(57)【要約】  補聴器を音響的にフィッティングする方法は、複数の聞き取れるトーンを提供することを含み、各々ステレオ・ヘッドホンによる予め定められた周波数を有する。トーンは、各々の耳の特定の音圧で提供される。トーンの出所の知覚方向が患者の前にくるまで、患者は各々の耳の相対的な音圧を変える。補聴器の増幅または減衰必要条件は、各々の周波数バンド・パス・チャネルのための知覚方向同一性のための患者の左右の耳のために必要な音圧の違いに基づいて修正される。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
補聴器を音響的にフィッティングさせる方法であって、
ステレオヘッドフォンを介して患者に所定の周波数を各々備えた、複数の可聴トーンを提供するステップであって、前記トーンが、各耳において所定の音圧で各々提供されることを特徴とする提供するステップと、
前記各トーンのソースが、両方の耳の間で実質的にバランスするように知覚されるように知覚されるまで、患者が少なくとも一方の耳に相対的な音圧を変化させることを許容するステップと、
各所定の周波数および所定の音圧で、トーンの各々に関して実質的に同じ方向を達成するように、患者の左右の耳に関して要求される音圧の差に基づいて補聴器の増幅または減衰要求を修正するステップと
を有することを特徴とする方法。
【請求項２】
各トーンの知覚された音源に面するように頭の方位角を変えることにより、患者の少なくとも１つの耳の相対的な音圧を患者が変化させることを許容するステップを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項３】
他の耳の音圧が実質的に同じレートで減少するように、一方の耳の音圧を同時に増大させることにより、患者の両方の耳の相対的な音圧を同時に変化させるステップを更に有することを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項４】
ユーザの入力を介して相対的な音圧を代えることにより、少なくとも１つの耳の音圧を患者が変えることを許容するステップを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項５】
患者が頭の方位角を変えることにより、少なくとも１つの耳の相対的な音圧を自動的にかえるステップを更に有することを特徴とする請求項２に記載の方法。
【請求項６】
患者の各耳の各トーンの相対的な音圧をかえるために、頭の方位角の検出された変化を使用して、患者によってつけられたステレオヘッドフォンの方位角検出器を提供することによって、患者の頭の方位角の変化を検出するステップを更に有することを特徴とする請求項５に記載の方法。
【請求項７】
テストされる各周波数に関して患者の騒音不快レベルを判断するステップと、
騒音不快レベルを超える音を制限または減少させるように補聴器をプログラミングするステップとを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項８】
患者のヒアリングのダイナミックレンジを判断するためにテストされる各周波数に関する患者の最小可聴レベルを検出するステップと、
ダイナミックレンジ内の複数のトーンで患者をテストするステップと、
を更に有することを特徴とする請求項７に記載の方法。
【請求項９】
複数のトーンの間にある周波数に関する音圧の差を補間するステップと、
補間された差に基づいて補聴器の増幅または減衰要求を修正するステップと
を更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１０】
補聴器をつけるながら患者をテストするステップと、
補聴器のゲイン補償および全ての周波数に関して検知された方向が、方向的に同じとなるように、方向ヒアリングキューを調整するためのテスト中に補聴器をプログラミングするステップとを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１１】
患者のヒアリングのダイナミックレンジ内の全ての周波数および音圧に関する知覚される方向が同じであることを要求する相対的な音圧を得るように補聴器をつけながら、複数のトーンで患者を再テストするステップを更に有することを特徴とする請求項８に記載の方法。
【請求項１２】
様々の全体のユーザ調整された音圧またはボリュームレベルで同じ方位角を提供するように補聴器に調整されたヒアリング補償カーブの複数のファミリーをプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１３】
補聴器ボリュームに対する患者ユーザ変化に基づいて複数の患者調整可能な増幅レベルで同じ方位各を提供するために、調整されたヒアリング補償カーブの複数のファミリーの間で、自動的にスイッチされるように補聴器をプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１２に記載の方法。
【請求項１４】
患者によって感知された方向応答をはっきりさせるために、補聴器の個別周波数バンドパスチャネルに関する遅延補正をプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１５】
補聴器の異なるバンドパス周波数チャネルに関するタイミング補正およびサウンド増幅を調整するステップを更に有することを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１６】
パーソナルコンピュータを使用することにより患者に関して自律インターフェースを提供するステップを更に有し、初期快適ヒアリングレベル、騒音不快レベル、および、ヒアリングレベルの閾値を患者が確立させることができ、所定の方位ソースに対して、知覚される方位ソースを測定することができることを特徴とする請求項１に記載の方法。
【請求項１７】
補聴器を音響的にフィッティングさせる方法であって、
所定の周波数および音圧を各々備えた複数の離散的な可聴トーンをステレオで患者に提供するステップと、
患者の頭の方位角を検出するステップと、
患者が各トーンの知覚される方位ソースに面するまで、患者の頭の方位の変化を有するステップであって、各耳の各トーンの相対的な音圧が、トーンが特定の方位から発する可聴センセーションを生成するように患者の頭の方位が変化するにつれて自動的に変化することを特徴とするステップと、
変化した方位角で患者の左右の耳の間で各トーンに関する異なる音圧を判断するステップと、
異なる音圧に基づく特定の周波数バンドパスに関連する補聴器のゲイン補償を修正するステップと
を有することを特徴とする方法。
【請求項１８】
患者のヒアリングのダイナミックレンジ内の全ての周波数および音圧に関して実質的に同じ方位が得られるように、補聴器のゲイン補償をプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項１９】
補聴器を備えた患者をテストするステップと、
補聴器のゲイン補償チャネルおよび全ての周波数に関して検知された方位が実質的に同じ方位となるように、方位ヒアリングキューを調整するようにテストする間、補聴器をプログラミングするステップと、
を更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２０】
様々の全体のユーザ調整された音圧またはボリュームレベルで同じ方位角を提供するように補聴器に調整されたヒアリング補償カーブの複数のファミリーをプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２１】
補聴器ボリュームに対する患者ユーザ変化に基づいて複数の患者調整可能な増幅レベルで同じ方位各を提供するために、調整されたヒアリング補償カーブの複数のファミリーの間で、自動的にスイッチされるように補聴器をプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項２０に記載の方法。
【請求項２２】
補聴器をつけた患者によって感知された方向応答をはっきりさせるために、補聴器の個別周波数バンドパスチャネルに関する遅延補正をプログラミングするステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２３】
補聴器の異なるバンドパス周波数チャネルに関するタイミング補正およびサウンド増幅を調整するステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２４】
パーソナルコンピュータを使用することにより患者に関して自律インターフェースを提供するステップを更に有し、初期快適ヒアリングレベル、騒音不快レベル、および、ヒアリングレベルの閾値を患者が確立させることができ、所定の方位ソースに対して、知覚される方位ソースを測定することができることを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２５】
補聴器フィッティングプロセス中、タイムドメインオーディオ周波数シフトキー（Time Domain Audio Frequency Shift Keying）、オーディオパルスポジション変調（Audio Pulse Position Modulation）、オーディオパルスコード変調（Audio Pulse Code Modulation）、または、オーディオパルス幅変調（Audio Pulse Width Modulation）の１つを使用することにより、補聴器レシーバを介して補聴器をプログラムするためのオーディオエンコードを提供するステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２６】
プログラミングが、特定の補聴器に関して個別化され、認定されていないフィッティングシステム又は個人によって実装されることがないように、シリアル番号、キーシステムまたは暗号化技術を備えた補聴器を提供するステップを更に有することを特徴とする請求項２５に記載の方法。
【請求項２７】
特定のカスタム補聴器音響環境においてスペクトルプロファイル応答を判断するためにファイバー光学素子導波管を使用し、および、補聴器レシーバに関するファイバー光学素子導波管測定から導出された補償情報を使用して、フィッティングプロセス中に、補聴器レシーバにファイバー光学素子導波管を提供するステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２８】
純音、震音、スイープ音、バンドパスノイズ、パルス純音、パルス震音、パルススイープ音、パルスバンドパスノイズ、チャープ純音、チャープ震音、チャープスイープ音、および、チャープバンドパスノイズのうちの少なくとも１つから形成される複数のトーンを提供するステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【請求項２９】
