助听器增益决定系统、助听器增益决定方法以及计算机程序的制作方法【专利摘要】助听器增益决定系统(100)具备：生物体信号测量部(50)，其测量用户的脑波信号；声音刺激组决定部(70)，其决定包含作为纯音的第1音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率；声压决定部(71)，其决定第1音、第2音、以及第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下，并且声压按照第1音、第2音、以及第3音的顺序减少；输出部(10)，其以由声音刺激组决定部以及声压决定部决定的频率以及声压将第1音、第2音、以及第3音呈现给用户；特征量提取部(55)，其提取与分别呈现了第1音、第2音、以及第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量；和增益决定部(65)，其参照规定的基准，基于由特征量提取部提取出的特征量来决定声音刺激组的频率所对应的助听器增益。【专利说明】助听器增益决定系统、助听器增益决定方法以及计算机程序【
技术领域：
】[0001]本申请涉及助听器调试的技术。更具体来说，涉及在助听器调试中用于决定助听器的声音增益的系统、方法以及程序。【
背景技术：
】[0002]重听是指例如难以听见特定的频率或者频带的声音的状态。难以听见的频率或者频带每个用户各不相同。[0003]助听器将声音进行放大以使得用户能够听到声音。根据用户的听觉特性的差别，每个用户需要的放大量各不相同。在本说明书中，“增益”是指放大声音的量(amountofgain,增益量)。[0004]在利用助听器之前，进行决定每个频率的声音增益的调试。为了进行适当的调试，需要正确地测定用户的听觉特性。[0005]在听觉特性的检查中，首先调查最小可听阈值(hearingthresholdlevel:HTL,听阈级)。接着,调查不舒适级(uncomfortablelevel:UCL,不舒适阈)。HTL以及UCL被用于决定从助听器输出的声音的声压的动态范围。[0006]UCL也可以考虑利用脑波来进行测定。例如非专利文献I已公开了针对咔嗒声(clicksound)的听性脑干反应(auditorybrainstemresponse:ABR)的V波潜伏期与UCL之间存在相关关系。[0007]【在先技术文献】[0008]【非专利文献】[0009]非专利文献1:Thornton,A.R.等，“Theobjectiveestimationofloudnessdiscomfortlevelusingauditorybrainstemevokedresponses，，，ScandinavianAudiology，Vol.16，N0.4，P.219-225，1987年【
发明内容】[0010]【发明要解决的课题】[0011]为了获得助听器的每个频率或者输入音的每个声压的增益，当前提倡若干的调试理论。例如在半增益(halfgain)法中，将各频率的增益设为该频率的HTL的一半。此外，在Berger法中，考虑到会话声音的频带，稍稍增强1000Hz至4000Hz的放大。在P0G0法中，将250Hz和500Hz的增益分别减少10dB、5dB。在NAL-R法中，进行放大使得言语的长时间音响分析频率进入舒适级。[0012]但是，在非专利文献I所公开的构成中，虽然能够进行UCL的推断，但并不能够直接推断助听器的每个频率的增益。此外，在上述的各种调试理论中，虽然能够求得根据听觉特性统一计算出的助听器的增益，但并不能够进行适合每个用户的增益的设定。[0013]本申请的非限定的、例示的某实施方式提供一种根据所测量的脑波来推断用户的听觉特性，并基于推断出的听觉特性，来决定适合该用户的各个频带的助听器增益的系统、方法以及计算机程序。[0014]【解决课题的手段】[0015]作为本发明的一个方式的助听器增益决定系统具备:生物体信号测量部，其测量用户的脑波信号；声音刺激组决定部，其决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率；声压决定部，其决定所述第I音、所述第2音以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下并且按照所述第I音、所述第2音以及所述第3音的顺序减少；输出部，其以由所述声压决定部决定的频率将所述第I音、所述第2音以及所述第3音呈现给所述用户；特征量提取部，其提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量；和助听器增益决定部，其参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取出的特征量来决定所述声音刺激组的频率所对应的助听器增益。[0016]【发明效果】[0017]本发明的一个方式的助听器增益决定系统，能够推断规定的输入声压所对应的每个频率的助听器输出。【专利附图】【附图说明】[0018]图1是对本申请【发明者】们所实施的助听器特性测定实验的结果的示例即90dBSPL输入时的助听器输出进行例示的图。[0019]图2是对在本申请【发明者】们所实施的脑波实验中使用的声音刺激的构成进行例示的图。[0020]图3是表示国际10-20法的电极位置与本申请【发明者】们所实施的脑波实验中的电极位置的图。[0021]图4是对本申请【发明者】们所实施的脑波实验中的事件相关电位的特征数据进行例示的图。[0022]图5是对本申请【发明者】们所实施的脑波测量实验I中的每个频率的算术平均波形与小波系数进行例示的图。[0023]图6是对在助听器特性测定实验中所得到的90dBSPL输入以及80dBSPL输入所对应的助听器输出与根据脑波测量实验I推断出的助听器输出推断结果的偏差进行例示的图。[0024]图7是对在脑波测量实验I的助听器输出推断中，平均误差小的前I%所使用的小波系数的频度进行例示的图。[0025]图8是对实施方式I的助听器增益决定系统的实现方式的构成进行例示的图。[0026]图9是对助听器增益决定系统的利用环境进行例示的图。[0027]图10是对实施方式I的硬件构成进行例示的图。[0028]图11是对助听器增益决定系统的整体处理概要进行例示的流程图。[0029]图12是对实施方式I的构成的变形例进行例示的图。[0030]图13是对本申请【发明者】们所实施的脑波测量实验2中的每个频率的算术平均波形与小波系数进行例示的图。[0031]图14是对在助听器特性测定实验中所得到的90dBSPL输入以及80dBSPL输入所对应的助听器输出与根据脑波测量实验2推断出的助听器输出推断结果的偏差进行例示的图。[0032]图15是对在脑波测量实验2的助听器输出推断中，平均误差小的前1%所使用的小波系数的频度进行例示的图。【具体实施方式】[0033]本发明的第I方式具备:生物体信号测量部，其测量用户的脑波信号；声音刺激组决定部，其决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率；声压决定部，其决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少；输出部，其以由所述声音刺激组决定部以及所述声压决定部决定的频率以及声压，将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户；特征量提取部，其在所述脑波信号中，提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量；和助听器增益决定部，其参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取出的特征量来决定所述声音刺激组的频率所对应的助听器增益。