステップと、
所定の基準を参照して、前記抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定するステップと
を備えた、補聴器利得決定方法。
【請求項１５】
補聴器利得決定システムの補聴器利得決定装置に設けられたコンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、
前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに対し、
純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定するステップと、
所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定するステップと、
前記決定された周波数および音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、ユーザに呈示するステップと、
前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を呈示したときの前記ユーザの脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出するステップと、
所定の基準を参照して、前記抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定するステップと
を実行させる、補聴器利得を決定するためのコンピュータプログラム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本願は、補聴器フィッティングの技術に関する。より具体的には、補聴器フィッティングにおいて、補聴器の音利得を決定するためのシステム、方法およびプログラムに関する。
【背景技術】
【０００２】
難聴とは、たとえば、特定の周波数あるいは周波数帯の音が聞こえにくい状態を意味する。聞こえにくい周波数あるいは周波数帯は、ユーザごとに異なる。【０００３】
補聴器は、ユーザが音を聞くことができるように、音を増幅する。ユーザの聴覚特性の違いにより、ユーザごとに必要な増幅量が異なる。本明細書において、「利得」とは、音を増幅する量（amount of gain）を意味する。【０００４】
補聴器を利用する前に、周波数ごとの音の利得を決定するフィッティングを行う。適切なフィッティングを行うためには、ユーザの聴覚特性の正確な測定が必要になる。【０００５】
聴覚特性の検査では、最初に最小可聴閾値（ｈｅａｒｉｎｇ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ  ｌｅｖｅｌ：ＨＴＬ）が調べられる。次に、不快レベル（ｕｎｃｏｍｆｏｒｔａｂｌｅ  ｌｅｖｅｌ：ＵＣＬ）が調べられる。ＨＴＬ及びＵＣＬは、補聴器から出力する音の音圧のダイナミックレンジを決定するために利用される。【０００６】
ＵＣＬは、脳波を用いて測定することも考えられる。たとえば、非特許文献１は、クリック音に対する聴性脳幹反応（ａｕｄｉｔｏｒｙ  ｂｒａｉｎｓｔｅｍ  ｒｅｓｐｏｎｓｅ：  ＡＢＲ）のＶ波潜時とＵＣＬとに相関関係があることを開示している。
【先行技術文献】
【非特許文献】
【０００７】
【非特許文献１】Ｔｈｏｒｎｔｏｎ、Ａ．Ｒ．他、「Ｔｈｅ  ｏｂｊｅｃｔｉｖｅ  ｅｓｔｉｍａｔｉｏｎ  ｏｆ  ｌｏｕｄｎｅｓｓ  ｄｉｓｃｏｍｆｏｒｔ  ｌｅｖｅｌ  ｕｓｉｎｇ  ａｕｄｉｔｏｒｙ  ｂｒａｉｎｓｔｅｍ  ｅｖｏｋｅｄ  ｒｅｓｐｏｎｓｅｓ」、Ｓｃａｎｄｉｎａｖｉａｎ  Ａｕｄｉｏｌｏｇｙ、Ｖｏｌ．１６、Ｎｏ．４、Ｐ．２１９−２２５、１９８７年
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００８】
補聴器の周波数ごと、あるいは、入力音の音圧ごとの利得を得るために、現在、いくつかのフィッティング理論が提唱されている。たとえばハーフゲイン法では、各周波数の利得を、その周波数のＨＴＬの半分にする。また、Ｂｅｒｇｅｒ法では、会話音声の周波数帯域を考慮して、１０００Ｈｚから４０００Ｈｚの増幅をやや増強する。ＰＯＧＯ法では、２５０Ｈｚと５００Ｈｚの利得をそれぞれ１０ｄＢ、５ｄＢだけ減じる。ＮＡＬ−Ｒ法では、言葉の長時間音響分析周波数が快適レベルに入るように増幅する。【０００９】
しかしながら、非特許文献１に開示される構成では、ＵＣＬの推定は可能であるが、直接的に補聴器の周波数ごとの利得を推定することはできなかった。また、上記の種々のフィッティング理論では、聴覚特性から一律に計算した補聴器の利得を求めることは可能であるが、ユーザごとに適した利得の設定はできなかった。【００１０】
本願の、限定的でない例示的なある実施形態は、計測された脳波からユーザの聴覚特性を推定し、推定された聴覚特性に基づいて、そのユーザに適した周波数帯域ごとの補聴器利得を決定するシステム、方法及びコンピュータプログラムを提供する。
【課題を解決するための手段】
【００１１】
本発明の一態様である補聴器利得決定システムは、ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定する音刺激群決定部と、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定する音圧決定部と、前記音圧決定部で決定された周波数で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示する出力部と、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出する特徴量抽出部と、所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、前記音刺激群の周波数に対する補聴器利得を決定する補聴器利得決定部とを備える。
【発明の効果】
【００１２】
本発明の一態様による補聴器利得決定システムは、所定の入力音圧に対する周波数ごとの補聴器出力が推定できる。
【図面の簡単な説明】
【００１３】
【図１】本願発明者らが実施した補聴器特性測定実験の結果の例である９０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力を例示する図である。
【図２】本願発明者らが実施した脳波実験で使用した音刺激の構成を例示する図である。
【図３】国際１０−２０法の電極位置と、本願発明者らが実施した脳波実験での電極位置を示す図である。
【図４】本願発明者らが実施した脳波実験における事象関連電位の特徴データを例示する図である。
【図５】本願発明者らが実施した脳波計測実験１における周波数ごとの加算平均波形とウェーブレット係数を例示する図である。
【図６】補聴器特性測定実験で得られた９０ｄＢＳＰＬ入力および８０ｄＢＳＰＬ入力に対する補聴器出力と、脳波計測実験１から推定した補聴器出力推定結果のばらつきを例示する図である。
【図７】脳波計測実験１の補聴器出力推定において、平均誤差が小さい上位１％で用いられたウェーブレット係数の頻度を例示する図である。
【図８】実施形態１による補聴器利得決定システムの実現形態の構成を例示する図である。
【図９】補聴器利得決定システムの利用環境を例示する図である。
【図１０】実施形態１によるハードウェア構成を例示する図である。
【図１１】補聴器利得決定システムの全体処理の概要を例示するフローチャートである。
【図１２】実施形態１の構成の変形例を例示する図である。
【図１３】本願発明者らが実施した脳波計測実験２における周波数ごとの加算平均波形とウェーブレット係数を例示する図である。
【図１４】補聴器特性測定実験で得られた９０ｄＢＳＰＬ入力および８０ｄＢＳＰＬ入力に対する補聴器出力と、脳波計測実験２から推定した補聴器出力推定結果のばらつきを例示する図である。
【図１５】脳波計測実験２の補聴器出力推定において、平均誤差が小さい上位１％で用いられたウェーブレット係数の頻度を例示する図である。
【発明を実施するための形態】
【００１４】
