(57)【要約】【構成】補聴器（２００）は，少なくとも一つのマイクロフォン（２１０），信号処理手段（２２０），および出力トランスデューサ（２３０）を備えている。上記信号処理手段は，上記マイクロフォンからの入力信号を受信するように構成されている。上記信号処理手段は補聴器ゲインを上記入力信号に適用して上記出力トランスデューサが出力すべき出力信号を生成するように構成され，上記信号処理手段は上記補聴器について算出された直接伝送ゲインによって上記補聴器ゲインを調節する手段を備えている。
2009519650.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも一つのマイクロフォン，信号処理手段および出力トランスデューサを備えた補聴器であって，
上記信号処理手段が上記マイクロフォンから入力信号を受信するように構成されており，上記信号処理手段が補聴器ゲインを上記入力信号に適用して上記出力トランスデューサが出力すべき出力信号を生成するように構成されており，上記信号処理手段がさらに，上記補聴器について算出された直接伝送ゲインにしたがって上記補聴器ゲインを調節する手段を備えている，補聴器。
【請求項２】
上記補聴器ゲイン調節手段が，ダイナミック・ノイズ・リダクション技術を適用する手段を備えている，請求項１に記載の補聴器。
【請求項３】
上記補聴器ゲイン調節手段が，上記出力信号のノイズ中の語音明瞭度を改善するように構成されている，請求項２に記載の方法。
【請求項４】
上記補聴器ゲイン調節手段が，語音明瞭度指数を最適化する手段をさらに備えている，請求項３に記載の補聴器。
【請求項５】
上記補聴器ゲイン調節手段が，上記語音明瞭度指数を最適化して，上記入力信号の時間サンプルごとに，一セットの周波数依存語音明瞭度指数ゲイン値を生成するように構成されている，請求項４に記載の補聴器。
【請求項６】
上記補聴器ゲイン調節手段が，上記直接伝送ゲインを下回らない値に上記補聴器ゲインを調節するように構成されている，上記請求項のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項７】
上記補聴器ゲイン調節手段が安全マージンｋを提供し，かつ上記安全マージンを加えた上記直接伝送ゲインを下回らない値に上記補聴器ゲインを調節するように構成されている，上記請求項のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項８】
上記語音明瞭度指数算出手段が，複数の入力パラメータの関数として語音明瞭度指数ゲインを算出するように構成されている，請求項３から７のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項９】
上記複数の入力パラメータが，周波数依存聴力レベル，推定ノイズ・レベル，および推定語音レベルの少なくとも一つを含む，請求項８に記載の補聴器。
【請求項１０】
上記補聴器ゲイン調節手段が，初期補聴器ゲインおよび上記最適化語音明瞭度指数ゲインからノイズ低減補聴器ゲインを算出するように構成されており，かつ閾値レベルを下回らない値に上記ノイズ低減補聴器ゲインを調節するように構成されている，請求項３または９に記載の補聴器。
【請求項１１】
上記閾値レベルが上記直接伝送ゲインのレベルである，請求項１０に記載の補聴器。
【請求項１２】
上記閾値レベルが安全マージンを加えた上記直接伝送ゲインのレベルである，請求項１０に記載の補聴器。
【請求項１３】
上記補聴器ゲイン調節手段が，調節の前に上記ノイズ低減補聴器ゲインのレベルを検出するように構成されており，かつ上記ノイズ低減補聴器ゲインが上記閾値レベルを下回る場合は，調節の前に上記語音明瞭度指数算出手段に上記ノイズ低減補聴器ゲインをさらなる入力パラメータとして入力するように構成されている，請求項１０から１２のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項１４】
上記安全マージンが０から１５ｄＢの範囲，好ましくは５から１５ｄＢの範囲のゲイン値である，請求項７から１３のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項１５】
上記安全マージンが５から８ｄＢ，好ましくは７から８ｄＢのゲイン値である，請求項７から１３のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項１６】
上記入力信号を，複数の周波数帯域についての複数の帯域分割入力信号に変換する帯域分割フィルタをさらに備え，上記補聴器が上記複数の周波数帯域のそれぞれにおいて独立に上記帯域分割入力信号を処理するようにさらに構成されている，上記請求項のいずれか一項に記載の補聴器。
【請求項１７】
入力信号を生成する少なくとも一つのマイクロフォン，上記入力信号から出力信号を生成する信号処理手段，および上記出力信号を出力する出力トランスデューサを備えた補聴器のノイズ低減方法であって，
上記補聴器およびそのユーザについて算出される直接伝送ゲインを上記補聴器のメモリに記憶し，
補聴器ゲインを上記入力信号に適用して上記出力信号を生成し，ここで上記補聴器ゲインが上記直接伝送ゲインを下回る値に設定されないように上記補聴器ゲインを上記直接伝送ゲインを用いて調節する，
方法。
【請求項１８】
上記補聴器ゲインを調節するステップが，ダイナミック・ノイズ・リダクション技術を適用するステップを含む，請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
上記補聴器ゲインを調節するステップが，上記出力信号のノイズ中の語音明瞭度を改善することを含む，請求項１８に記載の方法。
【請求項２０】
上記補聴器ゲインを調節するステップが，語音明瞭度指数を最適化するステップをさらに含む，請求項１９に記載の方法。
