(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
被験者の聴力を試験する方法であって：
（ａ）少なくとも２つの搬送波周波数を持った少なくとも１つの試験信号を生成すること；
（ｂ）音声刺激を生成するために前記少なくとも１つの試験信号を変換し、被験者に前記音声刺激を与えること；
（ｃ）前記音声刺激を前記被験者に与えるのと実質的に同時に、前記被験者から電位を検出すること；及び、
（ｄ）前記電位が前記音声刺激に対する少なくとも１つの定常状態応答の存在を示すデータを含むかを決定するために前記電位を分析することのステップを含む方法。
【請求項２】
少なくとも１つの試験信号を生成する前記ステップが指数変調信号によって前記少なくとも１つの試験信号の振幅及び周波数の少なくとも１つを変調することを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項３】
少なくとも１つの試験信号を生成する前記ステップが第１位相の振幅変調成分及び第２位相の周波数変調成分を持った少なくとも１つの信号であって、前記被験者からの増大した応答を誘発するために第２位相が第１位相に対して選択されている信号を含む最適ベクトル混合変調試験信号を生成することを含む、請求項１に記載の方法。
【請求項４】
少なくとも１つの試験信号を生成する前記ステップが振幅変調成分及び周波数変調成分を持った、少なくとも１つの独立した振幅変調及び周波数変調信号を含む変調された試験信号を生成することを含み、前記振幅変調成分が第１変調周波数及び第１搬送波周波数を持ち、前記周波数変調成分が第２変調周波数及び第２搬送波周波数を持ち、第１変調周波数が第２変調周波数と実質的に異なり、第１搬送波周波数が第２搬送波周波数と実質的に同じであることを特徴とする、請求項１に記載の方法。
【請求項５】
被験者の聴力を試験するための装置であって：
（ａ）少なくとも２つの搬送波周波数を持った試験信号を生成するために構成された信号生成器；
（ｂ）前記試験信号に基づいて音声刺激を生成し、前記音声刺激を前記被験者に与えるために構成された変換器；
（ｃ）前記音声刺激を前記被験者に与えるのと実質的に同時に、前記被験者から電位を検出するために構成されたセンサー；及び、
（ｄ）前記電位を受信し、前記電位が前記音声刺激に対する少なくとも１つの応答を示すデータを含むかを決定するために前記電位を分析するために構成され、前記変換器及び前記センサーに電気的に接続されたプロセッサーを備える装置。
【請求項６】
被験者の特徴及び刺激の特性に相関がある基準位相差データのデータベースをさらに含む、請求項５に記載の装置。
【請求項７】
前記信号生成器が第１位相の振幅変調成分及び第２位相の周波数変調成分を持った少なくとも１つの信号であって、前記被験者からの増大した応答を誘発するために第２位相が第１位相に対して選択されている信号を含む最適ベクトル混合変調試験信号を生成するために構成されている、請求項５に記載の装置。
【請求項８】
前記信号生成器が指数変調信号によって前記少なくとも１つの試験信号の振幅及び周波数の少なくとも１つを変調するために構成されている、請求項５に記載の装置。
【請求項９】
前記信号生成器が振幅変調成分及び周波数変調成分を持った、少なくとも１つの独立した振幅変調及び周波数変調信号を含む変調された試験信号を生成するために構成されており、前記振幅変調成分が第１変調周波数及び第１搬送波周波数を持ち、前記周波数変調成分が第２変調周波数及び第２搬送波周波数を持ち、第１変調周波数が第２変調周波数と実質的に異なり、第１搬送波周波数が第２搬送波周波数と実質的に同じであることを特徴とする、請求項５に記載の装置。
【請求項１０】
被験者の聴力を客観的に試験する方法であって：
（ａ）聴覚試験を選択すること；
（ｂ）前記聴覚試験のために少なくとも１つの成分を含む、少なくとも２つの搬送波周波数を持った試験信号を生成すること；
（ｃ）刺激を生成するために前記試験信号を変換し、前記刺激を被験者に与えること；
（ｄ）前記被験者に前記刺激を与えるのと実質的に同時に前記被験者から電位を検出すること；及び、
（ｅ）少なくとも１つの応答を検出するために前記電位を分析することのステップを含む方法。
【請求項１１】
前記聴覚試験が検出された応答に対する潜伏時間値を計算すること、及び前記被験者の聴覚システムの正常／異常状態の指標を得るために前記潜伏時間値を基準潜伏時間値のデータベースと比較することから成る潜伏時間試験である、請求項１０に記載の方法。
【請求項１２】
前記聴覚試験が補聴器を付けた状態での試験であり：
（ｍ）前記被験者に補聴器を装着すること；
（ｎ）ステップ（ｂ）から（ｅ）を実施すること；
（ｏ）ステップ（ｅ）での検出応答数が不十分である場合、前記補聴器を調節すること；
（ｐ）前記電位で十分な応答数が検出されるまでステップ（ｎ）及び（ｏ）を実施することのステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１３】
前記聴覚試験がＡＭ／ＦＭ識別試験であり、前記試験信号が少なくとも１つの独立な振幅変調及び周波数変調された信号を含み、前記ＡＭ／ＦＭ識別試験が：
（ｑ）ステップ（ｂ）から（ｅ）を実施すること；
（ｒ）前記刺激に対して発生する可能性がある応答の全ての数で除算された、検出された応答の数に従って応答比を計算すること；及び、
（ｓ）前記応答比に相関のある言語識別スコアを推定することのステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１４】
前記聴覚試験が深さ敏感度試験であり、前記試験信号が変調深さを持った１つまたは複数の振幅変調成分または変調深さを持った１つまたは複数の周波数変調成分を含み、前記深さ敏感度試験が：
（ｚ）ステップ（ｂ）から（ｅ）を実施すること；
（ａａ）検出された応答の各々に対して応答振幅の推定を得ること；
（ｂｂ）前記被験者の聴覚システムの状態の指標を得るために、前記応答振幅の推定を基準応答振幅のデータベースと比較することのステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１５】
前記聴覚試験がレート敏感度試験であり：
（ｇｇ）少なくとも２つの変調周波数から成る変調周波数の組を生成すること；
（ｈｈ）各試験信号が前記変調周波数の組から選択された固有の変調周波数を持った、少なくとも１つの振幅変調成分を含む、試験信号の組を生成すること；
（ｉｉ）前記試験信号の組の各試験信号に対してステップ（ｃ）及び（ｄ）を実施すること；
（ｊｊ）前記試験信号の組の各振幅変調成分に対する応答を検出するために電位の組を分析し、検出された応答の各々に対する応答振幅を推定すること；
（ｋｋ）前記推定された応答振幅に基づいてレート敏感度を計算すること；及び、
（ｌｌ）前記被験者の聴覚システムの状態の指標を得るために、前記レート敏感度値を基準レート敏感度値のデータベースと比較することのステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１６】
前記聴覚試験が強度閾試験から成る上方閾値試験であり、前記試験信号が１００％の変調深さを持った振幅変調成分を含み、前記強度閾試験が：
（ｍｍ）応答が検出される最小の変調深さを決定するために、検出された応答の各々に対する試験信号の変調深さを最小にしながら定常状態誘発電位試験を実施すること；及び、
（ｎｎ）前記被験者の聴覚システムの状態の指標を得るために、前記最小変調深さを基準最小変調深さのデータベースと比較することのステップを含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１７】
前記聴覚試験が聴覚閾値試験であり、前記試験信号が、各々が０.５オクターブ以上分離した搬送波周波数を持った、２つ以上の振幅変調及び周波数変調信号の組み合わせ信号を含み、組み合わされた振幅変調及び周波数変調信号の各々が周波数変調成分及び振幅変調成分を持ち、周波数変調成分の位相が振幅変調成分の位相に対して調節されており、前記聴覚閾値試験が：
（ｑｑ）組み合わされた振幅変調及び周波数変調信号の各々に対して応答が検出される、最小の刺激強度を決定するためにステップ（ｃ）から（ｅ）を実施することのステップを
含む、請求項１０に記載の方法。
【請求項１８】
被験者の少なくとも２つの感覚を試験する方法であって：
（ａ）第１の感覚の種類を試験するための、少なくとも２つの搬送波周波数を持った第１定常状態試験信号を選択すること；
（ｂ）第１刺激を生成するために第１定常状態試験信号を変換し、第１刺激を前記被験者に与えること；
（ｃ）第２の感覚の種類を試験するための、少なくとも２つの搬送波周波数を持った第２定常状態試験信号を選択すること；
（ｄ）第２刺激を生成するために第２定常状態試験信号を変換し、第２刺激を前記被験者に与えること；
（ｅ）前記被験者に前記両方の刺激を与えるのと実質的に同時に、電位を検出すること；及び、
（ｆ）前記電位が前記刺激に対する少なくとも１つの定常状態応答を含むかを決定するために前記電位を分析することのステップを含む方法。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
（発明の分野）
本発明は聴覚の検査に関し、特に、聴力の障害の特定及び評価に関する。さらに詳細に述べると、本発明は聴覚上の定常状態応答（steady-state response）を記録することによって個人の聴力を客観的に評価するためのシステム及び方法を開示する。
【０００２】
（発明の背景）
聴力障害は特に、人間の寿命の両端の時期において生活上の重要な問題である。新生児の約千人に一人及び、６５歳以上成人の４人に一人は聴力上の障害を持つ。新生児の場合、初期の段階で適切な処置をし、新生児が通常の会話や言語を学ぶことを可能にするために、聴力障害の初期の発見が必要または重要である。聴力障害の診断は個人がどのくらいの敏感度で音声を聞くことができるかの測定（すなわち、聴能測定）を必要とする。
【０００３】
従来の聴能測定は被験者がボタンを押す、「はい」と言う、または、音声刺激を繰り返すことによって音声刺激に応答することによって実施されてきた。これらの試験は本質的に主観的である。聴能測定は聴覚学者または医者が、被験者が聞くことができる最小の音声である、被験者の聴覚上の閾値を決定することを可能にする。聴覚学者は通常、純粋なトーン（または、一定のピッチの音声）から成る刺激を使用することによって被験者の聴覚上の閾値を評価する。刺激はイヤホン、自由音場スピーカー（free field speaker）、または骨伝導変換器（bone conduction transducer）を介して送られる。そしてその結果は、異なった周波数のトーンに対する聴覚上の閾値を示す聴力図として示される。聴力図は被験者の聴力障害の種類を診断するために役立つ。聴力図はまた、補聴器を必要とする被験者に補聴器を付け、補聴器の増幅率の調節をするために使用することもできる。
【０００４】
聴能測定はまた、被験者の聴覚システムがどの程度、通常の強度の（または、通常の大きさの）、異なった音声（例えば、会話等）を区別することができるかを決定するための上方閾値（supra threshold）の大きさの試験を含む。したがって、聴覚学者は被験者が異なった量のバックグラウンドノイズの有る状態または無い状態で、どのくらいの量の単語を正確に識別することができるかを調べることができる。聴覚学者はまた、音声の強度及び周波数の変化をどの程度区別することができるか、または、どの程度の速さでこれらの変化が起きるか（または、変化に応答するか）を測定する試験を実施してもよい。
【０００５】
しかしながら、従来の聴能測定は新生児、幼児、または、認識力に障害を持つ成人に対して実施することができない。このような状況においては、被験者が意図した応答をする必要がない、客観的な聴力の試験が必要である。客観的聴能測定は新生児や老人、あるいは機能的な聴力障害を診断するために欠くことができないものである。また、会話の上方閾値、周波数、または強度区別に対する客観的な試験もほとんど開発されていないのが現状である。
【０００６】
客観的聴能測定の１つの形式は聴覚誘発電位（auditory evoked potential）を使用する。聴覚誘発電位試験は被験者に音声刺激を与え、それと同時に、被験者の電位を検出（すなわち、記録）することによって行われる。検出された電位は被験者の聴覚システムが刺激を処理したときの、被験者の刺激に対する応答を含む、被験者の脳波図（ＥＥＧ）である。これらの電位は、それらが音声刺激に対する応答を含むかどうかを決定するために分析される。聴覚誘発電位は聴覚閾値及び特定の周波数に対する聴力を決定するために使用されている。
【０００７】
聴覚誘発電位の１つの種類は定常状態誘発電位（ＳＳＡＥＰ（steady state evoked potential））である。ＳＳＡＥＰに対する刺激（以下、ＳＳＡＥＰ刺激と呼ぶ）は通常正弦波である変調信号によって振幅変調された、やはり通常正弦波である搬送波信号から成る。ＳＳＡＥＰ刺激は被験者のＥＥＧ（脳電図）の記録と共に行われる。被験者の聴覚システムがＳＳＡＥＰ刺激に応答した場合、それに対応する定常状態正弦波信号がＥＥＧに記録される。記録された信号は変調信号の周波数と同じ周波数（すなわち、変調周波数）を持つはずである。ＥＥＧ上のこのような対応する信号の存在はＳＳＡＥＰ刺激への応答を示している。あるいは、ＳＳＡＥＰ刺激を生成するために振幅変調の代わりに、または、振幅変調に加え、搬送波信号の位相が周波数変調されてもよい。
【０００８】
ＳＳＡＥＰ刺激は聴覚システムの特定の部分の試験を可能にするために十分な周波数特性を持つ。さらに、ＳＳＡＥＰ刺激は自由音場スピーカーまたは補聴器のひずみの影響を受けにくい。ＳＳＡＥＰ刺激で使用される典型的な変調周波数は３０から５０Ｈｚまたは７５から１１０Ｈｚの間である。後者の範囲は、これらのレートにおいてＳＳＡＥＰの応答が睡眠の影響をあまり受けず、新生児に対して利用することができるので、聴能測定に対して特に有効である。さらに、これらのレートのＳＳＡＥＰ応答は純粋なトーン刺激に対する行動閾値（behavioral threshold）と大きな相関関係がある聴能測定閾値の評価として利用できる。ＳＳＡＥＰ試験において、ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰの応答の有無はいくつかの統計的技術を使用して決定される。
【０００９】
しかしながら、ＳＳＡＥＰ応答の振幅は試験が行われているときの被験者の脳の活動（すなわち、ＥＥＧ）のバックグラウンドノイズに比べて非常に小さいので、ＳＳＡＥＰ試験を利用する客観的聴能測定は非常に時間がかかる。すなわち、ＳＳＡＥＰ応答は非常に小さいＳＮ比（ＳＮＲ）を持ち、短い時間でＳＳＡＥＰ応答を検出することが困難である。ＳＳＡＥＰの試験時間を短くするための１つの技術は複数のＳＳＡＥＰ試験信号を組み合わせた多重ＳＳＡＥＰ刺激を使用することである（すなわち、ここで１つの試験信号は１つのＳＳＡＥＰ刺激を意味する）。多重ＳＳＡＥＰ刺激を与えている間に被験者から検出された電位は多重ＳＳＡＥＰ刺激の各ＳＳＡＥＰ試験信号に対するＳＳＡＥＰ応答の線形上の重ね合わせ（linear superposition）を含む。
【００１０】
この方法は単一の刺激に対する応答を記録するために必要な時間内に、（例えば、４重または８重の）多重刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の記録を可能にする。したがって、この技術は複数のＳＳＡＥＰ試験に対するＳＳＡＥＰ応答が同時に検出されることを可能にし、試験時間を減少させる結果となる。しかしながら、各ＳＳＡＥＰ応答に対するＳＮＲは小さいままであるので、単一のＳＳＡＥＰ刺激に対する応答を記録するための試験時間は短縮されない。ＳＳＡＥＰの試験時間を短縮するためには、ＳＳＡＥＰ応答の振幅を増大させ、さらに（または）ＳＳＡＥＰ応答と共に記録されるノイズの振幅を減少させる技術を必要とする。また、小さなＳＮＲを持ったＳＳＡＥＰ応答を検出することが可能な、より敏感度の良い統計的方法も時間の短縮のために役立つであるだろう。
【００１１】
被験者が聴力障害を持つと客観的試験が特定した場合、次のステップは通常、補聴器を備えることにより被験者を処置することである。しかしながら、被験者が新生児の場合、これらの処置を主観的な方法で実施することができないので、補聴器を客観的に調節するための方法が必要である。補聴器が配置されたときに、実際の耳の挿入利得（real ear insertion gain）を測定する等の、いくつかの客観的方法が開発されている。しかしながら、この方法は被験者が補聴器をしていないときの実際の聴覚閾値が判っており、規範的な目標値に補聴器を調節することができる場合のみ有効である。
【００１２】
さらに、新生児へのプローブチューブ（probe tube）の配置は非常に困難である。クリック誘発聴覚誘発電位（click evoked auditory evoked potential）に基づいた方法も存在するが、これらの方法で使用される刺激は特定の周波数範囲に限定されており、会話等の連続的な信号を処理するための補聴器の能力を試験することができない。したがって、行動閾値（behavioral threshold）及び実際の耳の測定を行うのが困難な場合等に、患者の補聴器の効果を測定するための、客観的方法に対する必要性が存在する。
【００１３】
（発明の要約）
本発明はＳＳＡＥＰ応答を記録するための装置及び、被験者の聴覚システムの多様な特性を試験するために、その装置を使用するための方法を提供する。装置はＳＳＡＥＰ刺激を与え、ＳＳＡＥＰ刺激と同時にＥＥＧデータを取得し、さらに、ＳＳＡＥＰ応答の存在を検出するためにＥＥＧデータを分析するためのハードウェアから成る。装置はさらに、ＳＳＡＥＰ刺激の生成及び送信、ＥＥＧデータの取得、及びＥＥＧデータの分析を可能にするためのソフトウェアを備える。ソフトウェアはさらに、進行中の試験の結果、試験の最終的な結果を表示すると共に、その後の表示及び（または）分析のための試験結果の格納を可能にする。
【００１４】
本発明はまた、サンプル重み付け平均化（sample weighted averaging）を含む、効果的なノイズリダクションアルゴリズムを実施するソフトウェアを含む。ソフトウェアはまた、ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答を検出するために使用される効果的な統計的試験を実施する。これらの統計的試験は位相重み付けｔ検定（phase weighted t-test）、位相区間技術（phase zone technique）、及び改良された円状均一性のレイリー試験（ＭＲＣ（modified Rayleigh test of circular uniformity））を含む。
【００１５】
本発明はまた、結果として生ずるＳＳＡＥＰ応答の振幅を増大させるために特定の種類のＳＳＡＥＰ刺激を使用する。ＳＳＡＥＰ刺激は周波数変調信号の位相が振幅変調の位相に対して調節されている振幅変調と周波数変調との組み合わせ信号を使用してもよい。これらのＳＳＡＥＰ刺激はまた、指数変調（exponential modulation）信号の使用を含んでもよい。本発明はまた、ＡＭ（振幅変調）変調レートがＦＭ（振幅変調）変調レートと異なる、独立した振幅変調信号及び周波数変調信号から成るＳＳＡＥＰ刺激を使用してもよい。この刺激は独立に分析することが可能な２つのＳＳＡＥＰ応答を誘発する。
【００１６】
本発明のもう１つの側面において、これらのＳＳＡＥＰ刺激は被験者の聴能測定上の閾値の決定及び、補聴器付き、及び無しでの試験等の、多様な客観的試験に対して使用することができる。本発明はさらに、潜伏時間試験（latency test）、ＡＭ／ＦＭ識別試験、レート敏感度（rate sensitivity）試験、補聴器付き試験、深さ敏感度（depth sensitivity）試験、及び上方閾値（supra-threshold）試験を含む多様な聴力測定のプロトコルを含む。
【００１７】
本発明はさらに、ＳＳＡＥＰ刺激の構築、ＳＳＡＥＰ応答の検出、及び検出されたＳＳＡＥＰ応答が正常な聴力であるか異常な聴力であるかの決定をするために使用することができる基準となるデータ（normative data）のデータベースを備える。データベースは年齢、性別等の被験者の特徴、並びに、ＳＳＡＥＰ刺激の種類、変調（振幅vs周波数）の種類、変調レート、及び変調の深さ（depth）等の、多様な刺激の状態によって類別されたデータを格納する。データベースはまた好まれるものとして、潜伏時間（latency）並びに、振幅変調及び周波数変調されたＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅の比等の、ＳＳＡＥＰ応答の特性に対するデータを格納する。
【００１８】
代替的な実施例において、装置は被験者の２つ以上の感覚の種類（sensory modality）（例えば、視覚及び聴覚）が同時に試験される、複数感覚（multi modality）試験を実施するように構成されてもよい。
【００１９】
本発明は以下のステップから成る被験者の聴力の試験の方法を提供する：
（ａ）少なくとも１つの試験信号を選択すること；
（ｂ）少なくとも１つの変調試験信号を生成するために、指数変調（exponential modulation）信号によって少なくとも１つの試験信号の振幅と周波数の少なくとも１つを変調すること；
（ｃ）音声刺激を生成するために少なくとも１つの変調試験信号を変換し、音声刺激を被験者に与えること；
（ｄ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；及び、