本発明の第１の態様は、ユーザの脳波信号を計測する生体信号計測部と、純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定する音刺激群決定部と、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に音圧が減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定する音圧決定部と、前記音刺激群決定部及び前記音圧決定部で決定された周波数及び音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示する出力部と、前記脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出する特徴量抽出部と、所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、前記音刺激群の周波数に対する補聴器利得を決定する補聴器利得決定部とを備える。
【００１５】
本発明の第２の態様において、前記利得決定部は、前記特徴量と、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力音圧に対して設定された補聴器出力の値とを予め対応付けた所定の基準を参照して、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力音圧に対する補聴器出力を決定する。
【００１６】
本発明の第３の態様において、前記利得決定部は、前記特徴量と、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力の値とを予め対応付けた所定の基準を参照して、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬを有する入力音圧に対する補聴器出力を決定する。
【００１７】
本発明の第４の態様において、前記所定の閾値は、一般的なＵＣＬ値よりも低い音圧である。
【００１８】
本発明の第５の態様において、前記音圧決定部は、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に、５ｄＢずつ音圧が低下するように音圧を決定する。
【００１９】
本発明の第６の態様において、前記音圧決定部は、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に、１５ｄＢずつ音圧が低下するように音圧を決定する。
【００２０】
本発明の第７の態様は、さらに、前記利得決定部の判定結果に基づいて、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の周波数ごとの補聴器利得を設定する利得設定部を備える。
【００２１】
本発明の第８の態様において、前記利得決定部は、複数のユーザで計測された、時間周波数の特徴量と９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器利得とを対応付けたデータを前記所定の基準として保持し、当該所定の基準を参照して、補聴器利得を決定する。
【００２２】
本発明の第９の態様において、前記利得決定部は、前記音刺激群の周波数ごとに、前記所定の基準を保持し、前記音刺激群の周波数に応じて選択された所定の基準を用いる。
【００２３】
本発明の第１０の態様において、前記特徴量抽出部は、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれの呈示時刻から３００ｍｓ経過した時点までの区間における、脳波信号の時間周波数情報を算出し、所定の周波数幅および所定の時間幅で平均した値を特徴量とする。
【００２４】
本発明の第１１の態様において、前記所定の周波数幅は２．５Ｈｚ以上１２．５Ｈｚ以下の周波数範囲を９分割することによって規定される周波数幅である。
【００２５】
本発明の第１２の態様において、前記所定の時間幅は５０ｍｓである。
【００２６】
本発明の第１３の態様は、生体信号計測部により計測されたユーザの脳波信号において、出力部により呈示された、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、順に減少する音圧を有する第１音、第２音、及び第３音のそれぞれが呈示された時刻後の前記脳波信号の事象関連電位の時間周波数に関する特徴量を抽出する特徴量抽出部と、所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定する利得決定部とを備える。
【００２７】
本発明の第１４の態様は、ユーザの脳波信号を計測するステップと、純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定するステップと、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に音圧が減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定するステップと、前記決定された周波数および音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示するステップと、前記脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出するステップと、所定の基準を参照して、前記抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定するステップと、を備える。
【００２８】
本発明の第１５の態様は、コンピュータによって実行されるコンピュータプログラムであって、前記コンピュータプログラムは、前記コンピュータに対し、純音である、第１音、第２音及び第３音を含む音刺激群の周波数を決定するステップと、所定の閾値以下の音圧であり、かつ、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の順に減少するように、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音の音圧を決定するステップと、前記決定された周波数および音圧で、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を、前記ユーザに呈示するステップと、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音を呈示したときの前記ユーザの脳波信号において、前記第１音、前記第２音、及び前記第３音のそれぞれが呈示された時刻後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出するステップと、所定の基準を参照して、前記抽出した特徴量に基づいて、補聴器利得を決定するステップと、実行させる。
【００２９】
上述の一般的かつ特定の態様は、システム、装置、方法およびコンピュータプログラムを用いて実装され、またはシステム、装置、方法およびコンピュータプログラムの組み合わせを用いて実現され得る。
【００３０】
まず、本明細書における用語の定義を説明する。
【００３１】
「事象関連電位（ｅｖｅｎｔ−ｒｅｌａｔｅｄ  ｐｏｔｅｎｔｉａｌ：ＥＲＰ）」とは、脳波（ｅｌｅｃｔｒｏｅｎｃｅｐｈａｌｏｇｒａｍ：ＥＥＧ）の一種であり、外的な刺激あるいは内的な事象に時間的に関連して生じる脳の一過性の電位変動である。
【００３２】
「音刺激」とは、聴覚刺激とも呼ばれ、ユーザに対して呈示する音である。
【００３３】
「Ｎ１成分」とは、音刺激を呈示した時刻を起点として、約１００ｍｓ後に現れる事象関連電位の陰性成分である。
【００３４】
「Ｐ２成分」とは、音刺激を呈示した時刻を起点として、約２００ｍｓ後に現れる事象関連電位の陽性成分である。
【００３５】
「潜時」とは、音声刺激が呈示された時刻を起点として陽性成分または陰性成分のピーク電位が出現するまでの時間である。
【００３６】
「陰性成分」とは、一般的には、０μＶよりも小さい電位をいう。電位を比較する対象がある場合には、より負の値を有する電位を陰性成分ともいう。
【００３７】
「陽性成分」とは、一般的には、０μＶよりも大きい電位をいう。電位を比較する対象がある場合には、より正の値を有する電位を陽性成分ともいう。
【００３８】
「入力音圧」とは、補聴器に入力される音の音圧（音圧レベル）をいう。
【００３９】
「補聴器利得」とは、補聴器に入力される音の音圧または周波数ごとに、補聴器が音を増幅する量である。例えば、補聴器に入力される音の音圧（音圧レベル）と、補聴器から出力される音の音圧（音圧レベル）との差に相当する。
【００４０】