[0034]在本发明的第2方式中，所述增益决定部参照将所述特征量与针对SOdBSPL以上的输入声压所设定的助听器输出的值预先建立了对应的规定的基准，来决定80dBSPL以上的输入声压所对应的助听器输出。[0035]在本发明的第3方式中，所述增益决定部参照将所述特征量与90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器输出的值预先建立了对应的规定的基准，来决定90dBSPL输入时或具有80dBSPL的输入声压所对应的助听器输出。[0036]在本发明的第4方式中，所述规定的阈值是低于一般的UCL值的声压。[0037]在本发明的第5方式中，所述声压决定部决定声压，使得声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序依次下降5dB。[0038]在本发明的第6方式中，所述声压决定部决定声压，使得声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序依次下降15dB。[0039]在本发明的第7方式还具备增益设定部，其基于所述增益决定部的判定结果，来设定90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的每个频率的助听器增益。[0040]在本发明的第8方式中，所述增益决定部将由多个用户测量出的、时间频率的特征量与90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器增益建立了对应的数据作为所述规定的基准进行保持，并参照该规定的基准来决定助听器增益。[0041]在本发明的第9方式中，所述增益决定部按照每个所述声音刺激组的频率来保持所述规定的基准，并使用根据所述声音刺激组的频率而选择的规定的基准。[0042]在本发明的第10方式中，所述特征量提取部算出从所述第I音、所述第2音、以及所述第3音各自的呈现时刻起到经过了300ms的时间点为止的区间中的脑波信号的时间频率信息，将按照规定的频率宽度以及规定的时间宽度进行了平均的值作为特征量。[0043]在本发明的第11方式中，所述规定的频率宽度是通过将2.5Hz以上12.5Hz以下的频率范围分割成9份而规定的频率宽度。[0044]在本发明的第12方式中，所述规定的时间宽度是50ms。[0045]在本发明的第13方式具备:特征量提取部，其在由生物体信号测量部测量出的用户的脑波信号中，提取与分别呈现了由输出部呈现的、具有规定的阈值以下并且按顺序减少的声压的第I音、第2音、以及第3音的时刻后的所述脑波信号的事件相关电位的时间频率相关的特征量；和增益决定部，其参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取出的特征量，来决定助听器增益。[0046]本发明的第14方式具备:测量用户的脑波信号的步骤；决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率的步骤；决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少的步骤；以所决定的所述频率以及声压将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户的步骤；在所述脑波信号中，提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量的步骤；和参照规定的基准，基于所提取出的所述特征量来决定助听器增益的步骤。[0047]本发明的第15方式是由计算机执行的计算机程序，所述计算机程序使所述计算机执行如下步骤:决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率的步骤；决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少的步骤；以所决定的所述频率以及声压将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户的步骤；在呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音时的所述用户的脑波信号中，提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量的步骤；和参照规定的基准，基于所提取的所述特征量来决定助听器增益的步骤。[0048]上述的一般且特定的方式可以使用系统、装置、方法以及计算机程序来实现，或使用系统、装置、方法以及计算机程序的组合来实现。[0049]首先，对本说明书中的用语的定义进行说明。[0050]“事件相关电位(event-relatedpotential:ERP)”是脑波(electroencephalogram:EEG,脑电图)的一种,是与外在的刺激或者内在的事件在时间上相关联而产生的脑的短暂性的电位变动。[0051]“声音刺激”也被称为听觉刺激，是指对用户呈现的声音。[0052]“NI成分”是指以呈现了声音刺激的时刻为起点，在大约IOOms后所出现的事件相关电位的阴性成分。[0053]“P2成分”是指以呈现了声音刺激的时刻为起点，在大约200ms后所出现的事件相关电位的阳性成分。[0054]“潜伏期”是指以呈现了声音刺激的时刻为起点，直到阳性成分或阴性成分的峰值电位出现为止的时间。[0055]“阴性成分”一般是指比OμV小的电位。在存在对电位进行比较的对象的情况下，也将具有更小负值的电位称为阴性成分。[0056]“阳性成分”一般是指比OμV大的电位。在存在对电位进行比较的对象的情况下，也将具有更大正值的电位称为阳性成分。[0057]“输入声压”是指输入到助听器的声音的声压(声压级)。[0058]“助听器增益”是指，对于输入到助听器的每个声音的声压或频率，助听器将声音放大的量。例如相当于输入到助听器的声音的声压(声压级)与从助听器输出的声音的声压(声压级)的差。[0059]“最小可听值(hearingthresholdlevel:HTL)”是指用户能够听见的最小的声音的声压。[0060]“纯音”是指反复周期振动的乐音中，以仅具有单一频率成分的正弦波来表示的声曰?[0061]另外，根据在“事件相关电位(ERP)手册-以P300为中心”(加我君孝等主编、篠原出版新社、1995)的第30页所记载的表1，一般而言，在事件相关电位的波形中，按照每个人不同会产生30ms至50ms的差异(偏差)。因此，在本说明书中，“约Xms”或“Xms附近”这种情况也可以解释为以Xms为中心在其前后(例如，NI成分为100ms±30ms,P2成分为200ms±50ms)存在30ms至50ms的宽度。[0062]以下，参照附图对各实施方式进行说明。[0063]本实施方式的助听器增益决定系统呈现声音，并使用用户针对所呈现的声音的事件相关电位，来推断由助听器对声音应放大的量。具体来说，助听器增益决定系统按照每个声音的频率或声压，来推断由助听器调整后应输出的声音的声压。[0064]在说明推断方法之前，对本申请【发明者】们所实施的实验及其实验结果进行说明。更详细来说，对本申请【发明者】们从实验数据发现的使得能够决定助听器增益的事件相关电位的特性进行说明。[0065](实验概要的说明)[0066]1.实验概要[0067]本申请【发明者】们为了推断针对规定的输入声压的每个频率的恰当的助听器增益，对助听器用户实施了以下的2个实验。[0068]一个是对助听器用户日常使用的状态的助听器的特性进行测定的助听器特性测定实验。使用助听器特性测定的专用装置(F0NIXFP35)实施了助听器特性测定实验。[0069]另一个是测量对于声音刺激的反应的脑波测量实验。通过2种声音刺激的设定实施了脑波测量实验。[0070]在脑波测量实验I以及脑波测量实验2中，分别隔开规定的时间间隔将第I音、第2音、以及第3音作为I组呈现给了实验参加者。