（ｅ）電位が音声刺激への応答で少なくとも１つの定常状態応答を示すデータを含むかを決定するために電位を分析すること。
【００２０】
本発明はさらに、以下のステップから成る被験者の聴力を試験することを含む：
（ａ）第１の位相と共に振幅変調された成分及び第２の位相と共に周波数変調された成分を持った少なくとも１つの信号であって、第２の位相が被験者からの応答の増大を誘発するために第１の位相に対して調整されている信号を含む最適ベクトル混合変調試験信号（optimum-vector mixed modulation test signal）を生成すること；
（ｂ）音声刺激を生成するために少なくとも１つの変調試験信号を変換し、音声刺激を被験者に与えること；
（ｃ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；及び、
（ｄ）電位が音声刺激への応答で少なくとも１つの定常状態応答を示すデータを含むかを決定するために電位を分析すること。
【００２１】
もう１つの側面において、本発明は以下のステップから成る被験者の聴力の試験の方法を提供する：
（ａ）振幅変調された成分及び周波数変調された成分を持った、少なくとも１つの独立に振幅変調及び周波数変調された信号であって、振幅変調された成分が第１変調周波数及び第１搬送波周波数を持ち、周波数変調された成分が第２変調周波数及び第２搬送波周波数を持ち、第１変調周波数が第２変調周波数と実質的に異なり、第１搬送波周波数が第２搬送波周波数と実質的に同じである信号を含む試験信号を生成すること；
（ｂ）音声刺激を生成するために少なくとも１つの変調試験信号を変換し、音声刺激を被験者に与えること；
（ｃ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；及び、
（ｄ）電位が各振幅変調された成分に応答した定常状態応答及び、各周波数変調された成分に応答した定常状態応答を示すデータを含むかを決定するために電位を分析すること。
【００２２】
もう１つの側面において、本発明は以下の構成要素から成る、被験者の聴力を試験するための装置を提供する：
（ａ）第１の位相と共に振幅変調された成分及び第２の位相と共に周波数変調された成分を持った少なくとも１つの信号を含む試験信号を生成するための信号生成器であって、第２の位相を第１の位相に対して調節するための手段を備えた信号生成器；
（ｂ）音声刺激を生成し、音声刺激を被験者に与えるために試験信号を処理及び変換するための、プロセッサーに電気的に接続された変換器；
（ｃ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出するためのセンサー；及び、
（ｄ）電位が少なくとも１つの音声刺激への応答を示すデータを含むかを決定するために電位を受信し、分析するためにセンサーに電気的に接続されたプロセッサー。
【００２３】
もう１つの側面において、本発明は電位が定常状態誘発電位刺激（steady state evoked potential stimulus）への応答で少なくとも１つの定常状態応答の存在を示すデータを含むかを決定するために電位を分析するための方法を提供する。方法は以下のステップから成る：
（ａ）被験者に誘発電位刺激（evoked potential stimulu）を与えること；
（ｂ）複数のデータポイントを得るために、被験者に刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；
（ｃ）複数のデータポイントを第２の複数のデータポイントに変換させること；
（ｄ）偏りのある複数のデータポイント（biased data point）を得るために、第２の複数のデータポイントに位相期待値（expected phase value）で偏らせること（biasing）；及び、
（ｅ）応答を検出するために偏りのある複数のデータポイントに統計的試験を適用すること。
【００２４】
本発明はさらに、以下のステップから成る誘発電位刺激への応答を検出するための方法を提供する：
（ａ）被験者に誘発電位刺激を与えること；
（ｂ）複数のデータポイントを得るために、被験者に刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；
（ｃ）複数のデータポイントに対する位相値（phase value）を計算することであって、適当な数の計算された位相値が予め決められた位相値範囲に入ったときに応答が検出されるように計算すること；
【００２５】
本発明は以下の構成要素から成る、被験者の聴力を試験するための装置を提供する：
（ａ）試験信号を生成するための信号生成器;
（ｂ）音声刺激を生成し、音声刺激を被験者に与えるために試験信号を処理及び変換するための、信号生成器に電気的に接続された変換器；
（ｃ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に被験者から電位を検出するためのセンサー；及び、
（ｄ）電位が少なくとも１つの音声刺激への応答を示すデータを含むかを決定するために電位を受信し、分析するための、センサーに電気的に接続されたプロセッサー。
装置の分析は電位に位相期待値（expected phase value）に基づいて偏らせることを含む。装置はさらに、被験者の特徴及び刺激の特徴と相関関係を持った位相期待値のデータベースを含む。
【００２６】
もう１つの側面において、本発明は以下のステップから成る、定常状態誘発電位刺激試験中に得られた少なくとも１つの信号及びノイズを含む複数のデータポイントに対するノイズリダクションの方法を提供する：
（ａ）前記複数のデータポイントを取得すること；
（ｂ）前記複数のデータポイントを複数の時間区分（epoch）に分割すること；及び、
（ｃ）各時間区分に適応性ノイズリダクション（adaptive noise reduction）を適用すること。
【００２７】
もう１つの側面において、本発明は以下のステップから成る、被験者の聴力を客観的に試験する方法を提供する：
（ａ）聴覚試験を選択すること；
（ｂ）聴覚試験のために少なくとも１つの成分を含む適当な試験信号を生成すること；
（ｃ）刺激を生成するために試験信号を変換し、前記刺激を被験者に与えること；
（ｄ）被験者に刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；及び、
（ｅ）少なくとも１つの応答を検出するために電位を分析すること。
【００２８】
もう１つの側面において、本発明は以下の構成要素から成る、被験者の聴力の客観的な試験のための装置を提供する：
（ａ）被験者に実施するために聴覚試験を選択するためのセレクター；
（ｂ）少なくとも１つの試験のための成分を含む適当な試験信号を生成するための、セレクターに電気的に接続された信号生成器；
（ｃ）音声刺激を生成し、音声刺激を被験者に与えるために試験信号を変換するための、信号生成器に電気的に接続された変換器；
（ｄ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出するためのセンサー；、
（ｅ）電位が少なくとも１つの音声刺激への応答を示すデータを含むかを決定するために電位を受信し、分析するためにセンサーに電気的に接続されたプロセッサー；及び、
（ｆ）前記プロセッサーに接続されたプログラム可能な補聴器であって、異なった周波数領域に対する複数のプログラム可能な利得率（または、利得ファクター）及び、少なくとも１つのプログラム可能なフィルター勾配（filter slope）を備えた補聴器。
【００２９】
代替的な実施例において、本発明は以下のステップから成る被験者の少なくとも２つの感覚を試験する方法を提供する：
（ａ）第１の感覚の種類を試験するために第１定常状態試験信号を選択すること；
（ｂ）第１刺激を生成し、第１刺激を被験者に与えるために、第１定常状態試験信号を変換すること；
（ｃ）第２の感覚の種類を試験するために第２定常状態試験信号を選択すること；
（ｄ）第２刺激を生成し、第２刺激を被験者に与えるために、第２定常状態試験信号を変換すること；
（ｅ）被験者に両方の刺激を与えるのと実質的に同時に、電位を検出すること；及び、
（ｆ）電位が刺激への応答で少なくとも１つの定常状態応答を示すデータを含むかを決定するために電位を分析すること。
【００３０】
代替的な実施例において、本発明は以下の構成要素から成る被験者の少なくとも２つの感覚を試験するための装置を提供する：
（ａ）第１定常状態試験信号及び第２定常状態試験信号を生成するための信号生成器；
（ｂ）第１刺激を生成し、第１刺激を被験者に与えるために、第１試験信号を変換するための、セレクターに電気的に接続された第１変換器；
（ｃ）第２刺激を生成し、第２刺激を被験者に与えるために、第２試験信号を変換するための、セレクターに電気的に接続された第２変換器；
（ｄ）被験者に第１刺激が与えられるのと実質的に同時に、被験者から第１電位を検出するための第１センサー；
（ｅ）被験者に第２刺激が与えられるのと実質的に同時に、被験者から第２電位を検出するための第２センサー；
（ｆ）第１電位が第１刺激への少なくとも１つの応答を示すデータを含むかを決定するために第１電位を受信し、分析するための、第１センサーに電気的に接続されたプロセッサー。
さらに、装置は：
（ｇ）前記プロセッサーが第２電位が第２刺激への少なくとも１つの応答を示すデータを含むかを決定するために第２電位を受信し、分析するために構成されており、前記プロセッサーが第２センサーに電気的に接続されており、各刺激は被験者に実質的に同時に与えられることを特徴する。
【００３１】
本発明のさらなる目的及び長所は以下の詳細な説明を付随する図面と共に読むことにより明らかになるだろう。本発明をより明確な理解及び、本発明がどのように実施されるかを示すために、以下の、本発明の好まれる実施例を示している、例としての図面と共に本発明が詳細に説明される。
【００３２】
（発明の詳細な説明）
本発明は定常状態誘発電位（steady-state evoked potential）を記録するための装置及び、被験者の聴力の多様な特徴を試験するために、その装置を使用するための方法を提供する。装置の基本的なハードウェア及びソフトウェアの構成要素を最初に説明する。次に、ノイズリダクション法を説明し、さらに、応答の検出について説明する。次に、ＳＳＡＥＰのために使用することができる試験信号を説明し、最後に、ＳＳＡＥＰ刺激に基づいた客観的な聴能測定試験のためのプロトコルが説明される。
【００３３】
（本発明のハードウェア及びソフトウェア構成要素）
図１ａを参照すると、客観的聴能測定試験装置１０はプロセッサー１２、デジタル−アナログ変換器（ＤＡＣ）１６及びアナログ−デジタル変換器（ＡＤＣ）１８を持ったデータ取得ボード１４、フィルター２２及び増幅器２４を持った聴能測定器２０、変換器２６、センサー２８、第２増幅器３０、第２フィルター３２、複数のデータベースＤ１，Ｄ２，，，Ｄｎを持ったマスターデータベース５２、格納装置３４、並びにディスプレイ３６を含む。プロセッサー１２は実質的に、信号生成器モジュール４２、変調器モジュール４４、並びにノイズリダクションモジュール４８及び検出モジュール５０を持った分析モジュール４６から成るソフトウェアプログラム４０でプログラムされている。
【００３４】
例えば、ウィンドウズ９８を起動しているペンティアム７５０等のパソコンはプロセッサー１２、格納装置３４、及びディスプレイ３６を備えていてもよい。ソフトウェアプログラム４０はパソコン上で起動され、複数のデータベースＤ１−Ｄｎを備えたマスターデータベース５２はパソコンのメモリーに格納され、ソフトウェアプログラムと通信を行うことが可能である。あるいは、これらの構成要素はラップトップ、パームトップ等の手のひらサイズのコンピューター、または専用の電子装置を使用して実施されてもよい。
【００３５】
客観的聴能測定試験装置１０は被験者６０にＳＳＡＥＰ刺激を与えることによって、被験者６０の聴覚システムを検査するために使用することができる。刺激が与えられている間に、客観的聴能測定試験装置１０は検出された電位（すなわち、ＥＥＧデータ）を記録し、ＥＥＧデータを増幅する。これらは被験者６０にＳＳＡＥＰ刺激を与える動作と実質的に同時に行われる。次に、ＥＥＧデータは記録されたＥＥＧデータがＳＳＡＥＰ応答を含むかどうかを決定するために処理され、統計的に評価される。例えば、データの処理は、統計的にみて明らかにＥＥＧのバックグラウンドノイズレベルと異なる応答が含まれていることを示すような処理を含む。客観的聴能測定試験装置１０の設計は、音声刺激の生成、アーティファクトの無いデータの取得、ＥＥＧデータの周波数領域（frequency domain）による分析、及びノイズ中のＳＳＡＥＰ応答の客観的検出を考慮しながら行われる。
【００３６】
プロセッサー１２は、例えばペンティアム７５０等の、どのようなプロセッサーであってもよい。データ取得ボード１４はNational Instrumentsから入手可能なデータ取得ボード（AT-MIO-16E-10）であってもよい。あるいは、適当な数の入力／出力チャネルを備えた他のデータ取得ボードが使用されてもよい。データ取得ボード１４はＤＡＣ１６を介したデータの出力及び、ＡＤＣ１８を介したデータの入力を可能にする。
【００３７】
ＤＡＣ１６からの出力は、ＤＡＣ等と同様にプロセッサー１２によって制御されてもよい聴能測定器２０に送られる。聴能測定器２０はフィルター２２及び増幅器２４を介して被験者６０に与えたれる刺激を調節または制御するために利用される。聴能測定器２０を使用する代わりに、被験者６０に与えられる刺激の強度及び周波数を制御するために、機能的な同等な増幅／減衰及びフィルタリング機能を持ったハードウェアを聴能測定試験装置１０に組み込むこともできる。
【００３８】
ＳＳＡＥＰ刺激は、例えば一組のスピーカー、ヘッドホン、または少なくとも１つの挿入型イヤホン（earphone）等であってもよい、変換器２６を介して被験者６０に与えられる。挿入型イヤホンはEtymotics Researchによって設計されたイヤホンであってもよい。変換器２６はＳＳＡＥＰ刺激が被験者６０の左及び（または）右の耳を介して与えられることを可能にする。刺激はまた、自由音場スピーカー（free field speaker）、または骨伝振動器（bone conduction vibrator）を使用して与えられてもよい。
【００３９】
刺激が被験者６０に与えられているのと実質的に同時に、通常電極から成るセンサー２８を使用して被験者６０からＥＥＧが検出される。電極は通常、被験者６０の頭頂に配置される１つの能動電極、被験者６０の首に配置される基準電極、及び被験者６０の鎖骨に配置されるグランド電極を含む。もちろん、他の電極の配置が利用されてもよい。また、４つ以上の電極を使用することも可能である。
【００４０】
次に、検出されたＥＥＧデータは検出されたＥＥＧデータをＡＤＣ１８の入力範囲に対して適当なレベルに増幅する増幅器３０に送られる。増幅器３０は１０,０００の利得（または、ゲイン）を使用する。増幅されたＥＥＧデータは次に、ＡＤＣ１８がエイリアシング（aliasing）無しでサンプリングを行うことができるように、検出されかつ増幅されたＥＥＧデータをフィルタリングするフィルター３２に送られる。フィルター３２は３００Ｈｚのローパス設定及び、１Ｈｚのハイパス設定に設定されてもよい。ＡＤＣ１８は濾波されたＥＥＧデータを受信し、約１０００Ｈｚのレートでサンプリングする。サンプリングレートはフィルター３２の設定に依存する。他のサンプリングレートが使用されてもよいが、しかしながら、当業者には明らかなように、ナイキスト周波数（Nyquist rate）を違反しないことが条件である。
【００４１】
図１ａに示されている客観的聴能測定試験装置１０は装置の較正を行うために使用される減衰回路等の、他の回路を含んでもよい。補聴器等を使用した場合の試験等の他の聴能測定試験を行うために、客観的聴能測定試験装置１０に他の回路が加えられてもよい。補聴器を使用した試験において、被験者６０は少なくとも１つの補聴器を備え、客観的聴能測定試験装置１０は補聴器の利得を変更することにより、被験者６０が被験者６０に自由音場スピーカーを介して与えられるＳＳＡＥＰ刺激を聞くことができるように構成される。
【００４２】
客観的聴能測定試験装置１０は多様な様式で実施することができる。例えば、異なったタイプのコンピューターを使用することができるだろう。さらに、データ取得ボード１４は複式の入力（ＡＤＣ）及び複式の（ＤＡＣ）を備えていてもよい。ＳＳＡＥＰ応答のＳＮＲ（Ｓ／Ｎ比）を増大させるために、ＳＳＡＥＰ応答が被験者６０の複数の電極で記録され、これらの電極から得られる複数のＥＥＧデータが使用される場合に、複式の入力が使用されてもよい。
【００４３】
さらに、ＥＥＧデータポイントの分散が少なくとも１つのダイポールソース（dipole source）に射影され、ダイポールソースに関係のないデータがＥＥＧデータから排除され、それにより信号をノイズから分離する主成分分析（principal component analysis）またはソース分析（source analysis）が使用されてもよい。また、被験者の両耳に送られる音声刺激を生成するために複式の出力（例えば、８つのＤＡＣ）が使用されてもよい。この構成はＳＳＡＥＰ刺激の複数の成分を他の成分とは独立に操作することを可能にする。例えば、複式のＤＡＣは、ＤＡＣチャネルの１つを介して与えられた、特定のＳＳＡＥＰ刺激が重要になった場合、帯域限定された雑音マスキング（band limited noise masker）の強度を増大することを可能にする。
【００４４】
ＭＡＳＴＥＲ（複式聴覚定常状態応答（Multiple Auditory Steady State Response））と呼ばれるソフトウェアプログラム４０はユーザーが被験者６０に実施する特定の聴覚試験を選択することを可能にする。ソフトウェアプログラム４０は好まれるものとして、National Instrumentsから入手可能なLabVIEWを使用してプログラムされるが、もちろん他のソフトウェアパッケージを使用して実施されてもよい。ソフトウェアプログラム４０は（図を簡潔にするために図１ａには全てが図示されていない）複数のモジュールを含む。
【００４５】
ソフトウェアプログラム４０は信号生成器モジュール４２及び変調器モジュール４４を介した試験信号の生成を制御する。ソフトウェアプログラム４０はまた、オペレーターが以下に詳細に説明される複数の客観的聴能測定試験から特定の試験を選択することを可能にする。信号生成器モジュール４２はＳＳＡＥＰ刺激で使用される搬送波信号のためのデータ列（data series）を生成する。信号生成器モジュール４２は通常、これらの搬送波信号を振幅変調及び（または）周波数変調するために変調器モジュール４４を利用する。ソフトウェアプログラム４０は次に、実施されている聴覚試験のプロトコルに従ってアナログからデジタルへの変換及びデジタルからアナログへの変換を制御する。
【００４６】
ソフトウェアプログラム４０は次に、ノイズリダクションモジュール４８及び応答検出モジュール５０を含む分析モジュール４６を介して、検出されたＥＥＧデータを分析する。上述したように、ＳＳＡＥＰ応答のＳＮＲは非常に小さい。それゆえ、検出されたＥＥＧデータはバックグラウンドノイズを減少させるために処理されなければならない。すなわち、ノイズリダクションモジュール４８はサンプル重み付け平均化（sample weighted averaging）、時間平均化（time averaging）、及び（または）適応性アーティファクト除去（adaptive artifact rejection）を利用してもよい。（これらの技術ついては、後で詳細に説明する。）
【００４７】
ノイズを減少した信号は次に、データ中に少なくとも１つのＳＳＡＥＰ応答が存在するかを決定するために検出モジュール５０に送られる。検出モジュール５０は、後で詳細に説明される位相重み付けｔ検定（phase weighted t-test）、位相区間技術（phase zone technique）、またはＭＲＣ法（modified Rayleigh test of circular uniformity method）を利用してもよい。
【００４８】
ソフトウェアプログラム４０はまた、ディスプレイ３６に周波数領域（frequency domain）で結果を表示することができる。ソフトウェアプログラム４０はまた、他のプログラムによる、さらなる詳細な分析のために、ハードディスク等の格納装置３４に試験結果を保存することができる。ソフトウェアプログラム４０はまた、プリンター（図示せず）によって試験結果を印刷することを可能にする。
【００４９】
ソフトウェアプログラム４０はまた、複数のデータベースＤ１−Ｄｎを含むマスターデータベース５２と通信することができる。図を簡潔にするために、図１にはこれらのデータベースのうち３つだけが図示されている。データベースはＳＳＡＥＰ試験のために、多様なパラメーターに関連する、被験者のサンプルの母集団（sample population）からの基準データ（normative data）を含む。例えば、データベースは増大した振幅でＳＳＡＥＰ応答を誘発するために調節された、振幅変調及び周波数変調された成分を持った最適ベクトルＳＳＡＥＰ刺激（optimal vector SSAEP stimuli）を生成するために使用することができる基準位相データを含む。データベースはさらに、多様なＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅に関する情報を含む。
【００５０】