【請求項２１】
上記補聴器ゲインを調節するステップが，上記出力信号のノイズを低減する語音明瞭度指数ゲインを算出し，かつ上記語音明瞭度指数ゲインによって上記補聴器ゲインを調節することを含む，請求項１７から２０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２２】
上記補聴器ゲインを調節するステップが，上記語音明瞭度指数を最適化して，上記入力信号の時間サンプルごとに一セットの周波数依存語音明瞭度指数ゲイン値を生成することを含む，請求項１７から２０のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２３】
上記語音明瞭度指数ゲインが上記直接伝送ゲインを制約として用いて算出され，上記補聴器ゲインが上記直接伝送ゲインを下回る値に設定されないことを保証する，請求項２０から２２のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２４】
上記補聴器ゲインが，安全マージンｋを加えた上記直接伝送ゲインを下回る値に設定されないようにする，請求項１７から２３のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２５】
上記入力信号を複数の周波数帯域の帯域分割入力信号に変換するステップをさらに備え，上記方法が上記複数の周波数帯域のそれぞれに対して実行される，請求項２１から２４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２６】
上記語音明瞭度指数ゲインが，上記周波数依存入力信号の実時間サンプルについて同時に算出される一セットの周波数依存ゲイン値を備えている，請求項２１から２４のいずれか一項に記載の方法。
【請求項２７】
請求項１７から２６のいずれか一項に記載の方法を実行する手段を備えた，補聴器のノイズ低減システム。
【請求項２８】
コンピュータ上で実行されるときに，請求項１７から２６のいずれか一項に記載の方法を実行する実行可能なプログラム・コードを含む，コンピュータ・プログラム。
【請求項２９】
コンピュータ上で実行されるときに，請求項１７から２６のいずれか一項に記載の方法を実行する実行可能なプログラム・コードを含む，コンピュータ読取可能媒体を含むコンピュータ・プログラム製品。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
この発明は補聴器の分野に関し，より詳細にはノイズ低減技術（noise reduction techniques）を利用する補聴器に関する。この発明はさらに，ノイズを低減するための補聴器ゲイン調節方法に関する。また，この発明は補聴器におけるノイズ低減システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
補聴器は，ユーザのやり方（処方）（prescription）にしたがって増幅された音響環境（acoustic environment）をユーザの鼓膜にもたらすように構成されている。これは通常，ユーザの外耳道に配置されるイヤピース中に位置する，マイクロフォン，増幅器および小型スピーカを備えたデバイスを提供することによって達成される。イヤピースの周囲に音漏れ（acoustic leaks）が生じることがよく知られている。音漏れは，たとえば非密閉フィット（non-sealed fit）の場合，またはユーザの快適さを考慮してたとえばユーザ自身の声によって生じる音圧を減じるために上記イヤピースに意図的にベントを設ける場合に，生ずる。このような漏れは音圧の損失（a loss in sound pressure）を引起こすことがあり，かつ補聴器を迂回（バイパス）して音が鼓膜に到達することがある。
【０００３】
「補聴器のフィッティング方法およびシステム」（Method and system for fitting a hearing aid）というタイトルの未公開のＰＣＴ出願であるＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５５３０５号が，参照されてこの明細書に援用される。この出願が装着（装用）補聴器（in-situ hearing aid）のベント効果（vent effect）および直接伝送（伝達）ゲイン（direct transmission gain）といった，未知の関数を推定する方法を提供している。ベント効果推定値が用いられて装着オージオグラムおよび補聴器ゲインが補正される。
【０００４】
ＷＯ−Ａ−２００５／０５１０３９号はダイナミック（動的）音声強調技術（dynamic speech enhancement technique）を提供している。ＳＩＩ（語音明瞭度指数の算出方法（Methods for Calculation of the Speech Intelligibility Index）  ＡＮＳＩ  Ｓ３．５−１９９７も参照），ＡＩ（語音明瞭度指数の算出に関する米国標準方法（American National Standard Methods for the Calculation of the Articulation Index）  ＡＮＳＩ  Ｓ３．５−１９９６も参照）といった語音明瞭度指数（speech intelligibility index）を最適化することによって，ノイズ中の語音明瞭度が改善される。語音明瞭度指数を最適化することによってノイズ中の語音明瞭度を改善するノイズ低減技術では，人間の聴覚マスキングを考慮して，選択された周波数帯域におけるゲイン減少を増加させる。
【０００５】