第I音、第2音、以及第3音具有同一频率，并且是纯音。在本说明书中，有时将具有同一频率的I组声音刺激(第I音、第2音、以及第3音)称为“声音刺激组”。[0071]在脑波测量实验I中，第I音设为了80dBHL，第2音设为了75dBHL，第3音设为了70dBHL。即，使第I音至第3音依次减少了5dB。[0072]在脑波测量实验2中，第I音设为了80dBHL，第2音设为了65dBHL，第3音设为了50dBHL。即，使第I音至第3音依次减少了15dB。[0073]在脑波测量实验I以及脑波测量实验2中，都测量了第I音至第3音的各自所对应的事件相关电位。[0074]“纯音”是指以单一频率反复周期振动的、以正弦波来表示的声音。在此，频率以人类不能听出来的程度变化的声音也能够视为单一频率的声音。[0075]基于上述的脑波测量实验I以及2，对能否根据所测量的脑波(事件相关电位)，推断出具有80dBSPL以上的声压的声音输入时(更具体来说，90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时)的助听器特性测定结果进行了调查。[0076]其结果，本【发明者】们发现，根据比一般被评价为UCL的声压低的声压的声音刺激所对应的脑波，能够以5dB程度的平均误差推断出80dBSPL以上的输入时(90dBSPL输入时以及SOdBSPL输入时)的助听器增益。[0077]在此，对上述的比被评价为UCL的声压“低的声压”进行说明。一般而言，比被评价为UCL的声压低的声压根据HTL值而变动。[0078]按照每个HTL值所推断出的UCL声压，例如记载于Pascoe，D.P.(1988).(Clinicalmeasurementsoftheauditorydynamicrangeandtheirrelationtoformulasforhearingaidgain.1nlensen.H.1.(Ed.)HearingAidFitting!TheoreticalandPracticalViewsl3thDanavoxSymposium.Copenhagen:Stougaard.)。可以以这样根据HTL而决定的UCL为基准，将与该UCL相比例如低5dB以上的声压看作上述的“低的声压”。[0079]另外，为了测定实验参加者的重听的程度，事先对250Hz、500Hz、1000Hz、2000Hz、以及4000Hz下的HTL进行了测定。[0080]以下，对本申请【发明者】们的实验内容、实验结果、以及通过分析实验结果而明确的脑波的特征进行说明。[0081](实验条件的说明)[0082]2-1.助听器特性测定实验以及脑波测量实验[0083]实验参加者日常佩戴助听器，是22名的重听者(从61岁到80岁平均73.0岁)。重听者的详情为男性15名以及女性7名。所有的参加者中，在18个右耳、以及8个左耳(合计26耳)佩戴有助听器。在两耳佩戴助听器的人为4名。[0084]使用4分法对参加者的平均听力等级进行了测定。测定的结果，26耳的重听等级的详情如下:20耳为中等程度重听(40~69dBHL)、3耳为轻度重听(26~39dBHL)、3耳为高度重听(70dBHL以上)。[0085]在4分法中，将通过(a+2b+c)/4求得的数值作为平均听力等级来使用。在此，a是500Hz的HTL、b是1000Hz的HTL、c是2000Hz的HTL。[0086]2-2.助听器特性测定实验[0087]为了对用户日常利用助听器时的助听器的增益进行测定，将音量调到了日常使用位置。[0088]使用助听器特性装置，对具有50、60、70、80、90dBSPL的输入音的各自所对应的助听器的输出音的声压进行了测定。关于频率，对具有200Hz至8000Hz的输入音进行了测定。另外，输出音的声压使用2cc稱合器(2cccoupler)进行了测定。[0089]为了降低测定误差，对每个助听器进行4次测定，求得具有500Ηζ、1000Ηζ、2000Hz、4000Hz的输出音的平均。[0090]图1(a)以及(b)表不输入90dBSPL的声音时的每个参加者的助听器输出的测定结果。图1(a)以及(b)的横轴是频率、纵轴是声压(dBSPL)。[0091]图1(a)是关于右耳佩戴的18耳的测定结果，图1(b)表示关于左耳佩戴的8耳的测定结果。从图1(a)以及(b)可以明显看出，90dBSPL输入时的助听器输出每个用户各不相同。例如，在图1(a)所示的结果中可知，对于500Hz的声音，在用户之间存在40dB的输出声压的差。[0092]该结果示出了即使是相同的输入声压，每个用户恰当的增益也各不相同。在80dBSPL输入时的助听器输出中偏差也是同样的。在500、1000、2000、4000Hz下的助听器输出的平均与标准偏差分别是96.1±8.8,103.7±9.4,105.1±8.7,99.6±8.8dBSPL?[0093]另外，助听器增益能够通过从助听器的输出音的声压减去对助听器的输入音的声压来求得。[0094]2-3.脑波测量实验[0095]在脑波测量实验I中，将声压以80dBHL、75dBHL、70dBHL依次单调减少的3个声音刺激作为声音刺激组来呈现，并对每个声音刺激的事件相关电位的特征变化进行了调查。此外，声音刺激组具有4个频率(500、1000、2000、4000Hz)中的任一个，且隔开规定的时间连续地呈现了频率不同的声音刺激组。[0096]脑波测量实验2除了在脑波测量实验I中所呈现的声音刺激的声压以外的条件相同。在脑波测量实验2中，以声压单调减少的方式按照80dBHL、65dBHL、50dBHL依次呈现了声音刺激。[0097]另外，实验I以及实验2的呈现声音的声压(80dBHL、75dBHL、70dBHL、65dBHL、50dBHL)比一般被评价为UCL的声压低。[0098]以下，一边参照图2、图5、以及图13，一边对脑波测量实验I以及2的详细的实验设定以及实验结果进行说明。[0099]声音刺激是上升(rise)为3ms、持续时间为44ms、下降(fall)为3ms的粹发音。[0100]在声音刺激组中所包含的声音刺激隔开规定间隔呈现给了相同的耳朵。声音刺激使用头戴耳机(HAD200，SENNHEISER)一个耳朵、一个耳朵地进行了呈现。声音刺激的声压使用噪声计(LA—1440，ONOS0KKI)和耦合器(IEC318,LarsonDavis)进行了校正。[0101]图2(a)表示在脑波测量实验I中所呈现的声音刺激的概要，图2(b)表示脑波测量实验2的声音刺激的概要。[0102]在实验之前，对参加者说明了无需注意声音刺激。[0103]声音刺激组内的声音刺激的间隔(在图2中为ISI1)固定为300ms。此外，声音刺激组间的间隔(在图2中为ISI2)在450450ms的范围内随机进行了决定。在每I个单元(block)中，将左右耳的每一个、每个频率的声音刺激组分别反复了20次(作为声音刺激组共计160次的反复)。为了使测定精度得到提高，实施了3个单元至5个单元的声音刺激组的呈现。[0104]在对相同的耳朵连续呈现了具有相同频率的声音刺激组的情况下，有时参加者适应了声音刺激，事件相关电位的振幅变小。将该现象称为听觉诱发电位的习惯(habituation)。为了降低听觉诱发电位的习惯，声音刺激组的频率以及呈现耳按照下面的制约来决定。[0105].呈现与前一个声音刺激组具有不同频率的声音刺激组，不连续呈现相同频率的声音刺激组。[0106].呈现声音刺激组的耳朵设为左右随机。但是，为了确保对左右耳的刺激的随机性，对左右任意一侧的耳朵的声音刺激组都不连续4次以上。[0107]接着，对为了测量脑波而安装的电极的位置进行说明。图3(a)表示国际10-20法(10-20System)的电极位置。图3(b)表示在本实验中安装了电极的电极配置。图3(b)的带圆圈的数字I~5分别表示电极位置？2、(^、？2、03、(:4。