補聴器の各周波数バンドパスチャネルに関して同じ方位を提供するプログラム可能な遅延を提供するための補聴器においてプログラム可能な先入れ先出しデジタルストレージデバイスを提供するステップを更に有することを特徴とする請求項１７に記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
背景関連出願についてのクロス・リファレンス：
本発明は、ディーン・ロバート・ゲイリー・アンダーソンによる2009年6月9日の米国仮特許出願第61/185,531号、および、2009年7月23日の米国特許出願第12/508,441号を基礎とする優先権を主張し、それらの全部をリファレンスとしてここに組み込まれる。
【０００２】
本発明は、一般に弱った聴力に使われる補聴器、および、さまざまな音声周波数および振幅で人の特定の聴覚能力に基づいて、この種の補聴器を音響的に嵌合する方法に関する。より具体的には、本発明はさまざまな周波数および振幅で構成され、または、音の出所の人の知覚位置に基づいて、補聴器をプログラムするための装置および方法に関する。
【背景技術】
【０００３】
ヒアリング能力をもつ個人は、少なくとも音方向を決めることができる。両耳がこのローカライゼーション・プロセス（バイノーラルの聴覚）に関与するとき、音方向は陰になる耳対サウンドソースにより近い耳のための音声回折と同様に音振幅（「両耳増幅差」）およびわずかなタイミング・バリエーション（「両耳時差」）の違いによって認められる。音ローカライゼーションの方法も、音が来ているところの確認をする頭の運動を含む。通常の聴覚をもつ個人に関して、音方向を認める能力は、我々が混雑して雑音が多い部屋の中で、単一の対話に集中するのを援助する。
【０００４】
通常の聞いている個人は概して雑音が多い環境（例えば60dBのSound Pressure Level（「dBSPL」））の-5dB信号対雑音（「S/N」）比で、会話することが可能である（すなわち、50%の語および95%の正しい文を得ることが可能）。音圧は音波によって生じる周囲（平均または平衡）圧からのローカル圧力の偏差である。音圧のための国際単位（国際電気単位系）は、パスカル（記号：Pa）である。瞬間的な音圧は、与えられた場所の音波および時間内の所与の瞬間までに生じるローカル周囲圧力p0からの偏差である。実効音圧は、時間（またはスペース）の与えられた間隔にわたる瞬間的な音圧の平方自乗平均である。
【０００５】
音圧偏差（瞬間的な音響圧力）pは、以下の通りである：
ｐ＝Ｆ／Ａ
ここで  Ｆ= 力、Ａ=面積    である。
【０００６】
全ての圧力Ｐtotalは、以下の通りである：
Ptotal=ｐO ＋ ｐ
ここで、ｐ0 =ローカル環境大気（空気）の圧力、ｐ=音圧偏差である。
【０００７】
音圧レベル（SPL）または音量レベルＬpは、基準値に関して音の平方自乗平均音圧の対数尺度である。それは、標準のリファレンスレベルより上のデシベル（dB）で測定される。
【０００８】
【数１】
2012529843.tif 000003
【０００９】
ここで、ｐrefは、リファレンス音圧であり、ｐrmsは、測定された平方二乗平均音圧である。空気で共通して使うリファレンス音圧は、ｐref = 20μＰａ（rms）であり、人間の聴覚の閾値と通常考えられる（概略的に、3m離れて、飛行している蚊の音）。
【００１０】
調査は、耳がまた、わずか30マイクロ秒の音の時差（すなわち、遅延）を検出することができることを示した。典型的なアダルトサイズのヘッドのために、頭の一方から他方まで進行している音波のための時間のずれは、ほぼ0.6ミリ秒である。それらが頭の一方から他方まで進行するにつれて、「ヘッドシャドー」は音の減衰および回折に関連する。高周波音は、より短い波長を原因として生じるのでヘッドシャドーによってより影響を受ける。ヘッドシャドー効果は、4000Hzの15dBと同等である。
【００１１】
サウンドソースが直進である大部分の通常の聴覚リスナーのための方位角知覚の「最小可知差異」は、ほんの１度である。より低い周波数パルストーン（すなわち、1000Hz以下）で、通常の聴覚をもつ個人は、優れた方位角知覚を有する。1000Hz以下の方向知覚は、主により遠隔耳に音波移動として左右の耳の間で起こるわずかなタイミング・バリエーションを検出する人の能力の機能である。より高い連続トーン周波数（すなわち、1000〜4000Hz間）に関して、通常の人は、より容易に強度の変化を認めることができる。より高い周波数（1000〜4000Hz間）に関するサウンド方向ローカライゼーションは、個人の周波数感度およびヘッドシャドーのために音振幅の違いの認識によって支配される。
【００１２】
音が「オフアングル（off-angle）」からまたは側に来るとき、各々の耳もまた、音が異なるように「聞こえる」。最も遠い耳に対する音は、頭の回りに回析しなければならない（曲がる）。音波はそれを減らして、後で僅かに到着するだけでなく、（すなわちスペクトル変更）上下の周波数のバランスに関して変える。短波長（すなわち高周波）を有する音は同様に、回析しないので、最も遠い耳は音に含まれる高周波のより少ないものを聞く。リスナーの脳は、周波数内容のこの違いを検出して、音の出所の位置を決めるために検出違いを使用する。ヘッドシャドー回折も、陰になる耳のための全体的な回折変調（すなわち干渉パターン）を生じる。
【００１３】
人間のスピーチでは、口頭の母音は主に低周波音を生成し、口頭の子音は主に高周波音を生成する。例えば、用語「choose」が話されるとき、「ch」および「z」の音は、口、歯および唇をとおって、音が舌部を過ぎている空気を逃れて形成され、豊かな高い周波数スペクトル（すなわち、1000Hz超）を有する。これらの音は、声に出さない音（例えば摩擦音、破裂音）と称される。「oo」音は、肺/のど/口/鼻腔の範囲内で声のコードおよび反響を有する空気運動共鳴によってつくられる有声音であって、概して1000Hz以下である。このように、方向聴覚またはローカライゼーションによって補助されるときに、周囲ノイズがある場合には、音声認識のために、人間のバイノーラルの聴覚器官システムは音振幅、わずかなタイミング・バリエーションおよび回折効果の違いによって認められる情報を必要とする。
【００１４】
頭の運動はまた、サウンド方向ローカライゼーションの重要な構成要素である。人間の聴覚器官システムおよび精度の進行中の空間再調整の存在は、時間とともに変化によって着実に再取得される。その上、両耳（interaural）の時間およびレベル差は、人がサウンドソースの位置を識別する唯一の手段でない。音において、周波数、強度および左右の耳間のタイミングにおける変更がサウンドソースの位置を決める聴覚器官システムを援助する結果になる運動の先頭にたつ。
【００１５】
一般的に、一方または両方の耳のヒアリングの低下をもつ人は、まだ音方向を認めることができる。しかし、補聴器の使用は、しばしば時、音方向を認める能力を減弱させる。不適当な補聴器フィッティングは、更にサウンド方向認識を減弱させることができる。これは、補聴器の使用に対する明らかな不利な点である。多くの場合、雑音が多い環境において通信するために補聴器を有する誰かと話すときに、他人はそれらの声を大きくしなければならない。
【００１６】
明らかに雑音が多い環境のスピーチを理解することができないことは、補聴器を使用する聴覚障害をもつ人々に対する最もしばしば報告された不満である。さらに、聴覚損失が進行するにつれて、個人は適切により大きくてより大きな信号対雑音比がスピーチを理解することを必要とする。信号処理だけが特に信号が話している1人の人であり、ノイズが話している（すなわち「カクテルパーティ効果」）他の人々である場合には、ノイズの信号の理解できることを改良しないことは、デジタル信号処理調査によって普遍的に受け入れられた。このことにより役割を逆転させて、さらに信号およびノイズ源の現在利用できる補聴器を有する、リスナーが現在１人の話し手から彼（女）の注意をひきたいデジタル・プロセッサへ通信する方法がない。
【００１７】
重要な前進が雑音が、環境の聴力対話を改善するために補聴器技術の最後の10年においてなされると共に、この種の前進はしばしば補聴器処理（例えば歪曲、限られたバンド幅、周波数レスポンスおよび不適当な自動利得制御（「ACG」）アクションのピーク）の特定の欠陥の除去の結果であった。これらの欠陥が修正される前に、1970年代において実行される調査は補聴器の着用者がスピーチを理解することを必要とするS/Nの助けなしの状態より上に、概して５乃至10dBまで更なる不足を経験することを示した。同じ補聴器も着用している通常の聞いている個人は、S/Nの5乃至10dBの不足を経験し、補聴器が誤っていたことを示して、対話を続けることを必要とする。
【００１８】
補聴器を雑音が多い環境につけている個人のための減弱されたサウンドローカライゼーション能力およびS/Nレベルの結果、大部分の補聴器着用者は、この種の状況を避けるかまたは、結局特定の対話に集中する能力を回復するために、補聴器を取り外すことになり、次の損失にもかかわらず、しばしば、中でわかることのあることの部分が包まれた対話として認めた。聴覚障害をもつ個人が雑音が多い環境の離散的な対話を聞くことが可能であるために、補聴器処理の欠陥が存在しないときでも、S/Nの増加は必要である。軽度の聴覚損失を有するそれらは、通常の聴覚を有するそれらより約2乃至3dB大きなS/Nに概して必要とする。より大きなS/Nおよび高度の聴覚損失を有するそれらが概して必要とする概して5乃至7dBまで、中程度の聴覚損失を有するそれらは、S/Nで9乃至12dB増加を必要とする。
【００１９】
補聴器のS/Nを従来技術において改善する1つの試みは、指向性マイクの使用によってある。指向性マイクが後部および／または側葉の効果に従属するので、この種の補聴器の不足は指向性マイク（音受信）のこれらの効果の結果である。主に指向性マイクの後ろの葉による彼（女）の後で対話を聞くことは、結果として、時々指向性マイクを有する補聴器を着用している人となる。
【００２０】
雑音が多い環境の音声認識を改善することに関連した補聴器の現在の状態の他の不足は、直接使用するプロトコルを音響的に補聴器を聴覚障害をもつ個人に係着させることに適合させている電流に関する。現在の適切な方法は、利用できるスピーチキューの分数だけになることによってしばしばユーザのためのローカライゼーション知覚の相当な損失に結果としてなる。加えて、患者の最大音量不快レベルは、測定されないかまたはプロトコルを嵌合している現在の補聴器において占められない。
【００２１】
Chabries等の米国特許第6,885,752号に記載される基礎信号処理アーキテクチャは、大部分の現代の補聴器および用途マルチバンド（乗法圧縮）の代表である。バンドパスフィルタは、概して200Hzと12,000Hzと間の半分のオクターブ以下で間隔を置かれる帯域通過決定を有する9つ以上の固定するチャネルを生成する。