補聴器ユーザに対する音入力は，補聴器ゲインにしたがって増幅された音と，直接に伝達された音との組合わせ（コンビネーション）である。すべての周波数帯域において，増幅音が直接伝達音よりも優勢（dominates）である限り，ノイズ低減技術は良好な結果をもたらす。ＳＩＩを高める現状の技術によるノイズ低減は，イヤプラグがイヤプラグと外耳道との間の密接なフィット（tight fit）を提供するという前提に基づいている。しかしながら，通気管（ventilation canal）または漏れ経路（leakage path）によって，音は耳の中に直接に伝達されることになる。したがって，ある閾値において，補聴器ユーザに対する音入力は直接伝達音によって支配され，補聴器ゲインの減少がユーザに対する音入力に悪影響を及ぼす。直接伝達音を考慮しないと，結果的に語音明瞭度が劣ってしまう。
【０００６】
そのため，通気管や補聴器と外耳道の間に存在し得る漏れ経路の音響効果は，依然として，今日の補聴器フィッティング方法における課題である。
【０００７】
したがって，改良された補聴器，および補聴器におけるノイズ低減を利用した改良技術が必要とされている。
【発明の開示】
【０００８】
したがって，この発明は，特に上述の要件および従来技術の欠点を考慮した，補聴器および補聴器の信号処理方法を提供することを目的とする。
【０００９】
特に，この発明は，ベントを介した直接伝達音の相対量（the relative amount of directly transmitted sound）を考慮に入れたノイズ低減技術を行う補聴器，およびこれに対応する方法を提供することを目的とする。
【００１０】
この発明はさらに，ノイズ中の語音明瞭度を改善するＳＩＩ最適化を行う補聴器，およびこれに対応する方法を提供することを目的とする。
【００１１】
この発明の第一の態様によると，少なくとも一つのマイクロフォン，信号処理手段，および出力トランスデューサを備えた補聴器であって，上記信号処理手段が上記マイクロフォンからの入力信号を受信するように構成され，上記信号処理手段が上記入力信号に補聴器ゲインを適用して上記出力トランスデューサにおいて出力すべき出力信号を生成するように構成され，上記信号処理手段がさらに上記補聴器について算出された直接伝送ゲイン（a direct transmission gain）にしたがって上記補聴器ゲインを調節する手段を有する補聴器が提供される。
【００１２】
直接伝送ゲインにしたがって上記補聴器ゲインを調節する手段を備えたこの補聴器は，直接伝達音の量に関する情報（知識）を与え，直接音が増幅音を超えて優勢になる前に（before the direct sound becomes dominant over the amplified sound），特定の周波数帯域がどの程度減衰されるのか（how much a certain frequency band may be attenuated）に関する情報を提供する。
【００１３】
この発明の他の態様では，上記補聴器および上記方法は，直接音の量に関する情報（知識）（knowledge of the amount of direct sound）を適用ノイズ低減アルゴリズム（applied noise reduction algorithm）に組込み，これをベント効果および漏れに関する知識を考慮して最適化することができる。従来の方法で得られるよりも，さらに正確かつ効果的なノイズ低減がもたらされる。
【００１４】
この発明の別の態様では，出力信号を生成するための補聴器ゲインを算出するときに，上記直接伝送音を考慮することによって，上記出力信号の位相破壊（phase disruption in the output signal）を回避することができる補聴器が提供される。
【００１５】
この発明の別の態様によると，補聴器における直接伝送音を補償する方法（a method of compensating direct transmitted sound in a hearing aid）であって，上記補聴器の有効ベント・パラメータ（an effective vent parameter）を推定し，上記有効ベント・パラメータに基づいて直接伝送ゲインを算出し，入力信号から出力信号を生成するための補聴器ゲインを適用するステップを有しており，上記直接伝送ゲインが，それ以下に補聴器ゲインが設定されない下限ゲイン値として用いられる方法が，提供される。
【００１６】
この発明のまた別の態様では，補聴器における直接伝送音を決定する方法であって，上記補聴器の有効ベント・パラメータを推定し，上記有効ベント・パラメータに基づいて直接伝送ゲインを算出する方法が提供される。
【００１７】
上記提供される方法は，補聴器をフィッティングするときの直接伝送ゲインの算出を可能にし，算出されたゲインを，この発明によるさらなる方法およびシステムにしたがって使用することによって，ゲイン以外の他の補聴器パラメータの動的補正（the dynamic correction）も行うことができる。
【００１８】
この発明による補聴器，システムおよび方法が，適用可能な語音明瞭度指数ゲインの動的調整能力を提供し，結果としてリアルタイムにおける直接伝送ゲインのためのノイズ低減補聴器ゲインを提供し，したがってどのような場合であっても補聴器またはシステムが適用可能なゲイン量を提供することを，真の利点と見なすことができる。
【００１９】
この発明の実施形態では，補聴器は，瞬時ゲイン・レベル（the instantaneous gain level），追加的ＳＩＩ入力パラメータ（the further SII parameters）および直接伝送ゲインに基づいて，各周波数帯域における補聴器ゲインを調節して全体的な語音明瞭度（the overall speech intelligibility）を改善することができる。ノイズ低減技術に直接伝送ゲインが考慮されて，ユーザに対してノイズ中におけるさらに良好な語音明瞭度をもたらす，新規なアプローチが提供される。
【００２０】
