JPH0824399B2 - 補聴器，信号供給装置，聴力の欠陥を補償する装置及び方法 - Google Patents

補聴器，信号供給装置，聴力の欠陥を補償する装置及び方法

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JPH0824399B2
JPH0824399B2 JP60503667A JP50366785A JPH0824399B2 JP H0824399 B2 JPH0824399 B2 JP H0824399B2 JP 60503667 A JP60503667 A JP 60503667A JP 50366785 A JP50366785 A JP 50366785A JP H0824399 B2 JPH0824399 B2 JP H0824399B2
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Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は補聴器、患者の聴力の欠陥を補償する装置、
かかる装置で使用する信号供給装置、及び聴力欠陥を補
償する方法に関する。本発明は特に外部から供給された
電気信号に対応できる、あるいは外部で使用される信号
を発生できる、あるいはその双方が可能な補聴器、また
電気信号を外部へ供給する装置、さらに信号供給装置が
補聴器に接続されて動作する方法に関する。
人間が音声や他の音を十分理解できるように聞きとる
能力は明らかに雇用や他の日常生活で重要である。聴覚
に障害を有する人の聴力の欠陥を補償し、あるいは少な
くとも改善しようとする専門家のサービスは社会にとっ
て重要である。しかし、これらのサービスは過去におい
ては実際的困難や過誤を含んでいた。
例えば公知の方法の一では患者の残留聴力を測定し、
次いで補聴器を様々な製造者及びモデルから選択してい
た。この場合患者の残留聴力を測定し、「最良」の補聴
器を様々な製造者及びモデルから選択するのに要する時
間的負担は非常に大きかった（約２時間）。さらに、検
査中に選択された補聴器と患者によって購入され着用さ
れる補聴器とが相異する場合も度々あるが、しかし補聴
器自体は同一のモデルであり、従って代表的なものであ
る。特定の補聴器がANSI-1982規格に合致していても購
入された補聴器の増幅特性は製造時のばらつきのため検
査時に試用した補聴器とは異なっている可能性がある。
耳道及び耳型効果は利得及び最大パワー出力を30dBも変
化させることがあり、個人個人で正確に迅速に決定する
ことは困難である。患者の残留聴力を正確に測定するこ
とは困難であり、また試用した補聴器の性能でさえも従
来はオーディオメータ及び補聴器の音響特性を較正する
際なされる仮定のため正確な測定は困難で、患者の耳内
の音圧レベルの評価に誤差が生じていた。
単に特定の試験条件を再現するだけでも大量の情報が
必要である。そこで記録の保存は困難で、合理的な時間
内に実行するのは高価につく。さらに補聴器が紛失した
りこわれたりして交換する必要がある場合、大部分の問
題が初めからくりかえされることになる。
発明の要約 本発明の目的は個々の患者の個人注文に合わせて性能
特性が適合でき、快適に着用できる改良された補聴器を
提供するにある。また本発明の目的は聴力測定の精度及
び補聴器適合性を改善する改良された補聴器を提供する
にある。また本発明の目的は上記の種類の補聴器であっ
て、少なくとも一又は複数の補聴器の改良がなされてお
り、補聴器の適合が有利で、適合過程が終り患者が家に
帰ってからも適合が最適に保たれる補聴器を提供するに
ある。また本発明の目的は外部から供給される電気信号
に応答し、あるいは外部で使用される信号を発生し、あ
るいはその両方が可能な改良された補聴器を提供するに
ある。本発明の目的はまたかかる補聴器に外部から電気
信号を供給する改良された装置及び方法を提供するにあ
る。本発明の目的はまた前記のかかる補聴器と交信する
装置を含む補聴器適合構成を提供するにある。さらに本
発明の目的は補聴器の機能と特性を制御する改良された
方法，装置及び構成を提供するにある。さらに本発明の
目的は少なくともいくつかの補聴器部品において製造時
の変化を自動的に考慮して補聴器の適合を行なう方法，
装置，及び構成を提供することにある。本発明の目的は
さらに低雑音及び低ひずみの改良された補聴器を提供す
ることにある。本発明の目的はさらに自動的に患者の聴
力闘値、最も快適な聴覚レベル、及び不愉快な聴覚レベ
ルを自動的に決定する改良された方法，装置，及び構成
を提供することにある。本発明の目的はさらに患者の聴
力欠陥を実験室における理想的な適合により近い適合精
度で補償できる改良された補聴器，装置，及び構成を提
供するにある。本発明の目的はさらに補聴器を従来より
も著しく短時間で少なくとも従来の適合精度に匹敵する
精度で患者に適合できる改良された装置，構成及び方法
を提供することにある。本発明の目的はさらに患者にと
って最も快適で、また最大の音声了解度を与える最終的
な補聴器設定に適合させうる、患者に補聴器を適合させ
るための改良された装置，構成，及び方法を提供するこ
とにある。本発明の目的はさらに効率的に交換すること
のできる改良された補聴器を提供するにある。さらに本
発明の目的はさらに経済的で、着用しやすく、信頼性の
高い改良された補聴器を提供するにある。
他の目的及び特徴の一部は明らかであろう。また他の
目的及び特徴の一部は以下の説明より明らかになろう。
概略的に、本発明の一の形態の補聴器は、補聴器使用
者の外界音により電気出力を発生するマイクロホンと、
補聴器使用者の耳に音を放射する電気的に駆動されるレ
シーバと、補聴器外から供給される第１組の信号により
自己発生モードで駆動され、レシーバに第１組の外部供
給信号により制御されるパラメータを少なくとも一つ有
する音を放射させ、また次いで補聴器外界から供給され
る第２組の信号によって動作され、レシーバを波モー
ドで駆動し、外部マイクロホンの出力を第２組の外部供
給信号により形成される波パラメータに従って波す
る回路とを含む。
概略的に、本発明の他の形の補聴器は、耳道と連通し
て取付けられるように適合された本体を有し、補聴器本
体には外界音に感応する外部マイクロホンと、耳道に音
を供給するレジーバが設けられている。補聴器はまた耳
道内に存在する音を感知する補聴器本体内に設けられた
プローブマイクロホンと、外部マイクロホン及びプロー
ブマイクロホンに接続されて外部マイクロホンとプロー
ブマイクロホンの双方に応じてレシーバを駆動し、補聴
器性能を調整するために外部で使用される、プローブマ
イクロホンで感知した音のパラメータを少なくとも一つ
表わしているデジタル信号を発生する回路とを含む。
概略図に、本発明の他の形の補聴器は、プローブマイ
クロホンと、外部マイクロホンに接続されて外部マイク
ロホン出力を一組の内部パラメータに従って波し、次
いで制限し、また次いで波し、また少なくとも一の内
部パラメータをプローブマイクロホンの出力の関数とし
て自己調整し、さらにその際レシーバを駆動する回路と
を含む。
概略的に、本発明の他の形の補聴器は、プローブマイ
クロホンと、補聴器内にあって外部マイクロホン及びプ
ローブマイクロホン、さらにレシーバに接続されたデジ
タル計算回路を含む。デジタル計算回路は外部のプログ
ラム信号源に接続できるように適合されており、この信
号により表わされる全プログラムを実行する。その際デ
ジタル計算回路は聴力検査及びデジタル波にプローブ
マイクロホン，外部マイクロホン，及びレシーバを使用
する。
概略的に、本発明の一の形の患者の聴力欠陥を補償す
るシステムは、外部マイクロホンを有する補聴器と、外
部マイクロホンの出力を波するプログラム可能回路
と、プログラム可能波回路により駆動されて患者の耳
の中に音を放射するレシーバとを含む。システムはレシ
ーバからの音に対する患者の反応を感知する手段を有す
る。システムはさらに、補聴器及び感知手段に連絡し、
第１組の信号を選択的に発生して補聴器中のプログラム
可能波回路を動作させてレシーバに第１組の信号で制
御されるパラメータを有する音を発生させ、また次いで
制御されるパラメータ及び制御されるパラメータを含む
音に対する患者の反応により決定される第２組の信号を
感知手段に対応して発生してプログラム可能波回路の
波パラメータを決定し、もってプログラム可能波回
路に外部マイクロホンの出力を波させ、レシーバを
波された出力により駆動することで患者の聴力欠陥を改
善する装置を含む。
概略的に、本発明の他の形のシステムは、外部マイク
ロホンを有する補聴器と、外部マイクロホンから信号供
給される、補聴器内のプログラム可能デジタルコンピュ
ータと、プログラム可能コンピュータから信号供給され
て患者の耳内に音を放射するレシーバと、患者の耳内の
実際の音を感知するプローブマイクロホンとを含む。本
システムはさらにデータリンクと、少なくとも第１組の
デジタル信号と続いて第２組のデジタル信号とをデータ
リンクに選択的に供給する装置とを含み、その際データ
リンクは補聴器のプログラム可能デジタルコンピュータ
へのデジタル信号を伝送する。補聴器内のプログラム可
能デジタルコンピュータはレシーバを選択的に駆動して
少なくとも一の聴力検査用の音を第１組のデジタル信号
に応じて放射し、またデータリンクにプローブマイクロ
ホンの出力パラメータを表わす第３組のデジタル信号を
供給し、また次いで外部マイクロホンの出力を次いで供
給される第２組のデジタル信号に応じて波し、レシー
バを患者の聴力欠陥を改善するように駆動する手段より
なる。
概略的に、本発明の上記の形式の補聴器を含むシステ
ムでは、信号供給装置は、補聴器内のデジタルコンピュ
ータと２方向デジタル直列伝送を行なうインターフェー
ス手段と、インターフェース手段より補聴器へ向う第１
組の信号の伝送を開始して補聴器内のデジタルコンピュ
ータを動作させ、もってレシーバに調整可能なパラメー
タを有する音を放射させる回路とを含む。回路はまたイ
ンターフェース手段を介してプローブマイクロホンによ
って感知された音の調整可能パラメータ値を表わすデー
タを得、次いでインターフェース手段からの、少なくと
も部分的には感知された音のパラメータ値により決定さ
れる第２組の信号の伝送を開始する。第２組の信号によ
り補聴器内のデジタルコンピュータは外部マイクロホン
出力の波を行ない、レシーバは波された出力で駆動
され、これにより患者の聴力欠陥が改善される。
概略的に、本発明による患者の聴力欠陥を補償する方
法は、外部マイクロホンと、外部マイクロホンの出力を
処理する電子回路と、電子処理回路の出力によって駆動
され、患者の耳中に音を放射するレシーバとを含む補聴
器を使用する。本発明による方法は、補聴器へ第１組の
信号を選択的に供給して電子処理回路を動作させ、レシ
ーバに第１組の信号により制御されるパラメータを有す
る音を放射させる段階を含む。患者の音に対する反応の
表現が電子的に記憶される。次いで第２組の信号が前記
の音の少なくとも一つの制御されたパラメータ及び制御
されたパラメータを有する前記音に対する患者の反応の
表現より決定される。第２組の信号により電子処理回路
は外部マイクロホンの出力を波し、レシーバを波出
力で駆動して患者の聴力欠陥を改善する。
図面の簡単な説明 第１図は本発明による補聴器及び信号供給装置を含
む、患者の聴力の欠陥を補償するシステムのブロック系
統図； 第２図は本発明による、第１図のシステムで使用され
る補聴器の外観図： 第３図は変換器モジュール及び患者の耳内に装着され
る第２図の補聴器の耳型部分の断面図； 第3A図は第２及び第３図の補聴器の耳型部中のチャン
ネルを示す、第３図中の線3A-3Aに沿う断面図； 第４図は第２図の補聴器の電子回路のブロック系統
図； 第５図は第１図の信号供給装置中のホストコンピュー
タによって実行される本発明方法による動作のフローチ
ャート； 第６図は本発明方法による、耳のインピーダンスを較
正するためのホストコンピュータの動作のフローチャー
ト； 第７図は本発明方法による、患者の可聴範囲（残留聴
力）を測定し、補聴器の波パラメータを計算するため
のホストコンピュータの動作のフローチャート； 第８図は患者の応答及び周波数範囲によって指定され
る音圧レベルデータをまとめるためにホストコンピュー
タのメモリ内に構成される表を表わす図； 第９図は会話音声を患者の可聴範囲上でマッピングす
る際補聴器の性能を予測するのに使用する、デシベルで
表わした音圧レベルを周波数に対してプロットしたグラ
フ； 第10図は本発明方法による、患者に着用された本発明
補聴器の動作をモニタし、またその際の患者の音声了解
度を測定するためのホストコンピュータの動作のフロー
チャート； 第11図は本発明方法による、ホストコンピュータによ
る本発明補聴器性能の対話形ないし適応形微調整動作の
フローチャート； 第12図は本発明による補聴器の全プログラムをロード
し実行する動作のフローチャート； 第13図は本発明による補聴器のメモリスペースマップ
を示す図； 第14図は本発明補聴器による、補聴器から患者の耳に
放射される検査音を自己発生させるための動作のフロー
チャート； 第15図は本発明補聴器による、あらかじめ記憶されて
いる較正値をホストコンピュータへリポートする動作の
フローチャート； 第16図は本発明補聴器による、ホストコンピュータに
耳道内の音圧レベルを決定するのに使用するデータを供
給するための動作のフローチャート； 第17図は本発明補聴器による自己調整波−制限−
波デジタル波器を構成する動作のフローチャート；ま
た 第18図は本発明補聴器による、ホストコンピュータに
耳道内の音圧レベルを決定し第17図のデジタル波器の
自己調整及び制限動作をモニタするのに使用するデータ
を供給するための動作のフローチャートである。
図中の参照符号は全ての図で対応する部分を示すよう
に統一されている。