「最小可聴値（ｈｅａｒｉｎｇ  ｔｈｒｅｓｈｏｌｄ  ｌｅｖｅｌ：ＨＴＬ）」とは、ユーザが聞き取ることのできる最も小さい音の音圧である。
【００４１】
「純音」とは、周期振動を繰り返す楽音のうち、単一の周波数成分しか持たない正弦波で表される音である。
【００４２】
なお、「事象関連電位（ＥＲＰ）マニュアル−Ｐ３００を中心に」（加我君孝ほか編集、篠原出版新社、１９９５）の３０頁に記載の表１によると、一般的に、事象関連電位の波形には、個人ごとに３０ｍｓから５０ｍｓの差異（ずれ）が生じる。したがって、本明細書において、「約Ｘｍｓ」又は「Ｘｍｓ付近」という場合、Ｘｍｓを中心として３０ｍｓから５０ｍｓの幅を、その前後（例えば、Ｎ１成分は１００ｍｓ±３０ｍｓ、Ｐ２成分は２００ｍｓ±５０ｍｓ）に有するものと解釈されてよい。
【００４３】
以下、図面を参照しながら、各実施形態を説明する。
【００４４】
本実施形態の補聴器利得決定システムは、音を呈示し、呈示した音に対するユーザの事象関連電位を用いて、補聴器によって音を増幅すべき量を推定する。具体的には、補聴器利得決定システムは、音の周波数又は音圧毎に、補聴器により調整して出力すべき音の音圧を推定する。
【００４５】
推定手法の説明に先立ち、本願発明者らが実施した実験とその実験結果を説明する。より詳細には、本願発明者らが実験データから見出した補聴器利得決定を可能にする事象関連電位の特性について説明する。
【００４６】
（実験概要の説明）
１．実験概要
本願発明者らは、所定の入力音圧に対する周波数ごとの適切な補聴器利得を推定するために、補聴器ユーザに対して、以下の２つの実験を実施した。
【００４７】
一つは、補聴器ユーザが日常的に使用している状態の補聴器の特性を測定する補聴器特性測定実験である。補聴器特性測定実験は、補聴器特性測定の専用装置（ＦＯＮＩＸ  ＦＰ３５）を用いて実施した。
【００４８】
もう一つは、音刺激に対する反応を計測する脳波計測実験である。脳波計測実験は、２種類の音刺激の設定で実施した。
【００４９】
脳波計測実験１及び脳波計測実験２のそれぞれにおいて、所定の時間間隔を空けて第１音、第２音、及び第３音を１セットとして実験参加者に呈示した。第１音、第２音、及び第３音は、同一周波数を有し、かつ、純音であった。本明細書では、同一周波数を有する１セットの音刺激（第１音、第２音、及び第３音）を「音刺激群」と呼ぶことがある。
【００５０】
脳波計測実験１では、第１音は８０ｄＢＨＬ、第２音は７５ｄＢＨＬ、第３音は７０ｄＢＨＬとした。つまり、第１音から第３音まで順に５ｄＢずつ減少させた。
【００５１】
脳波計測実験２では、第１音は８０ｄＢＨＬ、第２音は６５ｄＢＨＬ、第３音は５０ｄＢＨＬとした。つまり、第１音から第３音まで順に１５ｄＢずつ減少させた。
【００５２】
脳波計測実験１及び脳波計測実験２のいずれにおいても、第１音から第３音のそれぞれに対する事象関連電位を計測した。
【００５３】
「純音」とは、単一の周波数で周期振動を繰り返す、正弦波で表される音である。ここで、人間の聞き分けることができない程度に周波数が変化している音も、単一の周波数の音とみなすことができる。
【００５４】
上記の脳波計測実験１および２に基づいて、８０ｄＢＳＰＬ以上の音圧を有する音の入力時（より具体的には、９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時）の補聴器特性測定結果が、計測した脳波（事象関連電位）から推定できるかどうかを調べた。
【００５５】
その結果、本発明者らは、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の音刺激に対する脳波から、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力時（９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時）の補聴器利得が５ｄＢ程度の平均誤差で推定できることを見出した。
【００５６】
ここで、上記のＵＣＬと評価される音圧よりも「低い音圧」について説明する。一般的に、ＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧は、ＨＴＬ値によって変動する。
【００５７】
ＨＴＬ値ごとに推定されたＵＣＬ音圧が、たとえば、Pascoe、 D.P. (1988). (Clinical measurements of the auditory dynamic range and their relation to formulas for hearing aid gain. In 1ensen. H. 1. (Ed.) Hearing Aid Fitting: Theoretical and Practical Views 13th Danavox Symposium. Copenhagen: Stougaard.)に記載されている。このようにＨＴＬから定められたＵＣＬを基準として、このＵＣＬより例えば５ｄＢ以上低い音圧を上述した「低い音圧」と考えて良い。
【００５８】
なお、実験参加者の難聴の程度を測定するために、事前に、２５０Ｈｚ、５００Ｈｚ、１０００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、および４０００ＨｚにおけるＨＴＬを測定した。
【００５９】
以下、本願発明者らの実験内容、実験結果、及び実験結果を分析することにより明らかになった脳波の特徴を説明する。
【００６０】
（実験条件の説明）
２−１．補聴器特性測定実験および脳波計測実験
実験参加者は、日常的に補聴器を装用している、２２名の難聴者（６１歳から８０歳の平均７３．０歳）であった。難聴者の内訳は、男性１５名および女性７名であった。全ての参加者のうち、１８個の右耳、及び８個の左耳（合計２６耳）に補聴器が装用されていた。両耳に補聴器を装用した者は４名であった。
【００６１】
４分法を用いて、参加者の平均聴力レベルを測定した。測定の結果、２６耳の難聴のレベルの内訳は、２０耳が中等度難聴（４０〜６９ｄＢＨＬ）、３耳が軽度難聴（２６〜３９ｄＢＨＬ）、３耳が高度難聴（７０ｄＢＨＬ以上）であった。
【００６２】
４分法では、（ａ＋２ｂ＋ｃ）／４で求められる数値を平均聴力レベルとして扱う。ここで、ａは５００ＨｚのＨＴＬ、ｂは１０００ＨｚのＨＴＬ、ｃは２０００ＨｚのＨＴＬである。
【００６３】
２−２．補聴器特性測定実験
ユーザが日常的に補聴器を利用している時の補聴器の利得を測定するために、ボリュームを日常使用位置に合わせた。
【００６４】
補聴器特性装置を用いて、５０、６０、７０、８０、９０ｄＢＳＰＬを有する入力音のそれぞれに対する、補聴器の出力音の音圧を測定した。周波数については、２００Ｈｚから８０００Ｈｚを有する入力音について測定した。なお、出力音の音圧は２ｃｃカプラ（２cc coupler）を用いて測定した。
【００６５】
測定誤差を低減するため、補聴器ごとに、４回の測定を行い、５００Ｈｚ、１０００Ｈｚ、２０００Ｈｚ、４０００Ｈｚを有する出力音の平均を求めた。
【００６６】
図１（ａ）及び（ｂ）は、９０ｄＢＳＰＬの音が入力された時の、参加者ごとの補聴器出力の測定結果を示す。図１（ａ）及び（ｂ）の横軸は周波数で、縦軸は音圧（ｄＢＳＰＬ）である。
【００６７】
図１（ａ）は、右耳装用の１８耳についての測定結果、図１（ｂ）は左耳装用の８耳についての測定結果を示す。図１（ａ）及び（ｂ）から、９０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力は、ユーザごとに異なっていることが明らかである。例えば、図１（ａ）に示す結果では、５００Ｈｚの音に対して、ユーザ間で４０ｄＢの出力音圧の差があることがわかる。
【００６８】
この結果は、同じ入力音圧であっても、ユーザごとに適切な利得が異なることを示している。８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力においてもばらつきは同様であった。５００、１０００、２０００、４０００Ｈｚにおける補聴器出力の平均と標準偏差は、それぞれ９６．１±８．８、１０３．７±９．４、１０５．１±８．７、９９．６±８．８ｄＢＳＰＬであった。
【００６９】
なお、補聴器利得は、補聴器の出力音の音圧から補聴器への入力音の音圧を減算することによって求めることができる。
【００７０】
２−３．脳波計測実験