この発明は，さらなる態様では，請求項２７，２８および２９に記載の補聴器のノイズ低減システム，コンピュータ・プログラムおよびコンピュータ・プログラム製品を提供する。
【００２１】
この発明のさらなる特定の変形例は他の請求項に規定されている。
【００２２】
この発明の他の態様および利点は，例としてこの発明の原理を表す添付図面を併用することによって，以下の詳細な説明からより明らかになるであろう。
【００２３】
同一符号が同一構成要素を示す添付図面と併せることによって，以下の詳細な説明からこの発明は容易に理解されよう。
【実施例】
【００２４】
まず，上記ＤＴＧの算出（計算）に関する説明のために図１ａを参照する。ＤＴＧの算出は，図１ａに概略的に示すようなフィードバック・テスト（ＦＢＴ）を実行することによって行われる。ここでは，装着ベント効果（in-situ vent effect）が推定され，ベント効果から上記ＤＴＧが算出される。ＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５５３０５号の文献（上述したもの）は，これを詳細に説明している。
【００２５】
次に図１ｂを参照して，図１ｂはこの発明の第１の実施形態による補聴器２００を示している。
【００２６】
補聴器は，音響入力信号を電気入力信号２１５に変換する入力トランスデューサまたはマイクロフォン２１０，およびアナログ電気信号をサンプリングしてデジタル化するＡ／Ｄ変換器（図示略）を備えている。処理された電気入力信号は，その後コンプレッサ・ゲイン（圧縮利得）を適用することによって電気出力信号２２５を生成するコンプレッサ（圧縮器）を備えた増幅器を含む信号処理手段２２０に与えられ，ユーザの要件にしたがう聴力損失を補償するのに適した出力信号が生成される。一実施形態では，コンプレッサ・ゲイン特性は非線形であって，低い入力信号レベルに対してより多くのゲインを，高い信号レベルにはより少ないゲインを供給する。信号経路にはさらに，電気出力信号を音響出力信号に変換する，たとえばスピーカまたは受信機である出力トランスデューサ２３０が含まれている。
【００２７】
コンプレッサは，上記入力信号のダイナミック・レンジを圧縮するように動作する。これは，老人性難聴（presbyscusis）（聴覚細胞の損失に起因するダイナミック・レンジの損失）の治療（treatment）に役立つものである。実質的には，多くの場合，補聴器の圧縮動作では低レベル信号を拡張して（expansion），そのすぐ上のレベルの入力信号を増幅しながらマイクロフォン・ノイズを抑制する。コンプレッサは，最大出力レベルを安全レベルまたは快適レベルに制限するソフト・リミッタ（soft-limiter）を備えることもできる。コンプレッサは非線形ゲイン特性を備えており，したがって，高い入力レベルではさらに少ないゲインを提供し，低い入力レベルではさらに多くのゲインを提供することができる。信号プロセッサ中にコンプレッサを取り入れた補聴器は，しばしば非線形ゲイン補聴器，または圧縮補聴器と呼ばれる。
【００２８】
信号処理手段はさらに，メモリ２４０，およびユーザの聴覚障害および主要音響環境に基づいてプロセッサが基本的に決定することに加えて，補聴器ゲインをさらに調節する調節手段２５０を備えている。この追加的調節は，以下で説明するように，たとえばイヤピースを迂回（バイパス）したりまたはベントを伝播するなどして，補聴器をバイパスする音の特定の効果（certain effects of sounds）を考慮に入れることを目的としている。
【００２９】
計算のために，補聴器を迂回（バイパス）する音は，直接伝送ゲイン（ＤＴＧ）（direct transmission gain）によって表現される。直接伝送ゲイン（ＤＴＧ）は，耳の外の音源によって生じる鼓膜における音圧として規定され，同一音源によって生じる外部ベント開口（the exterior vent opening）における音圧に対応する。直接伝送ゲインは一般的に１未満であり，換言すると，ｄＢで表現される対数値は，通常は負の数になる。しかしながら，外耳道内に配置されたイヤピースによってヘルムホルツ固有振動（a natural Helmholz resonance）が存在するので，ＤＴＧが１よりも大きい，すなわち対数値が正の数である周波数（複数）が存在することがある。単一周波数帯域における直接伝送音に関する情報（Information about the direct transmitted sound in the single frequency bands）は，たとえば，特定ユーザによって使用される補聴器ゲインについての直接伝送ゲインを算出するＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５５３０５号に記載された方法によって，推定することができる。
【００３０】
補聴器について算出されたＤＴＧ２４５は，一セットの周波数依存ゲイン値として（as a set of frequency dependent gain values），補聴器のメモリ２４０に記憶される。上記ＤＴＧは，その後，調節手段２５０によって用いられ，補聴器ゲインを調節して，ノイズの低減，位相破壊（フェーズ・ディスラプション）（phase disruption）の回避，または増幅出力信号および直接伝送音から生じる鼓膜上の結合音響信号（combined acoustic signal）の信号品質についての他の有用な最適化または改善が行われる。
【００３１】