【００２２】
各々の周波数帯において、非線形拡大または増加（乗法圧縮と称する）は、個々に各々のチャネルに適用される。米国特許第6,885,752号にて説明したように、聴覚損失をもつ個人のための聴覚を復元することにおける1つの要因は、適切なゲインを提供することによる。ヒアリング標準からそれた各々の周波数帯のために、異なる乗法圧縮は、個人の残りの聴覚感覚を、最も大きく利用するために供給される。米国特許第6,885,752号において使用されるマルチバンド乗法的AGC適応圧縮アプローチ、および、最新の補聴器は、明確なフィードバックまたは前方供給を有しない。
【００２３】
ヒアリング評価は、補聴器の定めていて音響フィッティングにおける第1のステップである。全ての補聴器の規定公式がヒアリング診断データの一つ以上の集合に依存するので、個人が機能を聞く正確な評価は重要である。補聴器を個人に音響的フィッティングさせる周知の方法は、個人が調整されたサウンド刺激生成装置を用いて聞くことの閾値の測定で始まり、ヘッドホンを調整した。最小可聴限の測定は、隔離された音ルームにおいてなされる。通常ごくわずかな聞き取れるノイズしかない部屋である。サウンド刺激生成装置およびテストにおいて使用する調整されたヘッドホンは概して「オーディオメータ」と称する。
【００２４】
通常、オーディオメータは、125Hzないし12,000Hzの間のさまざまな周波数で中央に置かれる純音、震音、スイープ音、バンドパスノイズを生成し、補聴器の範囲内で設計される周波数帯またはチャンネルの代表である。これらのトーンは、試験されている個人にオーディオメータのヘッドホンによって送信される。個人がちょうどかろうじてトーンの存在を認めることができるまで、各々のトーンの強度またはボリュームは変化する。各トーンに関して、個人がちょうどかろうじてトーンの存在を認めることができるトーンの強度は個人の空気の伝導最小可聴限として公知である。最小可聴限が個人の聴覚損失を特徴づけるいくつかの中の1つの要素だけであるにもかかわらず、音響的にヒアリング補償装置をフィッティングすることは伝統的に使用する支配的な処置である。
【００２５】
ヒアリングの有用な範囲（ダイナミックレンジとも称する）は、通常、周波数および音圧レベルの調整に沿って特徴づけられ、可聴カーブ（または最小可聴限、ヒアリングの閾値）によって境界が決められる領域と、騒音不快レベル（ＬＤＬ）との間に入り、該ＬＤＬは、聞くにはうるさすぎて、不愉快または痛みを伴う音である。多くの補聴器フィッティングプロトコルは、周波数の関数として、騒音不快レベル（Loudness Discomfort Level）の測定を含む。
【００２６】
より高度なプロトコルの実施形態は、米国特許第6,201,875号および第6,574,342号に記載される。これらの特許は、カーブが、不快でうるさい、うるさいがＯＫ、快適だがわずかにうるさい、快適、快適だがわずかにソフト、ソフト、とてもソフト、といったような輪郭のような一連の異なる音量レベル（または音量輪郭）のために発生するシステムを開示する。また、カーブのファミリーに基づいて動的に非線形増加を各々の周波数チャネルと交換するシステムが開示される。
【００２７】
一旦、各々の周波数帯の最小可聴限（ヒアリングの閾値）が決定されると、この最小可聴限は拡大、圧縮および／または個人の聴力損失を補償するために使用される他の調整の量を推定するために用いる。増幅、圧縮および／または調整およびヒアリング補償がそれによって成し遂げたその他の実施は、使用されているヒアリング補償装置に依存する。観察された最小可聴限に基づく音響パラメータを推定するために用いた技術において公知のさまざまな方式がある。これらは、NAL1、NAL2およびPOGOとして公知のヒアリング補償装置方式を含む。さまざまな補聴器メーカーによって使用されるメーカー独自の種々の方法もある。加えて、個人にテストを実行している人および補聴器のフィッティングの経験に基づいて、これらのさまざまな方式は、調整されることができる。各々の周波数チャネルのために算出される適切なゲインはまた、考慮および音量不快レベルまたは他の測定された音量輪郭の追加的な測定の調整を含むことができる。それから各々の周波数チャネルのために算出される適切なゲインは、各々の周波数チャネルのための補聴器にプログラムされるヒアリング補償カーブまたはルックアップ表データになる。ヒアリング補償カーブまたはルックアップテーブルデータに対する変化がフィッティングされた人および聴覚科学者によってすぐ評価されることができるために、補聴器ディジタル信号プロセッサ（DSP）に対する補聴器記憶をプログラムすることはインタフェースをプログラムしているGN Otometrics HI-PROのような装置を有する適切な方法の間、動的になされることができる。
【００２８】
感覚神経的聴覚損失と関連する他の状態は、音量漸増（loudness recruitment）である。音量漸増は、聴覚障害をもつ人の出発点を聞くことより上に音量レベルの比較的小さい増加を有する音量知覚の異常に急速な増加に結果としてなる状態である。漸増は、損害から蝸牛の感覚の細胞まで生じる聴覚損失の一般の特徴（感覚の聴覚損失の最も一般のタイプ）である。例えば、音量漸増をもつ人は、高周波が50dBSPLより下で聞こえるが、不快な80dBSPLより上にいかなる音も見つけることができるとヒアリングことが可能に、ゆがめられさえすることができない。聴覚障害をもつこの種の個人のために、漸増は音量耐性の圧壊および大きい音の歪曲の感覚を意味することができる。
【００２９】
漸増は、常に感覚神経的聴覚損失の副産物である。漸増は、通常内耳有毛細胞と関連する神経要素の減少による。数デシベルのレベル、隣接する通常の有毛細胞、損害を受ける有毛細胞（聴覚損失の周波数に対応する）で「補強される」ので、この現象は、発生する。これらの入れられた有毛細胞があるデシベル・レベルが誘発した、知覚音量が急速に増え、しばしば、ヒアリング原因の不快になる。
【００３０】
漸増に対する周知の検査は、代替バイノーラルラウドネス・バランス（Alternate Binaural Loudness Balancing（ABLB））である。ABLBは、交替に各々の耳に提示される一連のトーンの相対的な音量を比較する。実際には、それが必要とする時間を原因として生じるので補聴器を適合している補聴器の現在のシステムによって現在のテスト方法および装置を使用しているこの種の試験およびこの種の試験結果データを使う能力の欠如を実行することに適合させると共に、ABLB試験は聴覚科学者によってまず実行されない。
【００３１】
適合している補聴器の現在の方法が概して音量漸増を説明しないので、この種の状態を有する患者はしばしばヒアリングダイナミックレンジが補聴器によってそれほど容易に上回るので、着用していて気持ち良くなくなる補聴器を付けている。そのような場合、唯一のオプションは患者のために補聴器に手動でボリュームを小さくすることであり、それは普遍的に全ての周波数の、そして、全ての音量レベル全体の拡大を減らす。
【００３２】
彼らが気持ちよく聞こえ、理解することができるために、いかなる補聴器も目的は音を拡大するかまたは処理することである。日常的なスピーチ通信さえむずかしい音量漸増を含んでいる聴覚損失のよりかなりの程度のために、増幅は必要である。しかし、閾値下の音を聞き取れるようにするのに十分である増幅は、不快で大きいより高水準音をたてる傾向がある。しばしば、ゲイン圧縮技術は、この課題を補償するために使用される。それは、従来技術において共通に信じられているが、しかし、圧縮の最高の方法さえ有するそれが、補聴器増幅された音が最も少なくいくぶん避けられないことである、若干の入力レベルのための正常なヒアリング人のためにあるより大きい。加えて、現在のヒアリングテスト・システムで使用される技術のため、患者が補聴器のための正しいゲインカーブを生成するために適切に試験されなかったので、それはまた、最高の拡大圧縮方法が与えられた特許のために適切に設定されないという場合である。
【００３３】
適合している補聴器の現在の方法は主観的なヒアリング方法の活用法および試験結果の解釈を使用し、それは概して患者の間で中継される音知覚および試験を管理している聴覚科学者のことばの通信に依存する。トーンの知覚音量も定量化する患者の能力は、特に現在のテスト方法が両者間に間隔を置かれた別々の間隔で各々の耳にトーンに離れてしばしば数秒である聴力検査を供給することができるとき、個人によって異なる。このように、大部分の補聴器フィッティングプロトコルの大きな不足はしばしば達成される不正確な試験結果であり、適合している補聴器の基礎として使われる。
【００３４】
実に、この種のことばの試験方法が使われるときに、10dB以上の矛盾はまれでなく、36%の最小可聴限測定で見つかることが報告された。９つの帯域通過チャネルを有するデジタル補聴器の典型的バイノーラルのフィッティングは、最低18のヒアリング閾値測定値を必要とする。36%の周知のエラーレートに基づいて、それはこの種の試験の6つか7つの測定値が誤ってありそうであるという場合である。
【００３５】
従来のトランスデューサを使用して得られた測定値の主な不利な点は、結果が与えられた個人のための他のトランスデューサでされる測定によって、交換可能でないということである。
【００３６】
現在のオーディオメータのさらに別の不足は、オーディオメータ標準の範囲内で見られる。（Audiometers、ANSI-S3.6-1989、American 45 Standards National Institute参照、リファレンスによって組み込まれる）。例えば、スピーチ聴力検査評価で、スピーチ刺激レベルは1つの耳のために調整され、スピーチ雑音レベル（またはマスキング）は対向する耳において別に調整される。両側性、非対称の聴覚損失は、対称形の損失よりはるかに一般的である。非対称の聴覚損失は、各々の耳のための異なるヒアリング補償カーブを必要とする。さらに、スペクトル・グループ速度は、シフトすることができ、非理想の補聴器で周波数および振幅加重および拡大に基づいて構成要素をゆがめることができる（例えば：意図的でない振動を減らすために一部のレシーバ-話者に故意に設計される磁性流体を介して弱める）。
【００３７】
したがって、ノイズ比率に増加する信号を出力する補聴器フィッティングシステム及び方法を提供することは、有利である。訓練された聴覚科学者によって適合することの必要を除去するシステム及び方法を嵌合することは、補聴器および補聴器を提供する更なる効果である。有意に方向情報を塗ることを減らすシステム及び方法を嵌合することは、補聴器および補聴器を提供する他の効果である。音量漸増を補償するシステムを嵌合することは、補聴器および補聴器を提供する更なる効果である。これらの、そしてまた他の、効果は補聴器によって提供される、そして、本発明のシステム及び方法を嵌合している補聴器は適切な方法の間、頭の方位角検出を組み込むことによって以下に記載した。