ソフトウェアプログラム４０は連続的で、かつインタラクティブな画面から成るグラフィックユーザーインターフェースを備える。これらのインタラクティブな画面はユーザーがソフトウェアプログラム４０を制御し、所望の聴覚試験を実施し、試験結果を分析することを可能にする。インタラクティブな画面はメイン画面（Main screen）、刺激設定画面（Stimulus Set Up screen）、刺激ビュー画面（View Stimulus screen）、パラメーター記録画面（Recording Parameters screen）、データ記録画面（Record Data screen）、データ処理画面（Process Data screen）、及び多様な試験結果一覧画面（Test Result summary screen）を含む。
【００５１】
メイン画面はユーザーが実施する特定の聴能測定試験を選択することを可能にする。メイン画面はまた、ユーザーが利用可能な他の多様な画面をナビゲート（または、操縦する）ことを可能にする。
【００５２】
刺激設定画面はユーザーが多重ＳＳＡＥＰ刺激に組み合わされ、被験者６０の両耳に与えられる、最大８つのＳＳＡＥＰ試験信号を規定することを可能にする。本発明の他の実施例においては、９つ以上の刺激が与えられてもよい。例えば、被験者６０の各々の耳に８つの刺激が与えられ、計１６個の刺激が与えられてもよい。ユーザーは特定の種類のＳＳＡＥＰ刺激のために、搬送波信号の周波数（すなわち、搬送波周波数）、変調信号の周波数（すなわち、変調周波数）、振幅変調の深さ（amplitude modulation depth）、刺激の強度、及び振幅変調成分の位相に対する周波数変調成分の位相を規定することができる。
【００５３】
したがって、刺激設定画面はユーザーが振幅変調試験信号（ＡＭ）、周波数変調試験信号（ＦＭ）、振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号（以下、混合変調またはＭＭ（mixed modulation）と呼ぶ）、最適ベクトルによって振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号（ＯＶＭＭ（optimum vector combined amplitude modulation and frequency modulation））、並びに、独立な振幅変調及び周波数変調試験信号（ＩＡＦＭ（independent amplitude modulation and frequency modulation））から構成されるＳＳＡＥＰ刺激を選択することを可能にする。さらに、ユーザーはまた、特定の変調信号を選択することによって搬送波の包絡線（envelope）を規定することができる。詳細に述べると、ユーザーは変調信号として正弦波信号を選択することもできるし、また、変調信号として指数変調（exponential modulation）信号を選択することもできる。例としての指数変調信号は２、３、４または５の指数を持つ正弦波を含む。あるいは、分数の指数が使用されてもよい。
【００５４】
搬送波周波数及び変調周波数が選択された後、信号生成器４２は搬送波信号及び変調信号のサイクルの整数（integer number of cycle）がＤＡＣ１６の出力バッファ及びＡＤＣ１８の入力バッファに適合することができることを確実にするために、これらの周波数を調節する。これは生成された音声刺激のスペクトルのスプレッド（spectral spreading）、及びＡＤＣ１８によってデジタル化される、検出されたＥＥＧデータのスペクトルのスプレッドを防ぐために重要である。信号生成器４２はまた、試験信号の包絡線の振幅を増大させ、変調の深さ（modulation depth）を補正するために、被験者６０に一定の最高最低振幅（peak to peak amplitude）または一定の平方自乗平均（ＲＭＳ）振幅を持った試験信号を与えるために使用されてもよい。
【００５５】
信号生成器４２はまた、トーン（または、一定のピッチの音声）、広帯域ノイズ、ハイパスノイズ、ローパスノイズ、またはバンドパスノイズ（これらは変調されていても変調されていなくてもよい）から成る刺激を生成することができる。ノイズの場合、信号生成器４２はユーザーがバンドパス（band-pass）とバンドストップ（band-stop）領域との間にある変移領域のロールオフ（roll-off）を含むノイズのバンドパス及びバンドストップ特性を調節することが可能であるように構成されてもよい。実施例において、客観的聴能測定試験装置１０はＤＡＣ１６のサーキュラーバッファ（circular buffer）を使用する。しかしながら、ノイズ刺激の場合、データがバッファの一方の半分から読み出され、もう一方の半分に書き込まれる二重緩衝技術（double buffering technique）が組み込まれてもよい。バッファに書き込まれたデータは次に、データが読み出される側のバッファの半分にシフトされる。
【００５６】
パラメーター記録画面はユーザーがＡＤＣ１８のレート、（ＡＤＣレートの倍数である）ＤＡＣ１６のレート、及び時間区分の継続期間（epoch duration）（すなわち、ＡＤＣ１８に含まれる入力バッファのサイズ）を規定することを可能にする。ユーザーはまた、アーティファクト除去レベル、較正係数、位相調整係数、及びオンライン計算（または、リアルタイムでの計算）が重み付けされたデータ行われるか、または重み付けされていないデータ（すなわち、生データ）で行われるかを規定してもよい。ユーザーはまた、AT-MIO-16e-10ボード等の増幅器を備えたデータ取得ボードに対する増幅値を選択してもよい。アーティファクト除去レベルは絶対閾値（absolute threshold value）、または検出されたＥＥＧデータの高周波数領域の平均振幅に基づいて決められてもよい。
【００５７】
刺激ビュー画面はユーザーが被験者６０に与えられるＳＳＡＥＰ刺激を見ることを可能にする。刺激ビュー画面はまた、ユーザーがＳＳＡＥＰ刺激の振幅スペクトルを見ることを可能にする。
【００５８】
データ記録画面はユーザーがサンプリングされている現在の時間区分に対する検出されたＥＥＧデータを見ることを可能にする。ユーザーはまた、平均スイープまたは平均掃引（average sweep）のスペクトルを見ることができる。（スイープ（または、掃引）とは時間区分の連鎖のことであり、平均スイープ（または、平均掃引）とは複数のスイープの平均化の結果のことである。）平均スイープが表示された場合、ＥＥＧデータのＳＳＡＥＰ応答の周波数はバックグラウンドのＥＥＧの活動（すなわち、バックグラウンドノイズ）との比較を容易にするためにハイライト（または、強調表示）されてもよい。データ記録画面はまた、ユーザーがＥＥＧデータの取得を制御することを可能にする。さらに、データ既得画面はユーザーがＳＳＡＥＰ刺激に対する少なくとも１つのＳＳＡＥＰ応答の存在を検出するためにＥＥＧデータに対して実施されている統計的分析の数値的及びグラフィカルな結果の両方を見ることを可能にする。
【００５９】
データ処理画面はユーザーが１人または複数の被験者からのスイープまたはＳＳＡＥＰ応答を含むデータの組を見たり、格納したり、組み合わせたり、または分析したりすることを可能にする。データの組は最終的な平均化に取り込まれる各スイープが、それが生成されたデータの数によって、または組み合わされたデータの組の数によって重み付けされるように組み合わされてもよい。データの組はまた、ユーザーが、例えば派生バンド応答または導バンド応答（derived-band response）を計算することを可能にするために、減算されてもよい。
【００６０】
ソフトウェアプログラム４０はデータの収集及び表示に対してオプションを持つ。例えば、臨床上の聴能測定装置に一般的に組み込まれているように、複数の試験が自動的に行われるように複数の臨床上のプロトコル（例えば、異なった刺激強度や異なったＳＳＡＥＰ刺激を備えたプロトコル）に対するパラメーターをパラメーターファイルに格納することができる。異なったＳＳＡＥＰ刺激及び異なった刺激強度レベルを組み込んだ試験に対する結果は多様な試験一覧画面に表示することができ、被験者６０の全ての聴能測定試験の結果が、例えば、通常の聴力図の形式で表示されてもよい。
【００６１】
客観的聴能測定試験装置１０のもう１つの実施例において、聴力試験が半自動的または全自動的に実施されてもよいし、補聴器の調節のために聴能測定試験装置が使用されてもよい。補聴器の調節の場合、実施された補聴器を付けた状態での結果に基づいて、客観的聴能測定試験装置１０によって補聴器の利得が調節されてもよい。例えば、補聴器の較正中、特定の周波数領域の与えられたＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答が検出されない場合、その特定の周波数領域に対する補聴器の利得は自動的に増大される。この実施例の場合、客観的聴能測定試験装置１０はリボンケーブル等の物理的な接続を使用して、または（移植された刺激器等の）他の生物医学的装置で使用されているようなＲＦ遠隔測定法を介して補聴器と通信できるように構成される。
【００６２】
図１ｂは客観的聴能測定試験装置１０によって実施される概略的なステップを図示している。客観的聴能測定試験装置１０は最初にステップＭ１で、被験者６０の聴覚システムの特徴を試験するために適当な試験信号を生成する。試験信号はトーン、ノイズ、振幅変調信号、周波数変調信号、最適ベクトルによって振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号、独立な振幅変調及び周波数変調試験信号、指数変調信号によって変調された包絡線を持った信号等を含む多様な信号を含む。すなわち、このステップは試験信号を選択し、変調された試験信号を得るために試験信号を変調することから成る。この処理はまた、試験信号が少なくとも１つの変調された試験信号から成るように、１つ以上の試験信号に対して行われてもよい。
【００６３】
次のＭ２ステップは刺激を生成し、その刺激を被験者６０に与えるために試験信号を変換する。次のＭ３刺激は刺激の送信と同時に、被験者６０のＥＥＧデータを記録する。刺激の送信及びＥＥＧデータの取得は目的の信号を正確に捕らえるために客観的聴能測定試験装置１０で同期が取られる。次のＭ４ステップはＥＥＧデータに応答が存在するかを決定するために記録されたＥＥＧデータを分析することから成る。このステップは通常、ＥＥＧデータに対してノイズリダクション法を実施すること、及びノイズリダクションされたデータに検出法を適用することを含む。次のＭ５ステップは試験結果をレポートすることから成る。図１ｂで概略的に図示されたステップは通常、各ステップを数回繰り返す実際の聴能測定試験の一部である。これらの特定の聴能測定試験及び、それに含まれるこれらのステップは以下に詳細に説明される。
【００６４】
（ＳＳＡＥＰ検出）
多重ＳＳＡＥＰ刺激の送信中に検出されたＥＥＧデータはＳＳＡＥＰ刺激の複数の成分及びバックグラウンドノイズが重なり合った応答を含む。したがって、時間領域（time domain）でＳＳＡＥＰ応答を識別することは困難である。しかしながら、例えば高速フーリエ変換（ＦＦＴ）を使用してＥＥＧデータを周波数領域（frequency domain）に変換してしまえば、各ＳＳＡＥＰ応答の振幅及び位相は多重ＳＳＡＥＰ刺激の各変調信号の特定の周波数で測定することができる。
【００６５】
上述したように、ＳＳＡＥＰ応答のＳＮＲは非常に小さい。したがって、ＳＳＡＥＰデータのＳＮＲを増大させるためには膨大な量のＥＥＧデータを収集する必要がある。ＳＳＡＥＰ応答のＳＮＲを増大させるための一般的な手法はアーティファクト除去及び時間平均化を含む。これらの技術は聴能測定の臨床上または研究上分野で一般的であり、これらの手法は分析モジュール４６によって実施される。
【００６６】
上述したように、ＥＥＧデータの時間区分はＳＳＡＥＰ試験中に取得される。アーティファクトはデータを劣化させ、顔面の筋肉の動き等の、脳以外の電位によるノイズのスパイクを導入する。したがって、アーティファクト除去は時間区分が８０μＶ等の閾値レベルより大きいデータポイントを含むかを決定するために各時間区分を分析することを必要とする。アーティファクト除去は時間平均化等のノイズリダクション技術をより効率的にするためにスプリアスノイズ（spurious noise）を排除するときに有効である。ノイズリダクションモジュール４８は記録された時間区分のアーティファクト除去を実施するために構成される。時間区分が排除された場合、アーティファクト除去閾値を超えない次の時間区分が、容認された直前の時間区分に連鎖される。ＳＳＡＥＰ応答を誘発するＳＳＡＥＰ刺激は各時間区分がＳＳＡＥＰ応答の整数個の期間を含むように構成されるので、連鎖処理はデータ上に不連続性を生じさせない。
【００６７】
時間平均化はスイープを形成するために時間区分を連鎖することを含む。次に、複数のスイープが時間に対して平均化された平均スイープを産出する。時間平均化は刺激に対して時間的にロックされていない（または、時間的に結びついていない）バックグラウンドノイズの活動のレベルを減少させる。平均スイープが得られた後、それはＦＦＴを介して周波数領域に変換される。ここで、ＳＳＡＥＰ応答は単一または固有の周波数で発生し、ノイズは（周波数に関係なく）広帯域で発生するので、スイープの継続時間の増大は単一のＦＦＴビン（FFT bin）に含まれるＳＳＡＥＰ応答の振幅に影響を与えずに、より多くのＦＦＴビンにバックグラウンドノイズのパワーを分散させる。したがって、スイープの継続時間には重要な意味がある。すなわち、スイープの継続時間の増大はＦＦＴの周波数分解能を増大させる。
【００６８】
ＦＦＴから取得可能な特定の周波数は、１／（Ｎｔ）で表されるＦＦＴの分解能の整数倍である。ここで、Ｎはデータポイントの数であり、ｔはサンプリングレートである。１つの可能な実施例は１０００Ｈｚのレート、１０２４ポイントの時間区分長、及び１６時間区分（１６epoch）の長さ（１６,３８４ポイント）のスイープである。したがって、結果としての周波数分解能は０.６１Ｈｚ（1/(16*1.024*0.001)）であり、ＦＦＴの周波数の領域（frequency region）はＤＣ（０Ｈｚ）から５００Ｈｚの間に広がる。あるいは、スイープは８時間区分長または１２時間区分長であってもよい。
【００６９】
検出モジュール５０はＳＳＡＥＰ応答が存在しない、振幅スペクトル（すなわち、ＦＦＴ）の周辺の周波数から得られるノイズの推定を与えてもよい。記録されたデータにＳＳＡＥＰ応答が全く存在しない場合、応答が起こるべき変調周波数のパワーは周辺の周波数のノイズパワーの範囲内にある可能性がある。そこで、結果としてのＦＦＴの変調周波数の振幅がノイズの推定と統計的に異ならないことの可能性を推定するためにＦ−比（F-ratio）が使用されてもよい。
【００７０】
可能性が０.０５より小さい場合（ｐ＜０.０５）、ＳＳＡＥＰ応答はノイズとは明らかに異なると考えられるので、被験者６０はＳＳＡＥＰ刺激を聞き取っていると考えられる。もちろん、ｐ＜０.０１等のより厳しい基準が選択されてもよい。実施例において、客観的聴能測定試験装置１０は変調の周波数に関連した振幅スペクトル中の各ＳＳＡＥＰ応答がＳＳＡＥＰ応答を含むＦＦＴビン（FFT bin）に対して６０ノイズビン（noise bin）以上、及び６０ノイズビン以下のＦＦＴデータと比較される条件でＦ−比を与える。したがって、この比は２及び２４０度の自由度を持ったＦ−統計として評価される。
【００７１】
客観的聴能測定試験装置１０はさらに、アーティファクト除去を実施可能なノイズリダクションモジュール４８を備え、そこにおいて、時間区分は高周波数の動作に基づいて排除される。低周波数（例えば、２０Ｈｚ以下）で高振幅のＥＥＧ活動は検出されたＥＥＧデータの振幅の優位を占めるので、単に検出された電位に基づいて閾値を選択するアーティファクト除去はあまり効果的ではない。すなわち、７０から２００Ｈｚの周波数領域のＳＳＡＥＰ応答の付近のノイズは記録されたＥＥＧデータにおいて適切に表されない。したがって、高周波数のＥＥＧノイズの平均振幅（mean amplitude）に基づいて時間区分を排除するほうが、より適切な処理といえる。
【００７２】
ノイズリダクションモジュール４８はまた、時間区分のデータポイントの統計的特性に依存して適応性閾値（adaptive threshold value）が計算される、適応性アーティファクト除去法（adaptive artifact rejection method）を利用してもよい。この方法は時間区分中のデータポイントの標準偏差を計算すること、及び閾値を計算された標準偏差値の２倍に設定することを含む。時間区分がこの閾値制限を越えるデータを含む場合、時間区分は排除される。この排除法は被験者から検出されたＥＥＧデータが記録された後に、オフラインで（すなわち、一連の試験終了後に）実施されてもよいし、被験者から検出されたＥＥＧデータが記録されている間にオンラインで（すなわち、リアルタイムで）実施されてもよい。
【００７３】
オンラインのアーティファクト除去法は排除された時間区分の数に基づいて、被験者６０からどの程度の数のＥＥＧデータが記録される必要があるかを示してもよい。あるいは、適応性アーティファクト除去は時間区分がＳＳＡＥＰ応答が起きる可能性がある周波数領域（すなわち、７０から１１０Ｈｚまたは１２０から２５０Ｈｚの周波数領域）と実質的に等しいパスバンドを持ったバンドパスフィルターによって濾波された後に行われてもよい。あるいは、アーティファクト除去閾値を適切に設定するために他の統計的方法が使用されてもよい。
【００７４】
ノイズリダクションモジュール４８はさらに、検出されたＥＥＧデータのノイズを減少させるためにサンプル重み付け平均化（sample weighted averaging）を利用してもよい。サンプル重み付け平均化法において、時間区分は十分な継続時間を持ったスイープに連鎖される。スイープが行であり、時間区分が列であるマトリックスを形成するように、複数のスイープが整列される。各スイープが濾波された後、各列の時間区分はＳＳＡＥＰ応答が存在する周波数領域に対して局所的なノイズの分散の推定値によって重み付けされる。
【００７５】
スイープのバンドパス濾波は、パスバンドがＳＳＡＥＰ応答が発生する可能性がある周波数領域と実質的に等しいフィルターによって行われるので、ノイズの分散の推定はＳＳＡＥＰ応答が存在する周波数領域に対して局所的となる。例えば、バンドパスフィルターのパスバンドは７０から１１０Ｈｚであってもよい。次に、時間区分はノイズの分散が標準化された後、このノイズ分散の逆数によって重み付けされる。そして、スイープを産出するために重み付けされた時間区分がマトリックスの列に沿って足し合わされる。結果として生ずるスイープは、複数のスイープに対して単に時間平均化を実施しただけのものに比べて減少したノイズ成分を持ったスイープとなる。あるいは、定常状態応答の振幅がノイズ推定から取り除かれる、ノイズ重み付け平均化（noise weighted averaging）が使用されてもよい。
【００７６】
擬似コード形式（pseudo-code format）において、サンプル重み付け平均化は以下のステップに従って実施される：
ａ）ＳＳＡＥＰ刺激を送信しながら、被験者６０からＥＥＧデータを検出している間に複数の時間区分を取得すること；
ｂ）時間区分を連鎖することによって複数のスイープを形成すること；
ｃ）複数の濾波されたスイープを得るために各スイープを濾波すること；
ｄ）スイープが行であり、複数のスイープの時間区分が列である第１マトリックスを形成するために各スイープを整列し、さらに、重み付けを計算するために使用される濾波されたマトリックスを形成するために同様な様式で濾波された各スイープを整列すること；
ｅ）濾波されたマトリックスの各時間区分に対するノイズ分散推定値を得るために、濾波されたマトリックスの各時間区分の分散を計算すること；
ｆ）各時間区分に対する標準化されたノイズ分散推定値を得るために、濾波されたマトリックスの各時間区分に対するノイズ分散推定値を、時間区分を含む濾波されたマトリックスの列に沿って時間区分に対するノイズ分散推定値を全て足し合わせた値で割ることによって、濾波されたマトリックスの各時間区分のノイズ分散推定値を標準化すること；
ｇ）各時間区分に対する重み付けを得るために、標準化されたノイズ分散推定値の各々を反転し（または、逆数をとり）、複数の重み付けされた時間区分を得るために、第１マトリックスの各時間区分に、対応する重み付けを乗算すること；
及び、
ｈ）単一の推定値を得るために、第１マトリックスの全ての重み付けされた時間区分を第１マトリックスの列に沿って足し合わせること。
【００７７】
図２ａ−２ｈを参照すると、サンプル重み付け平均化及び（高周波数領域の平均振幅に基づいた）アーティファクト除去が通常の平均化と比較されている。これらの結果はサンプル重み付け平均化が高いＳＮＲを持ったＳＳＡＥＰ応答を生ずることを示している。図２ａは雑音のある記録（すなわち、記録中に、図２ａにおいて矢印で示されている多くのアーティファクトが存在する記録）に対する記録されたＥＥＧデータの振幅のヒストグラムを示している。図２ｂは雑音のない記録（すなわち、記録中にアーティファクトがあまり存在しない記録）に対する記録されたＥＥＧデータの振幅のヒストグラムを示している。図２ａ及び２ｂのデータポイントは５０ｄＢＳＰＬの８個の試験信号から成る多重ＳＳＡＥＰ刺激が与えられた、同じ被験者から得られたものである。
【００７８】