好ましい実施例の詳細な説明 好ましい実施例では補聴器モデルは実質的にあらゆる
聴力障害に適合するようにプログラム可能である。聴力
検査で使用される補聴器は患者が家庭で着用しているも
のであってもよい。従って従来まず患者を検査して特定
の補聴器特性を指定し、次いで最終的に選択された代表
的な補聴器を用いて患者を再び検査する段階の間で生じ
ていた診療上の遅れがなくなる。また好ましい実施例の
補聴器はプローブマイクロホンを含んでいるため検査中
のみならず通常の補聴器の使用の際でも耳内の音圧を測
定することができる。補聴器内にプローブマイクロホン
があるため検査と較正が簡単になり、耳中の音圧の測定
がより正確になり、さらに補聴器の入力音圧に対する出
力音圧の全体的な特性を通常の使用においてより正確に
制御することができる。さらに、デジタル処理技術を用
いているため利得及び最大パワー出力関数を選択された
周波数についてより正確に調整することが可能になる。
補聴器パラメータの最初の設定は、患者に最大の音声
了解度と快適さを与える適当な適合則を用いるようにプ
ログラムされているのが好ましいホストコンピュータに
よって自動的になされる。かかる適合則は:1）音声を選
択した周波数について増幅して200Hzから6000Hzの範囲
の聞く人にとって快適な大きさにし、２）選択した周波
数について最大出力を制御して同じ周波数範囲で聞く人
が不快になる聴覚レベル以下にすることによりなる。補
助的な適合則として、装置雑音と低レベルバックグラン
ド音響雑音とが可能ならば聞く人の闘値レベル以下にな
るようにする原則もまた採用される。
最初のパラメータが決定されると微調整「適合」が、
補聴器がプログラム可能であるために可能な適応過程を
用いてなされ、最適の設定が達成される。医者がホスト
コンピュータを操作している間患者は音声了解度と快適
さとを様々な増幅特性について素早く比較し、これを満
足する適合が達成されるまで行なう。かかる対比較過程
として知られる過程では患者は眼鏡レンズの適合過程と
同様な「良くなった」あるいは「悪くなった」という判
断を求められる。
上記の補聴器適合過程では補聴器評価の際耳型及び変
換器の装置特性を考慮して行なうと有利である。補聴器
は検査中患者によって着用されるので補聴器及び耳型の
音響特性は適合過程に含まれている。従来標準的な（耳
道を大よそ模倣した）適合空洞を用いていたために生じ
ていた顕著な適合誤差は除去される。
検査中、補聴器はホストコンピュータを有する信号供
給装置に、試験音制御信号，測定データを表わす信号，
また補聴器を適当な信号処理特性にプログラムする信号
よりなる２方向デジタル信号の伝送を媒介する直列通信
データリンクにより接続されている。検査が終了すると
補聴器特性はその患者に最適の特性を有するように最適
化されており、補聴器は患者が快適に着用できる独立し
た自己調整装置になる。これに伴い診療回数が少なくな
り、患者，医者，雇用者及び社会に対し有益な利点が得
られる。
補聴器プログラムをコピーする際に必要なデータはホ
ストコンピュータに記憶される。そこで補聴器を交換す
る必要がある場合は、他の補聴器を、元の補聴器のプロ
グラムのコピーを交換しようとする補聴器の較正データ
を用いて変更して得たプログラムを用いて迅速にプログ
ラムするこができる。このようにして従来補聴器を交換
する際に生じていた問題は除去される。
第１図は補聴器12の特性を自動的に制御し、患者の聴
力検査で使う刺激音及びシーケンスを発生する診療検査
システム10を示す。システム10は以下ホストコンピュー
タと称する小形コンピュータ14を有する。ホストコンピ
ュータ14は陰極線管（CRT）18と、通常の電子技術を用
いて直列インターフェース22と接続されたキーボード20
を含む協働端末16とを有する。ホストコンピュータ14は
システムバス24を介してフレキシブルディスク大容量デ
ータ記憶ユニット26と、大容量ハードディスクデータ記
憶ユニット28と、印字機／プロッタ30とに接続されてい
る。ホストコンピュータ14はデータリンク32及び直列イ
ンターフェース34を介して補聴器12をプログラムし、ま
た逆に補聴器から測定データを得る。
ホストコンピュータ14はまたデジタルアナログ変換器
（DAC）38と、信号減衰器40と、高忠実度電力増幅器42
などの信号増幅装置と、スピーカ44とを含むオーディオ
ロジカル検査サブシステム（ATS）36とも接続されてい
る。端末16における医療操作者の選択によりホストコン
ピュータ14はATS36をディスエーブル化するかあるいはA
TS36を動作してスピーカ44から音，狭帯域雑音，音声サ
ンプル，及び他の記憶音を含むレパートリーから選ばれ
た検査音を放射させる。前記レパートリーは典型的には
ディスク26又は28に記憶される。ATS36は開始ないし発
生手段（例えばホストコンピュータ14）により制御さ
れ、補聴器12の近傍で聴力検査音を選択的に発生する手
段を構成する。ATS36はそこで補聴器12の外部マイクロ
ホンへ聴力検査音を出力する音源として作用し、ホスト
コンピュータ14により制御される。
対話形応答ユニット（IRU）46が患者に提供され、検
査中補聴器より聞こえる音に対する反応を記録するのに
使用される。IRU46は患者の応答を感知し、反応データ
を直列インターフェース48を介してホストコンピュータ
14にデジタル伝送する。IRU46はかろうじて聞える音，
快適な音，及び不快な大きすぎる音に対応する３つの押
しボタンスイッチであってもよい。しかしIRU46にホス
トコンピュータ14が患者の反応，支持及び選択を表示で
きるタッチスクリーンビデオユニットを使用するとより
大きな多様性が得られる。この場合、患者は音に対する
反応を記録するのにスクリーン上の表示選択区域に触れ
る。第３の形のIRU46は端末16と同一の端末ユニットを
使用することであり、患者はそのキーボードを介して反
応を入力する。
第２図において、補聴器12は電子モジュール61と、耳
掛けケーブル組立体63と、患者の耳内に挿入される耳型
67内に保持される変換器モジュール65とを有する。耳掛
けケーブル組立体63は耳の背後に着用される電子モジュ
ール61に挿入される小形コネクタ64に接続されている６
本の細い絶縁導体を有するケーブル63Bを囲む先の細く
なったプラスチック製可撓管63Aを含む。耳掛けケーブ
ル組立体63は耳の寸法が異なっても適合できるようにい
くつかの異なった長さに製造することができる。データ
リンク32は電子モジュール61にコネクタ69により取付け
られ、補聴器に一時的にパワーを供給すると同時に通信
媒体としても作用する。検査が終了するとコネクタ69と
データリンク32とは補聴器12から除かれ、再充電可能バ
ッテリーパック71が電子モジュール61に対してはめ込ま
れ、通常の補聴器の使用の際電力の供給を行なう。
第３図で、変換器モジュール65は外界音を受信するマ
イクロホン75を含む。マイクロホン75は図示のように補
聴器12の物理的外界とは限らない場合も含め外界音を受
信するので以下「外部マイクロホン」と称する。音は補
聴器に変換器モジュール65内に設けられたポート76より
入るので音響的増幅及び外耳の指向性にとって有利であ
る。またケーシング73は耳道内の音を受信するので以下
「プローブマイクロホン」と称する第２のマイクロホン
を含む。
ケーシング73はさらにウーハ79とツィータ81とより構
成される複合レシーバを含む。「レシーバ」なる語は補
聴器技術においてはマイクロホンではなく電話のレシー
バと同様な機能の音放射手段を指して使用される。（補
聴器レシーバは電話レシーバとは一般に構成が異なって
おり、電話レシーバよりはるかに小さい。）ウーハ79は
補聴器12の使用者の耳に低周波域の音を放射する電気的
に駆動される装置であり、またツィータ81は高周波域の
音を放射する同様な装置である。この両者の組合わせに
より標準的には200から6000Hzの範囲のスペクトルの全
体がカバーされ、聴覚障害を有する患者の聴力上の必要
に適合することができる。
そこで外部マイクロホン75は補聴器使用者の外界音に
より電気信号を発生するマイクロホンを構成し、ウーハ
79とツィータ81とは補聴器使用者の耳に音を放射する電
気的に駆動されるレシーバを構成する。変換器モジュー
ル65は耳道と連通するように装着できるように適合され
た本体を形成し、補聴器本体は外界音に感応する外部マ
イクロホンと、耳道に音を供給するレシーバと、耳道内
の音を感知するプローブマイクロホンとを有する。ウー
ハ及びツィータの電気的駆動は高周波域及び低周波域に
分離される。この分離構成により処理雑音が減少され、
またダイナミックレンジが向上する。このように、レシ
ーバはそれぞれ異なった周波数範囲で駆動手段により駆
動される複数の変換器を含む。
プローブマイクロホン77、ウーハ79、及びツィータ81
は補聴器が装着された場合それぞれの音管83,85,及び87
により耳道と音響学的に接続される。音管は約5mmある
いはそれ以下の外形を有し患者の頭部中心線に対し45°
の方向に向いた束を形成する。プローブマイクロホン77
の音管は内径が約1.5mmで長さが約24mmである。
第3A及び第３図に示すように、耳型67は柔い成型プラ
スチック要素であり、補聴器を使用する際耳内へ挿入さ
れる。耳型67はそれぞれの開口部83′,85′，及び87′
に延在する音管83,85,及び87を受入れる一又は複数のチ
ャンネルを有する。
外部マイクロホン75、プローブマイクロホン77、ウー
ハ79、及びツィータ81はケーシング73内で緩衝発泡材料
89により互いに音響学的に絶縁されている。ウーハ79と
ツィータ81とは材料89中に保持されるが外部マイクロホ
ン75はケーシング73に固定される。これにより音響学的
絶縁が向上し、またフィードバックスクイーリングに対
する自由度が増大する。
第４図を参照するに、音は商業的に入手できるクノウ
ルス（Knowles）モデルEA1845サブミニチュアエレクト
レットコンデンサマイクロホンのような外部マイクロホ
ン75で受信される。このマイクロホンは帯域幅が広く
（150〜8000Hz）、応答が滑かで（±5dB）、体積が小さ
く（0.051cc），電気的安定性が良好で、また振動に対
する感度が低い。外部マイクロホン75は電圧Ｖのライン
と接地線により動作エネルギーを与えられ、信号調整回
路103に接続されたライン101に電気出力を出力する。
信号調整回路103は6kHz以下の周波数で周波数と共に
１オクターブ当り6dBの割合で上昇するプリエンファシ
スないし「チルト」を加え、次いで信号圧縮を加える。
信号圧縮はコンパンディング技術の一部であり、圧縮は
ソフトウェア中での拡大によって補償される。信号調整
回路103はプリエンファシスされ、帯域幅が制限され
（偽信号防止）、さらに圧縮された出力を与え、これは
多重化器（MUX）105、標本化及び保持回路（S/H-IN）10
9、及びアナログデジタル変換器（ADC）111の結合され
た動作により個々に分離したデジタル標本に変換され
る。MUX105の各チャンネルの公称の標本化速度は50kHz
である。
信号調整回路103の偽信号防止波器は０から6kHzま
では比較的平坦で、それから先は「急降下」し（オクタ
ーブ当りのdBが）、25kHz以上でのスペクトルエネルギ
ーが確実に無視できるようにする特性を有する。信号調
整回路103はマイクロホン入力が89dBの音圧レベルの場
合約５ボルトの出力を生じる。EAシリーズのマイクロホ
ンは１マイクロバー当り１ボルトで−60dBの感度を有す
るので1kHzでの電圧利得は約60dBでなければならない。
6kHzを越えると、偽信号効果を減じるため25kHzのナイ
キスト速度（チャンネル当り12.5kHz）で十分適切な低
い（−60dB）信号が確保されるようにシステム応答をオ
クターブ当り−30dBでロールオフする必要がある。
ADC111はデジタル信号プロセッサ（DSP）113に接続さ
れ、16ビットの一連の近似変換過程を実行する通常の電
子技術を用いて構成されている。この結果16ビットのダ
イナミックレンジを有し小信号にも適切な精度を有する
デジタル標本を発生する高速変換が得られる。信号調整
回路103を用いてプリエンファシスと圧縮が加えられた
場合には信号対量子化雑音比が高レベルに増大する。そ
こで常識的技術として、ADC111中の複雑さの減少が信号
調整回路103及びDSP113中の拡大ソフトウェアの使用を
相殺して余りある場合ADC111の変換ビット数を許容でき
る信号対雑音比と両立できる最少値（10ビットあるいは
８ビットでもよい）に減少させることが考えられる。
デジタル標本はデジタル信号プロセッサ（DSP）113で
処理されるが、これは検査音に対応する波形を自己発生
し、また非常に広範囲の補聴器波特性を与え、プロー
ブマイクロホンからのデータを処理してリポートし、ま
た波動作についてのデータを収集してリポートし、さ
らに他の機能をも実行できるようにプログラムできる電
子的論理要素のフレキシブルアレーよりなっている。例
えばDSP113は電子モジュール61に物理的に適合するVLSI
（超大規模集積回路）として製造された16ビットマイク
ロプロセッサチップでよい。DSP113にはランダムアクセ
スメモリ（RAM）115と読出専用メモリ（ROM）117とが付
随する。
波動作モードではDSP113は全周波数範囲200〜6000H
zを４つの帯域240〜560Hz,627〜1353Hz,1504〜3412Hz,
及び3755〜5545Hzによってカバーする４つの一連の８次
帯域波器として動作する。帯域あるいは範囲にはそれ
ぞれ帯域番号Ｆ＝1,2,3及び４を附すことにする。DSP11
3は波モードでは前記４つの帯域でデジタル波動作
（第17図に関連してより詳細に説明す）を実行するよう
にプログラムされる。いくつか異なった波アルゴリズ
ムを使用できる。これらには無限インパルス応答（II