【発明の概要】
【課題を解決するための手段】
【００３８】
したがって、本発明は、正確なサウンドローカライゼーション方法を音響補聴器フィッティングプロセスに組み込むことによって従来技術の補聴器技術の不足および不利な点を克服する。本発明は、近い瞬間的な頭の方位角検出および測定の使用によってフィッティングされた人によって、サウンド方向確認を使用する。頭の方位角はヒアリング評価の間、個人に取り付けられた補聴器に関する方向ヒアリングキューを調整するために、離散的なサウンドチャネル情報の近い瞬間的な変更態様を提供するために用いられる。音ローカライゼーションは、音周波数および／または音強度の幅広い範囲に関して繰り返される。結果として生じるデータは、人のサウンドローカライゼーション応答に従って補聴器をプログラムするために記録されて用いられる。その結果、補聴器全ての周波数およびゲイン補償チャネルのために検出される方位角方向は、聞き取れる音の全ての範囲全体の方向同一性に結果としてなる。
【００３９】
補聴器フィッティングシステムのある実施形態では、ステレオ・ヘッドホンの一組は、任意の最初の水平方向と関連して被検者の頭の方位角方位を測定するのに適している。信号処理は、音振幅、音位相、チャネル・タイミング遅延および／または頭の音声回折変調の変更を可能にするために各々のステレオ・ヘッドホン・チャネルに加えられる。シミュレーションされた音ソースがヘッド運動が最もわずかなものでテストされている個人に、「確認」を与えるために、差動の音振幅、音位相、チャネル遅延および／または変調は方向聴覚の結果をシミュレーションするためにプロセッサによってヘッドホン方位角方位によって同期する。知覚サウンドイメージが遅延またはソース位置ジャンプで苦しまないために、角度アップデートレートおよびチャネル処理は十分に急速である。
【００４０】
純粋であるか、振動して音をたてられるか、掃除されるかバンド-パス・ノイズである連続であるかパルストーンは、ステレオ・ヘッドホン・チャネルに供給される。個人は、単に彼（女）の頭を回すかまたは彼／彼女が正確に、そして、直接ソースに彼／彼女が向かっているのを感じる（すなわち、両耳の知覚音は等しくされる）（すなわち、両耳の知覚音は等しくされる）まで、個人がサウンドソースの方向に座っている回転椅子を回転させるよう依頼される。さまざまな周波数および強度で聞き取れるトーンの連続の各々のトーンのための方向バランスを成し遂げるために各々の耳のために使用される対応する音圧は、それから記録される。
【００４１】
サウンドソースのシミュレーションされた方位角方位はまた、「正しい」方位角方位がいくぶんランダムであると保証するために変化することができ、従属する試験は部屋のいかなる特定の「正しい」オリエンテーション位置も感じない。したがって、コンピュータは、方位角におけるエラーを測定し、各々のチャネルボリューム、位相および／または遅延（パルストーンのための）を調整する。
【００４２】
連続トーンの振幅の変化によって、ソフトウェアが各々の周波数のための各々の耳のための適当な拡大を決定することができる。彼／彼女がサウンドソース方位の彼（女）の認識に面するまで、試験されている個人は彼（女）の頭または椅子を回すことを必要とするだけである。
【００４３】
チャネル遅延における変化はまた、この特徴を含んでいるデジタル補聴器のためのプログラム可能な周波数帯遅延修正を調整するために用いることができる。遅延修正および振幅修正が方向同一性を作成するために整列配置するために、プログラム可能な周波数帯遅延修正の目的は補聴器適した個人によって検出される方向反応を鋭くすることである。
【００４４】
本発明のある実施形態では、再プログラムすることおよび／またはチャネルが適切な方法の間、補聴器の中で再プログラムすることを遅延させる進行中のゲイン補償が提供される。
【００４５】
本発明は、補聴器フィッティングプロセスの間、方向ヒアリングキューを調整するために、サウンドチャネル情報の近い瞬間的な頭の方位角測定および修正を用いる。結果は、補聴器全ての周波数チャネルのために検出される方位角方向が方向同一性に結果としてなるということである。プロセスは、まず最初に人の測定された聴覚不全による補聴器をプログラムするために補聴器を着用している人なしで、最初に実行されることができる。一旦プログラムされると、方法は補聴器を微調整するために補聴器を着用している人で繰り返されることができる。
【００４６】
本発明の他の実施形態では、頭の方位角検出は、補聴器に適合している患者の中で釣り合っている音量のための音圧を測定するために使用される。次いで、対応するゲイン必要条件は、補聴器の増幅が音量漸増を補償するように調整するために補聴器のための圧縮プロトコルを調整するために用いられる。
【００４７】
本発明はまた、様々なユーザの方向同一性が調整した方位角を続けるために調整されたヒアリング補償カーブのファミリーの間で、選択的に切り替えをすることによって個々の補聴器ボリューム制御の変化に反応するようにプログラムされる補聴器に拡大レベルを提供する。
【００４８】
本発明の補聴器はまた、聴覚科学者を必要とすることなく着用者によってプログラムされることができる。フィッティングシステム及び方法は、コンピュータ、ソフトウェアおよび方位角探知器を含むヘッドホンを含むことができる。ソフトウェアは、さまざまな周波数および強度で一連の聞き取れる音を生成する。次いで、ソフトウェアは、補聴器のゲインカーブをプログラムするためにサウンドローカライゼーション・プロセスの間、対応する差動の音圧必要条件記録を有する方位角データを使用する。聴覚信号が補聴器をプログラムするのに送信されるヘッドホンをユーザがつけながら、補聴器が遠隔でプログラムされることはあり得る。現在のサウンドカード技術および現代のヘッドホン設計の洗練度については、彼が調整期間の間に補聴器に関するノイズがある場合に、最大の快適さおよびスピーチ理解を成し遂げるまで、着用者が反復テストで適切な方法を繰り返すことができる場合、実際の音圧レベルに対するヘッドホンの正確な較正は必要条件であってはならない。
【００４９】
本発明の補聴器フィッティングプロトコルに、方向フィッティングを提供することによって、3dB以上の信号対雑音比改良が可能である。さらに、指向性マイクの補聴器への追加は、正しく適した個人に与えることができて、「超聴覚」を結果としてもたらすことができる。
【００５０】
本発明では、頭の運動が、さまざまな周波数で正確に音量差および最小可聴限の個人の認識を決定するために正確な聴覚器官ローカライゼーションのために使われる。加えて、試験される個人の間で中継される音知覚のことばの通信を使用する従来技術方法および聴覚科学者に対して、頭の方位角は、より正確にコンピュータシステムで測定される。
【００５１】
本発明は、適合している補聴器のために差動のサウンド振幅および／またはタイミング変化とともにヘッド運動情報を使用する。補聴器フィッティング環境の頭の運動情報を含むことは、より人間工学的に効率的で正確で、優れたフィッティングおよびかなりより高いユーザ満足感に結果としてなる。
【００５２】
本発明の他の実施形態では、患者は、ユーザ制御可能なインタフェース（例えばジョイスティック、ダイヤルまたはトーンの各々の一組のための左右の耳間の音を等しくするスライド・ポット）を使用する。このように、ヘッドを動かすよりはむしろ、両耳のトーン・レベルが同等であることとして認められるまで、ユーザは増加を調整することによって同じ効果を達成する。
【００５３】
効果に先行して、特徴を特徴づけることは本発明の特定の例示の実施形態の以下の説明から明らかになる。追加的な特徴および効果と同様に、上記の本発明の特徴および効果は、記載されるかまたはあとに続く詳細な説明において、そして、添付の請求の範囲において完全により明瞭になる。本発明に特徴的であるとみなされる新しい特徴は、添付の請求の範囲に記載される。さらに、本発明の特徴および効果は、本発明の実行によって学ばれることができ、または説明から当業者に明らかであり、以下に記載する。以下の図面は、発明を実施するための典型的な実施形態を例示する。同じ参照番号は、図面の本発明の異なるビューまたは実施形態の同様なパーツを表す。
【図面の簡単な説明】
【００５４】
【図１】図１は、本発明の原理に従ってシステムを使用している人、および、補聴器フィッティングシステムの第１実施形態の斜視図である。
【図２】図２は、本発明の原理に従って方位角探知器を含むヘッドホンの第１実施形態の斜視図である。
【図３】図３は、本発明の原理に従って方位角探知器を含むヘッドホンの第２の実施形態の斜視図である。
【図４】図４は、方位角対左右の耳ボリュームのグラフである。
【図５】図５は、経過した試験時間対頭の方位角エラーのグラフである。
【図６Ａ】図６Ａは、補聴器フィッティングシステムの第２の実施形態および本発明の原理に従ってシステムを使用している人の斜視図である。
【図６Ｂ】図６Ｂは、図６Ａにおいて例示される補聴器フィッティングシステムのブロック図である。
【図７】図７は本発明の原理に従う補聴器フィッティングのための方法を実行するためのステップのブロック図である。
【図８】図８は、本発明の原理に従うプログラマブル遅延装置を生成する補聴器の信号処理の概略ブロック図である。
【図９】図９は、最小可聴限と対応するＬＤＬとの間の音量カーブの３つのグラフを含む。
【図１０】図１０は、本発明の原理に従って補聴器フィッティングを実行する方法の別の実施形態の概略ブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００５５】
当業者は本発明の以下の説明が例示だけであると理解し、いかなる形であれ限定されない。本発明の他の実施形態は、直ちにそれ自身をこの当業者に提案する。
図１は、本発明の原理に従って一般に10で示される補聴器フィッティングシステムを例示する。個人の12のサウンド方向認識の評価は、多数の周波数帯の広いダイナミックレンジ全体に、正確になされる。従来技術のフィッティングシステムと異なり、コンピュータ18による略リアルタイムまたは、一対のヘッドホン20を介してフィットされている個々に対応するバイノーラルのフィードバックおよび確認を提供する他の処理手段で測定される装置16を検出している頭の方位角を含むオーディオメータ14によって、個人12の聴覚損失評価に提示されるトーンおよび本発明のフィッティングシステム10は、生成される。この補聴器フィッティングシステム10は、雑音が多い環境のスピーチ理解を改善するために多数の周波数帯間の方向知覚同一性および適した補聴器の広いダイナミックレンジにわたって調整する。
【００５６】