図２ｃ及び２ｄは標準平均化（すなわち、通常の平均化）を使用してデータを分析した結果を示している。検出されたＳＳＡＥＰ応答は黒い矢印で示されている。図２ｃにおいては、８個のＳＳＡＥＰ応答のうち４個だけが検出されているが、図２ｄにおいては８つの全てのＳＳＡＥＰ応答が検出されている。図２ｅ及び２ｆはサンプル重み付け平均化を使用してデータを分析した結果を示している。図２ｅでは７つのＳＳＡＥＰ応答が検出されており、図２ｆでは８つのＳＳＡＥＰ応答が検出されている。すなわち、図２ｅを２ｃと比較すると、サンプル重み付け平均化はＳＳＡＥＰ応答の平均ＳＮＲを約２倍に増大させると共に、図２ｃで検出されていない３つのＳＳＡＥＰ応答を検出している。図２ｇ及び２ｈは高周波数領域でのＥＥＧデータの平均振幅に基づいた振幅排除（amplitude rejection）を使用して、ＥＥＧデータを分析した結果を示している。図２ｇはこの形式のアーティファクト除去が７個のＳＳＡＥＰ応答の検出を生じさせたことを示しており、図２ｈは８個のＳＳＡＥＰ応答が検出されたことを示している。
【００７９】
次に、検出モジュール５０を参照すると、記録されたＥＥＧデータ中のＳＳＡＥＰ応答の存在を検出するために位相重み付けｔ検定（phase weighted t-test）が使用されている。位相重み付けｔ検定はＳＳＡＥＰ応答についてのアプリオリ（仮定された公理）に基づいてＳＳＡＥＰ応答を検出するために、データの偏らせ（data biasing）を利用している。詳細に述べると、ＳＳＡＥＰ応答の位相が判っている場合、統計的分析（すなわち、検出方法）が多様な位相を持ったノイズデータより予期された位相に近い位相を持ったＳＳＡＥＰ応答をより多く認識することができるように、ＥＥＧデータを偏らせることができる。データポイントの偏らせ（または、バイアシング（biasing））は位相期待値（または、予期された位相値）に近い位相を持ったＳＳＡＥＰ応答により大きな重み付けを与える重み付け関数（weighting function）を利用することによってなされる。位相重み付けｔ検定はＳＳＡＥＰ応答が検出される可能性があるレベルに対して経験的な補正を必要とせずに、位相重み付け（phase weighting）を行うことを可能にする。
【００８０】
記録されたＥＥＧデータはＦＦＴによって処理されるので、結果的なデータポイントは２次元であり、実数成分と虚数成分を持つ。ＳＳＡＥＰ応答及び周辺のノイズを表すＦＦＴビンは以下の式を使用することにより位相期待値の方向を向いた１次元上に射影することができる。
【数４】
0004707920.tif 000002
ここで、Ｐｉは射影された値であり；ａｉはＦＦＴ成分（すなわち、ビン）の振幅であり；θｉはＦＦＴ成分の位相であり；θｅは応答の位相期待値である。
【００８１】
そして、ノイズを含む射影されたＦＦＴ成分の振幅に基づいた信頼限界（confidence limit）の上限はｐ＜０.０５（偽陽性（false positive）の数を減らすためにはｐ＜０.０１でもよい）の条件で、片側スチューデントｔ検定（one tailed Student t test）を使用して推定することができる。そして、検出されたＳＳＡＥＰ応答の周波数と同じ周波数を持ったＦＦＴ成分の射影された値が信頼限界の上限より大きい場合、ＳＳＡＥＰ応答は統計的にみてノイズより明らかに大きいものとして識別される。
【００８２】
ＥＥＧのデータポイントに対して位相重み付けｔ検定を利用するためのステップは以下のステップを含む：
ａ）ＥＥＧのデータポイントから複数のスイープを形成する；
ｂ）複数の平均化されたデータポイントを得るために、複数のスイープを平均化すること；
ｃ）応答が発生すべき領域及び（ノイズ推定のための）その付近の領域の周波数領域に対してフーリエ成分が計算されるように、平均化された複数のデータポイントに対する複数のフーリエ成分を計算すること；
ｄ）ステップ（ｃ）で計算された複数のフーリエ成分に対する振幅（ａｉ）及び位相（θｉ）を計算すること；
ｅ）以下の式に従って偏りのあるデータポイント（biased data point）（ｐｉ）を得るために振幅（ａｉ）に偏らせること；
【数５】
0004707920.tif 000003
ここで、θｅは位相期待値である。（これは応答が発生すべき領域のフーリエ成分及び、ノイズを表す前記領域に隣接したフーリエ成分に対して行われる）；
ｆ）応答が発生すべきフーリエ成分の付近のノイズを表す、偏らされた振幅に対して、片側スチューデントｔ検定を使用して信頼限界の上限を計算すること；
ｇ）偏らされた振幅が信頼限界の上限より大きいかを決定するために、応答が発生すべきフーリエ成分の偏らされた振幅を信頼限界の上限と比較すること。
【００８３】
応答に対する偏らされた振幅が信頼限界の上限より大きい場合、応答が検出され、そうでない場合、応答は検出されない。上述の方法において、ノイズリダクションモジュール４８により、複数のデータポイント中のＥＥＧのバックグラウンドノイズの振幅を減少させるために、いくつかの予備処理技術がなされてもよいことは理解されなければならない。これらの予備処理技術はアーティファクト除去、適応性アーティファクト除去、時間平均化、及びサンプル重み付け平均化を含む。
【００８４】
図３ａ及び３ｂを参照すると、複数のサンプルデータに対する位相重み付けｔ検定の使用が図示されている。図３ａは応答７０が円７２で示されている信頼限界の上限内にあることを示している。信頼限界の上限７２は２次元Ｆ統計（F-statistic）を使用して、前述の処理に従って得られたものである。ＳＳＡＥＰ応答７０は信頼限界の上限７２より大きくないので、ＳＳＡＥＰ応答７０は統計的に有意（significant）でない（すなわち、検出されない）。
【００８５】
しかしながら、ＳＳＡＥＰ応答の位相期待値が、例えば１０４度であるべきであることが判っている場合、図３ｂに示されている位相重み付けｔ検定を使用することができる。ノイズの結果を表すＦＦＴ成分を偏らせることにより（すなわち、図３ｂの白い円）、信頼限界の上限７６は図示されているような放物線となる（実際の信頼限界の上限は放物線と位相期待値の交点の一点である）。放物線７６の頂点が円７２に比べて原点に近く、実際の位相（すなわち、測定された位相）が予期された位相に近い場合、ＳＳＡＥＰ応答が検出されやすくなることが示されている。ＳＳＡＥＰ応答はここで、１０４度の位相期待値に射影することによって偏らされている。ＳＳＡＥＰ応答７４は射影されたノイズ測定の信頼限界７６を超えて拡張している。したがって、ＳＳＡＥＰ応答は統計的にみて有意（significant）であり、図３ａに示されているのと同じ数のノイズデータから検出することができる。
【００８６】
多重ＳＳＡＥＰ応答を誘発する複数の信号を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激の場合、位相重み付けｔ検定は予期されるＳＳＡＥＰ応答の全てに対して繰り返される。各応答は多様な搬送波周波数を持った信号によって誘発されるので、それらは異なった位相期待値を持つ。
【００８７】
測定された位相と予期された位相との差に基づいて振幅を偏らせるための式（１）は、使用される重み付け関数に依存して広げられてもよいし、狭められてもよい。例えば、位相期待値から離れた値に対してより強い制限を与えるために、式（１）のコサインによる重み付けはコサイン２乗（cosine squared）関数に置き換えられてもよい。あるいは、重み付け関数の「狭さ」は位相期待値の基準被験者間分散（normative inter subject variance）または基準被験者内分散（normative intra subject variance）に従って調節されてもよい。例えば、マスターデータベース５２内に含まれる基準データベース（normative database）の測定された位相値の標準偏差を標準化し、式（１）の予期された位相と観測された位相との間の差を重み付けするために使用することもできるだろう。
【００８８】
さらに、位相コヒーレンス（phase coherence）の測定値も位相重み付けｔ検定と全く同じ様式で位相期待値の向きに偏らせることができ、それにより、位相コヒーレンスの推定値が予期された位相と観測された位相との間の差によって偏らされてもよい。さらに、データを偏らせるためのこれらの方法は平均スイープ、単一のスイープ、または個々の時間区分内の応答を評価するためにも使用することができる。すなわち、平均スイープを計算せずに、各スイープまたは各時間区分に対するＳＳＡＥＰ応答を評価することによって応答の存在を統計的に評価することもできる。
【００８９】
位相期待値を規定するためにいくつかの手法を使用することができる。最初に、基準位相期待値（normative expected phase）のデータベースが収集され、マスターデータベース５２に格納される。これらの基準位相期待値は同様な刺激を与えられた（例えば、年齢及び性別が同じである）通常の被験者のグループから得られたＳＳＡＥＰ応答の平均位相（average phase）を収集することによって得ることができる。もう１つの手法は現在試験されている特定の被験者の、以前に記録されたデータから位相期待値を推定する方法である。例えば、６０ｄＢＳＰＬでのＳＳＡＥＰ応答が８０度の位相を持つ場合、５０ｄＢＳＰＬでの同様なＳＳＡＥＰ刺激を利用する試験中に記録されたＳＳＡＥＰ応答に対する位相期待値として、同じ値または僅かに小さい位相を使用してもよいだろう。あるいは、記録期間中の先行する複数のスイープから測定された位相を記録期間中の以後のスイープの位相の推定値を得るために使用してもよいだろう。
【００９０】
また、異なった搬送波周波数の別個のＳＳＡＥＰ刺激を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激の場合、任意の試験期間中に、統計的に有意とされた（すなわち、検出された）ＳＳＡＥＰ応答の位相を、その時点で有意でない（すなわち、検出されていない）ＳＳＡＥＰ応答の位相を推定するために使用することができるだろう。例えば、８０Ｈｚで振幅変調された１０００Ｈｚのトーンから成る搬送波信号を持ったＳＳＡＥＰ刺激に対する応答の位相が４５度であり、９０Ｈｚで振幅変調された４０００Ｈｚのトーンから成る搬送波信号を持ったＳＳＡＥＰ刺激に対する応答の位相が９０度であった場合、まだ統計的に有意でない８５Ｈｚで振幅変調された２０００Ｈｚのトーンから成る搬送波信号を持ったＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の予期される位相は６０度であると推定してもよいだろう。もちろん、他の補間法が使用されてもよい。
【００９１】
検出モジュール５０はさらに、記録されたＥＥＧデータのＳＳＡＥＰ応答の存在を検出するために、位相区間法（phase zone method）を実施するように構成されてもよい。従来技術の統計的検出方法はランダムに発生する位相の可能性に依存しているが、位相の分布が位相期待値から特定の角度の範囲（すなわち、目標位相範囲（target phase range））の内側にあることが予想される場合、統計的検出方法はより強力なものとなる。例えば、任意の応答の位相期待値が９０°である場合、位相値が位相期待値のＮ°内に入る確立は（Ｎ／３６０）である。したがって、Ｎが９０に設定され、位相期待値が７０°である場合、ＳＳＡＥＰ応答の無い記録中に計算された各位相値が２５°から１１５°の間（すなわち、目標位相値）に入る確立は４分の１である。
【００９２】
この例の場合、０.２５（すなわち、４分の１）の可能性の条件と共に二項式分析（binomial analysis）を使用することにより、目標位相値内に入る位相の数を目標位相値の外側に入る位相の数と比較することができる。しかしながら、計算された位相の分散が小さい場合、目標位相値も小さく設定することができる（すなわち、９０°以下の目標位相値を設定することができる）。目標位相値が小さくなると、二項確率指数（binomial probability index）も小さくなるので、これはＳＳＡＥＰ応答が比較的少ないＥＥＧデータポイントの数で統計的に有意となる（すなわち、検出される）ことを可能にする。
【００９３】
ＳＳＡＥＰに関して述べると、位相区間法はＦ−試験で行われるような、平均スイープを使用して行うものではなく、データの各スイープを分析することにより実施される。方法は以下のステップから成る：
ａ）被験者６０にＳＳＡＥＰ刺激を与えること；
ｂ）複数のデータポイントを得るために被験者６０に刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者６０からＥＥＧを検出すること；
ｃ）複数のデータポイントをスイープに分割すること；
ｄ）各スイープに対して、応答が発生すべき周波数に対するフーリエ成分を計算すること；
ｅ）各フーリエ成分に対する位相値を計算すること；
ｆ）目標位相値を計算すること；
ｇ）ステップ（ｅ）から目標位相値内の位相の数（Ｎａ）を計算すること；及び、
ｈ）Ｎａを分析することにより、複数のデータポイントが応答を含むかを決定するために、二項分析を使用すること。
【００９４】
目標位相値はマスターデータベース５２に格納されている、被験者及びＳＳＡＥＰ刺激の特徴または特性と相関のある、基準位相期待値（normative expected phase）のデータベースに基づいて計算することができる。
【００９５】
検出モジュール５０はさらに、ＭＲＣ法と呼ばれるもう１つの統計的な検出方法を実施するように構成されていてもよい。円状均一性のためのレイリー試験（ＲＣ（Rayleigh test of circular uniformity method））の変形体、すなわち、ＲＣ法に位相角度期待値（expected phase angle）の使用を組み込んだものを、改良された円状均一性のレイリー試験（ＭＲＣ（modified Rayleigh test of circular uniformity method））と呼ぶ。位相角度期待値が既知である場合、ＲＣ法を統計的により強力なものとすることができる。すなわち、ＭＲＣは以下の式に従って位相期待値を組み込んだ重み付け関数（weighting function）でＲＣ値を重み付けしたものである。
【数６】
0004707920.tif 000004
ここでθａはデータの組のベクトル平均角度（vector averaged angle）であり、θｅは角度期待値（expected angle）である。
【００９６】
検出モジュール５０はＳＳＡＥＰ刺激で使用される変調周波数で応答を検出することに加え、搬送波周波数で発生するＳＳＡＥＰ応答を検出するように構成されていてもよい。この場合、ＡＤＣ１８のサンプリングレートは搬送波周波数の領域の周波数成分が適当にサンプリングされるように拡張されなければならない。しかしながら、電磁誘導によって発生する刺激のアーティファクトがＥＥＧデータに加わり、データを歪めるので、このＥＥＧデータは解析するのが困難である。これらのアーティファクトは変換器２６の遮蔽及び、変換器２６の記録装置（すなわち、センサー２８、増幅器３０、及びフィルター３２）からの分離等の多様な技術によって減少させることができる。
【００９７】
さらに、（変換器の変換機能がエアチューブの濾波効果に対する補正を行うことができるという条件を満たせば）エアチューブが十分に長い挿入型イヤホンの使用は刺激アーティファクトの減少に有効である。刺激アーティファクトを除去するためのもう１つの技術は、ＳＳＡＥＰ応答がそれの強度に対して非線形性を示し、潜伏時間（latency）を変化させるのに対し、刺激アーティファクトがその振幅をＳＳＡＥＰ刺激の強度の変化に対して線形に変化させ、刺激アーティファクトの潜伏時間が一定であるという事実に基づくものである。すなわち、ＥＥＧデータが２つ以上の刺激強度で記録されている場合、刺激強度に対する刺激アーティファクトの線形性に基づいて刺激アーティファクトを除去するようなアルゴリズムを構築することができる。
【００９８】
（ＳＳＡＥＰ刺激）
客観的聴能測定試験装置１０は信号生成器４２を介して、ＳＳＡＥＰ刺激で使用することができる多様な試験信号を構築することができるように構成されてもよい。これらの試験信号はトーン、振幅変調信号（ＡＭ）、周波数変調信号（ＦＭ）、最適ベクトルによって振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号（最適ベクトル混合変調またはＯＶＭＭ）、独立な振幅変調及び周波数変調試験信号（ＩＡＦＭ）を含む。指数変調信号による包絡線変調を行うために信号生成器４２と共に変調器４４が使用されてもよい。信号生成器４２はまた、広帯域ノイズ、ハイパスノイズ、ローパスノイズ、またはバンドパスノイズ（これらの全ては変調可能されていても変調されていなくてもよい）から成る試験信号を生成してもよい。
【００９９】
信号生成器４２は振幅変調のレートが周波数変調のレートと等しくなるように、最適ベクトルによって振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号（ＯＶＭＭ）を生成する。さらに、ＯＶＭＭ試験信号の周波数変調された成分の位相は被験者から誘発されたＳＳＡＥＰ応答が増大された振幅を持つようにＯＶＭＭ試験信号の振幅変調された成分の位相に対して調節される。
【０１００】
図４ａ−４ｆを参照すると、ＡＭ試験信号（振幅変調された試験信号）から成るＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅（白い四角形）及びＭＭ試験信号（振幅変調と周波数変調が組み合わされた試験信号）から成るＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答（黒い四角形）が示されている。データは８人の被験者から収集された。ＳＳＡＥＰ応答は多様な搬送波周波数、刺激強度、及び周波数変調の深さに対して取得された。図４ａ−４ｆはＭＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答が多様な刺激強度及び搬送波周波数において、ＡＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答より大きな振幅を持つことを示していいる。
【０１０１】
ＭＭＳＳＡＥＰ刺激の周波数変調の深さは図４ａ−４ｃに対して２５％であり、図４ｄ−４ｆに対して１０％である。（周波数変調の深さはＳＳＡＥＰ刺激の搬送波周波数からの偏移を意味する。）振幅変調の深さは図に示されているＡＭＳＳＡＥＰ試験の結果に対して、全て１００％である。図４ａ−４ｃにおいて（すなわち、５０、４０、３０ｄＢＳＰＬにおいて）、ＭＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答の振幅はＡＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答に比べ、それぞれ３０％、４９％、２８％大きい。図４ｄ−４ｆは異なった８人の被験者のグループからの結果を示しており、ＭＭＳＳＡＥＰ刺激を使用した場合にＳＳＡＥＰ応答の振幅が、それぞれ２０％、７％、８％大きいことを示している。図はまた、約２５％の周波数変調の深さを使用したときに、閾値近辺で増強された応答の振幅を得ることが可能であることを示している。
【０１０２】
図４ａ−４ｈに示されている試験結果に対して、ＭＭＳＳＡＥＰ刺激は最適な振幅を持ったＳＳＡＥＰ応答を誘発するようには調節されていない。最適ベクトル混合変調信号（optimum vector mixed modulation signal）が使用された場合、ＳＳＡＥＰ応答の振幅は高周波数（すなわち、４０００から６０００Ｈｚ）試験結果に対して比較的大きくなる。また、１０％のＦＭの深さを持ったＭＭＳＳＡＥＰ刺激の使用が、ＡＭＳＳＡＥＰ刺激を使用したときに得られる応答の振幅に対する、ＳＳＡＥＰ応答の振幅の増大に対して、あまり効果がないことに注意する必要がある。というより、図４ｂ及び４ｃに示されているように、比較的大きな振幅のＳＳＡＥＰ応答を誘発するためには２５％のＦＭの深さが必要である。
【０１０３】
図５ａを参照すると、ＭＭＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分の位相に対するＦＭ成分の位相の調整が異なった振幅のＳＳＡＥＰ応答を生じることが示されている。位相の差が特定の値に設定された場合、応答は他の位相に対して最大になる。これは最適ベクトル混合変調刺激の基礎となる。この調整はＭＭＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答８０がＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分８２に対する応答とＳＳＡＥＰ刺激に対するＦＭ成分８４のベクトル加算になっているという原理に基づいている（そこにおいて、各成分は独立または、ほとんど従属しない）。ＡＭ成分８２に対するＳＳＡＥＰ応答は原点から始まるベクトルとして示されている。ＡＭ成分８２に対するＳＳＡＥＰ応答に加算されるＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分８４はＡＭ成分８２に対するＳＳＡＥＰ応答と異なる位相を持つ。
【０１０４】