脳波計測実験１では、音圧が８０ｄＢＨＬ、７５ｄＢＨＬ、７０ｄＢＨＬで順で単調減少する３つの音刺激を音刺激群として呈示し、各音刺激ごとの事象関連電位の特徴変化を調べた。また、音刺激群は、４つの周波数（５００、１０００、２０００、４０００Ｈｚ）のいずれかを有しており、周波数の異なる音刺激群を、所定の時間を空けて連続的に呈示した。
【００７１】
脳波計測実験２は、脳波計測実験１で呈示した音刺激の音圧以外の条件は同じである。脳波計即実験２では、音圧が単調減少するように、音刺激を８０ｄＢＨＬ、６５ｄＢＨＬ、５０ｄＢＨＬで順に呈示した。
【００７２】
なお、実験１及び実験２の呈示音の音圧（８０ｄＢＨＬ、７５ｄＢＨＬ、７０ｄＢＨＬ、６５ｄＢＨＬ、５０ｄＢＨＬ）は、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い。
【００７３】
以下、図２、図５、および図１３を参照しながら、脳波計測実験１および２の詳細な実験設定および実験結果を説明する。
【００７４】
音刺激は、立ち上がり（ｒｉｓｅ）が３ｍｓ、持続時間４４ｍｓ、立ち下がり（ｆａｌｌ）が３ｍｓのトーンバーストオンである。
【００７５】
音刺激群に含まれる音刺激は、所定間隔をあけて、同じ耳に呈示した。音刺激は、ヘッドフォン（ＨＤＡ  ２００、ＳＥＮＮＨＥＩＳＥＲ）を用いて片耳ずつ呈示した。音刺激の音圧は、騒音計（ＬＡ−１４４０、ＯＮＯ  ＳＯＫＫＩ）とカプラ（ＩＥＣ３１８、Ｌａｒｓｏｎ  Ｄａｖｉｓ）を用いて校正した。
【００７６】
図２（ａ）は、脳波計測実験１で呈示した音刺激の概要を示し、図２（ｂ）は、脳波計測実験２の音刺激の概要を示す。
【００７７】
実験の前に、参加者に対して、音刺激に注意する必要がないことを説明した。
【００７８】
音刺激群内の音刺激の間隔（図２中ではＩＳＩ１）は３００ｍｓに固定した。また、音刺激群間の間隔（図２中ではＩＳＩ２）は、４５０±５０ｍｓの範囲でランダムに決定した。１ブロックあたり、左右耳ごと、周波数ごとの音刺激群をそれぞれ２０回繰り返した（音刺激群としては計１６０回の繰り返し）。測定精度を向上させるために、３ブロックから５ブロックの音刺激群の呈示を実施した。
【００７９】
同じ周波数を有する音刺激群が同じ耳に対して連続的に呈示された場合、参加者が音刺激に慣れて、事象関連電位の振幅が小さくなることがある。この現象を聴覚誘発電位の慣れ（ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ）と呼ぶ。聴覚誘発電位の慣れを低減するために、音刺激群の周波数および呈示耳は、次の制約で決定した。
・直前の音刺激群とは、異なる周波数を有する音刺激群を呈示し、同じ周波数の音刺激群を連続して呈示しない。
・音刺激群を呈示する耳は左右でランダムとする。ただし、左右の耳への刺激のランダム性を確保するために、左右どちらかの耳への音刺激群を４回以上連続させない。
【００８０】
次に、脳波を計測するために装着される電極の位置を説明する。図３（ａ）は、国際１０−２０法（１０−２０  Ｓｙｓｔｅｍ）の電極位置を示す。図３（ｂ）は本実験で電極を装着した電極配置を示す。図３（ｂ）の丸付き数字１〜５は、電極位置のＦｚ、Ｃｚ、Ｐｚ、Ｃ３、Ｃ４をそれぞれ示す。
【００８１】
本願発明者らは、頭皮上のＦｚ、Ｃｚ、Ｐｚ、Ｃ３、Ｃ４に装着したアクティブ電極と、右マストイドに装着した基準電極との電位差を脳波として計測した。「マストイド」とは、耳の裏の付け根の下部の頭蓋骨の乳様突起であり、図３（ｂ）には、マストイドの位置が「Ｒｅｆ」によって示されている。
【００８２】
また、瞬目および眼球運動によって、脳波に混入する眼電ノイズを測定するために、右目の上および右目の右に電極（図３（ｂ）の丸付き数字６および７）を配置した。
【００８３】
サンプリング周波数は１０００Ｈｚ、時定数は１秒とし、３０Ｈｚのアナログローパスフィルタをかけた。
【００８４】
オフラインで計測した脳波データの全時間帯について、１−２０Ｈｚのディジタルバンドパスフィルタをかけた。その後に、左右耳ごと、周波数ごと、音圧ごとの音刺激に対する事象関連電位として、それぞれの音刺激群の第１音を起点に、−１００ｍｓから１０００ｍｓの波形をそれぞれ切り出した。ここで、「−１００ｍｓ」とは、第１音を呈示した時刻より１００ミリ秒前の時点をいう。
【００８５】
また、事象関連電位の０ｍｓ以上９００ｍｓ以下の範囲の脳波波形に対して、連続ウェーブレット変換を実施し、時間ごと周波数ごとのウェーブレット係数を求めた。マザーウェーブレットとして、メキシカンハット関数（ψ（ｔ）＝（１−ｔ＾２）ｅｘｐ（−ｔ＾２／２））を用いた。ウェーブレット変換とは、事象関連電位の時間周波数成分を求める一つの方法である。時間周波数成分が求められるのであれば、ウェーブレット変換に限られず、たとえば短時間フーリエ変換を実施してもよい。
【００８６】
事象関連電位の波形およびウェーブレット係数は、個人ごと、左右耳ごと、周波数ごとに加算平均した。それぞれ加算平均波形、加算平均ウェーブレット係数と呼ぶ。いずれかの電極において絶対値で８０μＶ以上の振幅を含む試行は、眼球運動や瞬目によるノイズの影響を含むことが想定されるため、総加算平均および加算平均から除外した。
【００８７】
事象関連電位から抽出され、補聴器利得を示す指標となりうる特徴量として、ウェーブレット特徴量を求めた。ここで、ウェーブレット特徴量とは、加算平均ウェーブレット係数において、時間軸で例えば３０分割（３０ｍｓごと）、周波数軸（例えば２．５Ｈｚから１２．５Ｈｚ）で例えば９分割となるように、平均値を求めたものである。
【００８８】
以下、脳波計測実験の結果を説明する。
【００８９】
まず、音圧変化に対する事象関連電位に、補聴器利得の指標が含まれることを確認するために、補聴器特性測定実験にて測定された９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢ入力時の実際の補聴器利得と、脳波計測実験において得られた加算平均した事象関連電位との比較を行った。事象関連電位から補聴器利得を推定するためには、参加者ごとの補聴器利得を反映する事象関連電位の差の存在が必須である。
【００９０】
補聴器特性測定実験にて測定された補聴器利得の大きさに基づいて、実験参加者を２つのグループに分けた。より具体的には、周波数ごとに、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力が平均値以上か平均値よりも小さいか否かによって、補聴器利得（補聴器出力）の大きいグループと小さいグループとに分けた。
【００９１】
図４（ａ）及び図４（ｂ）は、脳波計測実験１および脳波計測実験２の中心部（Ｃｚ）における、加算平均波形を示す。補聴器出力が平均以上のグループの場合を実線で、平均よりも小さいグループの場合を破線でそれぞれ示した。横軸は時間で単位はｍｓ、縦軸は電位で単位はμＶである。横軸の０ｍｓは、第１音呈示時刻である。
【００９２】
矢印で示したそれぞれの音刺激呈示タイミングから約１００ｍｓ後に現れる陰性成分がＮ１成分であり、約２００ｍｓ後に現れる陽性成分がＰ２成分である。補聴器の出力音の大小によらず、Ｎ１成分及びＰ２成分が現れている。
【００９３】
また、補聴器出力が小さいグループ（破線）に対応する事象関連電位のＮ１成分は、補聴器出力が大きいグループ（実線）に対応する事象関連電位のＮ１成分より、振幅が大きいことが分かる。
【００９４】
なお、この結果は、健聴者に対して同じ音刺激を呈示し、主観報告で評価したＵＣＬ（主観ＵＣＬと呼ぶ）の大小に基づいてグループ分けしたときの加算平均事象関連電位の波形とは異なる。大きな主観ＵＣＬを有する健聴者に比べて、小さな主観ＵＣＬを有する健聴者は、特に第２音と第３音に対して、小さな振幅のＰ２成分を有していた。つまり、参加者の聴力差もあるが、９０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力に関連する指標は、ＵＣＬに関連する指標とは異なる形で、事象関連電位の波形のうちに現れるものと考えられる。
【００９５】
図５と図１３に、脳波計測実験１と脳波計測実験２のそれぞれ入力音の周波数（５００、１０００、２０００、４０００Ｈｚ）ごとの加算平均波形および加算平均ウェーブレット係数を示した。図５の上段には、加算平均波形を示し、中段には補聴器出力が平均以上の場合の加算平均ウェーブレット係数を示し、下段には補聴器出力が平均より小さい場合の加算平均ウェーブレット係数を示す。
【００９６】