本発明では、フィッティングシステム10は、個人12にトーンの出所を局所化させるためにヘッドホン20による聞き取れるトーンを送信する。各々の耳で、矢印A1で示すように、現在の頭の方位角位置に従い、トーンが異なる強度、（パルストーンに関する）遅延および／または位相を有するように、トーンはステレオである。矢印A1は、サウンドソースの個々の検索として、ローカライゼーション・プロセスの間、個人の現在の頭の方位角を表す。第２の矢印A2は、個人の最終的なローカライゼーション判定を表す。検索プロセスで測定されるように、第3の矢印A3は頭の方位角エラーを表す。方位角平面がリングAZによって表されると共に、全ての生成されたトーンに関して30ないし45の度アーク内で、システムが個々の検索を有することができるだけである。大部分の個人のローカライゼーション認識がむしろ正確であるので、それは個人12がより大きな方位角範囲以上のトーンを捜すことを要求するのに必要でない。羅針図35は、ローカル磁場を表す。
【００５７】
図２に示すように、ヘッドホン20は、ヘッドストラップ22に取り付けられる方位角測定装置16を含む。そのような方位角測定装置は、ハネウェルHMC6352のような２軸デジタル統合化コンパス・ソリューションである。３軸コンパスソリューションがまた、用いられることができる。方位角測定装置は、直接コンピュータ18（図１参照）に連結するUSB（ユニバーサルシリアルバス）インタフェースを含むことができる。そのように、方位角装置16からのデータは、個人12のリアルタイム頭の方位角AZに基づいて、個人12に送られる音声信号を略即座に読み込み、調整するために用いられる。ヘッドホンは、各々の耳部分24および25（図２参照）が正確に各々と関連して等しくされることを確実にして、このように、いかなる頭の運動もまたは個人12によるヘッドホン20から音声信号への他の記録可能な返答が正確なことを確実にするために調整される。
【００５８】
図３に示すように、ヘッドストラップ22に取り付けられる2人の超音波レシーバ26および28が、図２に示されるデジタル・コンパス16の代わりに使われることができたことがまた、企図される。超音波レシーバ26および28は、二重レンジングシステムでフライトのパルスタイムの差を計量するために用いることができ、この差の測定は公知技術の原理を使用してヘッド位置方位角を検出して、算出するために用いることができる。ビーム-変調遠隔測定法または干渉計または他の方法がまた、使われることができる。レーザーレンジ測定システム、機械的に添付された光学的エンコーダまたは他の種類の方位角測定装置はまた、使用されることができる。当業者は、頭の方位角を検出する装置および方法があってもよいと認め、その全ては本発明の使用に企図される。例えば、コンピュータ18に連結するデジタル・カメラの使用は、表面認識タイプ・ソフトウェアを用いて頭の方位角を検出するために用いることができる。個人のヘッドが旋回するにつれて、目または他の顔の特徴間の間隔は測定されることができて、頭の方位角を決定するものである。高いコントラスト光学目標または光源がヘッドフォンに取り付けられるかもしれず、カメラおよびコンピュータで分離変化を判断することにより頭の方位角を測定するのに用いるかもしれないことはまた、企図される。横方向（side-to-side）眼球運動の検出がまた、知覚サウンドローカライゼーションを決定するのに使用されることができることはまた、本発明の範囲内で企図される。すなわち、同じ方法は、彼または彼女の頭を動かすためにユーザを必要とすることなくサウンドローカライゼーション決定の出所として、眼球運動を用いて各々の周波数のための適当なゲインカーブをつくるのに使用されることができる。
【００５９】
図２および３に示すように、方位角センサは、物理的にヘッドホンに取り付けられる。あるいは、方位角センサの構成要素は、ヘッドホンと別であるように個人の頭に別に取り付けられる。
【００６０】
再び図１を参照すると、ヘッドホン20の知覚サウンドイメージが遅延またはソース位置ジャンプで苦しまないように、コンピュータ18による方位角測定装置およびチャネル処理の角度アップデートレートが十分に早いことが望ましい。図示するように、パーソナルコンピュータ18は、個人12へのオーディオテスト刺激を生成または再生し、方位角センサ16に電力供給して処理し、ヘッドホンボリュームを処理して調整し、補聴器のダイナミックプログラミングに関する信号を生成し、テスト調整、および／または、ここに記載した他の機能を実行するのに用いられる。個人20は、回転椅子30に着席して示される。相互接続ケーブル32は、ステレオ・ヘッドホン・チャネル、方位角探知器16のためのUSBインタフェースおよびできる限りの二重補聴器プログラミング信号のための配線を含む。
【００６１】
本願明細書において述べられるように、補聴器（図示せず）のプログラミングは音声コード化している技術を使用して実行されることができる。本発明のサウンド方向認識を組み込んでいる補聴器フィッティングプロトコル（以下、「プロトコル」という）は、フィッティングされた個人が、両耳においてある程度のヒアリングを有することを必要とする。フィッティングされた個人12は、補聴器のない低いノイズ環境（＜30 dBSPL）において配置され、方位角検知手段16を有する調整されたステレオ（例えば、耳覆いの）ヘッドホン20の一組は個人のヘッド上に、そして、個人の耳の上に配置される。個人12は、回転椅子30に着席して、前進方向に一般に対向している。全体的なボリュームまたは増幅は、ヘッドホン20の個人12が快適さの試験提供者の（図示せず）口頭の指示を理解することができるまで、両側に関して、個々に調整される（それは、1メートルの距離で測定されるとき、４０乃至６０dBSPLのレンジのスピーチのノーマルな聴覚人の認識に一致する）。試験提供者が、プロトコルを完了するために個人12に関して（例えば、「Face sound source now」と書かれたキュー。コンピュータ18上に図示される）音声キューおよび／または書かれたキュー33を含むコンピュータ18にインストールされるコンピュータ・ソフトウェアから成ることができる点に注意すべきである。快適な聴覚を起こすことを必要とする全体的な音圧レベルは、次いで、入力されたボリューム調整に基づく各々の耳およびこの快適な聴覚面を達成することを必要とする増幅のために近くにされる。各々の周波数チャネルに関するヒアリングのラウドネス不快レベルおよび閾値（Loudness Discomfort Levels and Thresholds of Hearing）は、次いで、ヒアリングの全体的なダイナミックレンジを決定し、記録する適当な方向試験レベルを決定させるために、音圧の関数として測定される。試験の間にコンピュータ18によって記録されるデータに基づいて、システム14は各々の個々の周波数チャネルに関する適当な増加を生成する。利益は、Output dBSPL対Input dBSPLまたはGain dB対Input dBSPLの関数であってもよい。各々の周波数チャネルのための適切なゲインは異なってもよい、そして、各々の耳のための各々の周波数チャネルのための適切なゲインは異なってもよい。これらのカーブは、一般的に「ヒアリング補償カーブ」と呼ばれる。データが線形ではなく、そして、出力またはゲインが概して入力の何らかの関数である点に注意するのは重要である。このデータは、コンピュータ・ソフトウェアで提供されるオーディオメトリック（audiometric）なプロトコルによって引き出される。このように、試験終了後、ゲインカーブのファミリーまたはデータ・ポイントが、各々の周波数のために生じて、それから補聴器にプログラムされることができる。各々の補聴器の中で再プログラムすることは、各々の試験終了後起こることができる。
【００６２】
特定の周波数および入力強度のための必須のゲインのための「検索」テーブルを使用する補聴器のために、展開プロトコルは、特定のデータ・ポイント間の周波数および入力強度に対応するために補聴器にプログラムされる。
【００６３】
各々の補聴器に付属または個々に利用できるダイナミックなプログラミング手段を有する補聴器が、前の必須のゲイン評価に基づいて、各々の耳に関してプログラムされることができる。ダイナミックなプログラム手段を有する補聴器はそれから、個人の耳に適切に配置され、ヘッドホンは、個人の耳および補聴器を含むために再び配置される。検査器のスピーチを心地よく聞くための個人の補聴器増幅を増減することを要求するいかなる調整も、各々の補聴器を再プログラムすることによって再び作られる。
【００６４】
全体的な方向テスト方法は、前もって決定されたＬＤＬと聴覚閾値（例えば70dBSPL)と間の快適な音圧レベルで、ヘッドフォンに分配される連続ステレオ・トーンで始まる。トーンが補聴器レシーバのうちの1つの潜在的反響周波数に、直接とどまっていないために、トーンは使用しているというよりはむしろ振動して音をたてられた単一の周波数トーンであってもよい。振動して音をたてられたトーンは、補聴器帯域通過チャネルのうちの1つのバンド幅の範囲内の周波数に制限される。
【００６５】
個人の実際の頭の方位角位置の関数として、連続的に方向聴覚をシミュレーションするにつれて、各々のステレオ・チャネル量はこのような方法で制御される。シミュレーションは、ヘッドホンの両側のための音量レベルがシミュレーションされたソースの現在の方位角オフセットと一致するシミュレーションされた音ソースのための任意の「正しい」方位角を決めることによって達成される。例えば、個人の直接の前方に方位角ソースを考慮する。個人が彼（女）の頭を左に向けるにつれて、トーンボリュームは右耳が増加して、左耳において減少する。個人が彼（女）の頭を右に向けるにつれて、トーンボリュームは左耳が増加して、右耳において減少する。個人の実際の頭の方位角に基づくこの方向聴覚処理は、図4において例示される。角度の変化対トーンボリュームの変化は任意に描かれ、他の傾斜は全体的なフィッティングシステムの方位角方向精度または感度を増やすために用いることができる。
【００６６】
ランダムな方位角方向が、各々の次の測定値のために任意に選ばれることができる。個人がいかなる特定の「正しい」試験方向方針も予期しないために、ランダムな方向が使われる。ランダムな方向はおそらく、一般のルームテスト方位から+/-20度であり、その結果、方向センサは、最も大きな精度を可能にする方位で残り、個人は、過剰な頭の検索または椅子の再方向づけで強いられない。
【００６７】
個人は、単にサウンドソースの方向の方を「見る」ように命じられる。個人は、必要に応じて彼（女）の目を閉めるように命じられる。個人は、サウンドソースを捜すのを助けるために頭の検索運動を使用するように言われる。個人は、彼／彼女が必要に応じて彼の椅子を旋回させたくなることができると話される。個人は、「正しい」方向がない、そして、方位角場所が試験の間に変化すると話される。個人は、サウンドソースの方向を決定するためにローカライゼーションおよび確認の本能的なプロセスを使用するようにされる。