これらのＳＳＡＥＰ応答はＳＳＡＥＰ刺激によって誘発され、そこにおいて、ＦＭ成分はＡＭ成分と同じ位相を持ち、ＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分とＦＭ成分との間の相対的な位相はゼロである。図５ａから明らかなように、これはＭＭ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答がＡＭ刺激単独に対する応答より小さくなる結果となる。図５ｂを参照すると、ＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分が０から３６０°の範囲でＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対して調節されている場合に、正弦波としてモデル化される応答８６の振幅の変化が示されている。ＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分の位相が増大するにつれて、ＦＭ応答のベクトル８４は時計回りに回転する。ｘ軸から応答曲線８８に向かって直線状に拡張するベクトルを描くことによって、ＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対して多様なＦＭ成分の位相差を持ったＭＭＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答を得ることができる。
【０１０５】
この直線はｘ軸上の、ＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対するＦＭ成分の位相差の点で描かれる。１つの可能な応答の例として、最大の応答振幅を持ったベクトル８６が点線で描かれている。この例の場合、ＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分に対する応答８４及びＳＳＡＥＰ刺激の振幅変調に対する応答８２は最適ベクトル混合変調（ＯＶＭＭ）刺激を生成するために整列されており（すなわち、直線状に並んでおり）、ＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分とＡＭ成分との間の相対的な位相がφのときに最大のＭＭ応答が発生することを示している。すなわち、図５ｂはＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分とＡＭ成分との間の相対的な位相が変化したときに、複数のＭＭ応答を使用して、どのように角度φを得ることができるかを示している。結果的なＳＳＡＥＰ応答の振幅は（図５ｂに示されているように）基線（baseline）にオフセットを持ったサイン波に一致させることができる。基線のオフセットの大きさはＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対する応答の振幅に等しく、サイン波の振幅はＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分の応答の振幅に等しい。
【０１０６】
これらの刺激は、ＡＭ成分とＦＭ成分との相対的な位相が任意である、通常のＭＭ刺激と区別するために、最適ベクトル混合変調（ＯＶＭＭ）刺激と呼ばれる。すなわち、ＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激は最大の振幅を持ったＳＳＡＥＰ応答を誘発するために使用することができる。大きな振幅を持ったＳＳＡＥＰ応答は大きなＳＮＲを持ち、比較的短い時間でのＳＳＡＥＰ応答の検出を可能にするため、これは非常に有効である。
【０１０７】
ＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激を使用した試験の処理は以下のステップに従う：
ａ）被験者から増大した応答が誘発されるように、試験信号のＦＭ成分の位相がＡＭ成分の位相に対して調節されている、振幅変調と周波数変調が組み合わされた少なくとも１つの信号を含む試験信号を生成すること；
ｂ）上述の試験信号生成は、ＦＭ成分の搬送波周波数に実質的に等しくなるようにＡＭ成分の搬送波周波数を選択し、ＦＭ成分の変調周波数に実質的に等しくなるようにＡＭ成分の変調周波数を選択することを含み；
ｃ）音声刺激を生成するために試験信号を変換し、被験者に音声刺激を与えること；
ｄ）被験者に音声刺激を与えるのと実質的に同時に、被験者から電位を検出すること；及び、
ｅ）電位が音声刺激に対する少なくとも１つの定常状態応答を含むかを決定するために検出された電位を分析すること。
【０１０８】
ＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激による試験は好まれるものとして、ＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対してＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分の位相を調節するために使用される、マスターデータベース５２に格納された基準最適位相値（normative optimal phase value）のデータベースを利用する。これは基本的に基準値のデータベースを生成することを必要とする。データベースはマスターデータベース５２に格納される。基準値のデータベースは被験者の特徴及び刺激の特性に対して相関のある位相差のデータ（すなわち、ＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分とＡＭ成分との位相の差）を含むことができる。被験者の特徴は通常、被験者の年齢、性別等を含む。刺激の特性はＦＭ成分またはＡＭ成分の搬送波周波数、刺激の強度、ＡＭ変調の深さ、ＦＭ変調の深さ等を含んでもよい。
【０１０９】
基準位相差データ（normative phase difference data）のデータベースを作成するためには以下のステップに従う：
ａ）試験される被験者のグループに相関のある、試験のためのサンプル母集団（sample population）を選択する、例えば、新生児に対して試験を実施する場合、年齢及び性別がほぼ一致した１００人の被験者のサンプルが試験される；
ｂ）サンプル母集団からＡＭ成分だけを含むＳＳＡＥＰ刺激に対する応答を含むＥＥＧデータ及び、ＦＭ成分だけを含むＳＳＡＥＰ刺激に対する応答を含むＥＥＧデータを記録する、この試験はステップ（ａ）の被験者のグループを試験するときに使用される刺激の各々に対して行うことが望ましい；
ｃ）記録されたＥＥＧデータのＳＳＡＥＰ応答を検出し、各ＳＳＡＥＰ応答の位相を測定する；
ｄ）ステップ（ｃ）で測定された、ＡＭ成分だけのＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答とＦＭ成分だけのＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答との間の位相の差を計算し、図５ｂに示されているような波形を得るために、（ＡＭ成分だけのＳＳＡＥＰ刺激に対する応答とＦＭ成分だけのＳＳＡＥＰ刺激に対する応答とのベクトルの足し合わせである）ＳＳＡＥＰ応答の振幅の結果をプロットする；
ｅ）ＡＭ成分及びＦＭ成分に対する応答の振幅のベクトル加算の結果が最大の振幅を生ずる位相差を見つけ出す。
そして、この位相値は試験される被験者から増大した応答を誘発するためにＯＶＭＭＳＳＡＥＰ刺激で使用される。
【０１１０】
信号生成器４２はまた、ＡＭ成分とＦＭ成分が互いに独立で、互いに独立なＳＳＡＥＰ応答を誘発する、ＡＭ成分及びＦＭ成分から成るもう１つの試験信号を生成することができる。この方法は複数の独立なＡＭ成分及びＦＭ成分を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激に対して利用することができる。試験信号は、独立な振幅変調及び周波数変調試験信号（ＩＡＦＭ）と呼ばれる。ＩＡＦＭ信号はＦＭ変調周波数と異なるＡＭ変調周波数を持つ。
【０１１１】
図６ａを参照すると、最上段に１００％の振幅変調深さを持ったＡＭ試験信号を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅の部分的なスペクトルが示されている。中央の図は２０％の振幅変調深さを持ったＦＭ試験信号を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅の部分的なスペクトルを示しており、最下段の図はＩＡＦＭ試験信号を含む多重ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅の部分的なスペクトルを示している。ＳＳＡＥＰ応答の周波数は逆三角形によって示されている。
【０１１２】
図６ｂはＳＳＡＥＰ応答の各々に対する極性プロット（polar plot）を示している。円は各ＳＳＡＥＰ応答の信頼限界を示している。原点が円に含まれていない場合、ＳＳＡＥＰ応答は、統計的に明らかにバックグラウンドノイズと異なり（ｐ＜０.０５）、検出することができる。最下段のＳＳＡＥＰ応答はＳＳＡＥＰ刺激に１種類の変調を使用した場合に得られる振幅より小さめの振幅となる傾向がある。しかしながら、下部のＳＳＡＥＰ応答の位相は上段及び中央の対応する応答の位相と非常に類似している。すなわち、ＩＡＦＭ刺激は聴覚システムの振幅変調に応答する部分と、聴覚システムの周波数変調に応答する部分とを独立に試験することを可能にする。ストウファーズ法（Stouffer method）を使用してＳＳＡＥＰ応答が存在するかを評価するために、これらのＳＳＡＥＰ応答の両方（すなわち、ＡＭ及びＦＭのＳＳＡＥＰ刺激）を組み込み、特定の周波数領域に対する聴力を評価するために、別々のＳＳＡＥＰ応答（すなわち、ＡＭまたはＦＭのＳＳＡＥＰ刺激のどちらかに対する応答）を使用することができる。
【０１１３】
実験的な結果は周波数変調の深さが２％程度に小さい場合に、ＦＭＳＳＡＥＰ刺激がＳＳＡＥＰ応答を誘発することができることを示している。さらに、ＳＳＡＥＰ応答は比較的速いＦＭ変調レートを使用した場合に誘発される。実験的データはまた、これらの速いレート及び低い変調深さにおいてＦＭ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答を引き出すことができることに加え、ＡＭＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答とは異なる位相を生成することを示している。これはＦＭＳＳＡＥＰ刺激がＡＭＳＳＡＥＰ刺激とは異なった様式で処理されていることを示している。この結果は、これらの速いレートに依存する試験に対して重要な意味がある。さらに、実験的データは１００％より小さい変調の深さ、及び７０Ｈｚ以上の変調レートを持った上方閾値強度（supra-threshold intensity）で与えられるＡＭ及びＦＭ刺激の使用が行動閾値（behavioral threshold）に対応する振幅のＳＳＡＥＰ応答を誘発することを示している。
【０１１４】
信号生成器４２はまた、同じ様式で、かつ、異なった変調レートで変調された２つの変調信号によって変調された搬送波信号から成る試験信号を生成するように構成されていてもよい。この試験信号は二重変調信号（dual modulation signal）と呼ばれる。例えば、異なった変調レートで搬送波信号を変調する２つの変調信号が使用されてもよい。この種の試験信号に基づいたＳＳＡＥＰ刺激は特定の状況において便利である。例えば、二重変調ＳＳＡＥＰ刺激によって誘発された２つのＳＳＡＥＰ応答はストウファーズ法（Stouffer method）を使用して評価することができる。
【０１１５】
例えば、低めの変調レートを３０−４０Ｈｚの範囲に設定し、高めの変調レートを７０−９０Ｈｚの範囲に設定してもよい。すなわち、ストウファーズ法を使用することによって、３０−４０Ｈｚの範囲及び７０−９０Ｈｚの範囲の両方に対する応答を同時に評価することができる。被験者が緊張状態にある場合、低い変調レートに対するＳＳＡＥＰ応答がより有効になる可能性があり、被験者がうとうとしている場合、速いレートの刺激に対するＳＳＡＥＰ応答がより有効になる可能性がる。
【０１１６】
ストウファーズ法は１つではなく、２つの応答を検出するために統計的な補正を行うが、単独で評価されたときに有意となる（すなわち、検出される）ＳＳＡＥＰ応答が、もう１つのＳＳＡＥＰ応答との組み合わせで評価したときに有意とならない（すなわち、検出されない）可能性があるという欠点を持つ。例えば、非常に有意な８０ＨｚのＳＳＡＥＰ応答は、有意でない４０ＨｚのＳＳＡＥＰ応答と組み合わされた場合、有意ではないと評価されるべきではない。ソフトウェアプログラム４０はボンフェローニ補正（Bonferroni correction）を使用することによってこれを補正することもできるし、ユーザーがＳＳＡＥＰ応答を検出するための異なった基準（すなわち、ｐ＜０.０５の基準の代わりにｐ＜０.０１またはｐ＜０.００１の基準）を選択することを可能にしてもよい。
【０１１７】
二重変調試験の１つの使用方法は麻酔を施されている患者に対する覚醒のレベルを監視することである。麻酔の使用は４０ＨｚＳＳＡＥＰ応答の振幅を減少させるが、高周波数のＳＳＡＥＰ応答の振幅は減少させない。したがって、データの測定が、イヤホンの不良や伝音性難聴（conductive hearing loss）の発現等の他の機能不全によって汚染されないことを確実にするために、４０Ｈｚと８０ＨｚのＳＳＡＥＰ応答の両方を同時に監視することが効果的である。８０ＨｚＳＳＡＥＰ応答は被験者または患者６０の周辺の聴覚機能が正常であることを示すために使用することができる。二重変調試験信号のもう１つの使用方法は（後で詳細に説明されるように）被験者６０が時間的変調機能（temporal modulation function）を処理する能力の評価での使用である。
【０１１８】
信号生成器４２は以下の式２に従ってＳＳＡＥＰ刺激で使用される多様な試験信号を生成することができる。すなわち、式２はＡＭ、ＦＭ、ＭＭ、ＯＶＭＭ，ＩＡＦＭ試験信号を生成するために使用することができる。
【数７】
0004707920.tif 000005
ここで、ｉはＤＡＣ出力バッファのアドレスであり；ｔはＤＡＣのレートであり；θは試験信号のＡＭとＦＭ成分との間の度数で表した位相差であり；ｆａｍは振幅変調の変調周波数であり；ｆｆｍは周波数変調の変調周波数である。
【０１１９】
試験信号ｓ(ｔ)は搬送波周波数ｆｃを持った正弦波のトーンから成る。ＡＭは角括弧内の項によって実施される。ＡＭ試験信号は搬送波信号の振幅（ａ）の変調によって生成される。振幅変調の深さ（ｍａ）は変調信号の搬送波信号の包絡線に対する影響を制御する。
【０１２０】
ＦＭ試験信号は式３に示されている関数Ｆ(ｉ)に従って搬送波波形の位相を変調することによって形成される。周波数変調の深さ（ｍｆ）は搬送波周波数に対する周波数変調された信号の最小周波数と最大周波数との間の差の比によって定義される。例えば、１０００Ｈｚの搬送波のトーンが２５％の深さで周波数変調された場合、周波数は１０００Ｈｚの搬送波周波数から±１２.５％の偏移を持った８７５Ｈｚから１１２５Ｈｚの間で変化する。項ｍｆｆｃ／（２ｆｆｍ）は（一般的にβで示される）周波数変調指標（frequency modulation index）を表す。式２の最後の除数は多様な振幅変調に対して一定の自乗平均（root-mean-square）振幅を維持するために使用される。
【０１２１】
ｍｆがゼロの場合、試験信号ｓ(ｉ)はＡＭ正弦波になる。ｍａがゼロの場合、試験信号ｓ(ｉ)はＦＭ正弦波になる。ｆａｍ及びｆｆｍが等しく、かつｍａとｍｆの両方がゼロより大きい場合、試験信号ｓ(ｉ)ははＭＭ試験信号になる。ｆａｍ及びｆｆｍが等しくなく、かつｍａとｍｆの両方がゼロより大きい場合、試験信号ｓ(ｉ)ははＩＡＦＭ試験信号になる。
【０１２２】
信号生成器４２はまた、信号の包絡線が指数変調（exponential modulation）信号によって変調される試験信号を生成することができる。指数振幅変調（exponential amplitude modulation）を使用するためには、式３の（角括弧内の）ＡＭに対する式が以下の式のようにならなければならない。
【数８】
0004707920.tif 000006
ここで、eamは指数である。この式において、試験信号は指数変調信号で使用される指数にかかわりなく、結果として生ずるＳＳＡＥＰ刺激の強度の自乗平均を同じ値に保つために試験信号が調節される。指数の包絡線を持ったＦＭ試験信号を形成するために、包絡線方程式のランニング積分（running integral）が維持されなければならない。ランニング積分は以下の式に従ってバッファの現在のアドレスまで全ての包絡線値（envelope value）を足し合わせる。
【数９】
0004707920.tif 000007
積分される包絡線は以下の式で表される。
【数１０】
0004707920.tif 000008
ここで、efmは指数変調信号の指数である。積分された値は次に、値Ｆ(ｉ)の代わりに式３に代入される。さらに、包絡線の位相の変化は関数を時間に対してシフトすることによってなされてもよい。
【０１２３】
図７ａ−７ｄを参照すると、ＡＭ及びＦＭＳＳＡＥＰ刺激の両方に対して、指数の包絡線変調の使用がＡＭＳＳＡＥＰ刺激より大きな応答を生成することが示されている。図７ａ及び７ｂは５０ｄＢｐＳＰＬ及び３０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度に対する指数包絡線を使用していないＡＭＳＳＡＥＰ刺激と比較したときの、指数包絡線を使用したときのＡＭＳＳＡＥＰ刺激に対する応答の振幅の増大をパーセントで示している。図７ｃ及び７ｄは図７ａ及び７ｂに示されているデータに対応する応答振幅をｎＶで示している。５０ｄＢｐＳＬＰの場合、指数包絡線変調は低周波数及び高周波数でＳＳＡＥＰ応答の振幅を増大させている。３０ｄＢｐＳＬＰの場合、指数包絡線変調は特に低周波数でＳＳＡＥＰ応答の振幅を増大させている。
【０１２４】
図７ａ−７ｄに示されている結果の概略的な分析は３０及び５０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度で、２または３乗（または、２または３のパワー）に対する正弦波信号の使用が比較的大きなＳＳＡＥＰ応答の振幅を生成することを示している。ここで、代替的に分数の指数が使用されてもよいことは理解されなければならない。また、ＥＥＧノイズはデータの平方根（すなわち、１.４１４２＝（２）１／２）で減少するので、ＳＳＡＥＰ応答の振幅の４０％の増大がＳＳＡＥＰ応答を検出するための試験時間を約１／２に減少させることは理解されなければならない。したがって、指数信号によるＳＳＡＥＰ刺激の包絡線の変調は試験時間の減少をもたらす。
【０１２５】
指数包絡線はまた、ＳＳＡＥＰ刺激の定常状態特性を維持するために８０％等の、１００％未満のＡＭ深さを使用して生成されてもよい。また、指数包絡線の使用は変調周波数の倍音（harmonic）でＳＳＡＥＰ応答の振幅を増大させる傾向がある。したがって、包絡線が４０Ｈｚの領域で指数の正弦曲線によって変調され、ＳＳＡＥＰ応答が変調周波数の第２高調波（second harmonic）で評価される状況で聴力試験が行われてもよい。検出方法はまた、検出されたＥＥＧデータがストウファーズ法または、単一調和（single harmonic）と第２高調波の２つの調波の１つが基準（すなわち、ｐ＜０.０１またはｐ＜０.００１）を満たしたときにデフォルトで単一調和の評価を行うストウファーズ法を使用して、変調周波数及び変調周波数の第２高調波の両方で評価されるように構成されてもよい。
【０１２６】
（定常状態誘発電位を使用した聴能測定試験）
客観的聴能測定試験装置１０はまた、特定の聴能測定試験の選択及び試験開始以外のユーザーによる制御を必要としない、ＳＳＡＥＰ刺激を使用した客観的な、多様な聴能測定試験を実施するように構成されてもよい。試験は被験者が試験で使用される刺激に対して応答する必要がないという点、及び記録されたデータを分析するために統計的な方法が使用されるので、試験を実施しているユーザーが記録されたデータを判別する必要がないという点で客観的である。すなわち、「完全に客観的な聴能測定試験システム」（ＣＯＡＴＳ（completely objective auditory testing system））がこれらの作業を客観的に実行する。客観的聴能測定試験装置１０は被験者の通常の聴力（normal hearing）、蝸牛難聴（cochlear hearing loss）または聴覚神経システムの異常（abnormal auditory nervous system）、及び補聴器を使用した被験者の聴力を評価するために使用されてもよい。
【０１２７】
概略的に述べると、客観的聴能測定試験装置１０はＳＳＡＥＰ刺激を送信し、ＥＥＧデータを記録し、ＥＥＧデータにＳＳＡＥＰ応答が存在するかを決定する。そして、客観的聴能測定試験装置１０はさらに正確な情報を得るためにさらなるＳＳＡＥＰ刺激を送信する。もちろん、聴能測定試験を実施する各ユーザーはＳＳＡＥＰ刺激の種類、及び各試験の継続時間を選択することができる。
【０１２８】
客観的聴能測定試験装置１０はさらに、複数の聴能測定閾値を同時に取得するように構成されてもよい。さらに、客観的聴能測定試験装置１０は補聴器付き、または補聴器なしの被験者に対して聴能測定試験を実施するように構成されてもよい。補聴器付きの試験に関して述べると、客観的聴能測定試験装置１０は補聴器の多様なパラメーターを調節するために使用することができる。客観的聴能測定試験装置１０はまた、潜伏時間（latency）試験、ＡＭ／ＦＭ識別試験、レート刺激敏感度（rate sensitivity）試験、補聴器試験、深さ刺激敏感度（depth sensitivity）試験、及び上方閾値（supra threshold）試験を実施することができる。