[0108]本申请【发明者】们将安装于头皮上的Fz、Cz、Pz>C3、C4的激活电极(activeelectrode)与安装于右乳突的基准电极的电位差作为脑波来进行了测量。“乳突”是耳后的耳根下部的头盖骨的乳头状突起，在图3(b)中，乳突的位置用“Ref”来表示。[0109]此外，为了测定由于眨眼以及眼球运动而混入到脑波中的眼电噪声，在右眼的上面以及右眼的右面配置了电极(图3(b)的带圆圈的数字6以及7)。[0110]采样频率设为1000Hz，时间常数设为I秒，使用30Hz的模拟低通滤波器。[0111]对脱机所测量的脑波数据的全部时间带，使用了1-20HZ的数字带通滤波器。然后，以各个声音刺激组的第I音为起点，分别截取-1OOms到1000ms的波形作为左右耳的每一个、每个频率、每个声压的声音刺激所对应的事件相关电位。在此，“-100ms”是指从呈现了第I音的时刻起100毫秒前的时间点。[0112]此外，对事件相关电位的Oms以上900ms以下的范围内的脑波波形，实施连续小波变换，来求得每段时间、每个频率的小波系数。使用了墨西哥帽(Mexican-hat)函数(Ψ(t)=(l-t~2)eXp(-t~2/2))作为母小波。小波变换是求得事件相关电位的时间频率成分的一个方法。只要能够求得时间频率成分即可，并不限于小波变换，例如也可以实施短时傅里叶变换。[0113]事件相关电位的波形以及小波系数按照每个人、左右耳的每一个、每个频率进行了算术平均。分别称为算术平均波形、算术平均小波系数。在任意的电极上包含绝对值80μV以上的振幅的试验，由于被估计包含眼球运动、眨眼所引起的噪声的影响，因而从总算术平均以及算术平均中除外。[0114]作为从事件相关电位提取的、能够成为表示助听器增益的指标的特征量，求得了小波特征量。在此，小波特征量是在算术平均小波系数中，按照在时间轴例如成为30分割(每30ms)、在频率轴(例如2.5Hz到12.5Hz)例如成为9分割的方式来求得平均值而得到的。[0115]以下，对脑波测量实验的结果进行说明。[0116]首先，为了确认在针对声压变化的事件相关电位中包含有助听器增益的指标，进行了在助听器特性测定实验中所测定的90dBSPL输入时或SOdB输入时的实际的助听器增益与在脑波测量实验中所得到的进行了算术平均的事件相关电位的比较。为了根据事件相关电位来推断助听器增益，必须存在反映每个参加者的助听器增益的事件相关电位的差。[0117]基于在助听器特性测定实验中所测定的助听器增益的大小，将实验参加者划分为2组。更具体来说，按每个频率，根据90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器输出是平均值以上还是比平均值小，划分为助听器增益(助听器输出)较大的组与较小的组。[0118]图4(a)以及图4(b)表示脑波测量实验I以及脑波测量实验2的中心部(Cz)的算术平均波形。分别以实线来表示助听器输出是平均以上的组的情况，以虚线来表示比平均小的组的情况。横轴是时间且单位是ms，纵轴是电位且单位是μV。横轴的Oms为第I音呈现时刻。[0119]从箭头所示的各个声音刺激呈现时刻起大约IOOms后出现的阴性成分是NI成分，大约200ms后出现的阳性成分是Ρ2成分。不管助听器的输出音的大小如何，NI成分以及P2成分都会出现。[0120]此外，可知助听器输出较小的组(虚线)所对应的事件相关电位的NI成分，与助听器输出较大的组(实线)所对应的事件相关电位的NI成分相比，振幅较大。[0121]另外，该结果与对听力正常者呈现相同的声音刺激并基于通过主观报告评价的UCL(称为主观UCL)的大小来分组时的算术平均事件相关电位的波形不同。与具有较大的主观UCL的听力正常者相比，具有较小的主观UCL的听力正常者特别对第2音与第3音，具有较小的振幅的P2成分。即，虽然参加者存在听力差，但可以认为与90dBSPL输入时的助听器输出关联的指标以与UCL关联的指标不同的形式出现于事件相关电位的波形中。[0122]图5与图13示出了脑波测量实验I与脑波测量实验2的各自的每个输入音的频率(500，1000，2000，4000Hz)的算术平均波形以及算术平均小波系数。在图5的上段，表示算术平均波形，在中段表示在助听器输出为平均以上的情况下的算术平均小波系数，在下段表示在助听器输出比平均小的情况下的算术平均小波系数。[0123]与图4同样地，分别以实线来表示助听器输出为平均以上的情况，以虚线来表示比平均小的情况。横轴是时间且单位是ms，纵轴是电位且单位是μV。横轴的Oms为第I音呈现时刻。可知虽然根据频率不同NI成分的振幅的绝对值不同，但与助听器输出为平均以上的情况相比，在比平均小的情况下NI成分的振幅较大。此外，能看出特别在算术平均存在差的时间带的算术平均小波系数中，也按照每个助听器输出大小而存在差。[0124]2-4.助听器输出的推断[0125]对能否根据脑波测量实验I以及脑波测量实验2的结果，来推断出90dBSPL输入时以及SOdBSPL输入时的助听器特性测定结果进行了调查。在助听器输出的推断中使用了线性判别。如上所述，助听器增益能够通过从助听器输出声压减去输入声压来求得。因此，只要能够推断出助听器输出，就可以说能够推断助听器增益。[0126]如上所述，首先求得了小波特征量。小波特征量通过将算术平均小波系数的O至900ms的范围以50ms的时间窗口(timewindow)按每个尺度(频率宽度)进行平均来生成。接着，为了进行利用了线性判别的推断，对在助听器特性测定实验中所测定的90dBSPL输入时以及SOdBSPL输入时的助听器输出按5dB进行了舍入。由此，通过线性判别来推断每5dB的助听器特性。[0127]具体来说，对所测定的助听器输出进行了二舍三入。然后，将任意的2个小波特征量进行组合，并使用自己以外的参加者的每5dB的助听器输出与小波特征量的组合的对应关系来作为教师数据。教师数据是按照每个输入声压将左右耳汇总(pool)后，按照每个刺激频率而作成的。[0128]利用平均误差(所有的参加者的左右耳的每一个/每个频率的每5dB的助听器输出与所推断出的助听器输出的差的绝对值的平均)来评价了助听器输出推断的精度。对于所有的小波特征量的组合求得了平均误差。[0129]图6以及图14分别表示基于在脑波测量实验I与脑波测量实验2中所得到的小波特征量而进行了线性判别的结果。作为线性判别结果，将左右耳/刺激频率汇总(pool)后分别示出了在助听器特性测定实验中所测定的90dBSPL输入以及SOdBSPL输入所对应的助听器输出、与通过使用小波特征量进行判别分析而推断出的助听器输出的对应关系的分布。在各格子点上用圆圈符号的大小来表示相当的次数。如果圆圈符号的中心位于虚线上，则表示正确推断出了助听器输出。[0130]虽然在两实验/两输入声压中存在偏差，但可以看出能够根据所测量的脑波来推断助听器输出。脑波测量实验I的90dBSPL输入以及SOdBSPL输入所对应的、助听器输出推断的平均误差分别为4.6dB、5.ldB。脑波测量实验2的90dBSPL输入以及80dBSPL输入所对应的、助听器输出推断的平均误差分别为4.6dB、5.2dB。因此，可以说能够根据将同一频率的纯音从SOdBHL每次降低5dB、或每次降低15dB地进行3连发呈现而测定的事件相关电位，高精度地推断出90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的每个频率的助听器输出。[0131]另外，本【发明者】已经确认在针对具有60dBSPL、70dBSPL的声压的输入音，利用上述的小波特征量推断了助听器输出的时候，存在推断精度下降的情况。因此，上述那样的利用了脑波的助听器输出的推断，可以作为推断SOdBSPL以上的输入声压所对应的助听器输出的方法来实行。[0132]为了调查在哪个时间带/频率带的小波特征量中最特征性地包含与助听器输出推断有关的信息，对平均误差变小的小波特征量的分布进行了调查。图7表示脑波测量实验I的结果，图15表示脑波测量实验2的结果。