R）及び有限インパルス応答（FIR）波器が含まれる。
DSP113はプログラムを変更してやるだけでこれらのどの
アルゴリズムでも実行することができる。IIR形波器
はFIR形波器よりやや大きな丸めによる雑音を生じる
と考えられている。したがって本実施例では信号対雑音
比のより優れたFIR形波器を開示する。
DSP113はデジタルアナログ変換器（DAC）119によりア
ナログ形式に変換される一連のデジタル信号を発生す
る。DAC119は低周波帯域Ｆ＝１及び２のデジタル波出
力の和を表わすアナログレベルと、高周波帯域（Ｆ＝３
及び４）のデジタル波出力の和を表わすアナログレベ
ルとを交互に連続して出力する。DAC119の出力は第１及
び第２の標本化及び保持回路（S/H1及びS/H2）121及び1
23に接続される。標本化及び保持回路121及び123はDSP1
13によりデコーダ回路125及び制御ラッチ127を介して交
互にイネーブルされ、その結果低周波帯域Ｆ＝１及び２
についてのアナログレベルがS/H1の出力に生じ、また高
周波帯域Ｆ＝３及び４についてのアナログレベルがS/H2
の出力に生じる。このようにしてアナログレベルが別々
の高周波及び低周波チャンネルに供給される。
各々の標本化及び保持回路121及び123はDAC119の整定
時間前半は標本化を抑止される。この理由はDAC119が交
互に独立な信号を出力しているからである。この結果出
力に多数のジャンプが生じる可能性がある。かかるジャ
ンプは標本化及び保持回路をイネーブルする前にDAC119
が少なくとも部分的に落ちつくまで待つことで標本化及
び保持回路121から分離でき、従ってこれらが患者の耳
に入ることを防止できる。
ここで２出力チャンネルの利点について検討する。８
ビットデジタル表現を有する回路例の動作ではどちらの
チャンネルも80dBSPLの強い音を32dBの可聴量子化雑音
フロア（すなわち、信号対雑音比が48dB（6dB×８ビッ
ト））を伴って生じる。（量子化雑音はデジタル化過程
で生じる。）ウーハ及びツィータの帯域周波外での減衰
により量子化雑音は単一のレシーバを有する設計におけ
るよりもはかるに低く抑圧できる。
ウーハ79及びツィータ81はそれぞれS/H1及びS/H2より
それぞれの結合コンデンサ129及び131を介して信号を供
給される。ウーハ79及びツィータ81は商業的に入手でき
るクノウルスモデルCI-1955及びEF-1925装置である。ウ
ーハ79は1500Hz以下の低周波信号に応答し（周波数帯域
Ｆ＝１及び２をカバーする）、またツィータ81は1500Hz
以上の信号に応答する（周波数帯域Ｆ＝３及び４）。ク
ノウルスツィータの応答はレシーバ本体ケースに非常に
小さい孔（1mm以下）をあけて音響質量によりダイヤフ
ラムの前後を結合することで1500Hzよりもはるかに低い
周波数まで下げることができる。質量リアクタンスが低
い低周波数では通常音ポートへ向う体積速度の大部分を
ダイヤフラムの後ろでシャントすると有利である。
ウーハ79及びツィータ81は耳による自然の波特性と
組合わされて出力チャンネルに顕著で適切な程度の偽信
号防止波作用を与えるように構成されている。しか
し、さらに選択自由な偽信号防止フィルタ133及び135に
より波作用及びパワー利得を低周波及び高周波出力チ
ャンネルにさらに加えることも可能である。信号調整回
路103でプリエンファシスが加えられる場合にはデエン
ファシスが波器133及び135で加えられる（デエンファ
シスはあるいはアナログ波作用を省略したい場合DSP1
13のデジタル波器ソフトウェアにプログラムしてもよ
い）。ウーハ／ツィータの組合わせを駆動するパワー利
得を供給するにはリニアテクノロジー製あるいはテキサ
スインスツルメント製の小形プッシュプル増幅器が使用
できる。
プローブマイクロホン77は商業的に入手可能なクノウ
ルスEA1934ザブミニチュアエレクトレットコンデンサマ
イクロホンなどでよく、ライン141を介して信号調整回
路107に接続される。信号調整回路107は約8dBの利得を
加え、また所望に応じてプローブマイクロホン出力141
よりの信号を圧縮し、多重化器105に第２の入力を与え
る。プローブマイクロホン77は補聴器使用者の耳中の音
を感知すべく適合された第２のマイクロホンを構成す
る。DSP113はADC111より外部マイクロホン75の調整され
た出力値とプローブマイクロホン77の出力値とを交互に
表わす一連のデジタル信号を供給される。DSP113はデコ
ーダ回路125及び制御ラッチ127を介して順次外部マイク
ロホン用にMUX105をイネーブルし、S/H-IN109をイネー
ブルし、次いでADC111をイネーブルする。上記シーケン
スの後DSP113はプローブマイクロホン用にMUX105をイネ
ーブルし、次いでS/H-IN109を、またさらにADC111を順
次イネーブルする。第４図の実施例ではプローブマイク
ロホンの出力は信号調整回路103を迂回しておりプリエ
ンファシスを受けないのでプローブチャンネルについて
ADC111の出力を解析する際の複雑さが避けられる。この
ようにして外部マイクロホンの信号値及びプローブマイ
クロホンの信号値を表わすアナログレベルが多重化さ
れ、対応するデジタル表現に変換された後DSP113に供給
される。
従ってMUX105はプローブマイクロホン77に接続する入
力と外部マイクロホン75に接続する入力とをそれぞれ有
し、また出力はS/H-IN109及びADC111を介してDSP113へ
接続されている。信号調整回路103は外部マイクロホン
出力をプリエンファシス又は圧縮手段あるいはその両者
に接続し、さらにMUX105の一の入力に接続する手段を構
成する。信号調整回路103は外部マイクロホン出力にプ
リエンファシス及び／又は圧縮を加え、一方プローブマ
イクロホンは信号調整回路107を介してMUX105にプリエ
ンファシス手段（すなわち回路103）を迂回して接続さ
れる。
DSP113は入力，計算，及び出力動作を多数のループの
各々について約80マイクロ秒間（12.7kHzの標本化速度
の逆数）で完了するに十分な速さのハードウェア及びソ
フトウェアを有するプロセッサである。ダイナミックレ
ンジは16ビットデジタル表現を使用することで改良され
るので16ビットプロセッサが好ましい。テキサスインス
ツルメントTMS-320マイクロプロセッサ又はそれと同等
なプロセッサがDSP113に適している。
TMS-320はデータエリアは内蔵しているがプログラム
エリアは外部接続される。データメモリは16ビット144
ワードであり、またプログラムメモリは4096×16であ
る。プログラムメモリはROMエリア117とRAMエリア115と
に分れる。ROMエリアはDSP113のモニタプログラム（第1
2図参照）を含み、RAMエリアはモニタによりロードされ
る（第13図参照）。本発明を実施するにあっては通常行
なわれるように、4k規格のメモリを動作実行に必要な最
小限のメモリまで、あるいは将来実行する可能性のある
動作をも含むように適宜増減することができる。
TMS-320には８つのI/Oポートが設けられ、局部周辺装
置よりアクセスされる。直列インターフェース151、ADC
レジスタ111A、制御ラッチ127及びDACレジスタ119Aに対
するポートの割りあては公知の方法で適宜行なわれる。
TMS-320はI/Oスペース８ワードのプログラムされた入
出力（I/O）部を使用する。I/Oサイクルとメモリサイク
ルとは大部分同一であるが最大の相異はTMS-320が命令
とデータのフェッチを重複させることである。TMS-320
では全てのデータフェッチは装置内部で処理されるので
これらは次サイクルの命令フェッチと平行してなされ
る。これはデータが同一時間でメモリリファレンス及び
I/Oリファレンスのために転送されてもI/Oリファレンス
はINあるいはOUT命令をI/O転送が行なわれているのと同
一のバスからフェッチしなければならないので他のサイ
クル毎にしか生じないことを意味する。
TMS-320の全バスサイクルは約200ナノ秒である。RAM1
15とROM117とはTMS-320と組合わせて使用するには約90
ナノ秒のアクセス時間を有さねばならない。IDT6116Sの
形の2k×８スタチック相補形金属酸化物半導体（CMOS）
RAMがメモリ形成ブロックとして組合わせ可能なチップ
である。迅速なデコーディングを行なうためメモリはで
きるだけ簡単に分割されており（二分割又は四分割）、
RAM115は番号の大きいワードでイネーブルされROM117は
番号の小さいワードでイネーブルされる。
DSP113の割込（INT）ラインは第１図のホストコンピ
ュータ14から直列インターフェース151を介してキャラ
クタが与えられると動作する。DSP113はまたデコーダ12
5と２ライン制御バス153を介して直列インターフェース
151をイネーブルする。直列インターフェース151は9600
ボーに達するプログラム可能データ速度で動作する非同
期直列ポートであり、容易に入手できる従来の形のもの
でよい。DSP113は直列インターフェース151がイネーブ
ルされるとこれとの間で情報をデータバス155を介して
送受信する。このようにしてDSP113はデータリンク32に
沿って第１図のコンピュータ14と２方向直列交信を行な
う。
第１図のホストコンピュータ14は直列インターフェー
ス151を介して補聴器12へプログラムと波係数をダウ
ンロードする。DSP113はこれらのプログラムを供給され
てそれを実行する。ホストコンピュータへの直列データ
リンクは補聴器12の状態をモニタする有効な手段を提供
する。ホストコンピュータにリポートされる状態情報
は：プローブマイクロホン音圧レベルの測定値、多帯域
波器中のクリップ作用の程度、及び入力信号あるいは
波出力のパワースペクトルを含む。
155で示したバスラインはわかりやすく図示するためD
SP113からADCレジスタ111A、直列インターフェース15
1、また制御ラッチ127、さらにDACレジスタ119Aへ延在
するように示してある。これらのバスラインは全てDSP1
13の同一のデータバスの一部であるので全て同一の参照
符号155が付してある。ADCレジスタ111Aは三状態出力を
有し、また他の通常の構成によりバス155が多目的に使
用できるようになっている。バス155はメインバス175の
データ線である。メインバス175はデータラインを有す
るのみならずDSP113からRAM115及びROM117に接続される
アドレスラインと制御ラインとを有する。
図のデータリンク32は可撓性ケーブル内に４本の導線
161,162,163及び164を有している。第１と第２の導線16
1及び162はコネクタ69を経由してそれぞれ反対の方向16
7及び169に向う、第１図のホストコンピュータ14の直列
インターフェース34とDSP113の直列インターフェース15
1との間の伝送信号を搬送する。第３の導線163は聴力検
査を行なっている際一時的に補聴器供給電圧として使用
される、従来のホストコンピュータ14の電源（図示せ
ず）より得られる電源電圧VEXTを搬送する。第４の導線
164はデータリンク32及び供給電圧VEXTの接地帰線であ
る。
コネクタ69はデジタル信号（例えばプローブマイクロ
ホン77の測定データ）を外部に利用できるようにし、ま
た別のデジタル信号を受入れてデジタル波手段（例え
ばDSP113）を補聴器が耳道と連通して着用された場合に
プログラム可能にする少なくとも一の外部コネクタを構
成する。
データリンク32に４本の導線を使用することで完全な
二重（同時２方向）直列通信が可能になり、また直流供
給導線163が情報搬送導線161,162から分離される。勿論
シンプレックス（交互に一方向）直列伝送を採用すれば
二本の導線で済むが、その場合データリンク32上の直列
デジタル信号より供給電圧を分離するために従来技術に
よる部品を電子モジュール61に追加せねばならない。
第４図のバッテリーパツク71はコネクタ69′の２つの
バッテリー接続導線163′及び164′と接続される。コネ
クタ69′の他の２本の導線には接続がなされない（N
C）。聴力検査が終ると直列データリンク32とコネクタ6
9とはモジュール61から接続が断たれ、かわりにコネク
タ69′をはめこむことで電源電圧Ｖが供給される。接続
が断たれている間小さなバッテリー167が揮発性RAM115
に補聴器適合過程でダウンローディングされたソフトウ
ェアが失なわれないように電圧供給を継続する。これ以
外の場合はRAM115には電源電圧Ｖがダイオード169を介
して供給される。電源電圧Ｖの供給が回復するとDSP113
のリセットピンＲにワンショントマルチバイブレータな
どよりなる電源オンリセット回路（POR）171よりパルス
が供給され、プログラムの実行が再開される。
DSP113の動作の一ではDSP113は補聴器外より供給され
る第１組の信号によって動作される自己発生モードでレ
シーバを駆動してレシーバに外部から供給された前記第
１組の信号で制御される少なくとも一のパラメータを有
する音を放射させ、また次いでレシーバを補聴器外から
供給される第２組の信号で動作される波モードで駆動
して外部マイクロホンの出力を前記第２組の外部供給信
号で定められる波パラメータに従って波する手段を
構成する。プローブマイクロホンを使用する場合、DSP1
13はまた第２のマイクロホンに接続されて外部で使用さ
れる、前記第１組の外部供給信号で制御される音につい
ての少なくとも一のパラメータを表わす信号を供給する
手段を構成する。コネクタ69は該駆動手段からの信号を
外部で使用できるようにし、また補聴器外から供給され
る第１及び第２組の信号を受入れるための外部コネクタ
を構成する。
ROM117には小さなブートストラップモニタプログラム
が設けられる。ブートストラップモニタは第１図のホス
トコンピュータ14が選択されたプログラムをホストコン
ピュータからRAM115へ数秒間でダウンローディングする