次に図２を参照して，図２は信号レベル対周波数（the level of signal versus frequency）を表すもので，２つの音信号の寄与の加算結果（that results by adding contributions of two sound signals）を示している。特に，図２は，鼓膜における２つの音信号の加算の原理を明確にするために，加算された相対位相（a relative phase which are added here）を持つ２つの周波数依存信号（two frequency dependent signals）を示している。黒い破線（複数）は２つの信号の大きさ（magnitude）である。灰色の一点鎖線はこれらの信号の和を表しており，２つの信号がすべての周波数で同相（in phase）である場合（上方の曲線）と，すべての周波数で異相（out of phase）である場合（下方の曲線）場合が，それぞれ表されている。実線は，位相差が周波数に対して線形に変化する場合に起きること（what happens, if the phase difference varies linearly with frequency）を示している。
【００３２】
ユーザの鼓膜における音レベルは，処理を受けていない直接音（the unaided direct sound）と補聴器によって増幅された音（the sound amplified by the hearing aid）との重畳（superposition）である。２つの音源の干渉は位相破壊を生じさせること，すなわち，処理を受けていない直接音と補聴器からの増幅音とがほぼ同じ大きさを有するが逆位相（opposite phase）である周波数において，音入力の変動（fluctuations）を引き起こすことがある。図２には一般的な現象が示されており，大きさおよび位相が異なる２つの信号の加算を示している。
【００３３】
ある周波数において，２つの調和信号の和（the sum of two harmonic signals）は次のように表すことができる。
Ａ1ｃｏｓ（２πｆｔ＋φ1）＋Ａ2ｃｏｓ（２πｆｔ＋φ2）                （１）
【００３４】
この実施例では，Ａ1＝１，φ1＝０，およびＡ2∝ｆとしている。φ2は０またはπのいずれか，または∝ｆである。簡単な計算によって建設的干渉および破壊的（相殺的）干渉（constructive and destructive interference）を明らかにすることができるが，他方において周波数依存位相および周波数依存振幅を有する２つの信号の和の分析的説明がより複雑になる。このケースにおいては，発生する位相破壊は信号の振幅および位相に依存することになる。しかしながら，建設的干渉および相殺的干渉が，それぞれ位相破壊の上限および下限を構成するので，φ2∝ｆの場合に関して図２に示されているように，位相破壊信号が，これらのラインの間のどこかに位置することがわかる。ｄＢは，20log10(A)として計算されるので，絶対振幅の比（the ratio of the absolute amplitude）は，ｄＢ表示の振幅差に対応することに注目されたい。したがって，振幅０は−∞ｄＢに対応する。
【００３５】
下方の灰色一点鎖線は，２つの信号が全く同じ振幅を有するが位相がπだけずれている場合に，全体信号が相殺されて（cancels out）無限に小さくなることを示している。これは，破壊的（相殺的）干渉（destructive interference）または位相キャンセル（phase cancellation）と呼ばれる。他方，２つの信号がすべての周波数において同相である場合には，振幅は建設的干渉において（in a constructive interference）単純加算され，２つの信号が同じ振幅を有する周波数においてさらに６ｄＢの音圧をもたらす。これは５ｋＨｚにおける上方の灰色一点鎖線で見ることができる。しかしながら，これらの２つのケースでは，補聴器音と直接音の両方が変動周波数依存位相（a varying frequency dependent phase）をもつので，上記補聴器音および直接音に関してはほとんど見られない。したがって，黒い線は相対位相（relative phase）が周波数に線形依存する場合の全体音圧の見え方を示している。なお，一部の周波数では，建設的干渉が全体信号の大きさを増大させるのに対して，他の周波数では破壊的干渉が全体信号を減少させる。相対位相がほぼπであり，かつ相対振幅が１でない周波数（the relative amplitude is not quite 1）では信号は相殺されない（do not cancel out）ので，この現象は位相破壊（phase disruption）と呼ばれる。
【００３６】
上述の例は一般的なもので，増幅音と直接音とが重畳しているユーザの耳の中の状況を推定することができる。すなわちこれは，鼓膜における全体音圧が，位相破壊に関して直接音による非摂動に留まる前に（before the total sound pressure at the eardrum remains unperturbed by the direct sound with respect to phase disruption），増幅音が所定レベルを超えなければならないことを意味する。補聴器ゲインを直接音と同じ大きさに維持することは位相破壊のリスク増大につながるが，これはこの発明によって回避される。
【００３７】
図２を参照して，増幅音と処理を受けていない直接音との間の振幅差は，位相破壊を最小限にするために，一定量（安全マージン）を超えていなければならない。したがって，直接伝送ゲイン＋ｋと等しいゲイン設定の下限閾値があり，これが図４の右側目盛に示されている。上記安全マージンは係数ｋであり，原理的には自由に設定することができる。ｋが負の大きな数字である場合，直接音および増幅音の間の相互作用（the interaction）は無視され，相互作用を考慮した特別な措置は取られない。ｋが大きな正の数である場合，常に措置が取られるが（measures are taken all the time），これも最適ではない。したがって，係数ｋの選択は，位相破壊のリスクの最小化とＳＩＩ最適化の制限との間のトレードオフである。
