不适声压推测系统、不适声压推测装置、不适声压推测方法及其计算机程序

技术领域

本申请涉及用于评价是否可舒适地听取语音的技术。更具体的是，本 申请涉及在助听器等中推测相对于纯音的不适声压的技术，该技术用于对 外部声音的每个频率的放大量进行调整后获得对各个用户而言适当的大 小的声音的“拟合(fitting)”。

背景技术

近年来，伴随于社会的老龄化，老年听力障碍者逐渐增加。由于长时 间收听大音量音乐的机会增加等的影响，导致具有音乐性听力障碍的年轻 人也在增加。再有，伴随于助听器的小型化、高性能化，对于利用助听器 而言，用户拥有的阻力正在减少。因而，利用助听器的用户正在增加。

具有听力障碍的用户难以听清具有特定频率的声音。该特定频率对每 个用户来说是不同的。助听器将该特定频率的声音信号的振幅放大。由此， 用户容易听清声音。

助听器要求根据每个用户的听力下降的程度来变更放大声音的量。因 而，在开始利用助听器之前，需要根据每个用户的听力来进行调整声音的 放大量的“拟合(fitting)”。

拟合的目的在于：将助听器输出的声压设成MCL(most comfortable  level)。在此，助听器输出的声压是指作为声音而人类可感受到的大气的 压力变动。MCL是指用户可舒适地听清的声压。助听器要求按声音的每 种频率对输出的声压进行MCL。

作为不适当的拟合的例子，有：(1)声压的放大量不足的情况；或 (2)声压的放大量过大的情况。例如，在声压的放大量不足的情况下， 用户无法听出来声音。该情况下，无法达到利用上述助听器的目的。再有， 在声压的放大量过大的情况下，虽然用户可听出来声音，但感觉到声音嘈 杂。其结果，用户无法长时间使用助听器。因此，有必要进行助听器的拟 合，以使不会出现上述(1)或(2)中的任一情况。尤其是(2)存在助 听器对用户呈现具有所需程度以上的大声压的声音的可能性。其结果，存 在具有大的声压的声音损害用户的耳朵的危险性。

大体上区分的话，拟合具有2个步骤。拟合的最初步骤是听力敏度图 (audiogram)的测量。“听力敏度图”指的是：对用户能听清的纯音的 最小声压、即阈值(hearing threshold level：HTL)进行测量后的结果。 听力敏度图例如是将阈值(分贝值)按每个频率(例如250Hz、500Hz、 1000Hz、2000Hz、4000Hz)画出来的图。

拟合的第2个步骤是声压的放大量的决定。例如，利用被称为拟合理 论的用于推测声音的放大量的函数，按每个频率以及每个输入声音的声压 来决定放大量。存在多种拟合理论。作为拟合理论的例子的半增益法将各 频率的插入增益设为该频率的阈值的一半。Berger法考虑对话声音的频带 与电平后将1000Hz～4000Hz的放大稍许增强。POGO法以半增益法为基 础，将语音信息少且噪音分量多的250Hz与500Hz的增益分别减少10dB、 5dB。NAL-R法进行放大，以使语言的长时间声响分析频率进入舒适电平。

再有，拟合理论包括有效地利用阈值、用户感觉不适的大的声压电平、 即UCL(uncomfortable level；以下有时也称为“不适声压”)、及MCL 的信息来决定声压的放大量的方法。该情况下，在决定声压的放大量之前， 要求进行UCL及MCL的测量或者推测。为了回避上述(2)的问题，有 必要测量UCL并在不超过UCL的范围内设定放大量。

与听力敏度图的测量同样，按每个频率测量UCL。以往，利用主观 报告而测量了UCL。“主观报告”指的是：用户听到声音之后，用户报 告对于该声音的主观上的感想。例如，利用听度计，通过上升法(逐渐提 高声压电平)向用户呈现连续音或断续音，使用户报告是否为过于嘈杂而 不能长时间听的声压。而且，将用户报告为不能长时间听的声压设成UCL (非专利文献1)。

由于UCL的基准受到个人或语言表现的影响而变动，故基于主观报 告的UCL测量很难，不存在已被确立的方法。因此，正在逐步开发利用 脑波在客观上测量UCL的方法。例如，非专利文献2公开的技术利用被 称为ABR(auditory brainstem response)的脑干反应所包含的V波的潜伏 期与刺激强度之间的关系来推测UCL。伴随于声压的增大，V波的潜伏 期缩短。在V波潜伏期的缩短达到极限之时，确定用户听到的声音的声 压。将在确定完的声压中加上了常数(例如15或10)的声压作为UCL。

另一方面，由于一般来说基于主观报告的测量是困难的，故MCL (most comfortable level)大多被近似为听力阈值的一半的斜率(半增益) 或UCL与听力阈值的中央值。

【在先技术文献】

【非专利文献】

【非专利文献1】君付隆等、“聴力に異常のない聴覚過敏患者にお ける内耳機能検査の特徵(听力无异常的听觉过敏患者的内耳功能检查的 特征)”、Audiology Japan、Vol.52、否.3、P.152-156、2009年

【非专利文献2】Thornton、A.R.等、“The objective estimation of  loudness discomfort level using auditory brainstem evoked  responses”、Scandinavian Audiology、Vol.16、No.4、P.219-225、1987 年

发明内容

(发明想要解决的技术问题)

然而，在上述现有技术中，需要以尽可能不会成为使用户感觉到不适 的状态的方式来求出该用户的UCL。

本申请的、非限定且例示性的某一实施方式提供一种无需向用户呈现 强大声音就能推测用户的不适声压的技术。

(用于解决技术问题的方案)