のを補助する。典型的なダウンローディング過程では約
２キロバイトのプログラムがDSP113へ9600ボーの速度で
転送される。これは約２秒間で終了する。
DSP113プログラムがロードされ、新たな波係数及び
制限値が決定され、あるいは第１図のホストコンピュー
タ14によりメモリから選択されるとこれらの値は１秒足
らずの間に伝送される。対比較適合過程を容易にするた
めあらかじめいくつかの係数組を計算しておき、その後
で１音毎に補聴器波特性を完全に決定しなおすように
すると有利である。
プログラムがロードされると実行が開始され、補聴器
12は動作状態になる。そこでDSP113もまた補助器内のデ
ジタル計算手段となる。このデジタル計算手段は外部マ
イクロホン，前記プローブマイクロホン，及びレシーバ
に接続され、また外部源のプログラム信号と接続できる
ように適合されている。また該デジタル計算手段は信号
により表わされる全プログラムを該プローブマイクロホ
ン，外部マイクロホン及び聴力検査及びデジタル波用
のレシーバを使用しながらロードし、また実行する手段
よりなる。
DSP113はまた入力音レベルが所定の基準値以下に下る
と補聴器の様々な部分の電力消費を制御し、バッテリー
の寿命を節約するようにプログラムされる。
第５図を参照するに、ホストコンピュータ14の動作は
スタート201で始まり、ステップ203で選択メニューが以
下のように表示される： “1.患者面接：患者のデータベース更新” “2.耳インピーダンスの較正” “3.可聴範囲を測定して波パラメータを計算” “4.音声了解度試験” “5.対話式微調整” ホストコンピュータの操作者は選択（オプション）メ
ニューの一を選び、ステップ205で選択されたメニュー
を実行するための分岐がなされる。選択１は通常最初に
選択されステップ207で実行される。その後動作はステ
ップ203に戻り、他の選択ができる。その後選択2,3,4,
及び５から選択されたオプションの一がステップ209,21
1,213,あるいは215でそれぞれ実行される。
患者面接ステップ207は標準的な対話形データベース
更新ルーチンであり、コンピュータが定型の質問を第１
図のCRT18に点滅させ、操作者が質問して患者の答えを
第１図のキーボード20より入力する。第１図のホストコ
ンピュータ14は回答を直接に、あるいは公知の何らかの
中間的な処理を加えた後データベースに記憶する。これ
以上のデータベース更新ルーチンに関する説明は従って
ここでは行なわない。
較正ステップ209はステップ211が正確に実行されるよ
うに補聴器の予備的データ及びそれが患者の耳に挿入さ
れた場合の特性を求める。ステップ211は次いでステッ
プ209で得られたデータと可聴範囲測定（患者の聴力を
規定する）とを用いて自動的に患者の聴力欠陥を改善す
る波パラメータを計算する。補聴器12は自動的に計算
された波パラメータに従って動作するようにプログラ
ムされており、従って引続き操作者がステップ213及び2
15で行なう検査及び微調整により可能な限り完全な適合
が得られるようになる。各選択メニューは一度ずつ１か
ら５まで行なわれることが想定されているが、各選択メ
ニューはいずれも操作者の手順上の要求に従って一度以
上、任意の順序でアクセスできる。また必要に応じて操
作者の判断で一又は複数のオプションは省略することも
できる。
第６図を参照するに、耳インピーダンスの較正ステッ
プ209はそれ自体２つのステップに分かれている。以下
のステップを説明する前に、必要な予備的データについ
て説明する。他の興味ある量についてのデータの説明及
びその記号を第Ｉ表に示す。
ここで目的とする伝達関数は問題とするスペクトルの
一組の周波数に対応する一組の複素数である。好ましい
実施例では０〜6kHzのスペクトルが１から例えば４など
の何らかのカウント番号FOにわたる所定の範囲番号が与
えられる複数の周波数範囲に分割される。より明確には
伝達関数は装置中の一点での出力のフーリエ変換と装置
中の他の点での入力のフーリエ変換との比である。簡単
のためここでは伝送関数の大きさを使用することで複素
数の使用を避ける。この場合、大きさは周波数の関数で
あり、スペクトルの周波数範囲の各々についての伝達関
数の実部及び虚部の平方和の平方根として定義される。
また各周波数範囲内における伝達関数の大きさは実質的
に一定であると仮定するので計算が簡単になる。複素数
についての数学的考察より伝達関数の大きさは出力のRM
S値と入力のRMS値との比に等しいことが容易に証明でき
る。さらに点と点との間の経路ないしチャンネルは縦続
接続できる。縦続接続された伝達関数の大きさは各経路
についての伝達関数の大きさの積になる。
補聴器12ではDSP113からウーハ／ツィータよりなるレ
シーバ組合わせに到り耳体積（補聴器が挿入された状態
での耳道の体積）内で終る出力チャンネルが第１の経路
である。この第１の経路に管の端83′よりDSP113に到る
プローブチャンネより構成された、プローブマイクロホ
ンを含む第２の経路が縦続接続される。通常レシーバと
プローブマイクロホンを較正する設備は現場にはないの
で較正は製造者により耳体積を模倣した「カプラ」と称
する標準的音響装置を用いて行なうことを想定してい
る。補聴器を製造者で標準的なカプラを用いて較正する
場合DSP113は一回毎に前記周波数範囲の一の望ましい試
験音に対応する電気信号を出力する。この電気出力信号
はＡで表わされるRMS値と周波数範囲番号Ｆとを有し、
これらはどちらも製造者工場においてホストコンピュー
タ14よりあらかじめ指定したり制御したりできる。この
値Ａが第１の経路に対する入力である。第１の経路から
の音響出力はまたプローブマイクロホンへ到る管83の端
部83′における第２の経路への入力でもあり、RMS音圧
レベルSPLである。第２の経路のRMS出力は以下より詳細
に説明する理由により と表わされる。
Ａ及び はいずれも製造者で測定あるいは決定できる。SPLは製
造者工場のカプラに接続された標準的音響試験機器を用
いて測定される。前記縦続接続された第１及び第２の経
路の伝達関数はそれぞれHR（Ｆ）及びHP（Ｆ）と表わさ
れ、製造者によりA,SPL, の測定値から方程式を用いて以下の如く決定される。
SPL（Ｆ）＝HR（Ｆ）×Ａ （１） 同様に、関数HE（Ｆ）はDSP113RMS入力の標準音源よ
り外部マイクロホン75に供給されるRMS音圧レベルに対
する周波数に依存する比である。
製造者により決定された関数HE（Ｆ）,HR（Ｆ）及びH
P（Ｆ）は補聴器につけて現場の医者に送られるデータ
シート上に供給される。本発明のより有利な特徴は関数
HE（Ｆ）,HR（Ｆ）及びHP（Ｆ）はさらに補聴器のメモ
リにもロードされることである。この結果これらはホス
トコンピュータにより自動的に検索でき、そのためテー
タシートの値を適合過程に先立ちホストコンピュータに
入力する時間が節約できると同時に検索の際の誤りも防
止できる。
患者の耳体積の特性は製造者が自分の工場で使用する
カプラの特性とは一般に異なっていることを理解すべき
である。従って現場で耳インピーダンスを較正するのが
好ましい。実際の耳体積をカプラと比較して変化させる
効果は第６図のホストコンピュータの動作により定めら
れる周波数に依存する補償関数SC（Ｆ）にとり入れられ
る（「補償関数」なる語はここでは数学的な補正を意味
し、補聴器適合の全体的目的である聴力の「補償」と同
義ではない）。
第６図の耳体積較正ではDSP113の電気出力信号が一回
に一の周波数範囲の望ましい試験音に対応して発生され
る。この電気出力信号はＡで表わされるRMS値と周波数
範囲番号Ｆとを有する。これらはいずれをあらかじめ定
められているか、あるいはホストコンピュータにより制
御される。値Ａは第１の経路への入力である。上記の縦
続接続された第１及び第２の経路の伝達関数は患者の耳
道を含んでおり、それぞれ（SC（Ｆ）×HR（Ｆ））及び
HP（Ｆ）で表わされる。第１の経路の音響出力は開口部
83′における第２の経路の入力でもあり、RMS音圧レベ
ルSPLである。従って縦続接続された経路は以下の方程
式で表わされる。
SPL（Ｆ）＝SC（Ｆ）×HR（Ｆ）×Ａ （４） HP（Ｆ）はわかっているので のデータがプローブマイクロホン測定より得られるとこ
れを用いて患者の耳中での実際の音圧レベルSPL（Ｆ）
を求めることができる。Ａの値はホストコンピュータに
よりあらかじめ定めることができる。そこで伝達関数HR
（Ｆ）もわかっているので方程式（４）及び（５）をSC
（Ｆ）につい解くことによりスケーリング関数がホスト
コンピュータ14により決定される。
ホストコンピュータ14の動作は第６図のように開始22
5で始まり、ステップ227へ進んでルーチンREPORT1（第1
5図）を補聴器にダウンロードしてDSP113にFO＝４の各
周波数範囲について伝達関数（HE（Ｆ）,HR（Ｆ）及びH
P（Ｆ）の値を返送させる。次いでステップ299でホスト
コンピュータ14は補聴器から返送された値を入力され記
憶する。ステップ231でREPORT2（第16図）と称するルー
チンを含む刺激発生ルーチン（第14図）がホストコンピ
ュータ14から補聴器へダウンロードされる。このように
ホストコンピュータ14は全ての検査音発生プログラムを
補聴器に第１組の信号としてダウンロードする。ステッ
プ233で操作者が一の周波数範囲の試験周波数及び望ま
しいＡの値を選択し、これにより耳インピーダンス較正
検査を行なっている間患者に快適な音量レベルの検査音
が発生される。刺激発生ルーチンの係数はステップ235
で補聴器へ送られ、これにより選択された周波数範囲の
検査音が補聴器から患者の耳に放射される。
ステップ237でホストコンピュータ14は補聴器12のプ
ローブチャンネル中の平方和入力の値ＭをDSP113からRE
PORT2を経由して与えられる。値Ｍは次いでホストコン
ピュータNMで割算され、この値の平方根が計算されてRM
S値 が得られる。この値はさらに発生される検査音の周波数
範囲Ｆについてのプローブマイクロホン伝達関数HP
（Ｆ）の値で割算される。得られた計算結果は測定した
音圧レベルSPLの値になっており、SPL測定がなされた周
波数範囲でインデクスされて表中に記憶される。
ステップ239でステップ233へ戻る分岐がなされ、この
ようにして全周波数範囲にわたり検査音が形成される。
データの収集が終るとスケーリングステップ241に到達
する。各周波数範囲Ｆで補償関数SC（Ｆ）は次式に従っ
て各周波数範囲毎に計算される： SC（Ｆ）＝SPL（Ｆ）／（HR（Ｆ）×Ａ） （６） ただし、SPL（Ｆ）は指定された周波数範囲に対応するS
PL表の値、HR（Ｆ）は補聴器中の出力チャンネルの伝達
関数、またＡはSPL（Ｆ）を発生するのに使用されるDSP
113のRMS出力である。ステップ241に示す方程式は全て
のＦの値を残らずカバーするためには４度計算する必要
があるが、そのためのループは図を見やすくするために
省略してある。勿論各周波数範囲について一以上のSPL
値を測定することもでき、また一以上のＡの値を用いる
こともできる。かかる場合には全てのデータがメモリ中
に表としてまとめられ、周波数によるインデックスが付
される。この場合各周波数範囲毎に一以上のSPL（Ｆ）
／（HR（Ｆ）×Ａ）の値が計算され、得られた値を平均
して各周波数範囲毎に単一のSC（Ｆ）の計算値を得る。
ステップ241が終了するとリターン243に達し、第５図の
ステップ203へ復帰する動作がなされる。
第７図を参照するに、第５図の可聴範囲ルーチン211
は開始261で開始され、ステップ263へ進んでデジタル
波プログラムを補聴器12へダウンロードする。デジタル
波器は４つの周波数範囲ないし通過帯域を含む。各周
波数範囲での利得は互いに同一とされ、また制限は加え
られないので、０〜6kHzのスペクトルにわたり全体的に
平坦な応答が生じる。デジタル波器はプローブマイク
ロホンの測定データを返送するREPORT2と称するルーチ
ン（第16図）を有する。
ステップ265でホストコンピュータ14は患者が検査音
に応答して触れることのできる異なった領域をIRU46の
接触感応スクリーンに表示する患者応答グラフィックを
出力する。スクリーン上に表示される応答の選択は次の
通りである。
A.大きすぎる B.大きい C.良好 D.小さい E.ほとんど聞えない 患者は検査音を聞くように求められ、その一を聞いて
IRU46のスクリーンに触れて自分の選んだ応答を示す。
ステップ267でホストコンピュータ14はATS36に音量と周
波数が変化する一連の音から選択された検査音を発生さ
せる。音は第６図のように補聴器12自体を介しても発生
できるが、可聴範囲の測定の際補聴器の実際の使用に伴
う頭部回折や他の効果が存在するようにATS36を使用す
る方が好ましい。ステップ269でIRU46は患者の応答をア
クセスされ、またステップ271でホストコンピュータが
応答が得られたか否かをチェックして判断する。もし得
られていないならばステップ273へ分岐してタイマをチ
ェックし、提示期間がまだ過ぎていないならばステップ
273からりステップ269へ分岐してIRU46が再びアクセス
される。応答がないまま時間切れになるとステップ273
からステッブ267への分岐がなされ、異なった振幅又は
周波数又はその両方が選択されて新しい検査信号が提示
される。提示期間内に応答が得られるとステップ271か
らステップ275への分岐がなされ、補聴器12から平方和
の値Ｍが求められる。
第６図のステップ対263及び267あるいはステップ231
及び233のいずれを実行するにせよ、補聴器の電子回路
は外部のホストコンピュータ（例えば波プログラム）
から供給された第１組の信号に応じて制御された電気的
パラメータ（例えば振幅など）を有する擾乱をプログラ
ムに従って発生するプログラム可能デジタル波手段と
して動作し、その際レシーバから放射される音は前記の