【００３８】
図３は，位相破壊範囲対信号振幅比（the phase disruption range versus signal amplitude ratio）を示している。さらに詳細には，図３は，図２に示す２つの信号の振幅差の関数として，同相の和信号の振幅と異相の和信号の振幅との間のｄＢ差（the difference in dB between the amplitude of the in-phase summed signal and the out-of-phase summed signal）を示している。すなわち，この曲線は，位相破壊による全体音圧の不確実性または生じうる広がり（the uncertainly or possible spread of the total sound pressure）を示している。ｄＢ表示の信号振幅比は，各帯域における補聴器音（ゲインで表わされる）と直接伝送音（ゲインで表わされる）との間の差，つまりｄＢ表示のＨＡ−ＤＴＧ（直接伝送ゲイン）（Direct Transmitted Gain）であり，Ａ1はＤＴＧ，Ａ2はＨＡである。なお，ＤＴＧはイヤプラグの製造時にフィックスされるのに対して，補聴器ゲインは音入力によって変化する。したがって，ベントが選択された時点では補聴器音のみが変数である。
【００３９】
たとえば，一の信号が他の信号よりも１０ｄＢ大きい場合，位相破壊が最悪の場合のシナリオとなって，和信号の振幅が同相の和信号から−５ｄＢまで変化し得ることを，上記曲線から読み取ることができる。１以上の値が適用可能であり，好ましくは５から１５ｄＢの間である。もちろん，約１ｄＢの値では位相破壊のリスクが大きくなるであろう。ｋ＝７またはｋ＝８の値は約±３ｄＢの位相破壊範囲（a phase disruption range）をもたらすが，これは許容範囲と考えることができる。
【００４０】
補聴器が停止されると補聴器からの音は−∞（完全無音）となり，明らかではあるが，ＤＴＧが完全に優勢になることを意味する。これは図３のｘ軸上の−∞に対応し，予期される位相破壊の問題をもたらすことはない。これとは反対に，補聴器ゲインが例えば６０ｄＢであり，直接伝送音−１０ｄＢの場合，直接音は相対的に無視することができ，位相破壊のリスクはない。直接音と補聴器音の音レベルが同等の場合（Ａ2≒Ａ1）である場合にのみ，図３に示すように，和信号の強度（the strength of the summed signal）が著しく変動する可能性がある。
【００４１】
したがって，この発明では，図３に例として表される係数ｋが下限を構成し，最適化プロセスのときに（during the optimization process），補聴器ゲインはそれ以下に設定されず，大きな位相破壊のリスクを伴わない。
【００４２】
特定ユーザが使用する補聴器ゲインについての直接伝送ゲインを算出するために，例えばＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５５３０５号に記述の方法によって，単一周波数帯域における直接伝送音に関する情報が推定される。これは後に，ＳＩＩの最適化に用いられる。直接音が，たとえば最低帯域（the lowest band）において支配的な場合，増幅音が支配的な一部の帯域（複数）（some of the bands）におけるゲインを変更することによって，ＳＩＩの新たな最適値を見つけることができる。
【００４３】
一実施形態では，調節手段は，以下に詳細に説明するように，上記ＤＴＧを考慮した各ノイズ低減技術を適用することによって語音明瞭度指数（ＳＩＩ）（speech intelligibility index）を最適化する手段であり，ノイズ中におけるさらに良好な語音明瞭度（a better speech intelligibility in noise）をユーザに提供するものである。
【００４４】
図４および図５は，ＳＩＩ（語音明瞭度指数）に基づくノイズ低減技術と，ベントを通る直接伝送音との組合わせの原理を示している。
【００４５】
図４はｄＢ表示の直接伝送音（the directly transmitted sound）を示している。このゲイン関数は直接伝送ゲイン（the direct transmission gain）と呼ばれ，耳の外側の音源によるベント入口における音圧に対する（relative to）鼓膜における音圧を表す。直接伝送ゲインは，上記ＰＣＴ／ＥＰ２００５／０５５３０５号に記載のように，フィードバック・テスト中に決定することができる。
【００４６】
この例では，１００Ｈｚから１０ｋＨｚの間の１５個の周波数帯域についての値が算出されている。この図における２つのｙ目盛りは，左側は直接伝送ゲインを表し，右側は補聴器ゲインが鼓膜における全音を支配するために（to dominate the total sound at the eardrum）超えなければならない最小増幅（a minimal amplification）を表している。最小増幅は，同じ大きさであるが逆位相である２つの音圧を加算することによって生じる位相破壊の問題のリスクを回避するために必要な補聴器ゲインとして，決定される。このような位相破壊は，位相破壊が発生する周波数において，金属音や耳障りな音と表現されるような，悪い音質（bad sound quality）をもたらす。
【００４７】
これらの図中の文字ｋは，増幅音が，直接音に比して鼓膜における全体音圧において優勢となるために十分な大きさのｄＢの限界（a limit）を指している。ｋはこのアルゴリズムの作用を２つの状態に分割する限界であって，その一つは位相破壊を回避するためにアクションを必要とする状態であり，その一つは何らのアクションも必要とない状態である。上記増幅音−ｋが直接音よりも小さい場合，位相破壊のリスクが存在し，何らかの措置を取る必要がある。ｋファクタを明確にするために図３を参照する。図４では，１ｍｍ（濃い色）および３ｍｍ（薄い色）の推定ベント直径のそれぞれについて，周波数帯域４および周波数帯域５についての直接伝送ゲインおよび最小増幅が強調されている。