【０１２９】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、ＳＳＡＥＰ刺激を構築するため、ＳＳＡＥＰ応答を検出するため、及び検出されたＳＳＡＥＰ応答が示されているか、正常な聴力か、異常な聴力かを決定するための、マスターデータベース５２に格納された基準データ（normative data）のデータベースの１つを利用する。被験者は年齢、性別等の被験者の特徴及び、変調の種類、変調レート、及び変調の深さ等の多様な刺激の特性に相関があるデータを含む。データベースはまた、潜伏時間（latency）、ＡＭ及びＦＭのＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅のレート等の、ＳＳＡＥＰ応答に関するデータを含む。
【０１３０】
客観的聴能測定試験装置１０は被験者の上方閾値聴力（supra-threshold hearing）を評価するために聴能測定試験を実施することができる。上方閾値試験は上方閾値刺激強度（supra-threshold stimulus intensity）での、刺激の周波数または強度の変化の検出に対する被験者の聴覚システムの閾値を評価する。すなわち、上方閾値試験は強度閾（intensity limen）及び周波数閾（frequency limen）から成る。強度閾試験プロトコルはＡＭ深さを変えることによって刺激の強度を変更することを含む。詳細に述べると、強度閾は刺激の振幅変調の深さの変化を検出するための閾値を推定することを含む。周波数閾は周波数変調の深さを変えることによってＳＳＡＥＰ刺激の周波数成分を変更することを含む。詳細に述べると、周波数閾はＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ深さの変化を検出するための閾値を推定することを含む。強度閾及び周波数閾は被験者６０の多様な強度及び周波数の上方閾値音声（supra threshold sound）を識別するための能力に相関を持つ。
【０１３１】
強度閾の決定の処理は好まれるものとして、以下のステップを含む：
ａ）１００％のＡＭ深さを持ったＡＭ成分のＳＳＡＥＰ刺激を構築すること；
ｂ）被験者６０にＳＳＡＥＰ刺激を送信しながら、ＥＥＧデータを記録すること；
ｃ）ＳＳＡＥＰ刺激に対する応答が存在するかを決定するためにＥＥＧデータを分析すること；
ｄ）応答が存在する場合、ＡＭ成分のＡＭ深さを半分に減少させ、ステップ（ｂ）及び（ｃ）を繰り返すこと；及び、
ｅ）応答が検出されない場合、強度閾はＳＳＡＥＰ応答が検出された最小のＡＭ深さによって決定される。
【０１３２】
同様に、周波数閾は以下のステップに従って実施される：
ａ）４０％のＦＭ変調深さを持ったＦＭ成分のＳＳＡＥＰ刺激を構築すること；
ｂ）被験者にＳＳＡＥＰ刺激を送信しながら、ＥＥＧデータを記録すること；
ｃ）ＳＳＡＥＰ刺激に対する応答が存在するかを決定するためにＥＥＧデータを分析すること；
ｄ）応答が存在する場合、ＦＭ成分のＦＭ深さを半分に減少させ、ステップ（ｂ）及び（ｃ）を繰り返すこと；及び、
ｅ）応答が検出されない場合、周波数閾はＳＳＡＥＰ応答が検出された最小のＦＭ深さによって決定される。
【０１３３】
上方閾値聴力試験はさらに、ＳＳＡＥＰ刺激の変調深さを変えること、及び母集団基準値（population normative value）と比較したときのＳＳＡＥＰ応答の大きさを評価することを含む。
【０１３４】
上方閾値聴力試験はまた、被験者間の差（inter subject difference）に影響を受けにくい方法から成る。方法は被験者に１００％のＡＭ深さを持ったＡＭＳＳＡＥＰ刺激を与えたときの、ＳＳＡＥＰ応答の振幅を測定することを含む。この応答の振幅は次に、被験者に小さめのＡＭ深さを持ったＡＭＳＳＡＥＰ刺激を与えたときに得られたＳＳＡＥＰ応答の振幅と比較されてもよい。すなわち、例としての測定は、被験者に５０％のＡＭ深さを持ったＡＭＳＳＡＥＰを与えたときのＳＳＡＥＰ応答の振幅の、被験者に１００％のＡＭ深さを持ったＡＭＳＳＡＥＰを与えたときのＳＳＡＥＰ応答の振幅に対する比である。絶対振幅（absolute amplitude）の場合、同様な刺激に対する試験を行った、適当に年齢及び性別が合った対照母集団（control population）を使用して、これらの比に対する基準値（normative value）を得ることができる。これらの基準値はマスターデータベース５２内のデータベースの１つから取得されてもよい。
【０１３５】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、被験者が正常または異常な聴力を持っているかを決定するために潜伏時間（latency）試験を実施してもよい。「先行するサイクル技術」（preceding cycles technique）の使用により、ＳＳＡＥＰ応答が正常な聴力の耳において信頼性及び反復性のあるＳＳＡＥＰ応答を示すことが実験的に示された。潜伏時間値は検出されたＳＳＡＥＰ応答の位相から得られる。ＳＳＡＥＰ応答の潜伏時間は多様な感覚神経性難聴（sensorineural hearing loss）の診断において重要である。異常に長い潜伏時間値は聴覚上の神経腫が存在することを示している可能性がある。あるいは、異常に短い潜伏時間値は被験者がメニエール病（Meniere's disorder）であることを示している可能性がある。
【０１３６】
図８を参照すると、ダイオテック刺激（dichotic stimulation）（または、左右の耳に異なって聞こえる刺激）を使用した一組の実験結果が示されている。被験者のグループに対して、１オクターブずつ分離された搬送波周波数を持つ４つの搬送波信号を含むＳＳＡＥＰ刺激が一方の耳に与えられ、それらの中間の搬送波周波数（intervening carrier frequency）の４つの刺激がもう一方の耳に与えられた。次に、ＳＳＡＥＰ刺激が反転され、逆側の耳に与えられた。
【０１３７】
図８に示されているデータは８人の被験者のグループに対して測定されたベクトル平均位相遅延（vector averaged phase delay）のモデリング（modeling）によって得られた潜伏時間を示している。これらの位相遅延は刺激波形中の１つ前のサイクルの後に発生したものとして測定された。位相遅延は、ＳＳＡＥＰ刺激の隣接する搬送波周波数が少なくとも１オクターブ以上分離していれば、１つの信号成分を持ったＳＳＡＥＰ刺激または２つ以上の試験信号成分を持ったＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答に対して類似していることが判った。実験結果は、予想通りに、位相（すなわち、潜伏時間）が時間及び刺激の強度レベルの変化に対して安定していることを示した。位相遅延はまたモノラル（または、片耳）及び両耳への送信に対して同じ結果であった。
【０１３８】
位相遅延は無矛盾（consistent）であることが判ったので、マスターデータベース５２に格納される、多様な刺激のための、適当に年齢及び性別の一致した基準位相遅延（normative phase delay）または潜伏時間値を含む基準データベース（normative database）を構成することが可能である。そして、位相遅延値の基準データベースは、被験者の位相遅延及び潜伏時間を測定したときに、被験者に異常があることを検出するために参照することができる。絶対潜伏時間値（absolute latency value）に加え、異常聴力の検出のために１組の刺激の応答に対する潜伏時間の間の差に対する基準値が使用されてもよい。例えば、２０００及び４０００Ｈｚの搬送波周波数のＳＳＡＥＰ刺激に対する潜伏時間の推定値の差を使用してもよい。
【０１３９】
潜伏時間を測定するための処理は以下のステップに従う：
ａ）ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ刺激応答を記録し、応答の開始位相（onset phase）を度数で測定する；
ｂ）３６０°から開始位相を引くことによって開始位相を位相遅延（Ｐ）に変換する（低い周波数の搬送波周波数に対する位相遅延が高い周波数の搬送波周波数に対する位相遅延より長くなるように、位相遅延を異なった搬送波周波数に対して「有理」（rational）にするためにこの処理が必要であり、位相遅延に余分な３６０°が加えられる（すなわち、位相アンラッピング（phase unwrapping））（高い周波数は蝸牛の基底端（basal end）の付近で変換されるので、この状況は意味がある））；及び、
ｃ）以下の式に従って位相遅延をミリ秒の潜伏時間（Ｌ）に変換する。
【数１１】
0004707920.tif 000009
ここで、ｆｍはＳＳＡＥＰ応答を誘発するＳＳＡＥＰ刺激に対する変調周波数であり、Ｎは先行するサイクルの数として選択される。例えば、約７５−１００Ｈｚの変調周波数範囲に対して、Ｎは１として選択することができる。Ｎの値は異なった変調周波数を使用した基準調査（normative study）から決定することができる。Ｎは被験者に対して計算された潜伏時間値を可能な限り基準潜伏時間値に近づけるために、各応答に対して設定される。
【０１４０】
潜伏時間値を決定するためのもう１つの方法は任意の搬送波周波数で多様な変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激を与えることである。次に、異なった変調周波数の各々に対する応答の位相が測定され、変調周波数に対してプロットされる。そして、潜伏時間値は位相vs変調周波数のグラフの傾きから推定される。
【０１４１】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、ＳＳＡＥＰ刺激を使用してＡＭ／ＦＭ識別試験を実施することができる。ＡＭ／ＦＭ識別試験はスピーチ識別試験（または、言語識別試験）と相関がある。１つの試験は被験者の聴覚システムのスピーチ（または、言語）の認知に必要な周波数及び強度を識別する能力の推定として、多重ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激に対する複数の応答を使用することを含む。ＳＳＡＥＰ応答が被験者の聴覚システムがこれらの識別を行えないことを示した場合、被験者は言語の全てを識別することができないと考えられる。したがって、ＳＳＡＥＰ刺激の強度は自乗平均ＳＰＬの点からみた主観的スピーチ識別試験中に与えられる言語の強度に類似する。
【０１４２】
図９を参照すると、被験者によって正確に識別された言語の割合に対する、被験者に多重ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激が与えられたときに検出された有意なＳＳＡＥＰ応答の数が示されている。多重ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激は５００、１０００、２０００、４０００Ｈｚの搬送波周波数のＡＭ及びＦＭ信号から成る。プロットされた円の面積はデータポイントの数と関連しており、最も大きな円は７個のデータポイントを表している。この散布図は検出された（すなわち、有意な）ＳＳＡＥＰ応答の数と言語の識別との間の相関を示している。ＩＡＦＭ刺激は多重のＡＭ及びＦＭ刺激を同時に与えるので、言語の識別の試験に対して優れた刺激であると考えられる。もちろん、他の刺激が使用されてもよい。例えば、４つの振幅変調及び４つの周波数変調と共に与えられる８つの別個の搬送波信号が与えられてもよい。この手法の基本的な考え方は複数の周波数における振幅及び周波数の両方を評価することである。
【０１４３】
すなわち、被験者のスピーチ処理能力（または、言語処理能力）を示すために使用することが可能なプロトコルは多重ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発されたＳＳＡＥＰ応答の数を決定することを含む。試験期間は、例えば１２分、または残余のノイズバックグラウンドが最小の限界値に達するまで持続されてもよい。試験は主観的な従来のスピーチ識別試験で行われているような雑音マスキングの無い状態及び有る状態の両方で実施されてもよい。雑音マスキングの使用はバックグラウンドノイズのあるスピーチを聞き取ることが困難な被験者の試験において重要である。
【０１４４】
そして、言語識別のスコア（または、得点）は、多重ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激によって誘発され、かつ検出されたＳＳＡＥＰ応答の数を言語識別スコアに相関させる関数から推定される。実際の関数は被験者の基準サンプル母集団（normative sample population）から決定されてもよい。応答が信頼性を持って記録されること（かつ、ノイズレベルが高くなり過ぎないこと）を確実にするために対照標準となる記録（Control recording）が含まれる必要がある。対照標準の試験（control test）は１００％の振幅変調の単一のトーン（すなわち、正弦波）に対するＳＳＡＥＰ応答を利用してもよい。
【０１４５】
ＡＭ／ＦＭ識別試験はさらに、被験者の周波数の変化を振幅変調の変化から識別する能力の試験を含むことができる。ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激のＦＭ成分に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅は（ＦＭ／ＡＭで示される）応答振幅比の形式で、ＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ成分に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅と比較することができる。あるいは、個々のＦＭＳＳＡＥＰ及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激が使用されてもよい。そして、このＦＭ／ＡＭ比は全ての年齢のグループに対して計算され、マスターデータベース５２内のデータベースに格納された基準ＦＭ／ＡＭ比（normative FM/AM ratio）と比較することができる。初期の調査は５００から６００Ｈｚの搬送波周波数に対するＦＭ／ＡＭ比が若年の被験者に対して約１から２であり、老年者（または、年長者）の被験者に対して約１以下であることを示している。この範囲からの偏差は聴覚システムのＡＭ信号を処理する部分または、聴覚システムのＦＭ信号を処理する部分に問題（または、障害）があることを示すために使用することができる。
【０１４６】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、増大した変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅が測定されるレート敏感度試験（rate sensitivity test）を実施するために使用することができる。上述された多様なＳＳＡＥＰ刺激（すなわち、ＡＭ、ＦＭ、ＯＶＭＭ、ＭＭ、ＩＡＦＭ）及び、指数包絡線変調の使用は数Ｈｚから数百Ｈｚの変調レートと共に被験者に与えることができる。一般に、変調周波数（または、変調レート）が増大すると、ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅は４０、８０、１６０Ｈｚ範囲で発生する可能性がある局所的最大（local maximum）を除いて減少する。しかしながら、応答振幅の減少のレートは、被験者間、とくに正常な聴力の被験者と異常な聴力の被験者との間で変化する可能性がある。
【０１４７】
図１０を参照すると、変調周波数の特定の範囲を持ったＳＳＡＥＰ刺激に対して測定された老年者の被験者１００のＳＳＡＥＰ応答振幅が標準的な対照標準被験者（normal control subject）１０２のグループから得られた平均ＳＳＡＥＰ応答振幅と比較されている。データは変調レートの増大に伴うＳＳＡＥＰ応答の減少がある程度の難聴を持った老年者の被験者に対して、より急激に起こっていることを示している。老年の被験者１００は高い変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激を聞き取ることができるが、高い変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答振幅は大きな振幅のＳＳＡＥＰ応答を生成しない。
【０１４８】
したがって、ＳＳＡＥＰ刺激の増大に伴って起きるＳＳＡＥＰ応答振幅の減少（すなわち、レート敏感度）を適当な基準母集団から得られたものと比較することによって、異常な聴力を持った被験者を発見することができる。あるいは、（図１０に示されている）ＳＳＡＥＰ応答振幅の絶対値を使用する代わりに、高変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅に対する、低変調周波数のＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅の比等の、ＳＳＡＥＰ応答振幅の比を使用することもできるだろう。
【０１４９】
（軽微な難聴を持った）老年者の被験者に対して増大した変調周波数と共に起こるＳＳＡＥＰ応答振幅の急激な減衰は、広間隔検出閾値（large gap detection threshold）及び時間的変調変換機能（temporal modulation transfer function）に急激な減衰を呈する、老年の成人の調査にから予想される減衰と類似している。１００Ｈｚの搬送波周波数のＡＭＳＳＡＥＰ刺激は半サイクルがオンで半サイクルがオフの刺激に類似していると考えることができるので、１００ＨｚＡＭＳＳＡＥＰ刺激は５ｍｓのオン時間及び５ｍｓの間隔継続時間を持っていると考えてもよい。
【０１５０】
したがって、２００Ｈｚ搬送波周波数のＡＭＳＳＡＥＰ刺激は２.５ｍｓのオン時間及び２.５ｍｓの間隔継続時間を持った刺激に類似している。したがって、１００から２００Ｈｚの範囲の変調周波数を持ったＳＳＡＥＰ刺激の応答で記録されたＳＳＡＥＰ応答は、５ｍｓから２.５ｍｓの範囲の間隔に対する、被験者の変調変換機能（modulation transfer function）または間隔機能（gap function）の生理的相関（physiological correlate）を与えるために使用することができる。ＳＳＡＥＰ刺激の間隔の期間は変調周波数を減少させることによって、またはＳＳＡＥＰ刺激と共に指数変調を使用した場合の指数の増大によって機能的に増大させることができる。あるいは、これらの両方の操作がＳＳＡＥＰ刺激に加えられてもよい。
【０１５１】
レート敏感度試験はさらに、４個のＡＭ試験信号から成る多重ＳＳＡＥＰ刺激を使用することを含んでもよい。４個のＡＭ試験信号の変調周波数は最初に、例えば４０、４４、４８、５２Ｈｚから選択することができる。被験者の２つの耳が同様な聴力能力を示す場合、被験者のもう一方の耳に４２、４６、５０、５４Ｈｚの変調周波数を持った４個のＡＭ試験信号から成る多重ＳＳＡＥＰ刺激が与えられてもよい。各々の記録がなされた後、各ＡＭ試験信号の変調周波数は１０Ｈｚずつ増大されてもよい。この様式により、ＳＳＡＥＰ応答振幅の推定は約４０から１９０Ｈｚの範囲で、１０ｈｚ間隔で測定することができる。
【０１５２】
そして、各ＡＭ試験信号に対する、または各変調周波数の平均ＳＳＡＥＰ応答振幅としての、４個のＡＭ試験信号に対するＳＳＡＥＰ応答の組み合わせに対する変調周波数vsＳＳＡＥＰ応答振幅のプロットが生成されてもよい。各変調周波数に対する平均値が４個のＡＭトーンに対して別個に得られた情報を使用するより便利であることが判った場合、この試験に対して多重刺激ではなく単一刺激が使用されてもよい。あるいは、搬送波波形は単一の変調レートで変調された帯域限定ノイズ（band-limited noise）であってもよい。広帯域ノイズ（broadband noise）は単一のＡＭトーンによって誘発される応答より大きなＳＳＡＥＰ応答を誘発することができるので、この試験の継続時間は短めになるだろう。
【０１５３】
客観的聴能測定試験装置１０はさらに、それ以上になると被験者の聴覚システムがＳＳＡＥＰ刺激で使用される変調周波数に対して応答することができないことを示す閾値を推定することができる。この試験は被験者の聴覚システムがそれ以上に高い変調周波数を識別できないことを示す「カットオフ」変調周波数閾値（cutoff modulation frequency threshold）を産出する。
【０１５４】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、補聴器を備えた被験者に対して使用することもできる。この場合、客観的聴能測定試験装置１０は被験者が被験者の閾値付近の音声を聞き取れることができるように補聴器の設定（すなわち、利得）を調節するために使用されてもよい。調節プロトコルは被験者のＥＥＧを記録しながら、被験者にＳＳＡＥＰ刺激を与えることを含む。そして、ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答が存在するかを決定するためにＥＥＧが分析される。
【０１５５】
ＳＳＡＥＰ応答が発生しなかった場合、ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答が検出可能になるまで（または、耳に損傷を与える利得レベルの使用を防ぐために必要な利得の最大レベルになるまで）、補聴器の利得がステップ式に（または、段階的に）増大されてもよい。通常、プロトコルは約５０−６０ｄＢＨＬである通常のスピーチに相当する強度レベルのＳＳＡＥＰ刺激を使用する。ＳＳＡＥＰ刺激はまた、約２０％のＦＭ深さを持ったＦＭ試験信号及び約５０％のＡＭ深さを持ったＡＭ試験信号を持ったＡＭ試験信号等の、通常のスピーチの音声と同等の変調深さを使用することが望ましい。