制御されている電気的擾乱パラメータに対応する制御さ
れたパラメータ（例えば音圧レベル）を有する。「擾
乱」なる語は正弦波，雑音，音声などの波形を一般に含
む一般的な術語である。
ステップ275でホストコンピュータ14は補聴器及びIRU
46から得た最新の情報にインデクスを付して音圧レベル
表SPL内に記憶する。SPL表は第８図に示すように５通り
の反応A,B,C,D,及びE,及び周波数範囲を表わす個々の番
号Ｒで表わした周波数によるインデクスが設けられてい
る。ここで周波数範囲は一般にデジタル波範囲FOより
多くてもよい。SPL表の各セルは同一の周波数範囲で測
定され患者の同一の反応が得られた耳内音圧レベルデー
タをそれぞれ保持する一組のメモリロケーションを示
す。
SPLの計算値は最初第６図のステップ237に関連して説
明したように比 として計算される。しかしステップ237と異なりこの計
算値は常用対数をとった上に20を乗ずることでデシベル
に変換される。またSPLの各デシベル値が患者の反応Ａ
〜Ｅ及び周波数範囲Ｆでインデクスされる表に記憶され
る点も異なっている。
ステップ277では十分なデータが収集されるまでステ
ップ267へ戻る分岐がくりかえされ、しかる後検査は終
了し、動作はステップ279へ進む。
ステップ279ではホストコンピュータ14が各周波数範
囲毎に（番号Ｒと等しい）不快な音量レベル（UCL
（Ｆ））、最も快適な音量レベル（MCL（Ｆ））、及び
聴力限界（THR（Ｆ））の値をSPL表に記憶されたデシベ
ルデータを用いて計算する。UCL（Ｆ）は音が大（反応
Ｂ）から大きすぎる（反応Ａ）へ移行するレベルを表わ
す。UCL（Ｆ）は各周波数範囲毎にソーティングを行な
ってＡセル中の最小SPL値を求めることで簡単に計算で
きる。あるいはより複雑になるが大ききい、及び大きす
ぎるカテゴリーを表わすA,Bの値を比較して大きいカテ
ゴリーが終って大きすぎるカテゴリーが始まる境界を推
定してもよい。
最も快適な音量レベルMCL（Ｆ）は例えば各周波数範
囲毎に反応Ｃ（良好）に対応するセルの値の算術平均な
いし平均をとることで計算できる。聴力限界THR（Ｆ）
は各周波数範囲毎に反応Ｅ（ほとんど聞えない）に対応
するセルの値の算術平均ないし平均を計算することで計
算できる。カテゴリーＢ及びＤに対応するデータは計算
で使用しないが、このカテゴリーを設けることで患者は
より効果的にどのデータがカテゴリーA,C,及びＥに属す
るかを決定できるようになる。
第９図に示すようにUCL（Ｆ）,MCL（Ｆ）及びTHR
（Ｆ）の計算によりdBで表わした患者の可聴範囲のSPL
が周波数の対数に対してプロットされる。次に、既知の
会話音声スペクトルを可聴範囲にあてはめ、患者の聴力
欠陥が完全に補償されるか少なくとも部分的に改善され
るようにするのが望ましい。ステップ281では望ましい
あてはめを行なうため利得のデジタル波パラメータG1
（Ｆ）及びG2（Ｆ）、及び制限作用のデジタル波パラ
メータＬ（Ｆ）が計算される。この結果得られるデジタ
ル波器プログラム（第17図）は利得自己調整機能を特
徴として含むリポートルーチンREPORT3（第18図）を用
いて補聴器12にダウンローディングされる。ステップ26
9,275,279,及び281を実行する際ホストコンピュータ14
は感知手段（例えばIRU46）より患者の反応を表わすデ
ータを得、反応データを用いて第２組の信号（例えばダ
ウンロードしようとするデジタル波器プログラム）を
決定する。
ステップ281で達成される動作は会話音声についての
実験データを使用する。音声の分析により周波数と共に
変化する、デシベルで表わされる平均値（以下SM（Ｆ）
と記す）が見出された。通常の会話音声で生じる音量変
化の大部分は第９図に斜線域282で示したようにSM
（Ｆ）より12dB上の曲線282AとSM（Ｆ）より18dB下の曲
線282Bとで画成される。音声を患者の可聴範囲に適合さ
せるために補聴器12の利得を周波数の関数に設定し、SM
（Ｆ）を最も快適な音量レベルMCL（Ｆ）に変換する。
補聴器12のデジタル波器は初期利得G1（Ｆ）（dB）が
与えられ、次いでレベルＬ（Ｆ）（dB）に制限され、さ
らに波後利得G2（Ｆ）（dB）が与えられる。
ADC111,DSP113及びDAC119よりなるデジタル装置のダ
イナミックレンジを効果的に使用するために初期利得及
び波後利得G1（Ｆ）及びG2（Ｆ）が計算され、制限値
Ｌ（Ｆ）が好都合なDSP113が発生可能な最大数（16ビッ
トコンピュータによる固定小数点形式で表現可能な最大
の正の数は16進記法で7FFF）に確実に等しくなるように
される。Ｌ（Ｆ）はＢビット表現では Ｌ（Ｆ）＝2B-1−１ （７） であり、Ｌ（Ｆ）を前記定数に等しくおくことで制限さ
れた信号Ｌ（Ｆ）のRMS値は全てＬ（Ｆ）（dB）−3dBに
等しくなる。ここで量3dBはピーク値Ｌ（Ｆ）から正弦
波のRMS値への調整のために減算される。
これで利得パラメータG2（Ｆ）が計算可能になる。G2
（Ｆ）はＬ（Ｆ）（dB）−3dBの制限器出力が耳内にUCL
（Ｆ）と等しいSPLを生じるように設定される。制限器
出力から耳への信号路はG2（Ｆ）,SC（Ｆ）及びHR
（Ｆ）を含む。ここで G2（Ｆ）（dB）＝UCL（Ｆ）（dB）−〔Ｌ（Ｆ）（dB）
−3dB〕−SC（Ｆ）（dB）−HR（Ｆ）（dB） （８） 方程式（８）はdBで表わした制限後利得は患者のUCL曲
線と補聴器12の制限レベルとの差であることを意味して
いる。制限レベルがUCLを超えるとdBで表わした制限後
の「利得」は減衰である。
利得G1（Ｆ）を得ることが残されている。先に説明し
たように音声了解度はまた音声の平均レベルSM（Ｆ）を
患者の最も快適な音量レベルMCL（Ｆ）に変換すること
によっても先験的な計算でできる程度には最大化でき
る。SM（Ｆ）の周波数スペクトルにわたる平均値のレベ
ルは例えばエイチ・ケー・ダン他によりジャーナル オ
ブ アカスチック ソサイエティー オブ アメリカ，
第11巻,1月号,1940年,278〜288頁に報告された論文「音
声の統計的測定」などによる実験解析の結果から得られ
る。最も快適な音量レベルはUCLより低いのでMCLを与え
る補聴器出力は制限レベルＬ（Ｆ）（dB）よりも低い。
制限がなければ補聴器利得はG1（Ｆ）（dB）＋G2（Ｆ）
（dB）である。
開始直後の補聴器利得はMCL（Ｆ）（dB）から外部マ
イクロホン及び信号調整回路103、MUX105、S/H-IN、及
びADC111を経由する信号路よりなるチャンネルの伝達関
数HE（Ｆ）について補正されたSM（Ｆ）（dB）を差引い
た差に等しくされる。また別の補正を伝達関数HR（Ｆ）
×SC（Ｆ）で定義される出力チャンネル路について行な
ってもよい。利得G2（Ｆ）は方程式（８）より計算され
るので利得G1（Ｆ）は以下の式より求められる： G1（Ｆ）（dB）＝MCL（dB）−SM（Ｆ）（dB）−SC
（Ｆ）（dB）−HR（Ｆ）（dB）−HE（Ｆ）（dB）−G2
（Ｆ）（dB） （９） 補聴器12のデジタル波器は電圧増幅度又は減衰度で
表わした利得値を使用するようにプログラムされてい
る。従って利得値はデシベルから電圧利得に以下の方程
式により変換される： G1（Ｆ）＝10〔G1(F)(dB)/20〕 （10A） G2（Ｆ）＝10〔G2(F)(dB)/20〕 （10B） 伝達関数HE（Ｆ）,HR（Ｆ），及びHP（Ｆ）もまた電
圧増幅度で表わされておりdBから電圧利得に以下の式に
より変換される。
HE（Ｆ）＝10〔HE(F)(dB)/20〕 （11A） HR（Ｆ）＝10〔HR(F)(dB)/20〕 （11B） SC（Ｆ）＝10〔SC(F)(dB)/20〕 （11C） HP（Ｆ）＝10〔HP(F)(dB)/20〕 （11D） ステップ283では「明りょう度指数」（AI）と称され
る標準量が計算され、適合された補聴器の適合の程度が
予測される。明りょう度指数はANSI標準S3.5-1969の
「明りょう度指数計算のための米国内標準方法」で規定
されている。上記標準に従った計算がホストコンピュー
タ14にプログラムされており、ステップ283で患者を検
査することにより得られた可聴範囲情報を使用しながら
実行される。
第７図のステップ285でホストコンピュータ14は患者
の可聴範囲測定に伴う表示機能及び記録保存を行ないま
た補聴器12の波パラメータを自動的に計算する。適合
された音声スペクトルに関する可聴範囲のグラフ（第９
図に相当）が端末16に表示され、操作者の選択により印
字機−プロッタ30によりハードコピーにされる。表示又
は印字はさらにHR（Ｆ）×SC（Ｆ）、外界音がない場合
の補聴器雑音出力、また明りょう度指数AIなど患者に適
合された補聴器のパラメータをもリストする。AI,制限
関数Ｌ（Ｆ），及び利得G1（Ｆ）及びG2（Ｆ）は第５図
の患者面接で入力されたデータと共に患者テータベース
に記憶され、しかる後リターン287に到達する。
第10図はホストコンピュータ14の音声了解度検査動作
を示すフローチャートである。291で開始された後、検
査語リストの認識番号IDがステップ293で端末16から入
力される。ステップ295で患者による複数の選択語の認
識応答のためのグラフィックがIRU46へ出力される。ス
テップ297でホストコンピュータ14はATS36にリスト上の
次の語を補聴器12を着用している患者に聞かせるために
提供する。ホストコンピュータ14はステップ299で補聴
器からREPORT3ルーチンによりリポートされた値を読取
る。このデータ値は通常1.0である一定のCAを含み、こ
のCAの変化が耳インピーダンスの変化を表わす。FIRS
（Ｆ）と称される一組のデータはデジタル波器の４つ
の周波数範囲の各々についてのDSP113の平方和出力であ
る。LIMCNT（Ｆ）と称される別のデータ値の組が音声波
形が何回デジタル波器の制限関数Ｌ（Ｆ）を超えたか
を示す。
ステップ301でLIMCNT（Ｆ）値が各音声サンプルが実
際に再生される際発生されるのが認識される。従ってLI
MCNT（Ｆ）値は加算され、あるいは全ての音声サンプル
にわたって処理され、その結果各サンプルについての制
限の程度を示す全体値が導かれる。このようにして補聴
器の特定の語あるいは他の音についての性能が求めら
れ、これにより以下の微調整が容易になる。
ステップ303でIRU46に示される患者の多岐選択質問へ
の応答がIRUより得られる。ステップ299で補聴器から得
られたデータとステップ303でIRUから得られたデータと
はステップ305で操作者のために端末16上に表示され
る。より多くの音声サンプルを再生するのが望ましい場
合ステップ307からステップ295へ戻る分岐がなされ、検
査が継続される。検査が完了すると動作はステップ309
へ進み、患者が正しく識別した語の割合が計算される。
ステップ311で操作者は補聴器について計算された明
りょう度指数とリストIDとを比較し、またAIから予測さ
れる正答率と実際の正答率とを比較する。ステップ313
ではステップ311で表示された値は検査質問事項の各々
に対する患者の反応の完全な記録と共に患者のデータベ
ースに記憶され、リターン315に到達する。
第11図の有利な動作を示す別の組においては端末16か
ら操作者は補聴器12にプログラムされた波パラメータ
を調整でき、また調整済波パラメータをダウンロード
するか否かを決断する前に補聴器の予測される性能を計
算することができる。動作は開始321で始まりステップ3
23に進んで操作者が端末16から一又は複数の制限関数Ｌ
（Ｆ）及び利得G1（Ｆ）,G2（Ｆ）を入力する。ステッ
プ325でホストコンピュータは調整済値でプログラムさ
れている場合会話音声スペクトル282（第９図）をどの
ように先に測定されたUCL（Ｆ）,MCL（Ｆ），及びTHR
（Ｆ）曲線で定義される定常可聴範囲に再形成するかを
計算する。明りょう度指数はステップ325で上記の情報
により上記ANSI標準法に従って計算される。次いで情報
表示が端末16に送られ、可聴範囲が再形成された会話音
声スペクトル（補聴器応答曲線）と共に、またこれによ
り生じるAI値と共に示される。Ｌ（Ｆ）,G1（Ｆ）及びG
2（Ｆ）の調整値及び未調整値も全て操作者の参考のた
め出力される。
ステップ329でホストコンピュータ14は端末16を介し
て操作者に指示を求める。これに対し操作者はＡ＄で記
すストリングを入力する。Ａ＄が「イエス」であれば動
作はステップ331からステップ323へ分岐して戻りステッ
プ323から329へ到る動作がくりかえされ、操作者は対話
形処理により値をさらに調整し、補聴器の最終的波パ
ラメータに到達することができる。Ａ＄が「ロード」で
あれば操作者はホストコンピュータ14にステップ333へ
進んで調整済波パラメータを補聴器12にダウンロード
するように指示したことになり、補聴器の動作自体が操
作者により調整されたパラメータに対応するように変化
する。ステップ333の後コンピュータ14はステップ335で
調整済波パラメータを最も新しいAI計算値と共に患者
のデータベースに記憶し、これによりこの補聴器への意
図的な変更が記録される。ステップ331でストリングＡ
＄が「ストップ」である場合は補聴器は変化されず、リ
ターン337に到達する。
このようにホストコンピュータ14は端末16と共に聴力
限界，最適音量レベル，不快音量レベル，及び補聴器動
作特性（例えば可聴範囲における会話音声のマッピング
の際などの）をグラフィック表示し、また操作者との相
互作用により定まりプログラム可能波手段の調整済
波パラメータを形成する第３組の信号（例えば調整済
波器のダウンロードなど）を発生する。
DSP113はホストコンピュータ14から供給されるプログ
ラムを全て実行する。第12図はDSP113ダウンロードモニ
タである。「モニタ」なる語はコンピュータではコンピ
ュータの他の動作を管理する一連の動作シーケンスを意
味する。第13図はモニタがROM117に記憶されており、ダ