図４と同様に、補聴器出力が平均以上の場合を実線で、平均よりも小さい場合を破線でそれぞれ示した。横軸は時間で単位はｍｓ、縦軸は電位で単位はμＶである。横軸の０ｍｓは、第１音呈示時刻である。周波数によりＮ１成分の振幅の絶対値は異なるが、補聴器出力が平均以上の場合と比べて、平均より小さい場合の方がＮ１成分の振幅が大きいことが分かる。また、特に加算平均で差がある時間帯の加算平均ウェーブレット係数においても、補聴器出力の大小ごとに差がある様子が見てとれる。
【００９７】
２−４．補聴器出力の推定
脳波計測実験１および脳波計測実験２の結果から、９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器特性測定結果が推定できるかどうかを調べた。補聴器出力の推定には、線形判別を用いた。上述のように、補聴器利得は、補聴器出力音圧から入力音圧を減算することで求められる。よって、補聴器出力が推定できれば、補聴器利得が推定できたといえる。
【００９８】
上述のように、まずウェーブレット特徴量を求めた。ウェーブレット特徴量は、加算平均ウェーブレット係数の０から９００ｍｓの範囲を、５０ｍｓの時間窓でスケール（周波数幅）ごとに平均することによって生成した。次に、線形判別を用いた推定を行うために、補聴器特性測定実験で測定した９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力を５ｄＢごとに丸めた。これにより、５ｄＢ刻みの補聴器特性を線形判別によって推定する。
【００９９】
具体的には、測定した補聴器出力を二捨三入した。そして、任意の２つのウェーブレット特徴量を組合せ、自分以外の参加者の５ｄＢ刻みの補聴器出力とウェーブレット特徴量との組合せの対応関係を教師データとして用いた。教師データは、入力音圧ごとに左右耳をプールして、刺激周波数ごとに作成した。
【０１００】
補聴器出力推定の精度は、平均誤差（全ての参加者の左右耳・周波数ごとの５ｄＢ刻みの補聴器出力と推定した補聴器出力との差の絶対値の平均）で評価した。平均誤差は、全てのウェーブレット特徴量の組合せに対して求めた。
【０１０１】
図６および図１４は、脳波計測実験１と脳波計測実験２で得たウェーブレット特徴量に基づいて線形判別を行った結果をそれぞれ示す。線形判別結果として、補聴器特性測定実験で測定された９０ｄＢＳＰＬ入力および８０ｄＢＳＰＬ入力に対する補聴器出力と、ウェーブレット特徴量を用いて判別分析を行うことによって推定された補聴器出力との対応関係の分布を、左右耳・刺激周波数をプールしてそれぞれ示した。各格子点に該当した度数を丸印の大きさで示した。丸印の中心が破線上にあれば、補聴器出力が正しく推定できたことを示す。
【０１０２】
両実験・両入力音圧において、ばらつきはあるが、計測された脳波から補聴器出力が推定できている様子が分かる。脳波計測実験１の９０ｄＢＳＰＬ入力および８０ｄＢＳＰＬ入力に対する、補聴器出力推定の平均誤差はそれぞれ４．６ｄＢ、５．１ｄＢであった。脳波計測実験２の９０ｄＢＳＰＬ入力および８０ｄＢＳＰＬ入力に対する、補聴器出力推定の平均誤差はそれぞれ４．６ｄＢ、５．２ｄＢであった。よって、同一周波数の純音を８０ｄＢＨＬから５ｄＢずつ、または１５ｄＢずつ下げて３連発で呈示して測定した事象関連電位から、９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の周波数ごとの補聴器出力が高精度に推定できるといえる。
【０１０３】
なお、６０ｄＢＳＰＬや７０ｄＢＳＰＬの音圧を有する入力音について、上記のウェーブレット特徴量を用いて補聴器出力を推定したところ、推定精度が低下する場合があることが本発明者によって確認された。したがって、上述のような脳波を利用した補聴器出力の推定は、８０ｄＢＳＰＬ以上の入力音圧に対する補聴器出力を推定するものとして行われても良い。
【０１０４】
どの時間帯・周波数帯のウェーブレット特徴量に補聴器出力推定に関する情報が最も特徴的に含まれるかを調べるために、平均誤差が小さくなるウェーブレット特徴量の分布を調べた。図７に脳波計測実験１の結果を、図１５に脳波計測実験２の結果を示す。図７および図１５の上段には、平均誤差が小さかった上位１％の推定で用いられたウェーブレット特徴量の頻度を示している。いずれの結果も、第１音に対するＮ１成分（潜時約１００ｍｓ）周辺の時間帯および第２音に対するＰ２成分（潜時約２００ｍｓ）周辺の時間帯および第３音に対するＰ２成分の時間帯におけるウェーブレット係数を用いた場合に、平均誤差が小さくなることが分かる。
【０１０５】
また、図７および図１５の下段は、上位１％の推定で用いられた５０ｍｓの時間窓ごと（第１音から第３音それぞれに６つの時間窓）のウェーブレット特徴量の頻度を示した。いずれの結果も、第１音に対するＮ１成分（潜時約１００ｍｓ）周辺の時間帯および第２音に対するＰ２成分（潜時約２００ｍｓ）周辺の時間帯および第３音に対するＰ２成分の時間帯におけるウェーブレット係数を用いた場合に、平均誤差が小さくなることが分かる。上位１％の推定において、ほとんどの結果において共通して１５％以上の確率で利用されたのは、第１音に対するＮ１成分周辺の時間帯、第２音に対するＰ２成分周辺の時間帯、第３音に対するＮ１成分およびＰ２成分周辺の時間帯のウェーブレット特徴量であった。
【０１０６】
なお、ウェーブレット特徴量だけでなく、Ｐ１−Ｎ１振幅とＮ１−Ｐ２振幅の情報を加えて判別分析を実施してもよい。
【０１０７】
以上、本願発明者らが実施した主観報告実験および脳波計測実験により、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧の範囲において、同一周波数の純音を単調下降の音圧変化で３回連発呈示した場合に、第１音から第３音までのそれぞれの音刺激に対する脳波に含まれる特徴量（例えばウェーブレット係数に関する特徴量）を用いて、例えば、９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力が推定可能であることが明らかとなった。
【０１０８】
（実施形態１）
以下では、まず、補聴器利得決定システム１００の概要を説明する。その後、補聴器利得測定装置１を含む補聴器利得決定システム１００の構成および動作を説明する。
【０１０９】
本実施形態による補聴器利得決定システム１００は、音刺激が提示されたユーザの脳波（事象関連電位）を計測して特徴量を抽出し、その特徴量の変化パターンから、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器利得を決定する。
【０１１０】
本実施形態においては、探査電極を中心部（Ｃｚ）に設け、基準電極を右マストイドに設けて、探査電極と基準電極の電位差である脳波を計測するものとする。なお、事象関連電位の特徴成分のレベルや極性は、脳波計測用の電極を装着する部位や、基準電極および探査電極の設定位置に応じて変わる可能性がある。しかしながら、以下の説明に基づけば、当業者は、そのときの基準電極および探査電極に応じて適切な改変を行って事象関連電位の特徴を抽出し、不快音圧の測定を行うことが可能である。そのような改変例は、本発明の範疇である。
【０１１１】
図８は、本実施形態による補聴器利得決定システム１００（以下、利得決定システム１００と記述することがある）の機能ブロックの構成を示す。利得決定システム１００は、音刺激出力部１０と、生体信号計測部５０と、補聴器利得決定装置１（以下、利得決定装置１と記述することがある）とを備えている。
【０１１２】
利得決定装置１は、事象関連電位特徴量抽出部５５と、補聴器利得判定部６５と、音刺激群決定部７０と、音刺激音圧決定部７１と、音刺激生成部７５と、補聴器利得設定部８０とを備えている。なお、以下では、事象関連電位特徴量抽出部５５を「特徴量抽出部５５」と記述することがあり、補聴器利得判定部６５を「利得判定部６５」と記述することがあり、音刺激音圧決定部７１を「音圧決定部７１」と記述することがあり、補聴器利得設定部８０を「利得設定部８０」と記述することがある。
【０１１３】
利得決定装置１は、音刺激出力部１０及び生体信号計測部５０と、有線又は無線で接続されている。音刺激出力部１０は、ユーザ５に音刺激を呈示するように構成されており、生体信号計測部５０は、ユーザ５の生体信号（脳波）を計測できるように構成されている。なお、説明の便宜のために、図にはユーザ５のブロックも示されている。
【０１１４】