【０１５６】
調節プロトコルは補聴器で調節することができるパラメーターに依存し、補聴器の操作に対して固有のものであってもよい。例えば、補聴器の利得は異なった周波数領域に対して別々に調節されてもよい。そして、これらの利得は別々かつ同時に調節されてもよい。あるいは、補聴器の利得及びフィルターの勾配（filter slope）だけが調節可能である場合、被験者に対して異なった周波数でＳＳＡＥＰ刺激が与えられたときに識別されたＳＳＡＥＰ応答に基づいて、これらのパラメーターを調節するために異なったプロトコルが使用されてもよい。
【０１５７】
客観的聴能測定試験装置１０はさらに、検知及び調節単一多重（ＳＡＳＭ（Seek and Adjust Single Multiple））技術として知られるもう１つの補聴器の調節プロトコルを含んでもよい。この場合、補聴器の利得はＳＳＡＥＰ刺激のＳＳＡＥＰ応答が検出されるまで、客観的聴能測定試験装置１０によって自動的に増大される。全てのＳＳＡＥＰ刺激に対してこの操作が行われた後、複数の組になったＳＳＡＥＰ刺激が被験者に与えられる。あるいは、この組の代わりに、多重ＳＳＡＥＰ刺激で４個またはそれ以上のＡＭ試験信号が使用されてもよい。（スピーチ等の自然な音声より類似した）多重ＳＳＡＥＰ刺激に対する閾値は単一の試験信号から成るＳＳＡＥＰ刺激に対する閾値より高いことが示されているので、このような様式で実施される。
【０１５８】
例えば、４ｋＨｚ付近で急激な勾配を持つ高周波数難聴（high frequency hearing loss）の場合、多重ＳＳＡＥＰ刺激において、２ｋＨｚ及び４ｋＨｚＡＭ正弦波の両者が一緒に与えられる。被験者の聴覚システムに２及び４ｋＨｚＡＭ試験信号を検出させるために６０ｄＢＳＰＬ刺激を２０ｄＢだけ増幅させる必要がある場合、多重ＡＭＳＳＡＥＰ刺激は最初に２０ｄＢの利得を使用して被験者に与えられる。多重ＳＳＡＥＰ刺激のどの成分に対しても有意なＳＳＡＥＰ応答が検出されない場合、補聴器のこの周波数領域に対する利得は例えば、＋５ｄＢＳＰＬのステップで最大３回まで増大されてもよい。あるいは、多重ＳＳＡＥＰ刺激のどの成分に対しても有意なＳＳＡＥＰ応答が検出されない場合、多重ＳＳＡＥＰ刺激の第１成分かＳＳＡＥＰ刺激の第２成分のどちらか、またはＳＳＡＥＰ刺激の両方の成分が例えば、＋５ｄＢＳＰＬのステップで最大３回まで増大されてもよい。この方法において、相互の影響（interaction）が評価され、結果的に補聴器に対して最小の全体的な利得となる利得パラメーターが自動的に選択されてもよい。
【０１５９】
客観的聴能測定試験装置１０はまた、被験者に複数の強度で多重ＳＳＡＥＰ刺激を与え、ＳＳＡＥＰ応答を記録することによって、被験者の聴能測定閾値を客観的に測定するために使用されてもよい。客観的聴能測定試験装置１０はＳＳＡＥＰ応答の検出及びＳＳＡＥＰ応答の振幅に基づいてＳＳＡＥＰ刺激の強度レベルの調節をする。多重ＳＳＡＥＰ刺激が使用されるので、複数の聴能測定閾値を同時に推定することができる。ＳＳＡＥＰ刺激と共に推定された聴能測定閾値は行動聴能測定閾値（behavioral audiometric threshold）と相関があることが実験的に示されている。
【０１６０】
客観的聴能測定閾値評価法は１００％の振幅変調深さ及び、少なくとも０.５オクターブ以上分離した搬送波周波数を持った４個またはそれ以上のＡＭＳＳＡＥＰ試験信号から成る多重ＳＳＡＥＰ刺激を使用することを含む。あるいは、多重ＳＳＡＥＰ刺激は各々が２０％程度のＦＭ変調深さを持ったＦＭ試験信号から構成されてもよい。多重ＳＳＡＥＰ刺激のＡＭ及びＦＭ成分に対するこれらの変調深さの使用は聴能測定試験が周波数特有（frequency specific）となることを可能にする。ＳＳＡＥＰ刺激はまた、同様な変調深さを持ったＭＭまたはＯＶＭＭＳＳＡＥＰ試験信号から構成されてもよい。さらに、ＳＳＡＥＰ刺激はまた、結果として生ずるＳＳＡＥＰ刺激が優勢的に周波数特有となるような変調方法で、指数変調信号によって変調された包絡線を持つこともできる。
【０１６１】
客観的聴能測定閾値評価法はさらに、多重ＳＳＡＥＰ刺激の各成分の強度を独立に、または同時に調節することを含む。独立に調節する場合、多重ＳＳＡＥＰ刺激の成分の強度は記録されているＥＥＧデータで対応するＳＳＡＥＰ応答が検出されたときに減少させられる。独立強度調節は多重ＳＳＡＥＰ刺激の各成分がリアルタイムで調節可能な別々のＤＡＣに送信される場合に達成可能となる。あるいは、多重ＳＳＡＥＰ刺激の成分はデジタル的に組み合わされ、（被験者の各耳に対して１つずつの）２つのＤＡＣを介して送信されてもよい。この場合、多重ＳＳＡＥＰ刺激の任意の成分は他の成分とは独立に、デジタル的に調節されて多重ＳＳＡＥＰ刺激に組み込まれる。これはＤＡＣが高い強度の成分が存在するときに、弱い強度の成分の正確な送信を可能にするために（例えば、１６ビットまたはそれ以上の）十分な分解能を持っている場合に実施することができる。
【０１６２】
この原理を説明するために、多重ＳＳＡＥＰ刺激は５０ｄＢＳＰＬで０.５、１、２、４ｋＨｚの搬送波周波数を持った４つのＡＭ試験信号から成っているとする。４つの試験信号の各々は（当然、試験装置で使用される特定のデータ取得ボードにも依存するが）各々約１６,３８４ビットの１６ビットのバッファで表される。１ｋＨｚの搬送波周波数のＡＭ試験信号に対するＳＳＡＥＰ応答が最初に有意になった場合、他の試験信号の成分を５０ｄＢＳＰＬで与えながら、このＡＭ試験信号を４０ｄＢＳＰＬで与えるために、この試験信号は１０ｄＢＳＰＬだけ減少させられなければならない。
【０１６３】
多重ＳＳＡＥＰ刺激はプロセッサー１２のＲＡＭに格納されるので、新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激は（この時点で、１ｋＨｚ搬送波周波数を持った減少した強度のＡＭ試験信号成分と共に）試験信号成分を足し合わせることによって生成され、ＤＡＣ１６の出力バッファに送られてもよい。この場合、出力バッファが最初にＳＳＡＥＰ刺激の２倍の長さで規定される、二重バッファ（dual buffer）技術を使用することができる。そして、多重ＳＳＡＥＰ刺激はバッファの最初の半分にロードされる。新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激が生成されたときには、第１のバッファが終了したときにＤＡＣ１６のアナログデータの変換結果のためのメモリーアドレスを変化させるだけで、被験者に新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激をシームレスに（すなわち、継ぎ目のない状態で）送ることができるように、新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激を出力バッファの第２の半分にロードすることができる。
【０１６４】
あるいは、多重ＳＳＡＥＰ刺激の全体を再生成する代わりに、刺激流動法（Stimulus Flux method）を使用して、多重ＳＳＡＥＰ刺激内の単一の成分の強度が調節されてもよい。刺激流動法は多重ＳＳＡＥＰ刺激の各成分に対する波形を別々に生成及び格納することによって、多重ＳＳＡＥＰ刺激内の単一の成分の強度を変更することを含む。多重ＳＳＡＥＰ刺激の特定の成分の強度が調節されなければならない場合、対応する波形が多重ＳＳＡＥＰ刺激から減ぜられるときに、所望の成分の強度が所望の値に調節されるように、対応する波形の振幅に必要な増幅率が乗算される。そして、新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激はＤＡＣ１６の出力バッファにロードされ、その後に被験者６０に与えられる。
【０１６５】
客観的聴能測定閾値評価法を実施するためのアルゴリズムは適応性階段法（adaptive staircase method）を含んでもよい。適応性階段法は聴能測定閾値をステップの大きさの値を調節することによって可能な限り効率良く一括するために（または、収束させるために）構成される。ステップの大きさは多重ＳＳＡＥＰ刺激を被験者に与えている間に多重ＳＳＡＥＰ刺激内の成分の強度を増大または減少させるために使用される。ステップの大きさは任意の刺激の強度でのＳＳＡＥＰ応答の検出と聴能測定閾値の推定との連続的な反復に基づいて調節されてもよい。聴能測定閾値の１つの可能な定義は、最小のステップの大きさを使用したときに検出されたＳＳＡＥＰ応答と検出されなかったＳＳＡＥＰ応答を生じた２つの刺激強度の間の、多重ＳＳＡＥＰ刺激の（聴能測定閾値を決定しようとしている）特定の成分の強度である。聴能測定閾値は図１１に示されている階段手順（staircase procedure）を使用して、反復された聴能測定閾値推定に基づいて確定されてもよい。
【０１６６】
客観的聴能測定閾値評価法はまた、最初の刺激強度、最初のステップサイズ、及び最小ステップサイズの選択を含む。刺激強度の最大値及び最小値は方法が、それ以上またはそれ以下で聴能測定閾値を試験しない最大の値及び最小の値に設定されなければならない。ステップサイズの変化に対するルールが決められてもよい。さらに、ステップサイズは時間と共に減少してもよいし、試験される強度の残りの範囲と共に変化してもよい（例えば、ステップサイズは現在の刺激強度と試験される刺激強度の最初値または最大値との間の半分の値によって規定されてもよい）。
【０１６７】
聴能測定閾値が推定されるときの精度（例えば、５または１０ｄＢＳＰＬ）を決定するための、刺激サイズの最小値が設定されなければならない。設定が必要な他のパラメーターはＳＳＡＥＰ応答が存在するか、しないかを判定するための基準である。応答を検出するために位相重み付けｔ検定または位相区間法が使用されてもよい。あるいは、この分野で周知の他の検出法が使用されてもよい。ＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答が存在しないことを判定するための基準は処理されたＥＥＧデータの残留性バックグラウンドノイズ（residual background noise）の最初レベルに基づいて調節されてもよい。この基準はまた、試験が満了するまでの時間制限を含んでもよい。あるいは、これらの両方の基準が使用されてもよい。
【０１６８】
客観的聴能測定閾値評価法は以下のように実施されてもよい。複数の試験信号成分が任意の強度レベルで与えられる多重ＳＳＡＥＰ刺激に組み合わされる。あるいは、単一の試験信号成分がＳＳＡＥＰ刺激に使用されてもよい。被験者にＳＳＡＥＰ刺激が送信されるのと同時に、ＥＥＧデータが記録される。続いて、記録されたＥＥＧデータはＳＳＡＥＰ応答の検出のために分析される。ＳＳＡＥＰ応答が検出されるとすぐに、ＳＳＡＥＰ応答を誘発した（ＴＳ１で示される）試験信号の成分の強度は、試験信号の成分ＴＳ１の現在の強度と聴能測定閾値試験で試験される強度のレベルの最小値との間の半分の大きさのｄＢＳＰＬに等しいステップサイズだけ減少させられる。そして、新規のＳＳＡＥＰ刺激はこの新規の試験信号成分ＴＳ１に基づいて構築される。
【０１６９】
方法は前の処理と同じステップ：多重ＳＳＡＥＰ刺激を与えること、ＥＥＧデータを記録すること、及びＳＳＡＥＰ応答のためにデータを分析することを含む。プロトコルはまた、検出されたＳＳＡＥＰ応答を誘発した多重ＳＳＡＥＰ刺激の成分のためのステップサイズを半分にすることを含む。それゆえ、ＳＳＡＥＰ応答が試験信号成分ＴＳ１に対して検出された場合、試験信号成分ＴＳ１に対する刺激強度は新規のステップサイズだけ減少させられる。あるいは、試験信号成分ＴＳ１に対する応答が検出されない場合、試験信号成分ＴＳ１に対する強度レベルは新規のステップサイズだけ増大させられる。ＳＳＡＥＰ応答が検出されない場合、それが記録されたＥＥＧデータの過剰なノイズによるものでないことを確実にするために、記録されたＥＥＧデータのノイズレベルの推定が行われてもよい。ノイズ推定はまた、任意の多重ＳＳＡＥＰ刺激を送信する試験時間を増大させるための増大率として使用されてもよい。すなわち、試験時間は記録されたＥＥＧデータのノイズの量の関数として延長されてもよい。
【０１７０】
客観的聴能測定閾値評価法はさらに、多重ＳＳＡＥＰ刺激の全ての試験信号の成分に対する閾値が得られるまで閾値交差（threshold crossing）を得ることを含む。あるいは、多重ＳＳＡＥＰ刺激のいくつかの試験信号成分に対して十分な数の閾値交差が得られ、他の試験信号成分に対して得られていないときに、閾値の得られていない試験信号成分から構成される新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激が構築されてもよい。そして、試験はこの新規の多重ＳＳＡＥＰ刺激と共に続けられる。
【０１７１】
客観的聴能測定閾値評価法はさらに、多重ＳＳＡＥＰ刺激の全ての試験信号成分の強度を同時に調節することを含んでもよい。そして、多重ＳＳＡＥＰ刺激のいくつかの試験信号成分は、特定の継続時間の後、これらの試験信号成分に対してＳＳＡＥＰ応答が検出されたときに除去されてもよい。そして、多重ＳＳＡＥＰ刺激の残りの試験信号成分は、例えば９０秒等のもう１つの継続時間の対して送信されてもよい。単一のＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の継続時間が約９０秒要するとすると、この聴能測定閾値検出手順は単一の試験信号成分を持ったＳＳＡＥＰ刺激の試験の約２倍速く行われる。さらに、ＡＭ、ＦＭ、ＯＶＭＭ、またはＭＭ試験信号から成るＳＳＡＥＰ刺激は被験者にバイノーラルに（すなわち、被験者の両耳に）与えられることができるので、客観的聴能測定閾値評価法は各耳に別々に与えられるＳＳＡＥＰ刺激の試験に比べ、４倍速く行うことができる。
【０１７２】
あるいは、客観的聴能測定閾値評価法は多重ＳＳＡＥＰ刺激の試験信号成分を異なった強度で与えてもよい。５００Ｈｚ及び４０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号に対するＳＳＡＥＰ応答は１０００Ｈｚ及び２０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号に対するＳＳＡＥＰ応答に比べて、検出されるためにより長い時間を必要とするので、前者の試験信号成分の刺激強度は後者の試験信号成分に対して増大されてもよい。
【０１７３】
したがって、５００Ｈｚ及び４０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号成分の強度は１０００Ｈｚ及び２０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号成分に対する強度レベルより１０ｄＢＳＬＰ大きい値で与えられてもよい。（ここで、重要なのは周波数の範囲であり、上述の周波数が説明のためであり、正確にその値である必要がないことは注意しなければならない。）この様式により、試験信号成分に対するＳＳＡＥＰ応答は全て、ほぼ同じ時間で検出することができる。あるいは、５００Ｈｚ及び４０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号成分は基底膜（basilar membrane）のかなり離れた、異なった領域で変換され、さらに、これらの特定の刺激にＳＳＡＥＰ応答は両方とも検出されるために長い時間を要するので、多重ＳＳＡＥＰ刺激は５００Ｈｚ及び４０００Ｈｚの搬送波周波数を持った試験信号等の、２つだけの信号成分から構成されてもよい。
【０１７４】
客観的聴能測定閾値評価法が完了したとき、結果はこの分野の技術者に一般的な、標準的な聴能測定形式で表すことができる。試験結果の表示は試験信号成分が単独で、または他の試験信号成分との組み合わせで与えられたときに、試験信号成分に対するＳＳＡＥＰ応答が検出されたかをハイライト（または、強調表示）することを含んでもよい。例えば、これらのＳＳＡＥＰ応答は特定の色で描かれたり（または、囲われたり）、ハイライトされたりしてもよい。試験から得られた実際の聴能測定閾値に加え、高い刺激強度で与えられた試験信号成分に対する、検出されたＳＳＡＥＰ応答から外挿された（extrapolated）、聴能測定閾値の推定が表示されてもよい。例えば、６０、５０、４０ｄＢＳＰＬで与えられた試験信号成分に対して得られたＳＳＡＥＰ応答の増幅器の減少を考慮することによって、検出されたＳＳＡＥＰ応答の振幅を接続する直線を平均のバックグラウンドＥＥＧノイズに射影することによってＳＳＡＥＰ応答が検出されないだろうということが推定されてもよい。
【０１７５】
（複数感覚試験（Multi Modality Testing））
図１２を参照すると、客観的聴能測定試験装置１０の代替的な実施例は客観的複数感覚試験装置２００から成る。図１２において、図１ａに示されている客観的聴能測定試験装置１０の構成要素と同一または同様な要素は同じ番号で示されている。客観的複数感覚試験装置２００は被験者６０の聴覚システムを試験しながら、他の感覚を同時に試験するために使用することができる。この実施例においては、視覚及び体性感覚（somatosensory）が聴覚の試験と同時に試験される。他の実施例においては、他の感覚が聴覚システムの試験と同時に試験されてもよい。複数感覚の試験は聴覚の異常が、例えば多発性硬化症等の、神経系のより広範囲の障害の一部であるかを決定することを可能にすることができる。さらに、複数感覚試験は神経学上の異常を検査または研究するために使用することもできるだろう。
【０１７６】
客観的複数感覚試験装置２００はプロセッサー１２、少なくとも１つのＤＡＣ２０４及び少なくとも１つのＡＤＣ２０６を持ったデータ取得ボード２０２、増幅器２２、２０８、２１０、フィルター２４、２１２、２１４、変換器２６、２１６、２１８、センサー２８、２２０、２２４、増幅器３０、２２４、２２６、並びにフィルター３２、２２８、２３０を含む。プロセッサー１２はさらに、客観的複数感覚試験装置２００の多様な機能をエンコードしたソフトウェアプログラム２３２を含む。ソフトウェアプログラム２３２は信号生成器２３４、変調器２３６、並びにノイズリダクションモジュール２４０及び検出モジュール２４２を持った分析モジュール２３８を含む。ソフトウェアプログラム２３２はまた、複数のデータベースＤ１−Ｄｎを含むマスターデータベース２５０に接続されている。プロセッサー１２はまた、格納装置３４及びディスプレイ３６に接続されている。
【０１７７】
使用中、信号生成器２３４は聴覚、視覚、及び体性感覚応答電位を誘発するために適当な刺激となる試験信号を生成する。変調器２３６は試験信号の生成のために使用されてもよい。そして、試験信号は複数の出力チャネル、または複数の単一チャネルＤＡＣを備えるＤＡＣ２０４に送られる。ＤＡＣ２０４は試験信号を増幅器２２、２０８、２１０に送る。増幅器２２、２０８、２１０は試験信号の強度レベルを試験に対して適当なレベルに調節するために試験信号を増幅する。増幅された試験信号は次に、デジタル−アナログ変換及び増幅処理において発生した全てのノイズを取り除くためにフィルター２４、２１２、２１４に送られる。
【０１７８】
増幅され、かつ濾波された試験信号は次に、試験信号が変換器によって変換され、それと同時に被験者６０に送信されるように、変換器２６、２１６、２１８に送られる。変換器２６は適当な試験信号を音声刺激に変換する聴覚変換器であってもよい。したがって、変換器２６は一組のヘッドホンまたは少なくとも１つの挿入型イヤホンであってもよい。音声刺激として使用される試験信号は客観的聴能測定試験装置１０と共に上述された多様な刺激のどれかであってもよい。例えば、音声刺激は８７及び９３Ｈｚの変調周波数を持った、異なった搬送波周波数の２つのＡＭ正弦波（すなわち、トーン）であってもよい。
【０１７９】
変換器２１６は適当な試験信号を視覚刺激（または、光学刺激）に変換する視覚変換器であってもよい。したがって、変換器２１６は脈動する光（または、フラッシュ）を生成することができるストロボ（または、フラッシュライト）であってもよいし、格子状に並んだ発光ダイオードであってもよい。視覚刺激は被験者６０の左及び右目に対して、例えば１６及び１８Ｈｚの変調レートで与えられてもよい。あるいは、視覚刺激は被験者６０の片目だけに与えられてもよい。音声刺激と同様に、１つの目に多重変調視覚刺激（multiple modulated visual stimuli）が与えられてもよい。
【０１８０】
変換器２１８は適当な試験信号を触覚刺激に変換する触覚変換器であってもよい。したがって、変換器２１８は振動性触覚刺激（vibrotactile stimulator）であってもよい。振動性触覚刺激は被験者６０の少なくとも１つの指に適用されてもよい。例えば、振動性触覚刺激は被験者の左手及び右手の人差指に適用されてもよい。触覚刺激は例えば、２３及び２５Ｈｚのレートで与えられてもよいし、他のレートで与えられてもよい。
【０１８１】
複数感覚刺激を被験者６０に与える場合、使用される試験信号は聴覚、視覚、及び触覚刺激の各々に対する応答の周波数が互いに同じ、または各々の整数倍ならず、かつ、共通因数が最小（minimum of common factor）になるように選択されなければならない。これは、応答やそれらの倍音が互いに干渉しないように、確実に行われなければならない。
【０１８２】