为了解决上述课题，本发明的一种方式包括不适声压推测系统，其具 备：测量用户的脑波信号的生物体信号测量部；向用户呈现作为具有相同 的频率的纯音的声音刺激群的声音刺激输出部，该声音刺激群由在规定的 范围内声压按顺序减少的第1声音、第2声音及第3声音组成；从以呈现 第2声音及第3声音中的至少一方的各个时刻为起点而确定的规定区间的 脑波信号中，提取与脑波信号的现象关联电位的N1-P2振幅、或小波系 数相关的特征量的提取部；和基于由提取部提取出的特征量来判定声音刺 激群的频率所对应的不适声压的判定部。

上述的一般且特定的方式可利用系统、方法及计算机程序来安装，或 者利用系统、方法及计算机程序的组合而得以实现。

(发明效果)

根据本发明的不适声压推测系统，即便用户没有听到感觉到不适的强 大声音，也能推测助听器的调整所需的UCL，由此可减轻助听器调整中 的用户的负担。

附图说明

图1是表示本申请的发明人所实施的主观报告实验中的不适声压的 主观报告值的图。

图2是表示在本申请的发明人所实施的脑波实验中使用的声音刺激 的构成的图。

图3是表示国际10-20法的电极位置和本申请的发明人所实施的脑 波实验中的电极位置的图。

图4是表示本申请的发明人所实施的脑波实验中的现象关联电位的 特征数据的图。

图5是表示本申请的发明人所实施的脑波实验中的现象关联电位的 小波系数的例子的图。

图6是表示本申请的发明人所实施的不适声压推测中采用的教师数 据(教師デ一タ)的例子的图。

图7是表示在主观报告实验中获得的主观报告值和由脑波实验推测 出的不适声压推测结果的偏差的图。

图8是表示不适声压推测系统的利用环境的图。

图9是表示实施方式1的硬件结构的图。

图10是表示实施方式1的不适声压测量系统的功能块的构成的图。

图11是表示被输入HTL输入部中的数据的例子的图。

图12是表示结果蓄积数据库(DB)中的结果蓄积的例子的图。

图13是表示不适声压推测系统的整体处理的概要的流程图。

图14是表示实施方式1的构成的变形例的图。

图15是表示根据HTL推测的UCL值的例子的图。

图16是表示每个频率的第1声音～第3声音所对应的N1-P2振幅 的图。

图17是表示实施方式2的不适声压测量系统的构成的图。

图18是表示每个频率的第2声音及第3声音所对应的N1-P2振幅 的阈值的例子的图。

图19是表示不适声压测量系统的整体处理的概要的流程图。

具体实施方式

在上述非专利文献1及非专利文献2所公开的现有方法中，采取了如 下方法：向用户呈现不适电平的声压的声音刺激，在用户处于不适的状态 之后判定该声音刺激的声压是否为UCL。也就是说，进行了根据用户是 否已处于不适的状态来调查不适声压的研究。因此，为了进行听力评价而 对用户呈现强大的声音，由此需要用户实际上处于不适的状态。

以下，参照附图对本申请公开的不适声压推测系统的实施方式进行说 明。

首先，对本说明书中的用语的定义进行说明。

“现象关联电位(event-related potential：ERP)”指的是：对刺 激产生的脑波(electroencephalogram：EEG)的电位的变动。

“声音刺激”也被称为听觉刺激，指的是对用户呈现的声音。

“N1分量”指的是以呈现声音刺激的时刻为起点在约100ms内引起 的阴性电位。

“P2分量”指的是以呈现声音刺激的时刻为起点在约200ms内引起 的阳性电位。N1分量及P2分量被包含在现象关联电位中。

“潜伏期”指的是以呈现声音刺激的时刻作为起点直到阳性分量或阴 性分量的峰值电位出现为止的时间。

“阴性分量”一般指的是比0μV还小的电位。

“阳性分量”一般指的是比0μV还大的电位。

“不适声压(uncomfortable loudness level：UCL)”指的是大到用户 感觉不适的程度的声压。

“最小可听值(hearing threshold level：HTL)”指的是用户能听清 的最小声音的声压。有时也简单称为阈值。

“呈现声音”指的是输出纯音。

“纯音”指的是反复进行周期振动的音乐声之中以只具备单一频率分 量的正弦波表示的声音。

本申请说明书中，为了对现象关联电位的分量进行定义，将经过自某 一时间点起算的规定时间后的时刻例如表现为“潜伏期约100ms”。这意 味着能包含以100ms这一特定的时刻为中心的范围。根据“以现象关联 电位(ERP)手册-P300为中心”(加我君孝等人编辑、篠原出版新社、 1995)的第30页记载的表1可知：一般，现象关联电位的波形中，对于 每个人而言会产生30ms～50ms的差异(偏差)。因此，“约Xms”或“Xms 附近”这样的用语意味着：以Xms为中心，其前后(例如、100ms±30ms、 200ms±50ms)能存在30～50ms的宽度。

本申请公开向用户呈现并非不适声压的程度的声压的声音刺激，测量 对该呈现声音的脑波诱发反应，基于脑波诱发反应的分析结果来推测该用 户的UCL。由此，即便不会让用户听到感觉不适的强大声音也能推测该 用户的UCL。

本发明的一种方式的概要如下。

作为本发明的一种方式的不适声压推测系统具备：生物体信号测量 部，其测量用户的脑波信号；声音刺激输出部，其向所述用户呈现作为具 有相同的频率的纯音的声音刺激群，该声音刺激群由在规定的范围内声压 按顺序减少的第1声音、第2声音及第3声音组成；提取部，其从以呈现 了所述第2声音及所述第3声音中的至少一方的各个时刻为起点而确定的 规定区间的所述脑波信号中，提取与所述脑波信号的现象关联电位的N1 -P2振幅、或小波系数相关的特征量；和判定部，其基于由所述提取部 提取出的特征量，判定所述声音刺激群的频率所对应的不适声压。