【００６８】
本発明のテスト・システムは、個人がテスト方法により関係させるようになるので、より正確な試験結果に結果としてなるゲームのような品質を提供する。試験が進行するにつれて、個人はサウンドソースを捜す途中のより多くの精通者になり、ほとんどの場合急速にちょうど2、3の試験でそれを理解する。個人が各々の彼（女）のサウンドソース決定を完成させる前に、各々の試験は完全な試験として連続進行を完了するために２、３秒を必要とするだけである。
【００６９】
図5に記載されるグラフは、頭の方位角検索を表す。方位角エラーは、「正しい」ローカライゼーションおよび現在の方位角場所の彼（女）の認識のための個人の最終的な決定との方位角違いの測定である。テスターは、個人が彼（女）の最終的なローカライゼーション決定をするとき、決定する個人のローカライゼーション・プロセスを見さえすることができる。
【００７０】
図6Aに示すように、個人の頭の方位角AZは、超音波方位角検出システム50を使用して測定される。ある矢印A1は、サウンドソースの個々の52の検索として、ローカライゼーション・プロセス中、個人の現在の頭の方位角AZをあらわす。第２の矢印A2は、個人の最終的なローカライゼーション判定を表す。検索プロセスで測定されるにつれて、第3の矢印A3は頭の方位角エラーを表す。ヘッドホン54は、ヘッドストラップ60に取り付けられる2台の超音波レシーバ56および58で示される。超音波レシーバ56および58は、二重レンジングシステムでフライトのパルスタイムのパルスの差を計量するために用いられ、この差動の測定値は共通に公知技術の原理を使用しているヘッド位置方位角AZを検出して、算出するのに用いる。相互接続ケーブル62は、ステレオ・ヘッドホン・チャネル、差動超音波探知器56および58、ならびに、二重補聴器プログラミング信号および二重補聴器（必要な場合）駆動力のための配線を含む。超音波レシーバ56および58は、ヘッドホン・スピーカ間の線と交差することによって確立される軸によって形成される軸と関連して、固定する方位においてある。超音波レシーバは、周知の距離で間隔を置かれ、１度以上のイールド方位角測定精度として十分に別々である。
【００７１】
図6Bにおいて更に示すように、ヘッドホンは、ヘッドホンに対する入力バイノーラルのサラウンド・サウンドが同じくヘッド・トラッカ・センサによって検出される追跡ビーコン（例えば超音波信号）を生成するヘッドスピーカ・プロセッサに連結する。センサからのデータは、プロセッサに提供される。プロセッサは、ヘッドホンおよびサウンド方向聴覚化（auralization）の方位角角度を決定するための方位角角度プロセッサを含む。ヘッド-トラッカ・センサによるヘッドホンの検出方位角角度に基づいて、サウンド方向聴覚化は、一致して更新される。このように、適切なセッションの間にヘッドホンをつけている患者は、ソースまたは特定のトーンの位置が方向から放射している感覚を有する。患者が回転するにつれて、ソース、音圧、位相、遅延および／またはスペクトル組成物を仕上げることはソースが定まった方向にある聞き取れる感覚を与えるために両耳において自動的に調整される。
【００７２】
図7は、本発明のフィッティングシステムの主たるプロセスエレメントを記載する。システムは、ヘッドホン、ヘッドホンに取り付けられるヘッド追跡センサを、ヘッドホン（適用できるならば）を介して動的にプログラム可能である補聴器を含む。センサを追跡しているヘッドからのデータは、処理ユニットに送信される。処理ユニットは、バイノーラルのトーン発生器、方位角角度計算機、サウンド方向聴覚化、ダイナミック補聴器プログラミング能力および試験管理および協調を含む。
【００７３】
前述のシステムを使用して管理される聴力検査は、方向同一性を達成するために1レベルのサウンド入力で1つの周波数帯域通過のための個人の差動の音圧必要条件を明らかにする。データは記録され、適当なゲイン補償カーブは、適当な周波数帯域通過のために各々の補聴器に関して修正される。次いで、適当な再プログラミングが、補聴器に適用される
この試験は、適用できるより柔らかいトーン・レベルのために連続して繰り返される。例えば、各々の試験は、前の測定されたレベルから10dBだけトーン入力刺激を下げることができる。また、差動の音圧必要条件は記録され、適当なゲイン補償カーブは適当な周波数帯域通過のために各々の補聴器に関して修正される。次いで、適当な再プログラミングは、補聴器に適用される。この種の小さくて微妙な変化および評価は、この種の試験がなされることができる速度および本発明のプロトコルによって評価されるデータを原因として生じるので可能である。
【００７４】
結局、チャネル・ボリュームの柔らかさは、個人が短い時間以内で音方向を決定することができない位置に届き、または、彼（女）の頭の検索運動は誇張され、または、彼／彼女は彼／彼女がもはや方向を決定することが可能でないと述べ、または、彼（女）の検出された知覚は有意に前の測定値と異なり、若しくは、上記の組合せが生じる。柔らかさのこのレベルはまた、ゲイン補償カーブ、算出および補聴器チャネル・プログラミングのためのヒアリング閾値レベルを修正するのに用いることができる。刺激が提供した入力された音に対する更なる変化がなされることができ、試験はより正確にこのレベルを決定するために実行される。このプロトコルについては、ヒアリング閾値レベルは、これらの定量化可能な方向測定値のための従来技術よりはるかに正確により決定され、よりリピート可能である。
【００７５】
聴覚閾値を計量するときに、すでに聞こえなかったトーンを検出して、トーンがいつ聞き取れるようになるかについて検出するより、それは聞き取れて、振幅において減少しているトーンに続くために個人に容易である。これは「トップダウン」影響により、それは問題が音を聞くのを予想していることを意味して、したがって、集中のより高いレベルでより動機を与える。
【００７６】
試験は、それからよりうるさいトーン・レベル（例えば、70dBSPL初期快適なレベルより上）で、連続して繰り返される。例えば、各々の試験は、前の測定されたレベルから10dBだけトーン入力刺激を増やすことができる。また、差動の音圧必要条件は記録され、適当なゲイン補償カーブは適当な周波数帯域通過のために各々の補聴器に関して修正される。次いで、適当な再プログラミングが補聴器に適用される。
【００７７】
結局、チャネル・ボリューム音量は、個人が音量レベルが落ち着かずに大きいか、不快であるか痛みを伴うことをすでに示した位置に達する。この位置を過ぎて音量レベルおよびテストを増やし続けることは、望ましくないか必要でない。
【００７８】
試験は、それから全てのための方向同一性知覚が向ける方位角のための調整されたヒアリング補償カーブをつくるために各々の周波数バンド・パス・チャネルのために、再び実行される。次いで、試験は、ランダムに試験確認および認証のために再実行される。反復が確立されるまで、更なる試験および再プログラムは必要に応じて実行される。別の実施形態では、試験は、周波数試験の次のセットに関して刺激レベルを変える前に、全ての周波数バンド・パス・チャネルに関して固定された刺激レベルで実行されることができる。
【００７９】
次いで、ノイズにおいて改良されたスピーチ理解のために多数のチャネル遅延マッチングが、実行される。プログラム可能な周波数帯遅延修正は、いくつかまたは補聴器の周波数バンド・パス・チャネルの全てに加えられる。これらの遅延マッチング試験は、テストの間、補聴器が着用されることを必要とする。次いで、遅延協調の感じを鋭敏にして、整列配置するために補聴器適した個人によって検出されるにつれて、遅延は調整され、各々の周波数バンド・パス・チャネルのための類似した方向反応同一性を与えるために調整される。プログラマブル遅延装置は、図８に示される。あるデジタル記憶装置が補聴器に組み込んだプログラム可能長FIFO（先入れ先出し）によって、プログラマブル遅延装置は達成されることができる。
【００８０】
これと同様の方法で、パルストーンまたはチャープは、遅延マッチングに関して前の検査において使用される連続トーンを交換するのに用いられる。パルストーン試験は、全ての帯域通過周波数チャネルに関して与えられる。このように、パルストーンは振幅方向知覚として等価な方位角方向遅延同一性を与えるために調整して、各々の周波数バンド・パス・チャネルを調整するのに用いられ、個人にフィッティングされた補聴器によって検出される方向反応を鋭くして、整列配置される。データは記録され、適当なプログラマブルディレイは、補聴器に適用できる様にプログラムされる。方位角ソース方向の感覚がパルストーンに関して異なり、または、それからのチャープが連続トーンに由来したので、増幅指向性フィッティングのために使用されるゲイン補償カーブが、これらの試験の結果に基づいて再調整を必要とすることができる点に注意される。
【００８１】
補聴器ボリューム制御によって増幅を変える現在の方法は、特定の周囲音環境の彼（女）の好みに合うように個々の変化増幅として意図せずに方向知覚を不鮮明にし得る。本発明の補聴器は、離散的な回転する位置で位置決めを許すためにボリューム制御の触覚のデデント（detent）を備える。各々のデテントは、特に設定された補聴器ボリュームに合うように変えられるゲイン補償カーブの特定の一組を伴う。したがって、補聴器は多数のボリュームのための方向同一性が平らにする方位角を維持するために調整されたゲイン補償カーブのファミリーの間で切替えられることができる。調整されたカーブのセットの間で切り替えをする他の方法がまた、当業者に使われることができる（例えば、聞き取れるフィードバックを有するボタン・プッシュの数を計数する）。
【００８２】
図９は、特定の補聴器のために使用される調整されたゲイン補償を導出するのに用いるかもしれない同等の音量レベルを例示する。3本の同等の音量カーブだけが、（単純化のために）最小可聴限とＬＤＬとの間で示される。3本のカーブは、音量人口密度が個人によって選ばれる3つの音量レベルのために変えられるかもしれない方法を立証するために描かれる。5または10dBの増加で、上記の試験を実行することに必要な最小の時間は、詳細に調整されたこの種のフィッティングおよびカーブ系統の作成を可能にする従来技術に勝る異なった利点である。次いで、補償カーブの適当なスイッチで切り替え可能なファミリーは、補聴器に適用できる様にプログラムされる。増幅のより多くのレベルは、本発明の範囲下で予期される。ゲイン補償の調整されたファミリーの間で切り替えをする他の方法もまた、想像される。
【００８３】
図９の「ボリューム= ノーマル」グラフによって表される主たる効果は、個人の利用できるダイナミックな聴覚範囲の中の意味がある情報内容の最大化である。次いで、最大化は、各々の個々の帯域通過周波数チャネルでゲインをプログラムするのに用いるヒアリング補償カーブのファミリーを生成するのに用いる。