图7以及图15的上段表示了在平均误差较小的前1%的推断中使用的小波特征量的频度。哪个结果都可知，在使用了第I音所对应的NI成分(潜伏期约100ms)周边的时间带以及第2音所对应的P2成分(潜伏期约200ms)周边的时间带以及第3音所对应的P2成分的时间带的小波系数的情况下，平均误差会变小。[0133]此外，图7以及图15的下段表示了在前I%的推断中使用的每个50ms的时间窗口(第I音至第3音各自6个时间窗口)的小波特征量的频度。哪个结果都可知，在使用了第I音所对应的NI成分(潜伏期约100ms)周边的时间带以及第2音所对应的P2成分(潜伏期约200ms)周边的时间带以及第3音所对应的P2成分的时间带的小波系数的情况下，平均误差会变小。在前1%的推断中，大部分的结果共同以15%以上的概率利用的是第I音所对应的NI成分周边的时间带、第2音所对应的P2成分周边的时间带、第3音所对应的NI成分以及P2成分周边的时间带的小波特征量。[0134]另外，除了小波特征量之外，也可以添加Pl-Nl振幅与N1-P2振幅的信息来实施判别分析。[0135]以上，根据本申请【发明者】们所实施的主观报告实验以及脑波测量实验，明确了在比一般被评价为UCL的声压低的声压的范围内，以单调下降的声压变化连续3次呈现同一频率的纯音的情况下，使用在第I音至第3音的各自的声音刺激所对应的脑波中所包含的特征量(例如与小波系数有关的特征量)，能够推断例如90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的助听器输出。[0136](实施方式I)[0137]以下，首先，对助听器增益决定系统100的概要进行说明。然后，对包含助听器增益测定装置I的助听器增益决定系统100的构成以及动作进行说明。[0138]本实施方式的助听器增益决定系统100测量被呈现了声音刺激的用户的脑波(事件相关电位)来提取特征量，并根据该特征量的变化模式(pattern)，来决定90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的助听器增益。[0139]在本实施方式中，将探测电极设置于中心部(Cz)，将基准电极设置于右乳突，对探测电极与基准电极的电位差即脑波进行测量。另外，事件相关电位的特征成分的电平、极性有可能根据安装脑波测量用的电极的部位、基准电极以及探测电极的设定位置而变化。但是，基于以下的说明，本领域技术人员可根据当时的基准电极以及探测电极进行适当的改变来提取事件相关电位的特征，进行不舒适声压的测定。这样的改变例属于本发明的范畴。[0140]图8表示本实施方式的助听器增益决定系统100(以下，有时记述为增益决定系统100)的功能模块的构成。增益决定系统100具备声音刺激输出部10、生物体信号测量部50、助听器增益决定装置I(以下，有时记述为增益决定装置I)。[0141]增益决定装置I具备事件相关电位特征量提取部55、助听器增益判定部65、声音刺激组决定部70、声音刺激声压决定部71、声音刺激生成部75、助听器增益设定部80。另夕卜，以下有时将事件相关电位特征量提取部55记述为“特征量提取部55”，将助听器增益判定部65记述为“增益判定部65”，将声音刺激声压决定部71记述为“声压决定部71”，将助听器增益设定部80记述为“增益设定部80”。[0142]增益决定装置I通过有线或无线与声音刺激输出部10以及生物体信号测量部50连接。声音刺激输出部10构成为向用户5呈现声音刺激，生物体信号测量部50构成为能够测量用户5的生物体信号(脑波)。另外，为了说明的方便，图中也示出用户5的模块。[0143]声音刺激输出部10在比一般被评价为UCL的声压低的声压范围内以单调下降的声压变化向用户5输出某频率的声音刺激组(第I音、第2音、以及第3音)。[0144]生物体信号测量部50至少与2个电极A以及电极B连接。例如，电极A粘贴于用户5的乳突，电极B粘贴于用户5的头皮上的中心部(所谓Cz)。生物体信号测量部50对与电极A和电极B的电位差相对应的用户5的脑波进行测量。[0145]增益决定装置I从以第I音至第3音的呈现时刻为起点分别测量出的用户5的脑波(事件相关电位)，提取包含时间频率的信息的小波系数作为特征量。增益决定装置I使用提取出的针对第I音至第3音的特征量，来推断用户5的助听器增益。各自的构成详情后面叙述。[0146]<利用环境>[0147]图9表示本实施方式的助听器增益决定系统100的构成以及利用环境。增益决定系统100与图8所示的实施方式I的系统构成相对应。[0148]如上述那样助听器增益决定系统100具备增益决定装置1、声音刺激输出部10、和生物体信号测量部50。[0149]增益决定系统100也可以在相同的框体内具备生物体信号测量部50以及声音刺激输出部10。或者，增益决定系统100也可以在不同的框体内具备生物体信号测量部50以及声音刺激输出部10。在该情况下，生物体信号测量部50通过无线或有线将所测量的脑波信号向所连接的增益决定装置I发送。[0150]增益决定装置I决定用于助听器增益测定的声音刺激的信息。在声音刺激的信息中，例如可以包含呈现刺激的耳朵(左耳或右耳)、声音的频率、声压、呈现声音的时刻。声音刺激输出部10对用户5呈现像这样由增益决定装置I决定的声音刺激。[0151]此外，增益决定装置I从以第I音至第3音的各自的声音刺激为起点而截取的事件相关电位，提取用于推断助听器输出的特征量。[0152]例如，在可调整助听器所输出的声音的声压的情况下，本实施方式的增益决定系统100对用户日常使用的音量下的助听器增益进行推断。“音量”是指助听器对所有的声音统一进行放大的量。[0153]例如，推断输入声压为90dBSPL时的助听器增益。为了决定非线性放大的助听器的压缩比，90dBSPL的输入声压所对应的助听器的输出声压非常重要(小寺一兴、改订第3版助听器调试的观点P81)。[0154]为了更准确地求得压缩比，优选不仅求得90dBSPL的输入声压所对应的助听器的输出声压，还求得90dBSPL以外的输入声压所对应的助听器的输出声压。[0155]例如，基于声压变化所对应的特征量变化模式，来判定左右耳的每一个、每个频率的90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的助听器输出。[0156]<助听器增益决定装置I的硬件构成>[0157]图10表示本实施方式的助听器增益决定装置I的硬件构成。增益决定装置I具备CPU30、存储器31、音频控制器32。CPU30、存储器31、音频控制器32相互通过总线34连接在一起，能相互收发数据。[0158]CPU30执行在存储器31中保存的计算机程序35。在计算机程序35中，记述有后述的流程图所示的处理步骤。[0159]增益决定装置I按照计算机程序35来进行声音刺激的生成、事件相关电位的特征量提取、助听器增益决定的判别分析等的处理。该处理在后面详述。[0160]音频控制器32按照CPU30的命令分别以指定的声压经由声音刺激输出部10输出应呈现的声音刺激。[0161]另外，增益决定装置I也可以作为将计算机程序嵌入到I个半导体电路中的DSP等的硬件来实现。这样的DSP能够由I个集成电路实现上述的CPU30、存储器31、音频控制器32的全部功能。例如，特征量提取部55、增益决定部65、声音刺激组决定部70、声压决定部71、声音刺激生成部75、和增益设定部80由CPU30来实现。[0162]上述的计算机程序35记录于⑶-ROM等的记录介质并作为产品在市场上流通,或者，能够通过因特网等的电通信线路传输。具备图10所示的硬件的设备(例如PC)能够通过读入该计算机程序35而作为本实施方式的增益决定装置I来发挥发用。[0163]增益决定装置I的各功能模块分别对应于通过执行与图10关联地说明的程序，由CPU30、存储器31、音频控制器32作为整体每时每刻所实现的功能。[0164]以下，对助听器增益决定系统100的各构成要素进行说明。