某一实施方式中，所述判定部参照使所述特征量与不适声压的值预先 建立了对应关系的规定的基准，决定所述不适声压。

某一实施方式中，所述不适声压推测系统还具备：声音刺激群决定部， 其决定所述声音刺激群的频率；和声压决定部，其在所述规定的范围内， 按顺序减少的方式决定所述第1声音、所述第2声音及所述第3声音的各 声压，所述声音刺激输出部以所述声音刺激群决定部决定的频率、且所述 声压决定部决定的声压，输出所述第1声音、所述第2声音及所述第3 声音。

某一实施方式中，所述声压决定部以比预先准备的不适声压还低的声 压来决定所述声音刺激群的声压。

某一实施方式中，所述声压决定部以比所述用户的最小可听值还高的 声压来决定所述声音刺激群的声压。

某一实施方式中，所述声音刺激输出部输出所述声音刺激群，以使所 述第1声音、所述第2声音及所述第3声音以5dB的间隔减小或以10dB 的间隔减小。

某一实施方式中，所述判定部保持者使N1-P2振幅或小波特征量与 不适声压的值建立了对应关系的规定的基准，利用由所述提取部提取出的 特征量和所述规定的基准来进行线性判别，由此判定所述不适声压。

某一实施方式中，在所述判定部保持了使N1-P2振幅与不适声压的 值建立了对应关系的规定的基准时，所述提取部提取与所述脑波信号的现 象关联电位的N1-P2振幅相关的特征量，在所述判定部保持了使小波特 征量与不适声压的值建立了对应关系的规定的基准时，所述提取部提取与 小波系数相关的特征量。

某一实施方式中，所述判定部按左右各个耳、每个频率来保持所述规 定的基准，根据所述声音刺激群的左右耳与频率来切换所利用的基准。

某一实施方式中，所述提取部计算出自所述第1声音～第3声音的各 个呈现时刻起呈现的时刻350ms以下的区间的脑波信号的小波系数，将 以规定的频率宽度及规定的时间宽度进行平均后的值作为特征量。

某一实施方式中，所述规定的频率宽度在5Hz以上且12.5Hz以下。

某一实施方式中，所述规定的时间宽度为50ms。

某一实施方式中，对于所述规定的阈值，在所述HTL值为20dBHL 以下的情况下设为90dBHL，在所述HTL值为50dBHL以下的情况下设 为95dBHL，在所述HTL值为65dBHL以下的情况下设为100dBHL，在 所述HTL值为75dBHL以下的情况下设为105dBHL，在所述HTL值为 90dBHL以下的情况下设为115dBHL，在所述HTL值为95dBHL以上的 情况下设为120dBHL。

某一实施方式中，所述不适声压推测系统还具备输入所述用户的最小 可听值的输入部。

作为本发明的一种方式的不适声压推测装置具备：声音刺激输出部， 其向所述用户呈现作为具有相同的频率的纯音的声音刺激群，该声音刺激 群由在规定的范围内声压按顺序减少的第1声音、第2声音及第3声音组 成；提取部，其在生物体信号测量部测量出的脑波信号之中，提取与以呈 现所述第2声音及所述第3声音中的至少一方的各个时刻为起点而确定的 规定区间的脑波信号的现象关联电位相关的特征量；和判定部，其基于由 所述提取部提取出的特征量，判定所述声音刺激群的频率所对应的不适声 压。

作为本发明的一种方式的不适声压推测方法包含：测量用户的脑波信 号的步骤；向所述用户呈现作为具有相同的频率的纯音的声音刺激群的步 骤，该声音刺激群由在规定的范围内声压按顺序减少的第1声音、第2 声音及第3声音组成；从以呈现所述第2声音及所述第3声音中的至少一 方的各个时刻为起点而确定的规定区间的所述脑波信号中，提取与所述脑 波信号的现象关联电位的N1-P2振幅、或小波系数相关的特征量的步 骤；和基于由所述提取部提取出的特征量来判定所述声音刺激群的频率所 对应的不适声压的步骤。

作为本发明的一种方式的计算机程序，是由设置在不适声压推测系统 的不适声压推测装置中的计算机执行的计算机程序，所述计算机程序使所 述计算机执行以下步骤：测量用户的脑波信号的步骤；向所述用户呈现作 为具有相同的频率的纯音的声音刺激群的步骤，该声音刺激群由在规定的 范围内声压按顺序减少的第1声音、第2声音及第3声音组成；从以呈现 所述第2声音及所述第3声音中的至少一方的各个时刻为起点而确定的规 定区间的所述脑波信号中，提取与所述脑波信号的现象关联电位的N1- P2振幅、或小波系数相关的特征量的步骤；和基于由所述提取部提取出 的特征量来判定所述声音刺激群的频率所对应的不适声压的步骤。

以下，参照附图对本发明的不适声压推测系统的各实施方式进行说 明。

本发明的不适声压推测系统呈现具有用户未感觉到不适的程度大小 的声压的呈现声音，由此可推测不适声压。在说明推测方法之前，对本申 请的发明人实施的实验及其实验结果进行说明。对本申请的发明人根据实 验数据发现的能够实现UCL推测的现象关联电位的特性进行说明。

(实验概要的说明)