音刺激出力部１０は、ユーザ５に、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧範囲において単調下降の音圧変化で、ある周波数の音刺激群（第１音、第２音、及び第３音）を出力する。
【０１１５】
生体信号計測部５０は、少なくとも２つの電極Ａおよび電極Ｂと接続されている。例えば、電極Ａはユーザ５のマストイドに貼り付けられ、電極Ｂはユーザ５の頭皮上の中心部（いわゆるＣｚ）に貼り付けられている。生体信号計測部５０は、電極Ａと電極Ｂとの電位差に対応するユーザ５の脳波を計測する。
【０１１６】
利得決定装置１は、第１音から第３音の呈示時刻を起点にそれぞれ計測したユーザ５の脳波（事象関連電位）から、時間周波数の情報を含むウェーブレット係数を特徴量として抽出する。利得決定装置１は、抽出した、第１音から第３音に対する特徴量を用いて、ユーザ５の補聴器利得を推定する。それぞれの構成の詳細は、後述する。
【０１１７】
＜利用環境＞
図９は、本実施形態による補聴器利得決定システム１００の構成および利用環境を示す。利得決定システム１００は、図８に示す実施形態１のシステム構成に対応している。
【０１１８】
上記のように補聴器利得決定システム１００は、利得決定装置１と、音刺激出力部１０と、生体信号計測部５０とを備えている。
【０１１９】
利得決定システム１００は、生体信号計測部５０および音刺激出力部１０を、同じ筐体内に備えていてもよい。あるいは、利得決定システム１００は、生体信号計測部５０および音刺激出力部１０を、別筐体に備えてもよい。その場合には、生体信号計測部５０は、計測した脳波信号を、無線または有線で接続されている利得決定装置１に送信する。
【０１２０】
利得決定装置１は、補聴器利得測定のための音刺激の情報を決定する。音刺激の情報には、例えば、刺激を提示する耳（左耳または右耳）、音の周波数、音圧、音を呈示するタイミングが含まれていてよい。このようにして利得決定装置１によって決定された音刺激を、音刺激出力部１０はユーザ５に対して呈示する。
【０１２１】
また、利得決定装置１は、第１音から第３音のそれぞれの音刺激を起点に切り出した事象関連電位から、補聴器出力を推定するための特徴量を抽出する。
【０１２２】
例えば、補聴器が出力する音の音圧を調整が可能な場合、本実施形態の利得決定システム１００は、ユーザが日常的に使用しているボリュームにおける補聴器利得を推定する。「ボリューム」とは、補聴器が、全ての音に対して、一律的に増幅する量を意味する。
【０１２３】
例えば、入力音圧が９０ｄＢＳＰＬのときの補聴器利得を推定する。９０ｄＢＳＰＬの入力音圧に対する補聴器の出力音圧は、ノンリニア増幅の補聴器の圧縮比を決定するために重要である（小寺一興、改訂第３版  補聴器フィッティングの考え方  ｐ８１）。
【０１２４】
圧縮比をより正確に求めるためには、９０ｄＢＳＰＬの入力音圧に対する補聴器の出力音圧だけでなく、９０ｄＢＳＰＬ以外の入力音圧に対する補聴器の出力音圧を求めることが好ましい。
【０１２５】
たとえば、音圧変化に対する特徴量変化のパターンに基づいて、左右耳ごと、周波数ごとの９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器出力を判定する。
【０１２６】
＜補聴器利得決定装置１のハードウェア構成＞
図１０は、本実施形態による補聴器利得決定装置１のハードウェア構成を示す。利得決定装置１は、ＣＰＵ３０と、メモリ３１と、オーディオコントローラ３２とを備えている。ＣＰＵ３０と、メモリ３１と、オーディオコントローラ３２とは、互いにバス３４で接続されており、相互にデータの授受が可能である。
【０１２７】
ＣＰＵ３０は、メモリ３１に格納されているコンピュータプログラム３５を実行する。コンピュータプログラム３５には、後述するフローチャートに示される処理手順が記述されている。
【０１２８】
利得決定装置１は、コンピュータプログラム３５にしたがって、音刺激の生成、事象関連電位の特徴量抽出、補聴器利得決定の判別分析等の処理を行う。この処理は後に詳述する。
【０１２９】
オーディオコントローラ３２は、ＣＰＵ３０の命令に従って、それぞれ、呈示すべき音刺激を指定された音圧で音刺激出力部１０を介して出力する。
【０１３０】
なお、利得決定装置１は、１つの半導体回路にコンピュータプログラムを組み込んだＤＳＰ等のハードウェアとして実現されてもよい。そのようなＤＳＰは、１つの集積回路で上述のＣＰＵ３０、メモリ３１、オーディオコントローラ３２の機能を全て実現することが可能である。例えば、特徴量抽出部５５と、利得決定部６５と、音刺激群決定部７０と、音圧決定部７１と、音刺激生成部７５と、利得設定部８０とは、ＣＰＵ３０により実現される。
【０１３１】
上述のコンピュータプログラム３５は、ＣＤ−ＲＯＭ等の記録媒体に記録されて製品として市場に流通され、または、インターネット等の電気通信回線を通じて伝送され得る。図１０に示すハードウェアを備えた機器（たとえばＰＣ）は、当該コンピュータプログラム３５を読み込むことにより、本実施形態による利得決定装置１として機能し得る。
【０１３２】
利得決定装置１の各機能ブロックは、それぞれ、図１０に関連して説明したプログラムが実行されることによって、ＣＰＵ３０、メモリ３１、オーディオコントローラ３２によって全体としてその時々で実現される機能に対応している。
【０１３３】
以下、補聴器利得決定システム１００の各構成要素を説明する。
【０１３４】
＜音刺激群決定部７０＞
音刺激群決定部７０は、ユーザ５に呈示する複数の音刺激（音刺激群）の情報を決定する。本実施形態において、音刺激群は、少なくとも第１音、第２音、及び第３音を含む。
【０１３５】
音刺激群の情報は、たとえば、音刺激を呈示する耳（右耳または左耳）、呈示する音刺激の周波数、音刺激群内の音刺激の持続時間、複数の音刺激間の間隔を含む。音刺激群の情報は、少なくとも音刺激の周波数及び音刺激間の間隔を含めばよい。なお、音刺激間の間隔は、音刺激群決定部７０が決定せずに、後述する音刺激出力部１０が予め決められた情報を保持することによって決定されても良い。
【０１３６】
なお、利得決定システム１００は、ユーザが不快と感じない程度の大きさの音圧を有する呈示音を呈示することが望ましい。このような音圧の制御は、例えば、後述する音圧決定部７１によって行われてよい。
【０１３７】
音刺激群の呈示耳および周波数は、たとえば次の制約に基づいてランダムに決定されてもよい。直前の音刺激群と同じ周波数の音刺激は選択しない。左右耳はランダムな順序で選択することが好ましい。ただし、左右どちらか一方の耳のみに、音刺激群の呈示を４回以上連続させないことが好ましい。こうすることで、同一耳、周波数の音刺激群の連続呈示による脳波の慣れ（ｈａｂｉｔｕａｔｉｏｎ）の影響が低減され、高精度な補聴器利得測定が実現できる。音刺激の持続時間は、聴覚誘発電位が安定して惹起されるよう、たとえば２５ｍｓ以上に設定する。また、刺激間間隔は、音刺激の持続時間以上で１秒以下の時間に設定する。たとえば、３００ｍｓとしてもよいし、２００ｍｓとしてもよい。
【０１３８】
＜音刺激音圧決定部７１＞
音圧決定部７１は、音刺激群決定部７０から音刺激群の情報を受け取る。
【０１３９】
音刺激群の情報とは、例えば、音刺激を呈示する耳（右耳または左耳）、呈示する音刺激の周波数、音刺激群内の音刺激の持続時間、複数の音刺激間の間隔である。
【０１４０】
第１音、第２音、及び第３音は、少なくとも周波数が同じであればよい。周波数が同じとは、人間が聞き分けられる周波数より小さい差を有する音を含む。本明細書において、例えば、５Ｈｚ以下の差は、同じ周波数であるとみなす。
【０１４１】
音圧決定部７１は、音刺激群内の第１音から第３音の音圧を、設定された所定の閾値よりも低い音圧範囲で決定する。また、本実施形態では、音圧決定部７１は、第１音から第３音の音圧を、順に音圧が減少するように、すなわち、第１音の音圧＞第２音の音圧＞第３音の音圧の関係を満たすように、それぞれの音の音圧を決定する。
【０１４２】
ここで、所定の閾値とは、例えば、一般的にＵＣＬと評価される音圧である。つまり、ユーザ５が快適に聞くことができる音圧範囲内に含まれるように、第１音から第３音の音圧を決定する。
【０１４３】
音刺激音圧決定部７１は、予め所定の閾値を保持していてもよい。この閾値を下回るように、音刺激音圧決定部７１は、たとえば、第１音の音圧を８０ｄＢＨＬ、第２音の音圧を７５ｄＢＨＬ、第３音の音圧を７０ｄＢＨＬと決定してもよい。また、たとえば、第１音の音圧を８０ｄＢＨＬ、第２音の音圧を６５ｄＢＨＬ、第３音の音圧を５０ｄＢＨＬと決定してもよい。