【００４８】
図５において，２つの周波数帯域についてのｋ＝８ｄＢの最小増幅（minimum amplification）が，グラフ上にマークされており，語音明瞭度に関して最適ゲイン設定を見つけるのに必要な補聴器ゲイン調節が含まれている。これらのグラフは，ＳＩＩに関する最適ゲイン設定を求めるときに，直接伝送ゲインが補聴器ゲインとどのように相互作用し，かつ干渉するかを示している。
【００４９】
これらのグラフは，所定のベント直径と聴力損失であるときに，２つの周波数帯域の補聴器ゲインの関数として，ＳＩＩがどのように変動するかを示している。ＳＩＩは輪郭曲線（contour curves）として表されている。ＳＩＩは０と１の間で変動する。ＳＩＩは，局所極小値または極大値をもつこともあるが，ほぼ単調である。複数の周波数帯域におけるゲインを変動させることによって，補聴器についての最適ＳＩＩを導く最適ゲイン設定が，各周波数帯域において決定される。
【００５０】
図５は，中心周波数が５００Ｈｚである周波数帯域４のゲイン，および中心周波数が６３４Ｈｚである周波数帯域５のゲインを示している。輪郭曲線（複数）は，各周波数帯域においてＳＩＩがどのようなゲイン設定関数であるか（how the SII is a function of the setting of the gain）を示している。
【００５１】
従来技術によるＳＩＩ最適化は，現在のところ，たとえばベントを通って到達する直接音を考慮していない。しかしながら，直接音が補聴器増幅音に加わると，実際のところ，直接音から生じるゲインよりも小さいゲインを得ることができなくなる。比較的軽い聴力損失に組合わせて大きいベントをイヤ・モールドに形成すると，直接音が増幅音を圧倒してしまい，直接音だけが聞こえることになってしまう。
【００５２】
補聴器のノイズ低減に対するＳＩＩの使用方法に関するさらなる説明は，参照されてこの明細書に援用されるＷＯ−Ａ−２００５／０５１０３９に記載されている。
【００５３】
図５はまた，２種類の聴力損失（４０ｄＢ  ＨＬちょうどおよび８０ｄＢ  ＨＬちょうど）と組合わせた２つのベント直径（１ｍｍφおよび３ｍｍφ）について，周波数帯域４および５のそれぞれに関して，ｋが８に選択された場合のゲインの実際の区間（間隔）（インターバル）を例示的に表している。
【００５４】
補聴器のＳＩＩの最適化は，すべての帯域，すなわちこの例では１５の範囲において実行される。しかしながら，１５の範囲の最適化手順を図示すると，原理を容易に理解しやすく視覚化するどころか妨げになる。したがって，図５には，２つの選択された帯域（帯域４および５）のＳＩＩを最適化する方法のみが示されている。線形最適化法の例では，周波数帯域４についてのゲインを一定に保ち，周波数帯域５についてのゲインをその設定に関する最適ＳＩＩが検出されるまで段階的に変動させ，その後周波数帯域４のゲインを変動させ，周波数帯域４の最適設定が検出されるまで，前段階で検出された周波数帯域５の最適設定を一定に保つ。
【００５５】
図５は，さらに良好なＳＩＩを得られなくなるまで最適化が続けられる最適化手順を示している。当然に，直接音を考慮する方法であれば，他の最適化方法も実行することができる。輪郭プロット（contour plot）は，各帯域における絶対ゲインの関数としてのＳＩ指数（the SI-index as a function of the absolute gain in each band）を示している。理論上の最適値（theoretical optimum），すなわち鼓膜における音が，補聴器のみによって提供されるとしたときの最適値は，プロット中において「島」（‘island’）として容易に検出される。しかしながら，トップ・プロット（in the top plot）と同じ記号（符号）（the symbols）を用いて軸上に表わされている直接音（プラス ｋ）は，上記最適値が得られるかどうかのみならず，最適値を導く経路（the path leading to the optimum）にも影響する。灰色のエリアは，入力が逆効果になり得る領域（the region, which would be counterproductive to enter）である。上記反復最適化プロセス（the iterative optimization process）は多くのやり方で実行することができるが，ここでは各帯域の連続調節（a sequential adjustment）として示されている。星印（a star）は最適化法の結果（the result of the optimization method）を示している。
【００５６】
小さなベント（１ｍｍ）と重度聴力損失（ＨＴＬ  ８０ｄＢ）の組合わせに関するグラフ（上方右枠）では，ゲインが全体領域において変動する従来の最適パラメータ設定と比較すると，最小増幅が考慮されても最適パラメータ設定に何らの変化も起こさずに最適ＳＩＩが得られる。これとは逆に，大きなベント（３ｍｍ）と軽度聴力損失（ＨＴＬ＝４０ｄＢ）の場合には，直接音が十分にベントを通って入ることができるので，鼓膜における全体音圧（下方左枠）に影響を及ぼしたり，またさらにそれにより優勢になることさえある。したがって，最小増幅が周波数帯域のゲイン設定の制限に用いられると，最小増幅の考慮なしに周波数帯域が変動する場合に比べて，周波数帯域の最適ゲイン設定はかなり異なるものになる。このようなケースでは，結果的にさまざまな周波数帯域においてゲインのより良いパラメータ設定が可能になる。
【００５７】