1.实验概要

本申请的发明人以实现在短时间内高精度且客观地测量UCL的不适 声压推测为目标，为了收集用于推测相对于纯音的不适声压的基础数据， 实施了以下的2个实验。

一个是基于主观报告来测量UCL的主观报告实验。分别在脑波测量 实验前后实施了主观报告实验。将通过该主观报告实验获得的UCL数据 用作来自大脑的推测目标的基准数据。

另一个是测量对声音刺激的反应的脑波测量实验。脑波测量实验中， 以每5dBHL的单调下降的声压变化3连发地呈现同一频率的纯音，测量 了对从第1声音到第3声音为止的各个声音刺激的现象关联电位。

以下，将以单调下降的声压变化多次连发地呈现声音刺激的现象还标 记为“渐弱刺激”。取得对于该声音刺激呈现的现象关联电位，作为UCL 值的推测数据。

结果，本申请的发明人发现了：在呈现了比一般被评价为UCL的声 压还低的声压的渐弱刺激的情况下，通过对借助相对于第1声音～第3 声音的现象关联电位的小波变换而计算出的小波系数的变化图案进行线 性判别，也能推测主观报告的UCL。

在此，比一般被评价为UCL的声压还低的声压指的是随着HTL值而 变动的声压。例如，基于Pascoe的研究成果(Pascoe，D.P.(1988).(Clinical  measurements of the auditory dynamic range and their relation to formulas for  hearing aid gain.In 1ensen.H.1.(Ed.)Hearing Aid Fitting：Theoretical and  Practical Views13th Danavox Symposium.Copenhagen：Stougaard.))，将 比图15示出的每个HTL值的推测UCL值还低至少5dB以上的值作为上 述的“低的声压”。

另外，产生声音刺激所对应的现象关联电位是指声音刺激的声压比 HTL还高的情况。即，比一般被评价为UCL的声压还低的声压范围指的 是比HTL高的声压的范围。根据本方法，即便不呈现强大声音，也能够 在短时间内实现高精度的UCL推测。

以下，对本申请的发明人实施的实验及其结果、以及通过分析而变得 明确的脑波的特征进行详述。然后，作为本申请公开涉及的实施方式，对 不适声压推测系统的概要、其构成以及动作进行说明。

(实验条件的说明)

2.UCL主观报告实验及脑波测量实验

2-1.UCL主观报告实验

实验参加者是具有正常听力的社会人士15名(28岁～49岁)。

分别在脑波测量实验的前后实施了主观报告实验。与非专利文献1 同样地，使用听度计，以上升法呈现断续音，使实验参加者报告过于嘈杂 而感觉不适的声压，将该声压设为UCL。本申请的发明人针对脑波测量 实验中呈现的3种频率(1000、2000、4000Hz)，对每个耳朵分别实施 了双耳的测量。为了不让实验参加者预测到声压，从60、65、70dB中随 机地决定了实验开始的声压。以5dB的间隔使断续音的声压上升。通过 举手来报告过于嘈杂而感觉不适的声压。在参加者举手之后马上停止声音 呈现，将该声压作为主观UCL值来记录。

以下，描述主观报告实验的结果。

所有参加者都是听力正常的人。然而，主观报告实验的结果对于每个 人而言差别较大。例如，在同一频率下最大存在40dB的差异。

这表示“过于嘈杂而无法忍受”这样的定义的解释对于每个人而言差 别较大。由此，可以说基于主观报告的UCL测量是很难的。

图1是利用主观报告测量出的每个人的UCL测量结果。图1中示出 了2次测量结果的平均值。声压的单位为dBHL。根据图1中示出的左右 每只耳朵、每个频率的标准偏差可知：主观UCL值以某种程度分散。可 知每个人的偏差较大。

2-2.脑波测量实验

脑波实验中，对于3种频率(1000Hz、2000Hz、4000Hz)而言，呈 现了比一般被评价为UCL的声压更低的3个声压(80、75、70dBHL)的 声音刺激。使3个声压单调下降。而且，对每个声音刺激的现象关联电位 的特征变化进行了调查。以下，参照图2、图3、图4来说明脑波测量实 验的实验设定及实验结果。

与主观报告实验相同，实验参加者都是具有正常的听力的社会人士 15名(28～49岁)。

作为声音刺激，本申请的发明人采用了持续时间为50ms的猝发音。 将声音刺激的上升(rise)及下降(fall)设成3ms。针对3种频率(1000、 2000、4000Hz)分别使用3种(80、75、70dBHL)声压的声音刺激，调 查了左右耳、每个频率的声压变化所对应的现象关联电位的特征量的变 化。将相同频率的多个声音刺激称为“声音刺激群”。

隔着规定间隔向相同的耳朵呈现了包含于声音刺激群中的声音刺激。 使用双耳式耳机，对每只耳朵分别呈现了声音刺激。

图2表示脑波测量实验中呈现出的声音刺激的概要。

给出了也可以不让参加者关注声音刺激的启示。将同一频率的声音刺 激群内的声音刺激的间隔(图2中为ISI1)固定为300ms。再有，在 450±100ms的范围内随机地决定了声音刺激群间的间隔(图2中为ISI2)。 将左右耳、每个频率的声音刺激群分别重复了30次(作为声音刺激群共 计重复180次)。

为了降低相同声音刺激群的连续呈现所造成的听觉诱发电位的适应 性(habituation)，本申请的发明人根据以下的限定决定了声音刺激群的 频率及呈现耳朵。

·设为与紧跟前的声音刺激群不同的频率。

·呈现声音刺激群的耳朵左右随机。其中，为了确保对左右耳的刺激 的随机性，并未使对左右任一方耳朵的声音刺激群连续4次以上。

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(10-20系统)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1、2及3分别表示电 极位置的C3、Cz及C4。本申请的发明人根据头皮上的C3、Cz、C4(国 际10-20法)，以右乳突为基准记录了脑波。“乳突”指的是耳朵后面 的耳根下部的头盖骨的乳状突起。图3(b)中，用“Ref”来表示了乳突 的位置。