ＥＥＧデータは被験者６０に複数感覚刺激が送信されている間に記録される。被験者６０のＥＥＧデータは通常、電極であるセンサー２８、２２０、２２２を使用して記録される。これらの電極はより良いＳＮ比を持ったＥＥＧデータを得るために適当な特定の領域に配置される。視覚刺激に対する応答を測定するセンサー２２０は被験者６０の脳の後頭部領域に配置されてもよい。触覚刺激に対する応答を測定するセンサー２２２は触覚刺激の存在に対側性（contralateral）の頭皮の中央（central scalp）に配置されてもよい。音声刺激に対する応答を測定するセンサー２８は被験者６０の頭頂に配置されてもよい。もちろん、これらの刺激の各々に対して他の場所に電極が配置されてもよい。例えば、これらのセンサーの配置は被験者６０の頭皮の多数の（例えば、３２または６４箇所の）場所の電極を使用してもよい。
【０１８３】
検出された電位の各々（すなわち、時系列データとして知られているＥＥＧデータ）は次に、デジタル化をするために十分なレベルに増幅するために、増幅器３０、２２４、２２６によって増幅されてもよい。増幅されたＥＥＧデータは次に、フィルター３２、２２８、２３０によって濾波される。増幅され、かつ濾波されたＥＥＧデータは次に、エイリアシング（aliasing）無しでＥＥＧデータのサンプリングを行うために十分なサンプリングレートでデジタル化するために、ＡＤＣ２０６に送られる。
【０１８４】
サンプリングされたデータは次に、分析モジュール２４２によって分析される。データは最初に、サンプリングされたデータ中のノイズを減少させ、ノイズを減少させられたＥＥＧデータを生成するためにノイズリダクションモジュール２４０によって処理される。ノイズリダクションモジュール２４０はノイズを減少させるためにサンプル重み付け平均化を使用してもよい。ノイズリダクションモジュール２４２はまた、適応性アーティファクト除去を使用してもよい。あるいは、ノイズリダクションモジュール２４２はこの分野で周知の他のノイズリダクションアルゴリズムを使用してもよい。
【０１８５】
ノイズを減少させられたＥＥＧデータは次に、ノイズを減少させられたＥＥＧデータ中に何らかの応答が存在するかを決定するために、検出モジュール２４２によって分析される。検出モジュール２４２は位相重み付けｔ検定、位相区間技術、またはＭＲＣ法を実施してもよい。あるいは、検出モジュール２４２はこの分野で周知の他の検出アルゴリズムを使用してもよい。検出モジュール２４２はまた、検出された応答が実際に信号であり、ノイズではないことを示す確率推定（probability estimate）を与えてもよい。検出された応答は次に、マスターデータベース２５０に含まれる、他の被験者に対する基準データ（normative data）と比較されてもよい。この比較は被験者６０が神経系に広範囲の異常（または、障害）を持つかを示す指標を与えてもよい。
【０１８６】
客観的複数感覚試験装置２００を利用する、複数感覚試験のための手順は以下のステップを含む：
（ｉ）被験者６０に電極を付けること；
（ii）被験者６０に複数感覚刺激を与えるために変換器を設定または装着すること；
（iii）多重応答がそれらの識別用変調周波数（signature modulation frequency）によって識別できるように、各感覚に対する刺激が客観的複数感覚試験装置２００に同期している、複数感覚刺激を被験者６０に送信すること；
（iv）３つのＥＥＧデータ時系列を得るために、各電極の場所からＥＥＧデータを記録すること；
（ｖ）ノイズの減少したＥＥＧデータ時系列の組を生成するために各ＥＥＧデータ時系列中のノイズを減少させること；
（vi）ノイズの減少したＥＥＧデータ時系列中から、応答を誘発した感覚刺激に対して特有な変調周波数で識別される定常状態応答を検出すること；及び、
（vii）検出された応答の振幅を応答を年齢及び性別の一致した基準値（normative value）と比較すること（あるいは、感覚刺激が被験者６０の身体の左側及び右側の両方に与えられた場合、この比較は被験者６０内で行うこともできる）。
【０１８７】
（ポータブル客観的複数感覚試験装置）
強度はさらに、図１３に示されているような、持ち運び式（または、ポータブル）客観的複数感覚試験装置３００を含む。ポータブル客観的複数感覚試験装置３００は図１２に示されている客観的複数感覚試験装置２００と類似しており、多くの同一または同様な構成要素を含む。
【０１８８】
ポータブル客観的複数感覚試験装置３００は画面３０４、ソフトウェアプログラム３０６、格納装置３０８、複数のデータベースＤ１−Ｄｎを含むマスターデータベース３９０、及びＰＣＭＣＩＡデータ通信カード３１０を含むラップトップコンピューター３０２から構成される。ソフトウェアプログラム３０６は信号生成器２３４、変換器２３６、並びにノイズリダクションモジュール２４０及び検出モジュール２４２を含む分析モジュール２３８を含む。客観的複数感覚試験装置３００はさらに、増幅器３１４、３１６、３１８、３２０、３２２、３２４、３２６、３２８、フィルター３３０、３３２、３３４、３３６、３３８、３４０、３４２、及び変換器３５０、３５２、３５４、３５６、３５８、３６０を持ったコントロールボックス３１２、並びにセンサー３６２、３６４、３６６を備える。
【０１８９】
ポータブル客観的複数感覚試験装置３００はラップトップコンピューター３０２及びコントロールボックス３１２をベースに構成される点を除いて、客観的複数感覚試験装置２００と同様な様式で動作する。あるいは、パームトップ（または、手のひらサイズのコンピューター）や他の持ち運び可能な計算装置が使用されてもよい。画面３０４上には、ソフトウェアプログラム３０６によって実施される、多様なグラフィックユーザーインターフェース（ＧＵＩ）ウィンドウが存在する。これらの中にはロードプロトコルウィンドウ（Load protocol window）３７０、刺激ビューウィンドウ（View Stimuli window）３７２、ＥＥＧビューウィンドウ（View EEG window）３７４、データ取得ウィンドウ（data acquisition window）３７６、連続取得ウィンドウ（continue acquisition window）３７８、及びデータ処理ウィンドウ（process data window）３８０がある。これらのＧＵＩウィンドウはユーザーがポータブル客観的複数感覚試験装置３００を操作し、被験者６０に対して多様な試験を実施することを可能にする。
【０１９０】
例えばNational InstrumentのDAQCard6062eカードである、ＰＣＭＣＩＡデータ通信カード３１０はラップトップ３０２とコントロールボックス３１２との間の機能的な通信及びデータ転送を可能にする。ＰＣＭＣＩＡデータ通信カード３１０はコントロールボックス３１２に試験信号を送信し、記録されたＥＥＧデータを受信する。十分なデータ転送レートを備えているという条件を満たしていれば、システムの構成要素間のデータ転送を行うために他の通信システムが使用されてもよい。
【０１９１】
コントロールボックス３１２はＰＣＭＣＩＡデータ通信カード３１０によって送られる試験信号を増幅する、２つの可聴周波増幅器（audio amplifier）３１４及び３１６を含み、試験信号を音声刺激に変換し、被験者に音声刺激を与えるための２つの変換器３５０及び３５２に試験信号を送る。ラップトップ３０２は可聴周波増幅器３１４及び３１６の利得を介して音声刺激の強度を制御する。
【０１９２】
あるいは、被験者６０に与えられる多重ＳＳＡＥＰ刺激内に含まれる試験信号の独立した強度制御を可能にするために、コントロールボックス３１２内に８個またはそれ以上の可聴周波増幅器が備えられてもよい。可聴周波増幅器３１４及び３１６の出力は次に、試験信号中のデジタル化による全てのノイズまたはアーティファクトを除去するためにフィルター３３０及び３３２に送られる。フィルター３３０及び３３２はまた、試験信号にパスバンドマスキング信号（pass band masking signal）を導入するために使用されてもよい。同様な様式により、コントロールボックス３１２はさらに、試験信号が視覚刺激または触覚刺激に変換される前に、試験信号を操作する他の増幅器３１８及び３２０並びにフィルター３３４及び３３６を含む。
【０１９３】
そして、多様な試験信号は変換器３５０、３５２、３５４、３５６によって変換される。変換器３５０及び３５２はヘッドホンまたは挿入型イヤホンであってもよい。変換器３５０及び３５２はまた、両耳が別個に試験されない場合、スピーカーであってもよい。変換器３５４は被験者６０への視覚刺激であり、ストロボ式の光源（strobing light source）または被験者６０の目の前に配置されるゴーグルであってもよい。変換器３５６は被験者６０に触覚刺激を与え、被験者６０の少なくとも１つの指に装着される、少なくとも１つの振動性変換器（vibration transducer）であってもよい。各感覚に対する各刺激は固有な周波数で変調される。各刺激はまた、複数感覚刺激に対する定常状態応答がそれらの識別用変調周波数（signature modulation frequency）によって識別されるように、ポータブル客観的複数感覚試験装置３００に対して同期し、かつ同位相に固定（または、ロック）されなければならない。（定常状態応答は感覚刺激で使用される変調周波数で発生する。）
【０１９４】
感覚刺激の各々に対する定常状態応答を記録するために、１組の電極３６２、３６４、３６６が、客観的複数感覚試験装置２００と共に上述されたのと同様な様式で、被験者６０の頭皮に配置される。複数感覚定常状態試験はまた、（頭皮上に３２個等の電極を使用する）多重頭皮記録（multiple scalp recording）を使用して実施されてもよいし、特定の場所に配置された電極と共に、（例えば、３個等の）比較的少ない数の入力データチャネルを使用して記録することによって実施されてもよい。
【０１９５】
電極３６２、３６４、３６６はコントロールボックス３１２にＥＥＧ時系列データの組を与える。これらのＥＥＧ時系列データの組は次に、増幅器３２４、３２６、３２８によって増幅され、フィルター３３８、３４０、３４２によって濾波される。あるいは、使用される増幅器及びフィルターは１つずつであってもよい。増幅器３２４、３２６、３２８の利得の設定はラップトップ３０２によって制御される。フィルター３３８、３４０、３４２はＥＥＧ時系列データに対してローパス、ハイパス、及びノッチ（notch）フィルタリングを行うためのプログラム可能なアナログフィルターであってもよい。
【０１９６】
フィルター３３８、３４０、３４２はまた、ラップトップ３０２によって制御されてもよい。（ラップトップまたは、コントロールボックス３１２内の他の増幅器及びフィルターを制御してもよい。）濾波及び増幅されたＥＥＧ時系列データも組は次に、ＥＥＧ時系列データの組をデジタル化し、分析モジュール２３８に送るＰＣＭＣＩＡデータ通信カード３１０に送られる。ＥＥＧ時系列データの組は次に、客観的複数感覚試験装置２００と共に上述されたのと同様な様式で、ノイズリダクションモジュール２４０を介して、ノイズを減少させるために処理され、検出モジュール２４２を介して、応答の検出のために分析される。
【０１９７】
ポータブル客観的複数感覚試験装置３００はさらに、被験者６０に装着される補聴器装置の調節を可能にするための手段を含んでもよい。詳細に述べると、コントロールボックス３１２は補聴器装置３５８及び３６０と通信することができるように構成されてもよい。通信はリボンケーブル３６１等の物理的な接続を介して行われてもよい。あるいは、移植された補聴器装置の場合、通信は（移植された刺激器等の）他の生物医学的装置で使用されているようなＲＦ遠隔測定法を介して行われてもよい。
【０１９８】
ポータブル客観的複数感覚試験装置３００はさらに、ＳＳＡＥＰ刺激を使用した補聴器の調節法で上述された、周波数特有利得（frequency specific gain）の設定、フィルターの勾配（filter slope）の設定、または補聴器装置３５８及び３６０の他の関連がある設定の調節を行うために使用されてもよい。補聴器装置３５８及び３６０の調節は熟練した医師または医療従事者によってなされてもよいし、ＳＳＡＥＰ試験手順のパス／フェイル結果に基づいて、ラップトップ３０２によって自動的に調節されてもよい。
【０１９９】
付随する請求の範囲で規定される本発明の範囲から外れることなく、ここで説明及び図示されてきた好まれる実施例に対して多様な変更または改良が可能であることは理解されなければならない。
【図面の簡単な説明】
【図１ａ】本発明の装置の実施例の概略図である。
【図１ｂ】概略的な聴覚試験方法を図示している流れ図である。
【図２】（ａ）雑音のある記録期間中のＥＥＧ振幅のヒストグラムである。
（ｂ）雑音のない記録期間中のＥＥＧ振幅のヒストグラムである。
（ｃ）図２ａに示されているＥＥＧデータに標準的な時間平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
（ｄ）図２ｂに示されているＥＥＧデータに標準的な時間平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
（ｅ）図２ａに示されているＥＥＧデータにサンプル重み付け平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
（ｆ）図２ｂに示されているＥＥＧデータにサンプル重み付け平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
（ｇ）図２ａに示されているＥＥＧデータに振幅排除を実施し、さらに正常時間平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
（ｈ）図２ｂに示されているＥＥＧデータに振幅排除を実施し、さらに正常時間平均化を実施した結果の振幅スペクトルである。
【図３】（ａ）ＳＳＡＥＰ応答を含むＥＥＧデータポイントの平均化されたスイープのＦ−試験を結果のプロットである。
（ｂ）図３ａに示されているデータの組に対する位相重み付けｔ検定の結果のプロットである。
【図４】（ａ）５０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び２５％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。  （ｂ）４０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び２５％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。  （ｃ）３０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び２５％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。  （ｄ）５０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び１０％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。  （ｅ）４０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び１０％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。  （ｆ）３０ｄＢＳＰＬ刺激強度及び１０％の周波数変調深さに対するＭＭＳＳＡＥＰ刺激及びＡＭＳＳＡＥＰ刺激へのＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。
【図５】（ａ）振幅変調及び周波数変調された成分を含むＳＳＡＥＰ刺激への応答が、どのようにＳＳＡＥＰ刺激の振幅変調された成分へのＳＳＡＥＰ応答とＳＳＡＥＰ刺激の周波数変調された成分へのＳＳＡＥＰ応答との、ベクトルの加法としてモデル化することができるかを図示しているプロットである。
（ｂ）周波数変調された成分の位相がＳＳＡＥＰ刺激の振幅変調された成分の位相に対して変化するとき、振幅変調及び周波数変調された成分を含むＳＳＡＥＰ刺激への応答が、どのように正弦波としてモデル化することができるかを図示しているグラフである。
【図６】（ａ）ＡＭＳＳＡＥＰ刺激、ＦＭＳＳＡＥＰ刺激、及びＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激に対するＳＳＡＥＰ応答の振幅スペクトルである。
（ｂ）図６ａに示されているＳＳＡＥＰ応答の検出を示している極性プロットのグループである。
【図７】（ａ）５０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度に対するＡＭＳＳＡＥＰ刺激との比較で、ＳＳＡＥＰ刺激に指数変調信号を使用したときの、ＳＳＡＥＰ応答のパーセントでの増大を示している試験結果のグラフである。
（ｂ）３０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度に対するＡＭＳＳＡＥＰ刺激との比較で、ＳＳＡＥＰ刺激に指数変調信号を使用したときの、ＳＳＡＥＰ応答のパーセントでの増大を示している試験結果のグラフである。
（ｃ）５０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度に対するＡＭＳＳＡＥＰ刺激との比較で、ＳＳＡＥＰ刺激に指数変調信号を使用したときの、ＳＳＡＥＰ応答の振幅を示している試験結果のグラフである。
（ｄ）３０ｄＢｐＳＰＬの刺激強度に対するＡＭＳＳＡＥＰ刺激との比較で、ＳＳＡＥＰ刺激に指数変調信号を使用したときの、ＳＳＡＥＰ応答の振幅を示している試験結果のグラフである。
【図８】被験者のグループの右及び左の耳にＳＳＡＥＰ刺激を与えたとときのＳＳＡＥＰ応答に対する、８０及び１６０Ｈｚ変調レートに対して計算された潜伏時間のグラフの組である。
【図９】多様な被験者に対するＩＡＦＭＳＳＡＥＰ刺激への有意な応答の数の関数として表された、単語識別のプロットである。
【図１０】ＳＳＡＥＰ刺激の変調レートの関数として表された、若い対照標準被験者及び、比較的少ない聴力障害を持った老年者の被験者のグループに対する、ＳＳＡＥＰ応答の振幅のグラフである。
【図１１】ＳＳＡＥＰ応答が検出されたかどうかに基づいて、自動的に音声の強度を調節するアルゴリズムを使用して、聴覚閾値がどのように評価されるかを示す概略的なグラフである。
【図１２】客観的複数感覚試験装置の概略図である。
【図１３】複数感覚試験を実施することができる、客観的聴能測定試験装置のポータブル版の概略図である。
【符号の説明】
１０    客観的聴能測定試験装置
１２    プロセッサー
１４    データ取得ボード
１６    デジタル−アナログ変換器
１８    アナログ−デジタル変換器
２０    聴能測定器
２２    フィルター
２４    増幅器
２６    音響変換器
２８    センサー（電極）
３０    増幅器
３２    フィルター
３４    格納装置
３６    ディスプレイ
４０    ソフトウェアプログラム
４２    信号生成器
４４    変調器
４６    分析モジュール
４８    ノイズリダクションモジュール
５０    検出モジュール
５２    マスターデータベース
６０    被験者
７０    応答ベクトル
７２    信頼限界の上限
７４    応答ベクトル
７６    信頼限界の上限
８０    ＭＭＳＳＡＥＰ刺激に対する応答
８２    ＡＭ成分に対する応答
８４    ＦＭ成分に対する応答
８６    最大の振幅を持った応答
８８    正弦波としてモデル化された応答曲線
９９    応答曲線
１００  老年の被験者のＳＳＡＥＰ応答振幅
１０２  基準対照被験者のＳＳＡＥＰ応答振幅
２００  客観的複数感覚試験装置
２０２  データ取得ボード
２０４  デジタル−アナログ変換器
２０６  アナログ−デジタル変換器
２０８，２１０  増幅器
２１２，２１４  フィルター
２１６，２１８  変換器
２２０，２２２  センサー
２２４，２２６  増幅器
２２８，２３０  フィルター
２３２  ソフトウェアプログラム
２３４  信号生成器
２３６  変換器
２３８  分析モジュール
２４０  ノイズリダクションモジュール
２４２  検出モジュール
２５０  マスターデータベース
３００  ポータブル客観的複数感覚試験装置
３０２  ラップトップコンピューター
３０４  画面
３０６  ソフトウェアプログラム
３０８  格納装置
３１０  データ通信カード
３１２  コントロールボックス
３１４，３１６  可聴周波増幅器
３１８，３２０  増幅器
３２４−３２８  増幅器
３３０−３３６  フィルター
３３８−３４２  フィルター
３５０−３５６  変換器
３５８，３６０  補聴器装置
３６１  リボンケーブル
３６２−３６６  センサー（電極）
３９０  マスターデータベース
３７０  ロードプロトコルウィンドウ
３７２  刺激ビューウィンドウ
３７４  ＥＥＧビューウィンドウ
３７６  データ取得ウィンドウ
３７８  連続取得ウィンドウ
３８０  データ処理ウィンドウ
【図１ａ】
0004707920.tif 000010
【図１ｂ】
0004707920.tif 000011
【図２】
0004707920.tif 000012
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
0004707920.tif 000016
【図７】
0004707920.tif 000017
【図８】
0004707920.tif 000018
【図９】
0004707920.tif 000019
【図１０】
0004707920.tif 000020
【図１１】
0004707920.tif 000021
【図１２】
0004707920.tif 000022
【図１３】
0004707920.tif 000023