[0165]<声音刺激组决定部70>[0166]声音刺激组决定部70决定呈现给用户5的多个声音刺激(声音刺激组)的信息。在本实施方式中，声音刺激组至少包含第I音、第2音、以及第3音。[0167]声音刺激组的信息例如包含呈现声音刺激的耳朵(右耳或左耳)、所呈现的声音刺激的频率、声音刺激组内的声音刺激的持续时间、多个声音刺激间的间隔。声音刺激组的信息只要至少包含声音刺激的频率以及声音刺激间的间隔即可。另外，声音刺激间的间隔也可以不由声音刺激组决定部70决定，而是通过后述的声音刺激输出部10保持预先决定的信息来决定。[0168]另外，增益决定系统100最好呈现具有用户未感到不舒适的程度的大小的声压的呈现音。这样的声压的控制例如可以由后述的声压决定部71来进行。[0169]声音刺激组的呈现耳以及频率例如也可以基于下面的制约随机地决定。不选择与前一个声音刺激组相同频率的声音刺激。左右耳优选按照随机的顺序进行选择。不过，优选不对左右任一耳朵，使声音刺激组的呈现连续4次以上。通过这样，降低了同一耳朵、频率的声音刺激组的连续呈现所引起的脑波的习惯(habituation)的影响，能够实现高精度的助听器增益测定。为了稳定地引起听觉诱发电位，声音刺激的持续时间例如设定为25ms以上。此外，刺激间的间隔设定为声音刺激的持续时间以上且I秒以下的时间。例如，可以设为300ms，也可以设为200ms。[0170]<声音刺激声压决定部71>[0171]声压决定部71从声音刺激组决定部70接收声音刺激组的信息。[0172]声音刺激组的信息是指例如呈现声音刺激的耳朵(右耳或左耳)、所呈现的声音刺激的频率、声音刺激组内的声音刺激的持续时间、多个声音刺激间的间隔。[0173]第I音、第2音、以及第3音只要至少频率相同即可。频率相同包括具有比人类能够听出来的频率小的差的声音。在本说明书中，例如5Hz以下的差视为相同频率。[0174]声压决定部71在比所设定的规定的阈值低的声压范围内决定声音刺激组内的第I音至第3音的声压。此外,在本实施方式中，声压决定部71对第I音至第3音的声压,按照声压依次减少的方式，即满足第I音的声压>第2音的声压>第3音的声压的关系的方式，来决定各个声音的声压。[0175]在此，规定的阈值是指例如一般被评价为UCL的声压。即，按照被包含于用户5能够舒适地听的声压范围内的方式，来决定第I音至第3音的声压。[0176]声音刺激声压决定部71也可以保持预先规定的阈值。声音刺激声压决定部71例如也可以按照低于该阈值的方式将第I音的声压决定为80dBHL,将第2音的声压决定为75dBHL，将第3音的声压决定为70dBHL。此外，例如也可以将第I音的声压决定为80dBHL，将第2音的声压决定为65dBHL，将第3音的声压决定为50dBHL。[0177]此外，声音刺激声压决定部71也可以被控制为不决定比规定的阈值大的声压。[0178]<声音刺激生成部75>[0179]声音刺激生成部75基于从声压决定部71接收的声音刺激组的信息，来生成声音刺激数据。各声音刺激例如可以是上升以及下降为3ms的猝发音。[0180]声音刺激生成部75经由声音刺激输出部10向用户5输出声音刺激，在该时刻，向生物体信号测量部50输出触发信号。另外，声音刺激生成部75也可以构成为仅具有向声音刺激输出部10发送所生成的声音刺激数据的功能。[0181]声音刺激数据例如也可以对于一个声音刺激组，作成一个包含按规定的时间间隔存在声压变化的多个声音刺激的声音刺激数据。在该情况下，发送到生物体信号测量部50的触发信号也可以仅是第I音的呈现时刻。[0182]另外，声音刺激生成部75可以含有输入装置，或者，也可以与外部的输入装置连接。在该情况下，用户5或用户5的听力检查者能够使用输入装置任意地输入与声音刺激有关的信息，声音刺激生成部75使用从输入装置接收的信息来生成声音刺激。[0183]<声音刺激输出部10>[0184]声音刺激输出部10按照由声音刺激生成部75生成的声音刺激数据，向用户5呈现声音。声音刺激输出部10优选分别向左右耳朵正确地输出由声音刺激生成部75生成的声音刺激。声音刺激输出部10例如也可以含有频率特性无畸变的头戴耳机、扬声器。[0185]<生物体信号测量部50>[0186]生物体信号测量部50是测量用户5的生物体信号的测量器。在本公开中，生物体信号测量部50是脑波计。生物体信号测量部50测量与安装于用户5的探测电极以及基准电极的电位差相当的脑波来作为生物体信号。[0187]也可以对所测量的脑波，进行适当的截止频率的频率滤波。生物体信号测量部50将测量出的脑波或滤波后的脑波发送到事件相关电位特征量提取部55。以下，也将测量出的脑波或滤波后的脑波标记为“脑波数据”。[0188]例如，生物体信号测量部50也可以构成为:对脑波数据进行适当的截止频率的频率滤波，以从声音刺激生成部75接收的触发信号为起点，截取规定区间(例如第I音呈现前IOOms至第3音呈现后400ms的区间)的事件相关电位，并将该波形数据(事件相关电位)发送到事件相关电位特征量提取部55。[0189]在使用带通滤波器作为频率滤波器的情况下，例如也可以将截止频率设定为使IHz至20Hz通过。用户5预先安装了脑波计。例如探测电极安装于中心部的Cz，基准电极安装于乳突。[0190]脑波数据包含事件相关电位。事件相关电位是指对于某刺激而产生的脑波的电位的变化。例如，事件相关电位的信号的种类根据⑴电位的极性(阳性或阴性)、⑵潜伏期(从刺激到电位发生为止的时间)、(3)电位的振幅的大小等来决定。[0191]<事件相关电位特征量提取部55>[0192]特征量提取部55根据从生物体信号测量部50接收的事件相关电位，提取第I音至第3音的各自的特征量。[0193]事件相关电位的特征量是指例如事件相关电位的时间频率的信息。时间频率的信息的一例是与小波系数有关的信息。以下，所说明的小波系数与事件相关电位的时间频率信息为同样的意思。[0194]在本实施方式中，特征量提取部55根据从声音刺激声压决定部71接受的声音刺激的内容，分别算出与针对第I音至第3音的小波系数相关的特征量。[0195]特征量提取部55将算出的特征量与声音刺激的信息(左右耳、频率、声压等)发送到助听器增益决定部65。与小波系数相关的特征量，例如也可以作为通过分别对频率轴以及时间轴以规定宽度进行分割而规定的规定范围内的平均值来求得。例如，也可以在时间轴上按50ms的时间宽度进行分割，使得在频率轴上2.5Hz至12.5Hz成为9份，将该分割后的范围内的小波系数的平均作为特征量。为了算出特征量而进行平均的频率轴以及时间轴的宽度，在能够推断助听器增益的范围内，既可以设为比上述窄，也可以设为比上述宽。[0196]另外，可以认为像上述那样对事件相关电位的NI成分以及P2成分出现的期间进行分析，对于助听器输出的推断特别有效，所以特征量提取部55也可以构成为在从第I音、第2音、以及第3音的各自的呈现时刻起到经过了300ms的时间点为止的区间，算出时间频率信息(小波系数的平均)。[0197]<助听器增益决定部65>[0198]增益决定部65基于从特征量提取部55接收的、与分别针对第I音至第3音的小波系数相关的特征量，来判定每个频率的助听器增益。[0199]助听器增益决定部65通过利用规定的基准(教师数据、判别函数等)对所接收的小波特征量实施线性判别，来进行助听器增益的推断。具体来说，规定的基准是指例如使小波特征量与助听器增益的值预先建立了对应的信息。规定的基准既可以是使小波特征量与助听器增益的值建立了对应的表，也可以是规定的公式。助听器增益决定部65也可以预先保持规定的基准。[0200]增益决定部65也可以按照每个声音刺激组的频率来保持规定的基准。此外，增益决定部65也可以构成为利用从外部取得的规定的基准。[0201]此外，规定的基准是例如根据90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器增益而生成的教师数据。