设采样频率为1000Hz、时间常数为0.3秒，设置了30Hz的模拟低通 滤波器。对于以离线的方式测量到的脑波数据的整个时间段，设置了5- 20Hz的数字带通滤波器。然后，作为左右耳、每个频率、每个声压的声 音刺激所对应的现象关联电位，以各个声音刺激为起点分别切出了 -100ms～400ms的波形。在此，“-100ms”指的是比呈现了声音刺激的时 刻超前100毫秒的时间点。

再有，按每个声音刺激，针对现象关联电位的0ms以上300ms以下 的范围的脑波波形实施连续小波变换，求出了每个时间、每个频率的小波 系数。作为母小波采用了墨西哥帽函数(ψ(t)＝(1t^2)exp(t^2/2))。

按照每个人、左右耳、每个频率、第1声音～第3声音为止的每个声 音刺激，对现象关联电位的波形及小波系数进行了加法平均。分别称为加 法平均波形、加法平均小波系数。由于假设包括眼球运动或眨眼引起的噪 声的影响，故从总加法平均及加法平均中除去任一个电极中包括绝对值在 50μV以上的振幅的试验。

而且，作为能成为不适声压的指标的现象关联电位的特征量，根据加 法平均小波系数的5Hz求出了12.5Hz的频率宽度且每50ms的时间宽度 的平均值(以下称为小波特征量)。

2-3.结果

以下，对脑波测量实验的结果进行说明。

首先，为了确认声压变化所对应的现象关联电位中包含不适声压推测 的指标，基于主观UCL值，比较了加法平均后的现象关联电位。为了根 据现象关联电位来推测不适声压，反映每个参加者的主观UCL值的现象 关联电位的差的存在是必须的。

在此，如上所述，由于对强大声音的个性不同，故主观UCL值是具有 每个参加者的偏差的指标。因而，根据每个人的数据来确定反映了主观 UCL值的特征量的有无很难。因此，为了降低该偏差，分为以下2种情 况、即主观UCL值大的情况和主观UCL值小的情况，对现象关联电位进 行加法平均后进行了比较。具体是，分为每个参加者、每个频率的主观 UCL值比95dBHL还大的情况、以及在95dBHL以下的情况，实施了加 法平均。另外，95dBHL是通过主观报告实验获得的全部参加者的主观 UCL值的中央附近的值，在主观UCL值比95dBHL大的情况下以及在 95dBHL以下的情况下几乎相同。

图4表示每个主观UCL值的脑波的总加法平均波形。在中心部(Cz) 中的、从声音刺激群的第1声音呈现前100ms到第3声音呈现后的400ms， 测量了相加对象的脑波波形。以粗线示出主观UCL值比95dBHL还大的 情况，以细线示出主观UCL值在95dBHL以下的情况。横轴为时间，其 单位为ms，纵轴为电位，其单位为μV。横轴的0ms是第1声音呈现时 刻。

将以箭头示出的各个声音刺激呈现定时作为起点，可以看出：在约 100ms处引起阴性的N1分量、在约200ms处引起阳性的P2分量的样子。 再有，还知道了：在主观UCL值高的情况和主观UCL值低的情况下，第 2声音呈现以后的现象关联电位中出现了差。具体是，以粗线表示的、主 观UCL值比95dBHL还大的情况下，和主观UCL值在95dBHL以下的情 况相比，N1-P2振幅大。这启示了存在能够以第2声音以后的现象关联 电位的差为指标而推测UCL的可能性。

在此，N1-P2振幅表示N1分量的阴性的振幅和P2分量的阳性的振 幅之差的绝对值。

图16表示主观UCL值的大小和N1-P2振幅的关系。图16中表示： 主观UCL值比95dBHL还大的情况和主观UCL值在95dBHL以下的情况 下的、第1声音～第3声音所对应的每个频率的N1-P2振幅。作为N1 振幅与P2振幅之差的绝对值来求出N1-P2振幅。

将N1振幅设为第1声音～第3声音的各个声音刺激呈现后90ms以 上且110ms以下的区间平均电位。P2振幅同样设为声音刺激呈现后190ms 以上且210ms以下的区间平均电位。

主观UCL值比95dBHL还大的情况下的第1声音～第3声音所对应 的N1-P2振幅，在1000Hz下分别为4.24μV、2.51μV、1.45μV。再有， N1-P2振幅在2000Hz下分别为2.99μV、1.45μV、1.00μV。还有，N1- P2振幅在4000Hz下分别为2.28μV、1.40μV、0.78μV。

再有，主观UCL值为95dBHL以下的情况下的第1声音～第3声音 所对应的N1-P2振幅在1000Hz下分别为4.24μV、1.95μV、0.99μV，在 2000Hz下分别为2.95μV、1.11μV、0.88μV，在4000Hz下分别为1.84μV、 1.33μV、0.63μV。任一频率下，第2声音/第3声音所对应的N1-P2振 幅在主观UCL值比95dBHL还大的情况下都比主观UCL值为95dBHL 以下的情况要大。这表示：声压变化所对应的现象关联电位因主观UCL 值的差异而导致至少N1-P2振幅不同。