【０１４４】
また、音刺激音圧決定部７１は、所定の閾値より大きい音圧を決定しないように制御されていても良い。
【０１４５】
＜音刺激生成部７５＞
音刺激生成部７５は、音圧決定部７１から受け取った音刺激群の情報に基づいて、音刺激データを生成する。各音刺激は、たとえば、立ち上がり及び立ち下がりが３ｍｓのトーンバースト音であってよい。
【０１４６】
音刺激生成部７５は、音刺激出力部１０を介してユーザ５に音刺激を出力し、そのタイミングで生体信号計測部５０にトリガ信号を出力する。なお、音刺激生成部７５は、音刺激出力部１０に生成した音刺激データを送る機能のみを有するように構成されていて良い。
【０１４７】
音刺激データは、たとえば、一つの音刺激群に対して、所定の時間間隔で音圧変化のある複数の音刺激を含む音刺激データを一つ作成してもよい。その場合、生体信号計測部５０に送付するトリガ信号は、第１音の呈示タイミングだけでもよい。
【０１４８】
なお、音刺激生成部７５は、入力装置を含んでいてもよいし、あるいは、外部の入力装置に接続されていても良い。この場合、ユーザ５又はユーザ５の聴力検査者は、入力装置を用いて音刺激に関する情報を任意に入力することができ、音刺激生成部７５は、入力装置から受け取った情報を用いて音刺激を生成する。
【０１４９】
＜音刺激出力部１０＞
音刺激出力部１０は、音刺激生成部７５で生成された音刺激データに従って、ユーザ５に音を呈示する。音刺激出力部１０は、左右それぞれの耳に音刺激生成部７５で生成された音刺激を正しく出力することが好ましい。音刺激出力部１０は、たとえば、周波数特性に歪みのないヘッドフォンやスピーカを含んでいても良い。
【０１５０】
＜生体信号計測部５０＞
生体信号計測部５０は、ユーザ５の生体信号を計測する計測器である。本開示においては、生体信号計測部５０は、脳波計である。生体信号計測部５０は、ユーザ５に装着した探査電極及び基準電極の電位差に相当する脳波を、生体信号として計測する。
【０１５１】
計測した脳波に対して、適切な遮断周波数での周波数フィルタリングを行っても良い。生体信号計測部５０は、計測した脳波又はフィルタリングした脳波を事象関連電位特徴量抽出部５５に送信する。以下、計測した脳波又はフィルタリングした脳波を、「脳波データ」とも表記する。
【０１５２】
例えば、生体信号計測部５０は、脳波データに対して、適切な遮断周波数の周波数フィルタリングを行い、音刺激生成部７５から受け取ったトリガ信号を起点に、所定区間（たとえば第１音呈示前１００ｍｓから第３音呈示後４００ｍｓの区間）の事象関連電位を切り出し、その波形データ（事象関連電位）を事象関連電位特徴量抽出部５５に送付するように構成されていても良い。
【０１５３】
周波数フィルタとして、バンドパスフィルタを用いる場合は、たとえば１Ｈｚから２０Ｈｚまでを通過させるように遮断周波数を設定してもよい。ユーザ５は予め脳波計を装着しているものとする。例えば、探査電極は中心部のＣｚ、基準電極はマストイドに装着される。
【０１５４】
脳波データは、事象関連電位を含んでいる。事象関連電位とは、ある刺激に対して発生する脳波の電位の変化を意味する。例えば、事象関連電位の信号の種類は、(１）電位の極性（陽性または陰性）、（２）潜時（刺激から電位が生起するまでの時間）、（３）電位の振幅の大きさ等に応じて決定される。
【０１５５】
＜事象関連電位特徴量抽出部５５＞
特徴量抽出部５５は、生体信号計測部５０から受信した事象関連電位から、第１音から第３音のそれぞれの特徴量を抽出する。
【０１５６】
事象関連電位の特徴量とは、例えば、事象関連電位の時間周波数の情報である。時間周波数の情報一例は、ウェーブレット係数に関する情報である。以下、説明するウェーブレット係数は、事象関連電位の時間周波数情報と同様の意味である。
【０１５７】
本実施形態では、特徴量抽出部５５は、音刺激音圧決定部７１から受けた音刺激の内容に応じて、第１音から第３音に対するウェーブレット係数に関する特徴量をそれぞれ算出する。
【０１５８】
特徴量抽出部５５は、算出した特徴量と、音刺激の情報（左右耳、周波数、音圧等）とを、補聴器利得決定部６５に送付する。ウェーブレット係数に関する特徴量は、たとえば周波数軸および時間軸のそれぞれについて所定幅で分割することで規定される所定範囲における平均値として求めてもよい。たとえば、周波数軸では２．５Ｈｚから１２．５Ｈｚが９分割となるように、時間軸では５０ｍｓの時間幅で分割し、この分割された範囲内のウェーブレット係数の平均を特徴量としてもよい。特徴量算出のために平均する周波数軸および時間軸の幅は、補聴器利得が推定できる範囲において、上記よりも細かくしてもよいし、粗くしてもよい。
【０１５９】
なお、上記のように事象関連電位のＮ１成分およびＰ２成分が現れる期間を分析することが、補聴器出力の推定に特に有効であると考えられるので、特徴量抽出部５５は、第１音、第２音、及び第３音のそれぞれの呈示時刻から３００ｍｓ経過した時点までの区間において、時間周波数情報（ウェーブレット係数の平均）を算出するように構成されていてもよい。
【０１６０】
＜補聴器利得決定部６５＞
利得決定部６５は、特徴量抽出部５５から受け取った、第１音から第３音のそれぞれについてのウェーブレット係数に関する特徴量に基づいて、周波数ごとの補聴器利得を判定する。
【０１６１】
補聴器利得決定部６５は、所定の基準（教師データや判別関数など）を利用して、受け取ったウェーブレット特徴量に対して線形判別を実施することによって、補聴器利得の推定を行う。具体的には、所定の基準とは、例えば、ウェーブレット特徴量と補聴器利得の値とを予め対応付けた情報を意味する。所定の基準は、ウェーブレット特徴量と補聴器利得の値とを対応付けた表であっても良いし、所定の式であっても良い。補聴器利得決定部６５は、所定の基準を予め保持していてよい。
【０１６２】
利得決定部６５は、音刺激群の周波数ごとに、所定の基準を保持していてよい。また、利得決定部６５は、外部から取得した所定の基準を利用するように構成されていても良い。
【０１６３】
また、所定の基準は、例えば、９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時における補聴器利得から生成された教師データである。教師データは、少なくとも２人以上の他者に対して、あらかじめ上述の補聴器特性測定実験および脳波計測実験を実施し、測定した補聴器利得とウェーブレット特徴量とに基づいて生成され得る。
【０１６４】
ここで、所定の基準を生成する際の脳波計測実験の音圧および音刺激数に関する音刺激条件は、音刺激音圧決定部７１で決定した刺激音圧の変化パターンと同一である必要がある。所定の基準の保持方法は、左右耳をプールして、周波数ごととしてもよい。その場合、特徴量抽出部５５から受け取った音刺激の周波数の情報に基づいて、補聴器利得測定に用いる所定の基準を、測定対象の周波数と、所定の基準の周波数が一致するように切り替えて用いてもよい。
【０１６５】
また、所定の基準は、ユーザの難聴の症状に合わせて切り替えてもよい。たとえば伝音性難聴と感音性難聴のような大きな分類で、それぞれ用いる所定の基準を別のものとしても良い。また、低音漸傾型や高音漸傾型などのオージオグラムのパターンごとに所定の基準を用意し、切り替えてもよい。補聴器利得決定部６５は、判定した補聴器利得を補聴器利得設定部８０に送る。
【０１６６】
＜補聴器利得設定部８０＞
利得設定部８０は、利得決定部６５から受け取った、周波数ごとの９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時について推定された補聴器利得を、ユーザ５の補聴器に設定する。
【０１６７】
＜補聴器利得決定システム１００の処理＞
図１１を参照しながら、図８に示す利得決定システム１００の処理手順を説明する。図１１は、利得決定システム１００の処理の一例を示すフローチャートである。
【０１６８】
（ステップＳ１０１）
音刺激群決定部７０は、音刺激群の呈示耳・周波数と、音刺激群内の音刺激の持続時間・刺激間間隔を決定する。呈示耳および周波数は、たとえば次の制約に基づいてランダム決定してもよい。直前の音刺激群と同じ周波数の音刺激は選択しない。左右耳はランダムな順序で選択する。ただし、左右どちらか一方の耳への音刺激群の呈示を４回以上連続させない。音刺激の持続時間は、聴覚誘発電位が安定して惹起されるよう、たとえば２５ｍｓ以上に設定する。また、刺激間間隔は、音刺激の持続時間以上で１秒以下の時間に設定する。たとえば、３００ｍｓとしてもよいし、２００ｍｓとしてもよい。決定した音刺激群の呈示耳・周波数と、音刺激群内の音刺激の持続時間・刺激間間隔の情報は、音刺激音圧決定部７１に送付する。