ウンロードされたプログラムがRAM115内にアドレスADRO
から始まって典型的にはデータ又は係数空間が続き、さ
らにアドレスADR1に最初の実行可能内容が続き、さらに
DSPプログラムスペースと記す残りのプログラム領域が
続く状態で記憶されている様子を示す。
第12図のモニタはスタート351で始まる割込ルーチン
としてプログラムされており、第４図の割込ラインINT
が動作されると他のプログラムが実行中でも無関係に動
作を始める。インデクスＰはステップ353では始めはゼ
ロである。モニタはホストコンピョータ14からステップ
355で直列インターフェース151を介して管理情報を得
る。管理情報はADROとして使用するアドレスの数値であ
り、またダウンロードするバイト数NRである。
ステップ357でDSP113はプログラムバイトを入力し、
ステップ359でそのバイトをADRO値とインデクス値Ｐと
の和に等しい値を有するRAMアドレスに記憶する。Ｐは
最初はゼロであるので最初のプログラムバイトはアドレ
スADROに記憶される。ステップ361でインデクスＰが１
増やされる。Ｐがバイト数NRに等しくなるまでステップ
357へ戻ってステップ357から361をくりかえし実行する
ための分岐がステップ363でなされ、その際ホストコン
ピュータ14から供給された全プログラムがロードされ
る。ＰがNRと等しくなるとステップ365へ進み、DSP113
はADROへジャンプしてアドレスADROの内容から始まる全
ダウンロードプログラムの実行を開始する。
第12図のモニタは複雑でなく短いので製造者がROM117
をプログラムする費用は安くなる。前記モニタは多様性
を有し、長いプログラムをRAMにロードした後係数空間
などの部分を書きかえ、上記長いプログラムのパラメー
タを変化させるのに使用できる。開始アドレスADROは異
なった再定義可能アドレスADR1への「ジャンプ」命令を
保持することができ、ソフトウェアの多様性がさらに増
える。アドレスADROはホストコンピュータで定義され、
また再定義できるので先にロードしたプログラムを再ロ
ードすることなく別のADRO値から始まる別のプログラム
を続いてロードすることができる。従って補聴器12の改
良がホストコンピュータ14に供給された新たに編集され
たソフトウェアを再プログラムをすることで達成され、
これにより患者の新しい補聴器に対する出費の負担がな
くなる。
第14図は第12図のDSP113モニタにより第６図のホスト
コンピュータステップ231に対応してRAM115にダウンロ
ードされる刺激発生ルーチンを示す。刺激発生器は補聴
器のレシーバを刺激発生器をダウンロードする信号によ
って開始される自己発生モードで駆動する一組のDSP113
の動作より形成される。刺激発生ルーチンは基本的には
DSP113を発振器及びプローブマイクロホン77の出力をリ
ポートバックする装置として動作させる。
動作は開始371で始まる。ステップ373で一組の変数J,
N,及びＣがイラニシャライズされ、Ｊは2,NはO,Cはホス
トコンピュータであらかじめ計算された数2cos（２×π
×ｆ×Δｔ）に等しくなるように設定される。「π」は
3.1416で円周を直径で割算した値である。「ｆ」はホス
トコンピュータ14で選択したヘルツ（Hz）で表わした振
動数である。Δｔは刺激発生器で発生された時間差値で
ある。振幅パラメータＡはホストコンピュータで選択し
た値に設定される。表Ｙは変数Ｊにより指数が付けられ
ている。変数Ｊは３つの値、0,1,2のみをとりうる。入
力Ｙ（０）はゼロにイニシャライズされ、Ｙ（１）はホ
ストコンピュータで計算された値sin（２×π×ｆ×Δ
ｔ）にイニシャライズされる。平方和アキュムレータＭ
はゼロにイニシャライズされる。
以下の第14及び第17図の議論では簡単のためモジュロ
（modulo）記号を使用する。0modulo3は0;1modulo3は1;
2modulo3は2;3modulo3は0,−1modulo3は2;−2modulo3は
1,また−3modulo3は０である。一般にXmoduloBはＸが０
以上でＢ未満であればＸに等しい。ＸがＢ以上ならば2B
−１未満のＸに対してXmoduloBはＸ−Ｂである。Ｘがゼ
ロより小である場合XmoduloBは−Ｂ−１より大なるＸに
ついてＸ＋Ｂになる。モジュロ記号はコンピュータ中の
Ｂメモリロケーションのみがメモリロケーション中を無
限に進行する処理で必要であることを示すのに有用であ
る。
第14図ステップ375では正弦波振幅１（RMS値0.707）
の出力値が最新の表入力値Ｙ（Jmod3）をＣに一つ前の
入力Ｙ（（Ｊ−１）mod3）を乗じたものから入力Ｙ
（（Ｊ−２）mod3）を減じたものとして順次計算するこ
とで発生される。ステップ377で刺激発生器出力は振幅
１の正弦波からスケールアップされ、入力値Ｙ（Jmod
3）に振幅パラメータＡを乗算することで出力値Ｓが得
られる。
ステップ379で第４図のDAC119はDSP113でイネーブル
され、Ｓの値がDSP113からDAC119へデジタル形式で出力
される。DAC119は勿論Ｓ値をアナログ形式に変換する。
次にDSP113は標本及び保持回路133及び135の一方にのみ
をイネーブルにし、アナログ出力がウーハ79及びツィー
タ81の一方にのみ供給される。ステップ379は発生され
る検査音周波数ｆに応じて正しい標本及び保持回路をイ
ネーブルするようにプログラムされている。このような
プログラムは発生せんとする各検査音毎に刺激発生器が
ダウンロードされる際周波数ｆがホストコンピュータ14
により先験的に知られているので容易に作成することが
できる。
ステップ381でインデクスＪは1,modulo3増えて値（Ｊ
＋１）mod3になる。ステップ383でレポートルーチンREP
ORT2が実行され、プローブマイクロホン77で得た情報の
平方和がホストコンピュータ14へ返送される。DSP113の
速さいかんでステップ385に所定の待機時間がプログラ
ムされ、その結果動作がステップ375に戻ってステップ3
75〜383が再び実行される際発生音の周波数が所定の周
波数ｆになる。刺激発生器はリターンあるいはエンドを
有さないエンドレスループであるが、その動作はキャラ
クタを送信してDSP113に割込み、異なった周波数ｆ、振
幅Ａ及び記号SH1、あるいはSH2を有する刺激発生ルーチ
ンをロードするホストコンピュータ14により簡単に割込
みをされ、モニタが元に戻される。
ここでしばらく戻って第15図のREPORT1ルーチンを説
明する。REPORT1はホストコンピュータ14からDSP113へ
第６図ステップ227でダウンロードされる。その目的は
補聴器較正データにあり、また製造時に補聴器メモリに
あらかじめ記憶される伝達関数HE（Ｆ）,HR（Ｆ），及
びHP（Ｆ）を得ることにある。モニタは第12図ステップ
365にREPORT1のダウンローディングの後到達すると開始
391へジャンプする。REPORT1はステップ393の直列イン
ターフェース151をアドレス又はイネーブルするステッ
プへ進む。次にステップ395で各Ｆ値についてのHE
（Ｆ）,HP（Ｆ）及びHR（Ｆ）の値が所定のメモリロケ
ーションからフェッチされ、直列インターフェース151
を介して伝送され、しかる後エンド397に到る。このよ
うにホストコンピュータ14はREPORT1を供給する手段で
あると同時に補聴器メモリから較正データを取出し、そ
の較正データ及び引続き得られるプローブマイクロホン
出力パラメータを用いて第２組のデジタル信号（例えば
デジタル波プログラム）を決定し供給する手段でもあ
る。
第16図のREPORT2と称するルーチンはサブルーチンと
して第14図の刺激発生器あるいは以下第17図に関連して
説明するデジタル波器中に組込まれる。例えば刺激発
生器でステップ381が終了すると、動作は第16図REPORT2
の開始401へ進む。REPORT2のステップ403で第４図の制
御ラッチ127がアドレスないしイネーブルされる。ステ
ップ405でDSP113のポートP1から制御ラッチ127へ一連の
バイトが供給され、順次MUX105のプローブマイクロホン
ライン101を選択し、S/H-IN109をイネーブルし、さらに
ADC111をイネーブルし、最後にプローブマイクロホンか
らの調整された瞬時電圧のデジタル表現S1を感知する。
ステップ407でS1値は二乗されアキュムレータ変数Ｍ
に加算される。ステップ373のインデクスＮは１増やさ
れる。ステップ409でＮをチェックしてNMに達したか否
かが判断される。否であればリターン411に進みホスト
コンピュータ14との交信はまだ生じない。しかしREPORT
2がNM回くりかえした後ステップ409からステップ413へ
の分岐が生じ、ステップ413では直列インターフェース1
51がアドレスされて値Ｍがホストコンピュータ14へ出力
される。
Ｍは平方和であり二乗平均値平方根ではないことに注
意が必要である。しかしステップ409でのＮ＝NMテスト
は既知であり、また比較的時間のかかるNMで割る演算及
び結果の平方根をとって実際の二乗平均値平方根を求め
る動作はDSP113ほどコンピュータ負荷が重要にならない
ホストコンピュータ14で行なえるので（ステップ237及
び275）、このことは問題にならない。このようにＭに
対応する信号はそれに比例する平均音圧パラメータ（例
えばSPLの平方根）を表わす。Ｍの値がリポートされた
後インデクスＮ及びアキュムレータ変数Ｍはステップ41
5でゼロにリセットされる。
NMは400に設定されるあらかじめ記憶される値である
が、他の任意の適当な値を選んでもよいことに注意が必
要である。その際平方和はホストコンピュータ14が音圧
レベルSPLを正確に計算するのに使用するプローブチャ
ンネルのRMS値を求めるないし導出することができる適
当な効果的な方法でアキュムレートされるように配慮さ
れる。そこで、全サイクルにつき加算するのでなく一部
のサイクルのみについて加算する結果生じる誤差の発生
をレポートルーチン及びホストコンピュータ14をプログ
ラムする際避けなければならない。
このように、第４図の回路は第16図に説明した動作を
行なう際第２の（プローブ）マイクロホンに接続されて
外部で使用する、音の音圧パラメータの不偏分散を表わ
す信号（例えばＭ）を出力する手段を構成する。
DSP113のデジタル波ルーチンのフローチャートを第
17図に示す。第12図のモニタがホストコンピュータのス
テップ263,281,あるいは333に対応してデジタル波器
をロードし、またステップ363が終了すると開始421で動
作が始まりイニシャライズステップ423に進む。インデ
クスＮ及びN1はゼロに設定され、アキュムレータ変数Ｍ
及びM1もゼロに設定され、インデクスＩは31に設定さ
れ、定数CA（第18図の動作で計算される）は１に設定さ
れる。32要素よりなる表S2（Ｉ）は全要素がゼロに設定
され；周波数範囲Ｆでインデクスされる三つの４要素出
力表FIR（Ｆ）,FIRS（Ｆ）及びLIMCNT（Ｆ）の全要素も
ゼロに設定される。４行32列の表LIM（I,F）はゼロにイ
ニシャライズされる。DAC119はゼロにイニシャライズさ
れ、レシーバの過渡応答を防ぐ。
デジタル波器が第７図ステップ263でダウンロード
されるとステップ425でREPORT2（第16図）が実行され
る。それ以外の場合はダウンロードステップ281又は333
の結果REPORT3（第18図）が実行される。ステップ427で
は周波数範囲インデクスＦは１にイニシャライズされ、
利得調整定数CA1が定数CAの平方根の逆数の近似値とし
て導かれる（CA1の理論についてはREPORT3の説明を参
照）。制御ラッチ127はステップ429でイネーブルされ
る。ステップ431は外部マイクロホン75から標本を導入
する動作シーケンスを示す。ポートP1から供給されるバ
イトが外部マイクロホンのためにMUX105をイネーブル
し、次いでS/H-IN109,さらにADC111をイネーブルし、最
後にデジタル値を感知する。デジタル値は拡大方程式を
適用あるいは表をルックアップすることで拡大されて信
号調整回路103で加えられた圧縮が打消される。さらに
拡大値が表S2のロケーションＩに格納される。
デジタル波器の第１の利得ステップ433は次式で表
わされる有限インパルス応答ルーチンに従って実行され
る。
ステップ433の方程式（12）は線形結合が32のあらかじ
め記憶された係数CJ（Ｆ）と表S2中で最新の入力Ｉから
逆向きにmodulo32に作用する32個のS2表入力値との組合
わせにより形成されることを意味する。この線形結合は
またコンボルージョンと称し、SUMで記したがさらに電
圧利得G1（Ｆ）を乗ぜられて第１の出力FIR1を生じる。
これは制限が必要であけば直ちに制限を加えることがで
きる。FIR1は計算の後直ちに使用されるのでコンピュー
タ中ではただの１ワードにしかならない。
ステップ435で制限が加えられ、表LIM（I,F）は更新
されてFIR1が正である場合はインデクスＩ及び周波数Ｆ
においてFIR1又はＬ（Ｆ）のより小さい方に等しくなる
ような入力を有するようにおかれる。またFIR1が負の場
合LIM（I,F）はFIR1又はＬ（Ｆ）を負にした値のうちよ
り大きい方に等しいとおかれる。そこで制限が生じる場
合ステップ435は供給される波形の正及び負ピークの両
方を「クリップ」する。Ｌ（Ｆ）は例えばDSP113のワー
ドの最大値（16ビットコンピュータでは＋7FFF）あるい
は他の選択された二進値でよい。
ステップ437で制限が生じているか否かがFIR1とＬ
（Ｆ）とを比較することで判断される。FIR1が大きけれ
ば周波数Ｆについての制限カウンタ表要素LIMCNT（Ｆ）
はステップ439で１増やされる。それ以外の場合はステ
ップ441にそのまま進む。
ステップ441で制限後の波が実行される。このステ
ップはステップ433と係数CJ（Ｆ）が同一である点で同