接着，本申请的发明人调查了主观UCL值和小波特征量的关系。而 且，为明确采用了该特征量变化的不适声压推测的精度，实施了判别分析。

图5表示每个条件、每个主观UCL值的第1声音～第3声音所对应 的小波特征量。图5中，作为结果的一例，表示了201ms～250ms的时间 段的小波特征量。其中，上述时间段表示在每次呈现声音刺激时自该呈现 时刻起计算的时间区间。可知：虽然第1声音(80dBHL)所对应的小波 特征量的差小，但第2声音(75dBHL)及第3声音(70dBHL)所对应的 小波特征量因主观UCL值而有所不同。具体是，第2声音/第3声音所对 应的小波特征量，在主观UCL值比95dBHL还大的情况下要比主观UCL 值为95dBHL以下的情况大。这表示：声压变化所对应的现象关联电位因 主观UCL值的差异而导致小波特征量不同。

为了调查采用了现象关联电位的特征量变化的不适声压推测的精度， 本申请的发明人实施了判别分析。作为判别分析的方法，采用了线性判别。 利用通过上述主观报告实验而获得的左右耳、每个频率的主观UCL值， 以教师带领的方式对每个声压的现象关联电位的小波特征量实施了线性 判别。为了探索适于UCL推测的特征量，使特征量单独或组合后，按照 各个特征量组合数比较了与主观UCL值的误差。

以下，对线性判别中使用的数据及、已实施的线性判别处理进行说明。 图6示出了不适声压推测中采用的数据的例子。图6中的主观UCL值是 通过主观报告实验而测量出的、每个参加者、左右耳、每个频率的UCL 值。图6中的第1声音～第3声音的列是声音刺激群的第1声音～第3 声音所对应的现象关联电位的声音刺激呈现后201ms～250ms的小波特 征量。利用主观UCL值，以教师带领的方式对每个声音刺激群的特征量 实施了线性判别。

本申请的发明人使用根据其他人的现象关联电位的特征量生成的教 师数据，对每个参加者的声音刺激群所对应的现象关联电位的特征量、即 线性判别对象数据实施了线性判别。再有，本申请的发明人根据其他人的 现象关联电位的特征量，按照每个条件、左右耳、每个频率生成了教师数 据。

例如，将线性判别对象数据设为参加者01的右耳1000Hz的情况下， 教师数据是根据参加者01以外的参加者的数据的右耳1000Hz的主观 UCL值、和现象关联电位的特征量而生成的。作为特征量，采用了上述 的小波特征量(时间宽度50ms)。

为了探索不适声压推测的可能性，在将多个特征量组合来使用的情况 下，对于线性判别对象数据与教师数据的任一个而言，都在列方向追加了 特征量。例如，在将151ms～200ms的小波特征量和201ms～250ms的小 波特征量组合的情况下，将第1列～第3列设为前者的第1声音～第3 声音所对应的特征量，将第4列～第6列设为后者的第1声音～第3声音 所对应的特征量。将主观UCL值和不适声压推测结果之差的绝对值设为 推测误差，使用对所有参加者的左右及全部频率的推测误差进行平均后得 到的平均推测误差，对推测精度进行了测量。

作为线性判别结果的例子，图7按每个条件表示特征量组合数为5 时的、主观UCL值和基于线性判别的不适声压推测结果的分布。分析是 按每个条件、左右耳、每个频率来实施的，但在图7中，示出了按左右耳、 每个频率获得的结果的汇总。如图7中的刻度所示，横轴为主观UCL值， 其单位是dBHL，纵轴为不适声压推测值，其单位是dBHL。以○符号在 网格点上表示主观UCL值所对应的不适声压推测结果。以○符号的大小 来表示推测结果的度数分布。平均推测误差为5.2dB。根据该结果可知： 虽然在某种程度上具有偏差，但可推测与主观UCL值具有关联的不适声 压。

另外，不仅是小波特征量，也可以添加P1-N1振幅与N1-P2振幅 的信息来实施判别分析。此外，教师数据也可以在不依据左右耳及频率的 情况下下生成。

如上，能够清楚地看到：通过本申请的发明人实施的主观报告实验及 脑波测量实验，在比一般被评价为UCL的声压还低的声压的范围中，以 单调下降的声压变化3次连发地呈现了同一频率的纯音的情况下，使用与 从第1声音到第3声音为止的各个声音刺激所对应的脑波的小波系数相关 的特征量，能够推测不适声压。

(实施方式1)

以下，首先对不适声压推测系统的概要进行说明。然后，对包括不适 声压推测装置的不适声压推测系统的构成及动作进行说明。

本实施方式的不适声压推测系统在比HTL更高且比一般被评价为 UCL的声压还低的声压范围中，以单调下降的声压变化3次连发地呈现 同一频率的纯音，提取从第1声音到第3声音为止的各个声音刺激所对应 的脑波的特征量，根据该特征量的变化图案来测量不适声压。

本实施方式中，在中心部(Cz)设置探测电极，在右乳突设置基准 电极，对探测电极与基准电极的电位差、即脑波进行测量。其中，存在现 象关联电位的特征分量的电平或极性随着安装脑波测量用的电极的部位、 基准电极及探测电极的设定位置而发生变动的可能性。然而，基于以下的 说明，本领域的普通技术人员能够根据此时的基准电极及探测电极，进行 适宜的改变后提取现象关联电位的特征，从而进行不适声压的测量。这种 改变例属于本申请公开的范畴。

<利用环境>

图8表示本实施方式的不适声压推测系统100的构成及利用环境。该 不适声压推测系统100(以下记述为“推测系统100”)对应于后述的图 10所示的实施方式1的系统构成。

推测系统100具备不适声压推测装置1、声音刺激输出部10、生物体 信号测量部50和HTL输入部90。

声音刺激输出部10例如是向用户5输出声音刺激的双耳式耳机、扬 声器。

生物体信号测量部50是对用户的生物体信号进行测量的测量器。本 申请公开中，生物体信号测量部50的一例为脑电图仪。生物体信号测量 部50与至少2个电极A及电极B连接。例如，电极A被粘贴在用户5 的乳突上，电极B被粘贴在用户5的头皮上的中心部(所谓的Cz)。生 物体信号测量部50对电极A与电极B的电位差所对应的用户5的脑波进 行测量并输出脑波信号。