【００８４】
個人が静かな音環境にあるとき、図９の「ボリューム=ロー」グラフに示される主たる効果は全体的なSPLを減らすことであり、S/Nは、これらの全体的な減少するSPLレベルで、スピーチ理解に適切である。ここの目的は、低いノイズ環境の個人にとって、より快適である全体的なボリューム・レベルを提供することである。
【００８５】
個人が非常に雑音が多い音環境にあるとき、図9の「ボリューム= ハイ」グラフに示される主たる効果は全体的なSPLを増やすことであり、骨伝導は妨げ、十分なスピーチ理解を争っている。
【００８６】
別の実施形態では、方向適切なプロトコルの一部として図10にて図示したように、本発明も音量漸増が欠点である患者を試験する方法を提供し、補聴器を調整することは試験結果に従うカーブを得る。そうするために、患者のLoudness Discomfort Levels（ＬＤＬ）は、さまざまな周波数で患者に複数のトーンを送ることで測定される。ＬＤＬに達するまで、各々のトーンのdBレベルは増加し、その位置で、患者はＬＤＬに達した試験を管理している人に信号を送るかまたはコンピュータ入力（例えばＬＤＬに達したマウス・クリックまたはキーとなる押圧）を提供することが可能である。同様に、患者の最小可聴限は、各々の試験された周波数でMinimum Audible Levels（MALs）のためのテストで測定される。トーンがあまりに柔らかくなるとき、または、場合によりトーンがもはや聞き取れないときに、患者は信号を送る。最後に、患者は特定の周波数（例えば125Hz、250Hz、500Hz、750Hz、1000Hz、1500Hz、2000Hz、3000Hz、4000Hz、6000Hz、8000Hzなど）で、複数のバイノーラルのトーンを提供される。理想的には、特定の周波数は、プログラムされる特定の補聴器のプログラム可能な周波数バンド-パスに適合する。各々の周波数は、さまざまな音圧レベルで患者にヘッドホンによって提供される。患者は、それから各々の耳の知覚音量レベルが同じことである場所に向かうために回転する。次いで、各々の耳のゲインが記録される。いかなる疑惑の結果も、修正されることができ、または、テスト手順の正確さを確実にするために再テストされることができる。試験結果の曖昧さを取り除くために、他の報告されているスキームと比較して、固定する音量レベル刺激の減衰が使われる（例えば110のdBSPL）。音量レベルはそれから患者のＬＤＬとMALと間の正確なdB増加において減らされる（例えば10dB、20dB、30dB、40dB、50dB、60dB、70dBなど）。試験された周波数間の周波数に関して、そして、試験の減らされた音量レベル間の音量レベルに関して、記録データは補間され得る。線形展開が十分な間、展開の他のより複合の形はまた、データ・ポイント間のより正確な展開を提供するために使用されることができる。明らかに、試験された周波数および音量レベルの数が大きいほど、結果として生じるデータのいかなる補間はより正確である。かかる数は、本発明のテスト方法を使用している患者を試験するのにかかる時間だけ大きく延長されるように制限される。したがって、方向フィッティングおよび漸増補償のためのプロセスは、同一であってよく、両方の問題は本発明の一つのプロトコルによって対処されることができる。
【００８７】
表Ｉは、実際の患者に本発明の方向フィッティング方法を使用して、得られたデータを記載する。各々の列の最初に記録された数は、左耳のためのデータを表し、２番目に記録された数は右耳のを表す。
【００８８】
【表１】
2012529843.tif 000004
【００８９】
第１のステップでは、患者のLoudness Discomfort Levelsが左および右耳に関して個々に記録される。次いで、ヒアリングまたはMALレベルの閾値（Thresholds of Hearing or MAL levels）が測定されて記録される。次いで、患者は、さまざまな減らされた音量レベルで特定の周波数で複数のトーンにさらされる。各トーンに関する左右の耳の間の知覚方向同一性を達成するために患者の頭が回転するにつれて、実際の音圧レベルの違いが記録され、違いが算出される。反復挙動のために生ずることができるデータ・エラーを取り除くのを助けるために、患者が左右の耳間の知覚サウンド同等化を達成するために各々のトーンの正確な同じ場所に、戻らないために、システムは実際の等しくされた音の方位角位置を変えるように構成される。表Ｉに記載されるデータの全てを得る全ての試験に15分未満がかかったことは、強調するのに興味深い。ＬＤＬおよびMALの結果に各々ほぼ3分がかかり、個々の試験の数に従いほぼ平均１．５ないし2分までかかる与えられたdBSPLレベルのためのトーンの各々のセットについては、指向性でバランスのよい聴力検査にほぼ9分かかった。このように、方向フィッティングの方法および本発明の漸増補償（recruitment compensation）は、しばしば数時間がかかる現在のテスト方法より急速に実行されることができ、より良い結果によって最終的に患者および患者満足感のための知覚S/Nを非常に増やすことができる。
【００９０】
表Ｉに示すように、患者は110dBSPL音ソースの減衰の70dBを備え500Hzで、トーンを検出することが可能だった。減衰のこのレベルの他の周波数の音は、検出可能でなかった。減衰が減少したので、患者は下の周波数音を聞くことが可能であったがしかし、より高い周波数トーンはかなりより高いdBSPLレベルで聞き取れるだけだった。患者予め設定されたＬＤＬのため、10dBの減衰だけを有する音は患者に示されなかった。かくして、必要な試験の全体的な数は減少した。患者がさまざまなトーンにさらされるにつれて、左右の耳に関してバランスのよい知覚のための音圧レベルは記録された。左右の耳の違いは、それから補聴器のゲインカーブをプログラムするために用いる。場合によっては、違いは10dBSPLを超えた。説明されない（そのことは、適合している補聴器の現在の方法のケースである）場合、有意なこの種の差は、患者の不能に結果としてなるか、または、少なくとも所望の音ソース（例えば患者が会話している人のスピーチ）から、放射していない音をろ過する能力を減弱させた。周波数および音の幅広い範囲全体の同一性が、患者のダイナミックレンジの範囲内で平らにし、患者がそれから集中する（例えば対話）ことが可能である方向指示器を成し遂げることによって、それは直接先であり、精神的に、側からまたは患者の後ろから放射する退去は聞こえる。指向性マイクを使用する補聴器を有する本発明のこの種の方向同一性技術を用いて、患者はこれまで可能でなかった「表面の聴覚」を達成しさえすることができる。
【００９１】
加えて、試験が患者のＬＤＬに対応するように構築されるので、補聴器は全ての周波数全体のＬＤＬを上回る音を制限するようにプログラムされることができる。これは、特に音量漸増状況を患っている患者にとって重要である。したがって、特に雑音が多い環境の補聴器を使用するときに、より良い感じの経験に結果としてなり、完全に除去されない場合、知覚オーバー増幅への患者の露出はかなり減少する。
【００９２】
例えば、8000Hz特定の周波数で、左右の耳間の音を等しくする増加必要条件が後退したことは、表Ｉの患者のデータに関して興味深い。すなわち、更なる増加が与えられたdBレベルのためのほとんどすべての他の周波数で、左耳に存在することを必要とすると共に、患者は8000Hzで右耳の増加の増加を必要とした。8000Hzで、又はその近くの周波数にさらされるときに、補聴器がゲインを調整するように、これを考慮してプログラムされることができるということを許容する。
【００９３】
さまざまなトーンが患者に提示されるにつれて、右および左耳トーンが患者によって同等のボリュームであるのを認められるまで、患者は横（side-to-side）からヘッドを回すこと又は椅子において回転することによって彼または彼女の頭を回転させるよう依頼される。患者がそれらの頭を回転させるにつれて、各々の耳に示される音量レベルは対応して調整される。左耳の音が右耳に来ている音より低いボリュームであることとして認められる場合、人が本能的にそれらの頭を右側の装置に向け、例えば、両耳の音は、等しくされる。この点で、患者は音の同等化が達成されたと認めた試験アドミニストレータ（人またはコンピュータ・ソフトウェアであってよい）に信号を送る。試験アドミニストレータはまた、同等化がヘッド/椅子運動を求めている患者ソースの最小化に気をつけることによって達成され、それぞれに決定することができる。次いで、システムは、左右の耳に示されている音量レベルを記録し、差を算出する。プロセスは、各々の周波数に関し、試験の減衰の各々のレベルのために繰り返される。違いはそれから患者の補聴器をプログラムするためのゲインカーブを生成するために用いる。そして、それは現在患者の特定の音量漸増状態のために適応する。
【００９４】
各々の試験された周波数で患者のＬＤＬを知っていることは、システムが補聴器が各々の周波数で患者の特定のＬＤＬを収めるようにプログラムすることができる加算利点を有する。したがって、ＬＤＬを上回る音のために、補聴器は音を減らすために用いることができる。かかる増幅および圧縮技術によって、このように補聴器が患者のＬＤＬの下にある音を増幅して、刺激レベル間の滑らかな移行を提供し、更に方向知覚を維持すると共に、ＬＤＬを上回る音を減らすことができる。結果として生じるゲインカーブは特定のMALを補償するように構成される、そして、ＬＤＬは患者の中で水平になる。したがって、本発明の方向フィッティング技術は、患者のダイナミックレンジの範囲内である補聴器によって、音の拡大および圧縮を提供するのに使用されて、このように患者の特定の音量漸増状態を説明するように変えられる。本発明のアプローチが、患者の残りの減少するダイナミックな聴覚範囲に合致するために音声信号の情報内容を最大にするために用いることができることは、直ちに明らかである。
【００９５】
本発明の方向フィッティング技術に従って方向同一性を得る他の方法は、暗い部屋に患者を配置すること、および、耳間のゲインレベルを変えることにより方向知覚をシミュレーションすることになり、および／または、患者に示される音の遅れを段階的に実行することになっている。患者の目が閉じられると、一連のトーンは、患者に提示される。トーンが１つの耳においてより大きいこととして認められる場合、患者はユーザ制御可能なインタフェース（例えばジョイスティック、ホイールまたはユーザが各々の耳の知覚音量レベルが同等である位置に着くために増加レベルを調整することができるスライド・ポット）を備えている。知覚同等化が達成されるときに、患者はそれからボタンにシステムに試験の次のトーンへ移動させるよう強く求めることができ、または、システムは調整がもはやなされていなくて、バランスが成し遂げられたと仮定すると決定することができ、自動的に次の試験へ移動することができる。次いで、試験されたトーンのための音圧レベルの違いは、システムによって記録され、違いは本願明細書において前述したように補聴器をプログラムしたものである。