教师数据能够通过对至少2人以上的其他人，预先实施上述的助听器特性测定实验以及脑波测量实验，基于所测定的助听器增益与小波特征量来生成。[0202]在此，与生成规定的基准时的脑波测量实验的声压以及声音刺激数相关的声音刺激条件需要与由声音刺激声压决定部71决定的刺激声压的变化模式相同。规定的基准的保持方法也可以将左右耳汇总(pool)后按照每个频率进行保持。在该情况下，也可以基于从特征量提取部55接收的声音刺激的频率的信息，来切换用于助听器增益测定的规定的基准，以使得规定的基准的频率与测定对象的频率一致。[0203]此外，规定的基准也可以按照用户的重听的症状来进行切换。例如也可以按照传导性重听与感音性重听这种大的分类，将各自所使用的规定基准设为不同的规定基准。此夕卜，也可以按照低音渐倾型、高音渐倾型等的听力图的每个模式来准备规定的基准并进行切换。助听器增益决定部65将所判定的助听器增益发送至助听器增益设定部80。[0204]<助听器增益设定部80>[0205]增益设定部80将从增益决定部65接收的、对每个频率的90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时所推断出的助听器增益设定到用户5的助听器。[0206]<助听器增益决定系统100的处理>[0207]一边参照图11，一边对图8所示的增益决定系统100的处理步骤进行说明。图11是表示增益决定系统100的处理的一例的流程图。[0208](步骤S101)[0209]声音刺激组决定部70决定声音刺激组的呈现耳/频率、声音刺激组内的声音刺激的持续时间/刺激间的间隔。呈现耳以及频率例如也可以基于下面的制约随机决定。不选择与前一个声音刺激组相同的频率的声音刺激。左右耳按照随机的顺序来选择。不过，对左右任一耳朵的声音刺激组的呈现不连续4次以上。为了稳定地引起听觉诱发电位，声音刺激的持续时间例如设定为25ms以上。此外，刺激间的间隔设定为声音刺激的持续时间以上且I秒以下的时间。例如既可以设为300ms，也可以设为200ms。所决定的声音刺激组的呈现耳/频率与声音刺激组内的声音刺激的持续时间/刺激间的间隔的信息发送到声音刺激声压决定部71。[0210](步骤S102)[0211]声压决定部71从声音刺激组决定部70接收声音刺激组的呈现耳/频率、声音刺激组内的声音刺激的持续时间/刺激间的间隔的信息。然后，在比一般被评价为UCL的声压低的声压范围内，以单调下降的声压变化来决定声音刺激组内的第I音至第3音的声压。例如可以将第I音的声压决定为80dBHL，将第2音的声压决定为75dBHL，将第3音的声压决定为70dBHL。此外，也可以将第I音的声压决定为80dBHL，将第2音的声压决定为65dBHL，将第3音的声压决定为50dBHL。所决定的声音刺激组内的每个声音刺激的声压与从声音刺激组决定部70接收的信息一起，发送到声音刺激生成部75。[0212](步骤SlO3)[0213]声音刺激生成部75基于从声压决定部71接收的声音刺激的信息来生成声音刺激数据。各声音刺激例如设为上升以及下降是3ms、持续时间是44ms的猝发音。[0214](步骤S104)[0215]在步骤S104中，声音刺激生成部75经由声音刺激输出部10向用户输出声音刺激，并在该时刻将触发信号输出到生物体信号测量部50。声音刺激数据例如可以对一个声音刺激组，生成一个包含按规定的时间间隔存在声压变化的多个声音刺激的声音刺激数据。在该情况下，发送到生物体信号测量部50的触发信号，可以仅在第I音的呈现时刻发送。[0216](步骤S105)[0217]生物体信号测量部50测量脑波作为生物体信号。然后，对脑波数据进行适当的截止频率的频率滤波，以从声音刺激生成部75接受的触发为起点，截取规定区间(例如从第I音呈现前IOOms起到第η音呈现后400ms为止的区间)的事件相关电位，并将该波形数据(事件相关电位)发送到特征量提取部55。[0218](步骤SlO6)[0219]特征量提取部55参照从声压决定部71接受的声音刺激的内容，根据从生物体信号测量部50接收的事件相关电位，分别算出与针对第I音至第3音的小波系数相关的特征量。例如，将母小波设为墨西哥帽来求得2.5至12.5Hz的小波系数。[0220](步骤SlO7)[0221]在步骤S107中，特征量提取部55基于从声压决定部71接受的声音刺激的信息，将在步骤S106中算出的小波系数，按照左右耳、每个频率进行算术平均。[0222](步骤SlO8)[0223]特征量提取部55对在步骤S104中呈现的声音刺激组的声音刺激所对应的算术平均次数是否达到了规定次数进行判定。在算术平均次数为规定次数以下的情况下，处理返回到步骤S101，反复声音刺激组的呈现。在算术平均次数为规定次数以上的情况下，特征量提取部55将与算术平均后的小波系数相关的特征量发送到助听器增益决定部65，处理进入到步骤S108。规定次数例如为20次。另外，“20次”是在测量事件相关电位的领域中被广泛采用的相加次数，但这仅是一例。[0224](步骤SlO9)[0225]助听器增益决定部65利用从特征量提取部55接收的、与第I音至第3音各自的小波系数相关的特征量，来判定助听器增益。助听器增益决定例如能够利用根据预先准备的其他人的小波特征量与90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器增益而生成的教师数据(规定的基准)通过线性判别来实现。用于助听器增益测定的教师数据可以根据频率准备多个，也可以切换地使用，使得教师数据的频率与测定对象的频率一致。此外，除了频率之外，也可以按照左右耳来切换教师数据。此外，教师数据也可以按照用户的重听的症状来切换。例如按传导性重听与感音性重听这种大的分类分别准备教师数据并进行切换。此外，也可以按照低音渐倾型、高音渐倾型等的听力图的每个模式来准备教师数据并进行切换。[0226](步骤SI10)[0227]助听器增益设定部80将从增益决定部65接收到的每个频率的助听器增益的结果设定到用户5的助听器。[0228]根据本实施方式的助听器增益决定系统100，例如以单调下降的声压变化连续3次呈现同一频率的纯音，提取第I音至第3音的各自的声音刺激所对应的脑波的特征量，根据该特征量的变化模式能够直接测定90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及SOdBSPL输入时的每个频率的助听器增益。由此，非线性放大的助听器中的压缩比的精度得到提高，能够实现在佩戴助听器时与听觉相关的不满较少的助听器调试。[0229]在本实施方式的说明中，生物体信号测量部50以来自声音刺激生成部75的触发信号为起点截取预先确定的范围的事件相关电位，并发送到特征量提取部55。但是，该处理仅为一例。作为其他的处理，例如生物体信号测量部50可以继续测量脑波，并由特征量提取部55进行所需的事件相关电位的截取以及基线校正。如果是该构成，则声音刺激生成部75无需向生物体信号测量部50发送触发信号，只要向事件相关电位特征量提取部55发送触发信号即可。[0230]此外，在本实施方式中，助听器增益测定的结果由助听器增益设定部80向用户5的助听器进行了设定，但也可以不进行设定。例如在将助听器增益设定部80设置于助听器增益决定装置I的外部的情况下，只要仅输出或储存助听器增益决定部65的各判定结果即可。各判定结果能够作为与助听器增益设定相关的信息来利用。[0231]此外，如图12所示，助听器增益决定系统100也可以具备助听器增益决定装置11、声音刺激装置12、生物体信号测量部50、助听器增益设定部80。助听器增益决定装置11、声音刺激装置12、生物体信号测量部51、和助听器增益设定部80通过有线或无线连接在一起，并收发信息。[0232]助听器增益决定装置11具备事件相关电位特征量提取部55和助听器增益决定部65。声音刺激装置12具备声音刺激输出部10、声音刺激组决定部70、声音刺激声压决定部71、和声音刺激生成部75。