HTL输入部90是受理预先测量出的每个用户的HTL值的输入装置。 HTL输入部90从用户或评价者接受左右、每个频率的HTL值的输入。 向不适声压推测装置1传送被输入的HTL值。图8中示出分开设置了HTL 输入部90和不适声压推测装置1时的例子。

HTL输入部90只要能受理HTL值的输入即可，例如也可以是书写 板终端。该情况下，以有线或无线的方式与不适声压推测装置1连接，进 行被输入的HTL值的交换。再有，HTL输入部90也可以设置在组装了 不适声压推测装置1的双耳式耳机内。

推测系统100在比HTL更高、且比一般被评价为UCL的声压更低的 声压范围中，以单调下降的声压变化来决定某一频率的声音刺激群(第1 声音～第3声音)。而且，推测系统100将以第1声音～第3声音的呈现 时刻为起点而分别测量出的用户5的脑波(现象关联电位)的小波系数作 为特征量来提取。而且，推测系统100根据第1声音～第3声音所对应的 特征量的变化图案来推测对于该用户的不适声压。各个构成及处理的详细 内容将后述。

在图8所示的不适声压推测装置1(以下记述为“推测装置1”)的 框体内设置有生物体信号测量部50及声音刺激输出部10。然而，不适声 压推测装置1也可以在其他框体内具备生物体信号测量部50及声音刺激 输出部10。该情况下，生物体信号测量部50将测量出的脑波信号向以无 线或有线的方式连接的不适声压推测装置1发送。

不适声压推测装置1决定用于不适声压推测中的声音刺激的左右耳、 频率、声压、定时。生成所决定的声音刺激，声音刺激输出部10将不适 声压推测装置1决定的声音刺激呈现给用户5。

再有，从以第1声音～第3声音的声音刺激为起点而切出的现象关联 电位中，提取用于推测不适声压的特征量，并基于声压变化所对应的特征 量变化的图案来判定左右耳、每个频率的不适声压。

<不适声压推测装置1的硬件结构>

图9表示本实施方式的不适声压推测装置1的硬件结构。不适声压推 测装置1具备CPU30、存储器31和音频控制器32。CPU30、存储器31、 音频控制器32相互之间通过总线34而连接在一起，相互能够实现数据的 收发。

CPU30执行在存储器31中保存着的计算机程序35。计算机程序35 中记述有后述的流程图所示的处理顺序。不适声压推测装置1依据该计算 机程序35，进行声音刺激的生成、现象关联电位的特征量提取、不适声 压判定的判别分析等控制推测系统100的整体的处理。将在后文中详述该 处理。

音频控制器32依据CPU30的命令，经由声音刺激输出部10，以指 定的声压分别输出应该呈现的声音刺激。

另外，不适声压推测装置1也可以被实现为在1个半导体电路中组装 了计算机程序的DSP等硬件。这种DSP能够利用1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。

上述的计算机程序35能够被记录在CD-ROM等记录介质中之后 作为产品而在市场上流通，或能够通过因特网等电通信线路来传输。具备 图9所示的硬件的设备(例如PC)通过读入该计算机程序35，能起到本 实施方式的不适声压推测装置1的作用。

图10表示本实施方式的推测系统100的功能块的构成。推测系统100 具备声音刺激输出部10、生物体信号测量部50、HTL输入部90和不适 声压推测装置1。以有线或无线的方式连接推测系统100的各构成要素。 例如，推测装置1以有线或无线的方式与声音刺激输出部10及生物体信 号测量部50连接在一起。为了便于说明，示出用户5的块。

不适声压推测装置1具备现象关联电位特征量提取部55、不适声压 判定部65、声音刺激群决定部70、声音刺激声压决定部71、声音刺激生 成部75和结果蓄积DB80。以下，将现象关联电位特征量提取部记载为 “提取部”，将不适声压判定部记载为“判定部”，将声音刺激声压决定 部记载为“声压决定部”。

其中，在图8及10中，不适声压推测装置1并不包括声音刺激输出 部10。然而，该构成是一例。例如，也可以设置至少具备了声音刺激输 出部10、提取部55和判定部65的不适声压推测装置1。能够将这些构成 要素收纳于1个框体内，使得作为1台不适声压推测装置而工作。

不适声压推测装置1的各功能块分别执行与图9关联地说明的程序， 由此对应于通过CPU30、存储器31、音频控制器32作为整体而适时实现 的功能。

以下，对推测系统100的各构成要素进行说明。

HTL输入部90受理用户的左右耳、每个频率的HTL值的输入。在 图11中表示被输入到HTL输入部90的HTL值的例子。图11是通过听 度计测量出的、左右耳的250Hz～4000Hz的HTL值。例如与听度计一致 地，HTL值以dBHL为单位。HTL输入部90向推测装置1传送所输入的 HTL值。另外，在仅进行单耳测量的情况下，HTL输入部90也可以受理 任意HTL值的数据的输入并进行发送。

<声音刺激群决定部70>

声音刺激群决定部70决定向用户5呈现的多个声音刺激的信息。声 音刺激群的信息包括：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、声音刺激群内的声音刺激的持续时间、多个声音刺激间的 间隔。