様であるがステップ435の出力が次式によって波され
る。
ここでG2（Ｆ）は周波数範囲Ｆにおける制限後利得で
あり、LIMはステップ435の出力を保持する４×32要素の
表である。
DSP113はステップ433,435及び441を実行する際前記第
２組の外部より供給される信号（例えば波器をダウン
ロードする信号など）により定められる波パラメータ
を用いて補聴器の最大パワー出力を周波数の関数として
決定するプログラム可能デジタル波手段を構成する。
DSP113はステップ437及び439を実行する際補聴器性能を
調整するため外部で使用される信号をも発生・供給す
る。その際この信号は所定時間内に生じる前記の決定さ
れた補聴器最大出力が発生する回数を周波数の関数とし
て表わす。LIMCNT（Ｆ）にアキュムレートされた値はNM
ループ毎にリポートされるので（第18図参照）所定の期
間が存在する。
４要素よりなる表FIR2（Ｆ）は式（13）の計算により
更新される要素を名周波数範囲Ｆについて有する。表FI
R2（Ｆ）は記憶領域であり、このため全周波数範囲が処
理された後FIR2（Ｆ）表中の値はほとんど同時に使用す
ることができるようになっている。
次にステップ445で表FIR（Ｆ）は各周波数範囲Ｆ毎に
FIR2（Ｆ）の平方和を以下説明する自己調整機能での使
用に関連してアキュムレートする。
ステップ447における判定により全ての周波数範囲が
最新の標本S2（Ｉ）を用いて波されたか否かが判断さ
れる。Ｆが４より小であればステップ448へ分岐してＦ
が増やされ、次のより高い周波数範囲について波−制
限−波デジタル波がなされる。Ｆが４に達するとス
テップ449でウーハ及びツィータをそれぞれ駆動する出
力値を形成する動作の部分が開始される。
デジタル波特性（帯域内脈流及び帯域外除波）を決
定するため、いずれか一の周波数範囲Ｆで実行される２
つのステップ433及び441は２つの対応するアナログ波
器に対応したデジタル形式の波器になっていると見る
ことができる。２つの対応するアナログ波器は別個に
なっているが構成上は各々４つのアナログ波器部分を
有する同一のアナログ波器になる。
４つのアナログ波器部分の各々は３つの特性指定デ
ータ，すなわち同調周波数，クオリティーファクターQ,
及び利得A0により規定され、これらを表IIの項目欄に示
す。この好ましい実施例では４つの周波数帯域ないし範
囲Ｆ＝1,2,3,4があるため、第II表は４つの周波数帯域
の４つのアナログ波器部分の各々（合計16のアナログ
波部分）の３つの特性指定データを示している。
第II表はデェンファシスなしの波を示していること
に注意せねばならない。デジタルデェンファシスが望ま
しい場合はデェンファシスを加えるため第II表の利得A0
を変化させなければならない。それ以外の場合はプリエ
ンファシスが信号調整回路103で加えられた場合対応す
るデェンファシスは第４図のAAF133及び135により与え
られる。
係数CJ（Ｆ）はホストコンピュータ14により各周波数
範囲Ｆ毎にあらかじめ計算され記憶されていて第II表に
示したと同じ特性動作がデジタル形式で実行される。各
周波数範囲Ｆ＝1,2,3,4について32の係数C0,C1，…，C
31が存在する。従って第17図の好ましい例では合計128
個（32×４）のあらかじめ記憶される係数CJ（Ｆ）が存
在する。ステップ433で使用する係数は本実施例ではス
テップ441で使用する係数と同一である。これらの係数
をあらかじめ計算する過程は公知であり、例えばジェー
・エイチ・マクレラン他による論文「最適FIR線形位相
デジタル波器設計のためのコンピュータプログラ
ム」，IEEE トランザクションズ オン オーディオ
アンド エレクトロアカスチックス 第AU-21巻，第６
号,12月,1973年,506-526頁に開示されている。
ステップ449で、ウーハチャンネル用DSP113出力FIRA
が利得調整定数CA1とＦ＝１及び２に対応する２つの低
周波数範囲のデジタル波器出力FIR2（１）及びFIR2
（２）の和との積として形成される。ステップ451でウ
ーハにはDAC119をイネーブルし、DSP113からFIRAをDAC1
19へ出力し、さらにS/H1をイネーブルしてFIRAをウーハ
を駆動するアナログ形式のFIRAに変換することにより最
新の出力値FIRAが供給される。ステップ453及び455はス
テップ449及び451と同様なステップである。ステップ45
3ではツィータチャンネル用DSP113出力FIRBが利得調整
定数CA1とＦ＝２及び３に対応する２つの高周波数範囲
のデジタル波器出力FIR2（３）及びFIR2（４）の和と
の積として形成される。ステップ455でツィータにはDAC
119をイネーブルし、DSP113からDAC119へFIRBを出力
し、さらにS/H2をイネーブルしてFIRBをツィータを駆動
するアナログ形式のFIRBに変換することにより最新の出
力値FIRBが供給される。
ステップ457でインデクスＩは1,modulo32増やされ、
ステップ425に到達する。リポートルーチンが実行され
た後外部マイクロホンからの次の標本S2（Ｉ）がデジタ
ル波される。次いでウーハとツィータが駆動され、こ
れがエンドレスループでくりかえされる。これはDSP113
の割込みによってのみ終了される。このエンドレスルー
プによる補聴器12の連続動作により患者の聴力が補助さ
れる。
第17図の動作に関連して可能な限りDSP113の処理負担
を軽減できるデジタル信号処理技術を使用すると有利で
ある。例えば波−制限−波チャンネルの前後にデシ
メーション及び内挿〔クロシール，アール・イー・及び
ラビナー，エル・アール・による「デシメーション，内
挿，及び低域波のための最適なFIRデジタル波構
成」,IEEE,トランザクションズ オン アカスチックス
ピーチ アンド シグナル プロセッシング，第ASSP-2
3巻,444-456頁,1975年10月〕技術を採用し、波−制限
−波計算で必要な計算の際の標本化速度を減少するこ
とが考えられる。
上記の好ましい実施例に関連して、第17図のステップ
431は6kHzの帯域幅を有し、その後に標本化速度を50kHz
から12.5kHzへ下げる4:1デシメーション（４標本中３標
本を捨てる）が続く低域波器を含む。そこで波−制
限−波計算は12.5kHzに減少した速度で実行される。
第17図のステップ449及び453には標本がDAC119へ出力
される前に標本化速度を12.5kHzから50kHzへ増加させる
1:4の内挿過程（各標本間に３つのゼロを挿入する）が
含まれ、その後にウーハ出力用の1.5kHzのカットオフ周
波数を有する低域デジタル波器とツィータ用の下限及
び上限カットオフ周波数1.5kHz及び6kHzを有するデジタ
ル帯域波器が続く。
第18図のリポートルーチンREPORT3はREPORT2（第16
図）と同様であるが、REPORT3はさらに利得自己調整機
能に備えて定数CAをさらに計算する点が異る。従ってス
テップ461,463,465,467,469及びリターン477は性質と目
的がREPORT2のステップ401,403,405,407,409及びリター
ン411と同じであり、従って簡単のため説明は省略す
る。REPORT3ではしかしＮがNMに達するとステップ473へ
到る分岐がなされる。ステップ473では直列インターフ
ェース151がイネーブルされる。DSP113はアキュムレー
タ変数Ｍの値、平方和波器出力表FIRS（Ｆ），定数C
A,及び制限カウンタ表LIMCNT（Ｆ）をホストコンピュー
タ14へ送る（第10図のステップ299で使われる）。
ステップ475はインデクスＮをゼロに、またLIMCNT
（Ｆ）を全てのＦについてゼロにイニシャライズする。
しかし利得自己調整のためインデクスN1は１増やされ、
また他のアキュムレータ変数M1もＭ増やされる。次いで
ステップ477で第１のアキュムレータ変数Ｍはゼロにリ
セットされる。ステップ479でN1が500あるいは他の適当
な値に設定されたあらかじめ記憶された値NM1に達しな
かった場合リターン471へ至る分岐がなされる。
N1がNM1に達する際約16秒かかるが（典型的には80ミ
リ秒間×400×500），その際ステップ481に進む分岐が
なされ、利得の自己調整計算が開始される。耳インピー
ダンスは耳道体積及び他の因子の関数である。耳インピ
ーダンスが第６図の較正過程を実行した際同一のままで
あるならば定数値CAは１である。ステップ481はプロー
ブチャンネルからの典型的には200,000個（NM×NM1）の
標本S1が平方和されて量M1が求められた後実行される。
量M1は０〜6kHzのスペクトルを有する単一の波形ある
いはそれぞれ各々のデジタル波周波数範囲をカバーす
るスペクトルを有する４つの波形より導かれると見るこ
とができる。これら４つの波形は互いに独立なので単一
の０〜6kHzの波形の平方和M1はそれらが分離していた場
合の４つの波形各々の平方和の合計の等しくなる。この
関係は数学的には式 で表わされる。
M1はプローブチャンネルにおいてDSP113へ出力される
200,000個のADCの111の出力標本の平方和である。FIR
（Ｆ）はステップ445でDSP113により計算される４つの
周波数範囲の波形の200,000個の値の平方和である。HR
（Ｆ）,SC（Ｆ），及びHP（Ｆ）はそれぞれ出力チャン
ネル，実際の耳インピーダンスを補正するスケーリング
定数、及びプローブチャンネルの伝達関数である。これ
らは４つの周波数範囲の波形をADC111の出力に変換す
る。方程式（14）の右辺は従って患者の耳インピーダン
スが変化しなかった場合のM1の予測値である。
耳インピーダンスが変化する場合は方程式（14）左辺
の実際に測定されたM1は右辺の和とは等しくならない。
これは耳の状態が変化したためスケーリング関数SC
（Ｆ）がもはや耳を正しく表わしていないからである。
そこでステップ481に示したように定数CAが方程式（1
4）の右辺のM1に対する比の関数として計算される。
CAは定数、すなわち周波数に対して独立な量として計
算されていて、周波数範囲Ｆの関数ではないことに注意
が必要である。これはこの計算が耳インピーダンスが変
化した場合補正が全周波数範囲で同じになること、ある
いはかかる補正は最適の適合から無視できるほどのずれ
しか生じないことを仮定としているためである。さらに
周波数に独立な単一の定数CAの計算ではコンピュータの
負担も少なくて済むので有利である。補正を周波数の関
数として行なうことも勿論可能であり、かかる精密化は
本発明範囲に属する。
ステップ481はCAを0.5ないし2.0の先に定められてい
る範囲（±6dB範囲）に制限することで終了する。これ
は耳インピーダンスの変化以外の原因によってのみ生じ
得る予測外のCA値が計算される場合に備えての予防装置
である。従って前記範囲内のCAが計算された場合この値
はステップ487によっては変化されない。CAが下限値、
例えば0.5より小であればCAは下限値に等しく設定され
る。CAが上限値、例えば2.0より大であればCAは上限値
に等しく設定される。
第17図のフローチャートにおいて、ステップ427,449
及び453で第18図のステップ481により得られるCAの値が
制限利得G2（Ｆ）をそれにCAを乗じることで調整するの
に使用され、その際CAは次式で表わされる。
ここでCAは0.5から2.0の範囲に制限され、CAの感度が括
弧内の差に等しくなるような制御をするように選択され
る。上記CAの計算の根拠は方程式（７），（８），
（９）に基いている。定数CAは実質的には各周波数範囲
で一定の、SC（Ｆ）に対する補正因子である。そこでCA
は予測平均平方値と実測平均平方値との差の直線近似に
よって定まる乗数である。方程式（15）は方程式（14）
の右辺の測定値M1に対する比の平方根の近似値である。
方程式（８）はUCL（Ｆ）を補聴器の所定最大パワー
出力が超過しないための基準を設定する。従って利得G2
にはCAが１からはずれる際ステップ449及び453で示すよ
うに因子CAが乗じられる。方程式（９）は音声平均値SM
を患者のMCL（Ｆ）に変換する関係式を示す。方程式
（９）をみるとこれはCAが１からずれても第17図に示す
ようにCAを因子として乗ずることで満足されることがわ
かる。
そこで駆動手段である電子モジュール61は第２の（プ
ローブ）マイクロホンに応答して波モードにおいて駆
動手段の動作を自己調整する。ステップ481でのCAを求
める動作は第２のマイクロホンの出力と波モードにお
けるレシーバへの駆動手段により生じる駆動の程度とを
比較する。比較の結果如何でCAの乗算により少なくとも
一の波パラメータ（例えばG2（Ｆ））の自己調整が生
じる。
第18図ステップ483でアキュムレートされた平方和FIR
（Ｆ）情報がFIRS（Ｆ）と称する記憶表に記憶される。
この結果FIR（Ｆ）がステップ485で再イニシャライズで
き、またFIRS（Ｆ）に記憶された情報がステップ473でF
IRS（Ｆ）が次にステップ483で更新されるまでホストコ
ンピュータ14にくりかえし（典型的には500回）送られ
る。
ステップ485でインデクスN1,第２のアキュムレータ変
数M1,及びデジタル波器平方和アキュムレータFIR
（Ｆ）のゼロへのイニシャライズがなされ、しかる後リ
ターン471に到達する。
上記の説明より本発明の目的が達成され、また他の有
利な結果が得られたことが理解されよう。
上記構成は本発明の範囲内で様々の変更が可能であ
り、従って上記説明中あるいは図面に示された要件は例
示のためのものであり、本発明を限定するものではな
い。
フロントページの続き (72)発明者 ポペルカ，ジエラルド アール アメリカ合衆国 ミズーリ 63110，セン トルイス，サウス ユウクリツド アベニ ユー 818番地

Claims (9)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】耳道と連通すべく適合された本体（65）