したがって，反復最適化経路（the iterative optimization path）は他の方法で実行されるものとは異なることがあり，最適パラメータ設定もまた，他の実施形態によって最適値として他の方法で決定されるものとは異なることがある。
【００５８】
したがって，この発明の主な利点は，上記ＳＩＩが実際の装着音響環境（actual in-situ acoustic surroundings）を考慮して最適化されることである。
【００５９】
最適化方法および最適化がすべての帯域で生じるという事実の双方によって，説明した反復経路（the shown iterative path）が実際の反復経路と大きく変化する可能性があることは，当業者にとって明らかである。
【００６０】
次に図６を参照して，図６はこの発明の他の実施形態にしたがう補聴器３００の一部を示している。
【００６１】
語音明瞭度指数を最適化する手段としてのＳＩＩ最適化ブロック６１０は，ＳＩＩゲイン６１５を生成して，ＳＩＩゲイン６１５は結合器（the combiner）または加算ブロック６２０に供給される。結合器６２０において，補聴器ゲインを適用することによって信号プロセッサまたはコンプレッサによって生成された増幅音信号６０５から信号６１５が減算される。結合器の出力は，出力トランスデューサおよびコンパレータ６３０に与えられる，ノイズ低減出力信号６２５とみなすことができる。コンパレータ６３０は，ともにコンパレータに供給される，ブロック６４０における安全マージンｋを加えたノイズ低減出力信号６２５と，ブロック２４５のＤＴＧにしたがう直接伝送音とを比較する。安全マージンｋを加えたノイズ低減出力信号のレベルがＤＴＧ以下の場合，コンパレータはエラー信号を生成し，エラー信号はさらなる入力パラメータとしてＳＩＩオプティマイザー６１０に与えられ，ＳＩＩの最適化において考慮される。したがってノイズ低減出力信号はもはや閾値よりも小さく減衰されず，位相破壊が回避される。
【００６２】
変形例において，補聴器は入力信号を複数の周波数帯域の帯域分割入力信号に変換する帯域分割フィルタを備え，補聴器はそれぞれの周波数帯域において独立して帯域分割入力信号を処理するように構成される。
【００６３】
この発明の実施形態では，この明細書において説明されるシステムおよび補聴器は，たとえば，フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）（field programmable gate arrays），標準プロセッサ，あるいは特定用途向け信号プロセッサ（ＡＳＳＰまたはＡＳＩＣ）を含むデジタル信号プロセッサ，アナログ／デジタル信号処理システム等の上記システムおよび補聴器に適した信号処理装置において実行することができる。当業者にはすべて周知のことであるが，明らかに，たとえ一部の部分は他の方法で実行することができたとしても，全体のシステムは，単一デジタル要素で実行するのが好ましい。
【００６４】
この発明の実施形態にしたがう補聴器，方法，システムおよび他の装置は，任意の適切なデジタル信号処理システムにおいて実行することができる。補聴器，方法および装置は，たとえばオーディオロジストによるフィッティング時に使用することもできる。この発明による方法は，この明細書において説明する実施形態にしたがう方法を実行する実行可能プログラム・コードを含む，コンピュータ・プログラムによって実行することもできる。クライアント・サーバ環境を使用する場合，この発明の実施形態は，この発明によるシステムを具現化し，この発明に係る方法を実行するコンピュータ・プログラムのホストとなるリモート・サーバ・コンピュータを備えている。別の実施形態では，たとえば，フロッピー・ディスク，メモリー・スティック，ＣＤ−ＲＯＭ，ＤＶＤ，フラッシュ・メモリまたは他の適切な記憶媒体などのコンピュータ読取可能記憶媒体等のコンピュータ・プログラム製品が，この発明によるコンピュータ・プログラムを記憶するために提供される。
【００６５】
さらなる実施形態によると，プログラム・コードはデジタル補聴器のメモリまたはコンピュータ・メモリに記憶され，補聴器装置本体やそのＣＰＵ等の処理装置によって，または任意の他の適切なプロセッサや説明した実施形態にしたがう方法を実行するコンピュータによって，実行することができる。
【００６６】
これらの実施形態においてこの発明の原理を説明し，例示したが，この発明がそのような原理から逸脱することなく構成および詳細を変更することができることが，当業者には明らかであろう。この発明の範囲内の変更および修正はその精神から逸脱することなく行うことができ，この発明はそのような変更および修正のすべてを包含する。
【図面の簡単な説明】
【００６７】
【図１ａ】直接伝送音の算出に関する概略図を示す。
【図１ｂ】この発明による補聴器のブロック図を示す。
【図２】２つの音信号の寄与を加えた結果の信号対周波数のレベルを示す。
【図３】２つの信号の振幅差の関数である位相破壊範囲を示す。
【図４】直接伝送音対周波数のグラフを示す。
【図５】この発明による直接伝送音を考慮したＳＩＩ（語音明瞭度指数）の最適化の原理を示す。
【図６】この発明の実施形態による補聴器部分のブロック図を示す。
【図１ａ】
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【図１ｂ】
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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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【国際調査報告】
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