【０１６９】
（ステップＳ１０２）
音圧決定部７１は、音刺激群決定部７０から音刺激群の呈示耳・周波数、音刺激群内の音刺激の持続時間・刺激間間隔の情報を受け取る。そして、音刺激群内の第１音から第３音の音圧を、一般的にＵＣＬと評価される音圧よりも低い音圧範囲において、単調下降の音圧変化で決定する。たとえば、第１音の音圧を８０ｄＢＨＬ、第２音の音圧を７５ｄＢＨＬ、第３音の音圧を７０ｄＢＨＬと決定してもよい。また、第１音の音圧を８０ｄＢＨＬ、第２音の音圧を６５ｄＢＨＬ、第３音の音圧を５０ｄＢＨＬと決定してもよい。決定した音刺激群内の音刺激ごとの音圧は、音刺激群決定部７０から受け取った情報とともに、音刺激生成部７５に送る。
【０１７０】
（ステップＳ１０３）
音刺激生成部７５は、音圧決定部７１から受け取った音刺激の情報に基づいて音刺激データを生成する。各音刺激は、たとえば立ち上がり及び立ち下りが３ｍｓ、持続時間が４４ｍｓのトーンバースト音とする。
【０１７１】
（ステップＳ１０４）
ステップＳ１０４において、音刺激生成部７５は、音刺激出力部１０を介してユーザに音刺激を出力し、そのタイミングで生体信号計測部５０にトリガ信号を出力する。音刺激データは、たとえば一つの音刺激群に対して、所定の時間間隔で音圧変化のある複数の音刺激を含む音刺激データを一つ生成してもよい。その場合、生体信号計測部５０に送られるトリガ信号は、第１音の呈示タイミングのときだけ送られてもよい。
【０１７２】
（ステップＳ１０５）
生体信号計測部５０は、生体信号として脳波を計測する。そして、脳波データに対して適切な遮断周波数の周波数フィルタリングを行い、音刺激生成部７５から受けたトリガを起点に、所定区間（たとえば第１音呈示前１００ｍｓから第ｎ音呈示後４００ｍｓの区間）の事象関連電位を切り出し、その波形データ（事象関連電位）を特徴量抽出部５５に送付する。
【０１７３】
（ステップＳ１０６）
特徴量抽出部５５は、音圧決定部７１から受けた音刺激の内容を参照して、生体信号計測部５０から受け取った事象関連電位から、第１音から第３音に対するウェーブレット係数に関する特徴量をそれぞれ算出する。たとえば、マザーウェーブレットをメキシカンハットとし、２．５から１２．５Ｈｚのウェーブレット係数を求める。
【０１７４】
（ステップＳ１０７）
ステップＳ１０７において、特徴量抽出部５５は、ステップＳ１０６において算出したウェーブレット係数を、音圧決定部７１から受けた音刺激の情報に基づいて、左右耳ごと、周波数ごとに加算平均する。
【０１７５】
（ステップＳ１０８）
特徴量抽出部５５はステップＳ１０４で呈示された音刺激群の音刺激に対する加算平均回数が所定回数に到達したか否かを判定する。加算平均回数が所定回数以下の場合には、処理はステップＳ１０１へ戻り、音刺激群の呈示を繰り返す。加算平均回数が所定回数以上の場合には、特徴量抽出部５５は、加算平均したウェーブレット係数に関する特徴量を、補聴器利得決定部６５に送り、処理はステップＳ１０８へ進む。所定回数とは、たとえば２０回である。なお、「２０回」は、事象関連電位を計測する分野において多く採用される加算回数であるが、これは一例である。
【０１７６】
（ステップＳ１０９）
補聴器利得決定部６５は、特徴量抽出部５５から受け取った、第１音から第３音それぞれのウェーブレット係数に関する特徴量を利用して、補聴器利得を判定する。補聴器利得決定は、例えば、あらかじめ用意した他者のウェーブレット特徴量と９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時の補聴器利得とから生成された教師データ（所定の基準）を利用して線形判別によって実現することができる。補聴器利得測定に用いる教師データは、周波数に応じて複数用意されていても良く、測定対象の周波数と、教師データの周波数が一致するように切り替えて用いられてもよい。また、周波数に加えて、左右耳ごとに教師データを切り替えてもよい。また、教師データは、ユーザの難聴の症状に合わせて切り替えてもよい。たとえば伝音性難聴と感音性難聴のような大きな分類でそれぞれ教師データを用意し、切り替えてもよい。また、低音漸傾型や高音漸傾型などのオージオグラムのパターンごとに教師データを用意し、切り替えてもよい。
【０１７７】
（ステップＳ１１０）
補聴器利得設定部８０は、利得決定部６５から受け取った周波数ごとの補聴器利得の結果を、ユーザ５の補聴器に設定する。
【０１７８】
本実施形態の補聴器利得決定システム１００によれば、例えば、同一周波数の純音を単調下降の音圧変化で３回連発呈示し、第１音から第３音までのそれぞれの音刺激に対する脳波の特徴量を抽出し、その特徴量の変化パターンから９０ｄＢＳＰＬ入力時または８０ｄＢＳＰＬ入力時、あるいは９０ｄＢＳＰＬ入力時および８０ｄＢＳＰＬ入力時の周波数ごとの補聴器利得が直接的に測定することができる。これにより、ノンリニア増幅の補聴器における圧縮比の精度が向上し、補聴器装用時に聞こえに関する不満の少ない、補聴器フィッティングが実現できる。
【０１７９】
本実施形態の説明では、生体信号計測部５０は、音刺激生成部７５からのトリガ信号を起点にして予め定められた範囲の事象関連電位を切り出し、特徴量抽出部５５に送信する。しかしながら、この処理は一例である。他の処理として、たとえば、生体信号計測部５０は継続的に脳波を計測し、特徴量抽出部５５が必要な事象関連電位の切り出しおよびベースライン補正を行ってもよい。当該構成であれば、音刺激生成部７５は生体信号計測部５０にトリガ信号を送信する必要はなくなり、事象関連電位特徴量抽出部５５にトリガ信号を送信すればよい。
【０１８０】
また、本実施形態においては、補聴器利得測定の結果は、補聴器利得設定部８０によりユーザ５の補聴器に設定されるとしたが、設定しなくてもよい。たとえば補聴器利得設定部８０を補聴器利得決定装置１の外部に設ける場合には、補聴器利得決定部６５の各判定結果を単に出力する、あるいは蓄積すればよい。各判定結果は、補聴器利得設定に関する情報として利用され得る。
【０１８１】
また、図１２に示すように、補聴器利得決定システム１００は、補聴器利得決定装置１１と、音刺激装置１２と、生体信号計測部５０と、補聴器利得設定部８０とを備えていても良い。補聴器利得決定装置１１と、音刺激装置１２と、生体信号計測部５１と、補聴器利得設定部８０とは、有線又は無線により接続されており、情報を送受信する。
【０１８２】
補聴器利得決定装置１１は、事象関連電位特徴量抽出部５５と、補聴器利得決定部６５とを備える。音刺激装置１２は、音刺激出力部１０と、音刺激群決定部７０と、音刺激音圧決定部７１と、音刺激生成部７５とを備える。
【０１８３】
補聴器利得決定装置１１の事象関連電位特徴量抽出部５５は、生体信号計測部５０が計測した脳波と、音刺激出力部１０が出力した音刺激群の情報を受け取る。
【０１８４】
上述と同様に、事象関連電位特徴量抽出部５５は、生体信号計測部５０が計測した脳波信号から、音刺激群のそれぞれが呈示された時刻の後の所定の時間範囲に含まれる事象関連電位の時間周波数情報に関する特徴量を抽出する。補聴器利得決定部６５は、所定の基準を参照して、前記特徴量抽出部で抽出した特徴量に基づいて、前記音刺激群の周波数に対する補聴器利得を決定する。
【産業上の利用可能性】
【０１８５】
本開示の補聴器利得決定システムによれば、補聴器利得を、ユーザごとの脳波から求めることができるため、補聴器店や家庭などでの補聴器の調整に有用である。
【符号の説明】
【０１８６】
１、１１  補聴器利得決定装置
５    ユーザ
１０  音刺激出力部
１２  音刺激装置
５０  生体信号計測部
５５  事象関連電位特徴量抽出部
６５  補聴器利得決定部
７０  音刺激群決定部
７１  音刺激音圧決定部
７５  音刺激生成部
１００  補聴器利得決定システム
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
0006041271.tif 000014
【図１４】
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【図１５】
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