[0233]助听器增益决定装置11的事件相关电位特征量提取部55接收生物体信号测量部50所测量的脑波与声音刺激输出部10所输出的声音刺激组的信息。[0234]与上述同样地，事件相关电位特征量提取部55，从生物体信号测量部50所测量的脑波信号，提取与分别呈现了声音刺激组的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量。助听器增益决定部65参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取的特征量，来决定所述声音刺激组的频率所对应的助听器增益。[0235]【工业实用性】[0236]根据本公开的助听器增益决定系统，由于能够根据每个用户的脑波求得助听器增益，因此对助听器店、家庭等的助听器的调整非常有用。[0237]【符号说明】[0238]1、11助听器增益决定装置[0239]5用户[0240]10声音刺激输出部[0241]12声音刺激装置[0242]50生物体信号测量部[0243]55事件相关电位特征量提取部[0244]65助听器增益决定部[0245]70声音刺激组决定部[0246]71声音刺激声压决定部[0247]75声音刺激生成部[0248]100助听器增益决定系统【权利要求】1.一种助听器增益决定系统，具备:生物体信号测量部，其测量用户的脑波信号；声音刺激组决定部，其决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率；声压决定部，其决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下，并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少；输出部，其以由所述声音刺激组决定部以及所述声压决定部决定的频率以及声压，将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户；特征量提取部，其在所述脑波信号中，提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量；和增益决定部，其参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取出的特征量来决定所述声音刺激组的频率所对应的助听器增益。2.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，所述增益决定部参照将所述特征量与针对SOdBSPL以上的输入声压所设定的助听器输出的值预先建立了对应的规定的基准，来决定80dBSPL以上的输入声压所对应的助听器输出。3.根据权利要求2所述的助听器增益决定系统，其中，所述增益决定部参照将所述特征量与90dBSPL输入时或80dBSPL输入时的助听器输出的值预先建立了对应的规定的基准，来决定90dBSPL输入时或具有80dBSPL的输入声压所对应的助听器输出。4.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，所述规定的阈值是比一般的UCL值低的声压。5.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，所述声压决定部决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序依次下降5dB。6.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，所述声压决定部决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序依次下降15dB。7.根据权利要求3所述的助听器增益决定系统，其中，还具备增益设定部，其基于所述增益决定部的判定结果，来设定90dBSPL输入时或80dBSPL输入时、或者90dBSPL输入时以及80dBSPL输入时的每个频率的助听器增益。8.根据权利要求3所述的助听器增益决定系统，其中，所述增益决定部将由多个用户测量出的、与时间频率相关的特征量与90dBSPL输入时或SOdBSPL输入时的助听器增益建立了对应的数据作为所述规定的基准来进行保持，并参照该规定的基准来决定助听器增益。9.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，所述增益决定部按照每个所述声音刺激组的频率来保持所述规定的基准，并使用根据所述声音刺激组的频率而选择的规定的基准。10.根据权利要求1所述的助听器增益决定系统，其中，在所述特征量提取部中，算出从所述第I音、所述第2音、以及所述第3音各自的呈现时刻起到经过了300ms的时间点为止的区间的脑波信号的时间频率信息，将按规定的频率宽度以及规定的时间宽度进行了平均的值作为特征量。11.根据权利要求10所述的助听器增益决定系统，其中，所述规定的频率宽度是通过将2.5Hz以上12.5Hz以下的频率范围分割成9份而规定的频率宽度。12.根据权利要求10所述的助听器增益决定系统，其中，所述规定的时间宽度是50ms。13.一种助听器增益决定装置，具备:特征量提取部，其在由生物体信号测量部测量出的用户的脑波信号中，提取与分别呈现了第I音、第2音、以及第3音的时刻后的所述脑波信号的事件相关电位的时间频率相关的特征量，其中所述第I音、所述第2音、以及所述第3音是由输出部呈现的，并具有规定的阈值以下并且依次减少的声压；和增益决定部，其参照规定的基准，基于由所述特征量提取部提取出的特征量来决定助听器增益。14.一种助听器增益决定方法，具备:测量用户的脑波信号的步骤；决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率的步骤；决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下，并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少的步骤；以所决定的所述频率以及声压，将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户的步骤；在所述脑波信号中，提取与分别呈现了所述I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量的步骤；和参照规定的基准，基于所提取出的所述特征量来决定助听器增益的步骤。15.一种用于决定助听器增益的计算机程序，其由设置于助听器增益决定系统的助听器增益决定装置的计算机来执行，所述计算机程序使所述计算机执行如下步骤:决定包含作为纯音的第I音、第2音以及第3音在内的声音刺激组的频率的步骤；决定所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的声压，使得声压为规定的阈值以下，并且声压按照所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的顺序减少的步骤；以所决定的所述频率以及声压将所述第I音、所述第2音、以及所述第3音呈现给所述用户的步骤；在呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音时的所述用户的脑波信号中，提取与分别呈现了所述第I音、所述第2音、以及所述第3音的时刻后的规定的时间范围内所包含的事件相关电位的时间频率信息相关的特征量的步骤；和参照规定的基准，基于所提取出的所述特征量来决定助听器增益的步骤。【文档编号】H04R25/00GK103548364SQ201380001393【公开日】2014年1月29日申请日期:2013年4月2日优先权日:2012年4月24日【发明者】足立信夫,森川幸治,小泽顺申请人:松下电器产业株式会社