【００９６】
同様に、他のテストフェーズで、患者は一連のサウンドクリックであらわされることができ得る。患者が、他の前に１つの耳のクリックを聞くために、患者に提示されるクリックは僅かに同調的でない。クリックが繰り返されるにつれて、ユーザは同期にクリックを持ってこようとして、ユーザがクリックのタイミングを制御することができるユーザ・インタフェースを備えている。患者の音ローカライゼーションの不足を修正するために必要であるので、次いで、このデータは、補聴器に位相遅延をプログラムするために用いられる。
【００９７】
このように、患者が物理的にそれらの頭を動かすか、増加を調整するかまたは患者の頭の動きを検出することに基づく各々の耳の遅れを段階的に実行することを必要とするよりはむしろ、システムは入力されるユーザによりシステムと直接インタフェースするように、ユーザが同じ結果を成し遂げるために試験の間に試験パラメータ（例えば音圧、位相遅延、その他）を変えることができるように構成されることができる。このように、本発明が補聴器の方向フィッティングに関して記載されると共に、本発明は試験されている患者が知覚音ソースに向かうためにそれらの頭または体を再適合させることを必要とするシステムに限られていることを目的としない。一旦、補聴器フィッティングが完全になると、テストはフィッティングの精度を確実にするために繰り返されることができる。次いで、ゲインカーブのいかなる調整も、患者のダイナミックレンジの範囲内で全ての周波数のための方向同一性を得るために補聴器を微調整するために実行されることができる。
【００９８】
補聴器術の１つの重要な改良は、本発明のテスト方法の直接的な結果である。一旦患者の補聴器が本発明の方向フィッティング技術を使用して、得られたデータに基づいてプログラムされると、補聴器を着用している患者はより容易に特定の音の出所の位置を決めることができる、そして、S/Nは少なくとも3dB以上改善される。補聴器会社が0.1dB補聴器のS/Nを増やすために100,000ドル以上を研究開発に費やすことができることは、この業界において強調されることである。本発明の方向フィッティング技術は、補聴器の技術への追加的な投資を必要とすることのない補聴器の知覚S/Nを改善することにおける大きなステップを提示する。すなわち、本発明の方向フィッティング技術は、既存の補聴器技術と互換性を持って、プログラム可能なゲインカーブの利用を使用するデジタル補聴器のいかなるブランドもさまざまな周波数で拡大を調整するようにプログラムするのに適していることがありえる。
【００９９】
変更および上記の技術の組合せがまた、可能である。現在の技術で教示される他の圧縮技術がまた、使われることができる。
プロトコルが調整された方向知覚のための左右のデータ対を作成すると理解することは、重要である。左側のための周波数/振幅データ・ポイントは、その結果として、右側のための対応するデータ・ポイントに結ばれる（そして、その逆も同じ）。したがって、ヒアリング補償カーブはそれぞれに左か右側のためにつくられることができ、反対側は対応しているようになる。
【０１００】
上記のプロトコルにおいて定義した検査器または試験アドミニストレータは、聴覚科学者または人でさえある必要はなくて、プロトコルを走らせているソフトウェア・プログラムであってよい。このように、プロトコルはまた、インターネットを使用している個人と自主的な相互作用に適しており、当業者にとって明らかに見えることができるように、パーソナルコンピュータまたは追加的な計算およびインタフェース能力が最初の快適な聴覚レベルを決める対照、ユーザが音量不快レベルに達したことを示す制御、レベルが最小可聴限の下にあることを示す制御または他の対照のようなフィッティングシステムに組み込まれる。かかるコントロールは、コンピュータ・マウスを含むことができる、そして、コンピュータはユーザがテスト手順（例えば、音量不快レベルが達されるボタンをクリックする）の間、特定の状態を示すために特定のボタンをクリックすることができるユーザ・インタフェースを生成した。
【０１０１】
低ノイズ環境（＜30 dBSPL）が、ノイズ取消ヘッドホンまたは他のマスキング技術によって人工的に作成されることができると企図される。補聴器は、HiPROプログラミング装置のような既存の技術を使用して補聴器に取り付けられるワイヤによって再プログラムされることができる。補聴器はまた、本発明よって再プログラムしているオーディオを使用して再プログラムされることができる。
【０１０２】
Time Domain Audio Frequency Shift Keying（FSK）、Audio Pulse Position Modulation（PPM）、Audio Pulse Code Modulation(PCM)、または、Audio Pulse Width Modulation（PWM）、若しくは、オーディオチャネルないの他の類似した情報エンコーディング技術が、補聴器へのこの種の特徴を設計して、オーディオの一つ以上に復号化することを組み込むことによって補聴器をプログラムして使われることができる。次いで、プログラミングは、ヘッドホンによってまたは潜在的に受話器にさえよって起こる。プログラミングが特定の補聴器のために個々に区別され、製造業者によって許可されないシステムおよび／または個人によって実行されることができないために、補聴器は左または右の補聴器として前もってプログラムされていてもよく、また、システムまたは他の暗号化技術に鍵をかけているシリアル番号またはその他を有することができる。プログラミングのこの種のシステムは、自主的なプロトコルのために好まれる。ユーザが新規な補聴器に適応するにつれて、この種のシステムは適合する最初の30日において好まれ、再プログラムすることは正当化される。改装することは周期的にまたは必要に応じて実行されるときに、ユーザがフィッティングが現在最適状態に及ばないのを感じるときに、この種のシステムは好まれる。通信のような、補聴器を有する有線であるか無線通信がUSBケーブルまたはBlue Toothで使用されることができることはまた、企図される。
【０１０３】
光ファイバ導波管は、また、補聴器に加えられることができる。実際の補聴器フィッティング中、光ファイバ導波管が、外部のレーザー、探知器、光学および干渉技術を使用しているレシーバ隔膜速度と測定されるプロセッサと連動して使われ、ある特定の聴覚の環境（例えば、補聴器が耳道に嵌入される時または特定の固有のサウンド室成形を使用することを要求する）のスペクトル側面反応を決定することは従来技術において知られている。次いで、予歪の必要性は、援助プログラミングを聞いて、必須のバンド特定アンプに含まれて、補聴器プロセッサに格納した。光ファイバ導波管は、それから取り除かれるかまたは着用者によって通常の使用のために打ち切られる。
【０１０４】
本発明は、本願明細書において記載されている聴力測定プロトコルの間、補聴器のダイナミックなプログラミングを提供する。ヒアリング補聴器プログラミングだけがまた、予期される。プロトコルの間の間隔の補聴器のプログラミングはまた、予期される。
【０１０５】
本発明も、音声チャネルにおいて出力される信号による補聴器のプログラミングを提供する。この種のプログラミングは、物理的な電子インタフェースを使用する技術より優れている。音声チャネル・プログラミングも、自主的なフィッティング状況の個人によって、この種の電気的結合部材を作る必要条件を取り除く。
【０１０６】
一対の補聴器のバイノーラルフィッティングすることが本願明細書において記載されているにもかかわらず、個人が１つの耳のための単一の補聴器を必要とすることができるだけのことを予期される。頭の方位角測定を利用している補聴器フィッティング方法および本願明細書において提供される方向フィッティングは、さらに適用される。この種のケースのために、プロトコルが調整された方向知覚のための左右のデータ一組を作成すること、および、周波数/振幅データが左側のために指すことは右側のための対応するデータ・ポイントにさらに結ばれることは明らかにさらに重要である。個々の要求している単一の補聴器だけのために、一つの補聴器のためのヒアリング補償カーブは、補聴器を必要としない耳のための独立データ・ポイントに依存している。
【０１０７】
決定頭の方位角または他の変更態様の他の若干の方法が本願明細書において発明の概念から逸脱することなく、方向テストのために同様の方法で使用されることができることは、当業者にとって明らかである。このように、本発明のさまざまな実施形態が記載されると共に、当業者は他で更なる改変と変更態様が本発明の精神から逸脱なしでそれに対してなされることができると認識し、それは本発明の真の範囲に入る全てのこの種の改変と変更態様を請求することを目的とする。添付の特許請求の範囲で用いられるように、本願明細書において使用する単数の形式は、明確に反対の断りがない限り、複数も参照する。
【０１０８】
一方的に定められない限り、本願明細書において用いられる全ての専門的で科学的な語は共通に本発明が帰属する技術の当業者によって理解するのと、同じ意味を有する。本発明のさまざまな方法および構造が本願明細書において記載されると共に、いかなる方法もまたは類似しまたは本発明では困難であると本願明細書において記載されているそれらに等しい構造が実行において使われることができる。全ての引例は、それらの全部において、そして、全ての目的のために本願明細書において組み入れられる。加えて、本発明の前述の効果が本発明の例示の実施形態において明らかにされると共に、様々な変化はさまざまな実施形態の構成要素の組合せを含んでいるそれらの効果を達成するために構成、設計および本発明の構造になされることができる。従って、ここでのリファレンスは、本願発明の構造および機能の特定の詳細は、単なる例示であり、それらに限定されるものではない。
【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６Ａ】
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【図６Ｂ】
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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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【国際調査報告】
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