    と、使用者の外界音により電気出力を発生する該本体内
    の外部マイクロホン（75）と、使用者の耳内に音を放射
    する該本体内の電気駆動レシーバ（79）と、聴力検査及
    びデジタル波を実行する外部マイクロホン（75）及び
    レシーバ（79）に接続され、レシーバ（79）を駆動する
    手段（113）を含むデジタル計算手段（61）を有する補
    聴器（12）であって、該デジタル計算手段（61）は第１
    組及び第２組の外部供給信号を含む外部プログラム信号
    源（14）に接続され、該駆動する手段（113）は外部か
    ら供給される第１組の信号によって作動されて自己発生
    モード（371）で該レシーバを駆動し、レシーバ（79）
    に第１組の外部供給信号によって制御される少なくとも
    一つのパラメータ（Ａ）を有する音を放射させ、また該
    駆動する手段（113）は第２組の外部供給信号により決
    定される波パラメータ（CJ（Ｆ））に従って波され
    る外部マイクロホン（75）の出力を用いて、外部から供
    給される第２組の信号によって作動されて、レシーバ
    （79）を波モード（421）で駆動し、プローブマイク
    ロホン（77）は、本体（65）内にあって耳道内に存在す
    る音を感知し、 該デジタル計算手段は更に該プローブマイクロホン（7
    7）に接続され、 プログラミング信号で表わされる全プログラムをロード
    及び実行する手段よりなり、これにより該プローブマイ
    クロホン（77）、外部マイクロホン（75）及びレシーバ
    （79）を聴力検査及びデジタル波に使用することを特
    徴とする補聴器（12）。
  2. 【請求項２】該デジタル計算手段（61）は外部マイクロ
    ホン（75）及び該プローブマイクロホン（77）に接続さ
    れて、該外部マイクロホン（75）及び該プローブマイク
    ロホン（77）の双方に応じてレシーバ（79）を駆動し、
    また補聴器（12）性能を調整するために外部で使用され
    る、プローブマイクロホン（77）で感知された音に関す
    る少なくとも一つのパラメータを表わすデジタル信号
    （Ｍ）を発生する手段（113,151）を含むことを特徴と
    する請求項１記載の補聴器（12）。
  3. 【請求項３】該駆動及び発生手段（113,151）は、外部
    マイクロホン（75）出力を補聴器（12）最大出力を規定
    する波パラメータ（CJ（Ｆ））,L（Ｆ））に従って周
    波数（Ｆ）の関数として波しまた補聴器（12）性能を
    調整するのに外部で使用する第２のデジタル信号（LIMC
    NT（Ｆ））を発生する手段（113）よりなり、該第２の
    デジタル信号（LIMCNT（Ｆ））は該規定された補聴器最
    大出力が所定期間内に生ずる回数を周波数の関数として
    表わすことを特徴とする請求項２記載の補聴器（12）。
  4. 【請求項４】該デジタル計算手段（61）は外部マイクロ
    ホン（75）に接続されて、外部マイクロホン（75）の出
    力を一組の内部パラメータ（CJ（Ｆ）,L（Ｆ）,CA）に
    従って波し、次いで制限し、さらに波し、また少な
    くとも一の内部パラメータ（CA）をプローブマイクロホ
    ン（77）の出力（S1）の関数として自己調整してレシー
    バ（79）の駆動を行なう手段（113）を含むことを特徴
    とする請求項１記載の補聴器（12）。
  5. 【請求項５】耳道と連通すべく適合された本体（65）
    と、使用者の外界音により電気出力を発生する該本体内
    の外部マイクロホン（75）と、使用者の耳内に音を放射
    する該本体内の電気駆動レシーバ（79）と、聴力検査及
    びデジタル波を実行する外部マイクロホン（75）及び
    レシーバ（79）に接続され、レシーバ（79）を駆動する
    手段（113）を含むデジタル計算手段（61）を有する補
    聴器（12）であって、該デジタル計算手段（61）は第１
    組及び第２組の外部供給信号を含む外部プログラム信号
    源（14）に接続され、該駆動する手段（113）は外部か
    ら供給される第１組の信号によって作動されて自己発生
    モード（371）で該レシーバを駆動し、レシーバ（79）
    に第１組の外部供給信号によって制御される少なくとも
    一つのパラメータ（Ａ）を有する音を放射させ、また該
    駆動する手段（113）は第２組の外部供給信号により決
    定される波パラメータ（CJ（Ｆ））に従って波され
    る外部マイクロホン（75）の出力を用いて、外部から供
    給される第２組の信号によって作動されて、レシーバ
    （79）を波モード（421）で駆動し、プローブマイク
    ロホン（77）は、本体（65）内にあって耳道内に存在す
    る音を感知し、 該デジタル計算手段は更に該プローブマイクロホン（7
    7）に接続され、 プログラミング信号で表わされる全プログラムをロード
    及び実行する手段よりなり、これにより該プローブマイ
    クロホン（77）、外部マイクロホン（75）及びレシーバ
    （79）を聴力検査及びデジタル波に使用することを特
    徴とする補聴器（12）を用いて患者の聴力欠陥を補償す
    る装置（10）であって：レシーバ（79）からの音に対す
    る患者の反応を感知する、補聴器（12）と別な対話形応
    答ユニット（46）と；補聴器（12）及び対話形応答ユニ
    ット（46）に接続され、第１組の信号を選択的に発生
    （371乃至385）して補聴器（12）中のデジタル計算手段
    （61）を動作させ、レシーバ（79）に第１組の信号で制
    御される少なくとも一のパラメータ（Ａ）を有する音を
    放射させ、また次いで該対話形応答ユニット（46）に応
    じて少なくとも一の制御されたパラメータ（Ａ）と少な
    くとも一の制御されたパラメータ（Ａ）を有する音に対
    する患者の応答とにより定められる第２組の信号を発生
    （421乃至457）してこれによりデジタル計算手段（61）
    中に波パラメータ（CJ（Ｆ））を形成し、さらに外部
    マイクロホン（75）出力を波し、さらにレシーバ（7
    9）を前記波出力で駆動し、これにより患者の聴力欠
    陥を改善する、補聴器（12）とは別な電気回路（14）と
    よりなることを特徴とする装置（10）。
  6. 【請求項６】該装置はデータタンク（32）を含み、該プ
    ログラム可能波手段（61）は該レシーバ（79）を選択
    的に駆動して少なくとも一の聴力検査音を該第１組の信
    号に応答して耳内に放射し、また該データリンク（32）
    に該プローブマイクロホン（77）の出力のパラメータ
    （Ｍ）を表わす第３組の信号を供給し、さらに次いで該
    外部マイクロホン（75）の出力を次いで供給される第２
    組の信号に応じて波して該レシーバ（79）を患者の聴
    力欠陥を改善するように適合された方法で該レシーバ
    （79）を駆動することを特徴とする請求項５記載の装置
    （10）。
  7. 【請求項７】耳道と連通すべく適合された本体（65）
    と、使用者の外界音により電気出力を発生する該本体内
    の外部マイクロホン（75）と、使用者の耳内に音を放射
    する該本体内の電気駆動レシーバ（79）と、聴力検査及
    びデジタル波を実行する外部マイクロホン（75）及び
    レシーバ（79）に接続され、レシーバ（79）を駆動する
    手段（113）を含むデジタル計算手段（61）を有する補
    聴器（12）であって、該デジタル計算手段（61）は第１
    組及び第２組の外部供給信号を含む外部プログラム信号
    源（14）に接続され、該駆動する手段（113）は外部か
    ら供給される第１組の信号によって作動されて自己発生
    モード（371）で該レシーバを駆動し、レシーバ（79）
    に第１組の外部供給信号によって制御される少なくとも
    一つのパラメータ（Ａ）を有する音を放射させ、また該
    駆動する手段（113）は第２組の外部供給信号により決
    定される波パラメータ（CJ（Ｆ））に従って波され
    る外部マイクロホン（75）の出力を用いて、外部から供
    給される第２組の信号によって作動されて、レシーバ
    （79）を波モード（421）で駆動し、プローブマイク
    ロホン（77）は、本体（65）内にあって耳道内に存在す
    る音を感知し、 該デジタル計算手段は更に該プローブマイクロホン（7
    7）に接続され、 プログラミング信号で表わされる全プログラムをロード
    及び実行する手段よりなり、これにより該プローブマイ
    クロホン（77）、外部マイクロホン（75）及びレシーバ
    （79）を聴力検査及びデジタル波に使用することを特
    徴とする補聴器（12）を用いて患者の聴力欠陥を補償す
    る装置（10）であって：レシーバ（79）からの音に対す
    る患者の反応を感知する、補聴器（12）と別な対話形応
    答ユニット（46）と；補聴器（12）及び対話形応答ユニ
    ット（46）に接続され、第１組の信号を選択的に発生
    （371乃至385）して補聴器（12）中のデジタル計算手段
    （61）を動作させ、レシーバ（79）に第１組の信号で制
    御される少なくとも一のパラメータ（Ａ）を有する音を
    放射させ、また次いで該対話形応答ユニット（46）に応
    じて少なくとも一の制御されたパラメータ（Ａ）と少な
    くとも一の制御されたパラメータ（Ａ）を有する音に対
    する患者の応答とにより定められる第２組の信号を発生
    （421乃至457）してこれによりデジタル計算手段（61）
    中に波パラメータ（CJ（Ｆ））を形成し、さらに外部
    マイクロホン（75）出力を波し、さらにレシーバ（7
    9）を前記波出力で駆動し、これにより患者の聴力欠
    陥を改善する、補聴器（12）とは別な電気回路（14）と
    よりなる患者の聴力欠陥を補償する装置（10）に使用す
    る信号供給装置であって： 補聴器（12）内のデジタルコンピュータ（61）と２方向
    デジタル直列通信を行なうインターフェース手段（34）
    と； 該インターフェース手段（34）からの第１組の信号の伝
    送（371乃至385）を開始して補聴器（12）内のデジタル
    コンピュータ（61）にレシーバ（79）が音を放射するよ
    うに駆動する調整可能パラメータ（Ｍ）を有する駆動信
    号を出力させ、またインターフェース手段（34）を介し
    て、プローブマイクロホン（77）で感知された音によっ
    て、調整可能パラメータ値（Ｍ）を表わすデータを得、
    さらに次いで該インタフェース手段（34）より少なくと
    も部分的には感知された音によって得られるパラメータ
    値（Ｍ）により決定される第２組の信号の伝送（421乃
    至457）を開始して補聴器（12）内のデジタルコンピュ
    ータ（61）に外部マイクロホン（75）出力を波させ、
    またレシーバ（79）を波出力で駆動させ、もって患者
    の聴力の欠陥を改善する手段（14）とよりなることを特
    徴とする信号供給装置。
  8. 【請求項８】さらに開始手段（14）に接続され第２組の
    信号の伝送によって生じる補聴器（12）の波特性を表
    示しまた調整する端末（16）を有することを特徴とする
    請求項７記載の信号供給装置。
  9. 【請求項９】耳道と連通すべく適合された本体（65）
    と、使用者の外界音により電気出力を発生する該本体内
    の外部マイクロホン（75）と、使用者の耳内に音を放射
    する該本体内の電気駆動レシーバ（79）と、聴力検査及
    びデジタル波を実行する外部マイクロホン（75）及び
    レシーバ（79）に接続され、レシーバ（79）を駆動する
    手段（113）を含むデジタル計算手段（61）を有する補
    聴器（12）を用いて患者の聴力欠陥を補償する方法であ
    って、該デジタル計算手段（61）を第１組及び第２組の
    外部供給信号を含む外部プログラム信号源（14）に接続
    するよう適合させ、駆動手段（113）を用いて外部から
    供給される第１組の信号によって作動されて自己発生モ
    ード（371）で該レシーバ（79）を駆動し、レシーバ（7
    9）に第１組の外部供給信号によって制御される少なく
    とも一つのパラメータ（Ａ）を有する音を放射させ、該
    駆動手段（113）を用いて、第２組の外部供給信号によ
    り決定される波パラメータ（CJ（Ｆ））に従って波
    される外部マイクロホン（75）の出力を用いて、外部か
    ら供給される第２組の信号によって作動されて、レシー
    バ（79）を波モード（421）で駆動し、プローブマイ
    クロホン（77）を用いて本体（65）内で耳道内に存在す
    る音を感知し、該デジタル計算手段を該プローブマイク
    ロホン（77）に接続し、プログラミング信号で表わされ
    る全プログラムをデジタル計算手段を用いてロード及び
    実行する手段し、これにより該プローブマイクロホン
    （77）、外部マイクロホン（75）及びレシーバ（79）を
    聴力検査及びデジタル波に使用することよりなること
    を特徴とする方法。
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