声音刺激群决定部70例如也可以基于以下的限制随机地决定声音刺 激群的呈现耳朵及频率。

·不选择与紧跟前的声音刺激群相同频率的声音刺激。

·优选以随机的顺序选择左右耳。其中，优选仅向左右其中一个耳朵 连续地呈现声音刺激群4次以上。

如上所述，可降低同一耳朵、同一频率的声音刺激群的连续呈现引起 的脑波的适应性(habituation)的影响，可实现高精度的不适声压推测。 声音刺激的持续时间只要设定为稳定地引起听觉诱发电位即可，例如设为 25ms以上。再有，刺激间间隔设定为声音刺激的持续时间以上且1秒以 下的时间。例如，可以设为300ms，也可以设为200ms。

<声音刺激声压决定部71(声压决定部71)>

声压决定部71从声音刺激群决定部70接受声音刺激群的呈现耳朵 (右耳或左耳)/频率、声音刺激群内的声音刺激的持续时间/刺激间间隔 的信息。再有，声压决定部71从HTL输入部90接受左右耳、每个频率 的HTL值的信息。第1声音、第2声音、及第3声音只要至少频率相同 即可。频率相同包括具有比人类可听出来的频率小的差的声音。本说明书 中，例如5Hz以下的差就视为相同频率。

声压决定部71在比从HTL输入部90接受的HTL值更高、且比规 定的阈值更低的声压范围内决定声音刺激群内的第1声音～第3声音的声 压。第1声音～第3声音的声压决定声压按顺序减少的值。在此，“规定 的阈值”例如是一般被评价为UCL的声压。也就是说，在用户5可舒适 地倾听的声压范围中，决定第1声音～第3声音的声压。声压决定部71 预先保持规定的阈值。

例如，考虑某一频率下的HTL值为50dBHL、规定的声压为90dBHL 的情况。此时，声压决定部71也可以将第1声音的声压决定为80dBHL、 将第2声音的声压决定为75dBHL、将第3声音的声压决定为70dBHL。

再有，声压决定部71也可以不决定比规定的阈值大的声压。声压决 定部71例如将可预先决定的声压的范围设为规定的阈值以下。

<声音刺激生成部75>

声音刺激生成部75基于从声压决定部71接受的声音刺激群的呈现耳 朵/频率、声音刺激群内的声音刺激的持续时间/刺激间间隔/声压的信息， 生成声音刺激数据或声音信号。各声音刺激例如为上升、下降3ms的猝 发音。

声音刺激生成部75隔着规定的刺激间间隔，将声音刺激群送往声音 刺激输出部10，经由声音刺激输出部10向用户输出声音刺激。在该时刻， 声音刺激生成部75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也可以不进行触发信号的输出，而是仅向声音刺激输出部10 发送所生成的声音刺激数据。

声音刺激数据例如对于一个声音刺激群而言，也能以规定的时间间隔 生成一个包括存在声压变化的多个声音刺激在内的声音刺激数据。该情况 下，发送至生物体信号测量部50的触发信号也可以仅是第1声音的呈现 时刻。

另外，声音刺激生成部75也可以由输入部构成。也可将用户5或用 户5的听力检查者通过输入部输入的信息设为听觉刺激的信息。即，在本 推测系统200中，并不是在内部生成听觉刺激，而是也能从外部接受。

<声音刺激输出部10>

声音刺激输出部10以有线或无线的方式与声音刺激生成部75连接在 一起。声音刺激输出部10对由声音刺激生成部75生成的声音刺激数据进 行再生，并呈现给用户5。声音刺激输出部10优选将声音刺激生成部75 生成的声音刺激正确地输出至左右耳朵。例如，也可以设为频率特性无畸 变的双耳式耳机。声音刺激输出部10也标记为输出部。声音刺激输出部 10也可以将呈现给用户5声音刺激作为触发，将呈现了该声音刺激的时 刻的信息传送至提取部55。

<生物体信号测量部50>

生物体信号测量部50对用户5的生物体信号进行测量。预先让用户 5至少安装探测电极及基准电极。作为生物体信号，生物体信号测量部50 测量与探测电极及基准电极的电位差相当的脑波信号。也可以对脑波信号 进行适宜的截止频率的频率滤波。而且，也可以从进行过频率滤波的脑波 信号中切出现象关联电位。生物体信号测量部50将测量出的脑波或滤波 后的脑波信号发送至提取部55。以下，将测量出的脑波信号或滤波后的 脑波信号也标记为脑波数据。

例如，生物体信号测量部50对脑波数据进行适宜的截止频率的频率 滤波，以从声音刺激生成部75接受的触发为起点，切出规定区间(例如 第1声音呈现前100ms～第3声音呈现后400ms的区间)的现象关联电 位，并将其波形数据发送至提取部55。

现象关联电位是对刺激产生的脑波的电位变动。对于现象关联电位而 言，根据(1)电位的极性(正或负)、(2)潜伏期(从产生刺激到产生 电位变动为止的时间)、(3)电位的振幅的大小等，现象关联电位的种 类有所不同。种类不同的信号分别包括与用户5相关的不同的信息。

作为频率滤波器，在使用带通滤波器的情况下，例如也可以设定截止 频率，以使5Hz～15Hz通过。用户5事先安装了脑电图仪。脑波测量用 的探测电极例如被安装于中心部的Cz。

<现象关联电位特征量提取部55(提取部55)>

提取部55根据从声压决定部71接受的声音刺激的内容，取得从生物 体信号测量部50接受的现象关联电位的波形数据，分别计算第1声音～ 第3声音所对应的小波系数所涉及特征量。

提取部55向判定部65发送计算出的特征量和声音刺激的信息(左右 耳、频率、声压等)。与小波系数相关的特征量例如也可以针对频率轴及 时间轴而各自设为对规定范围的小波系数的平均进行计算而得到的值。例 如，也可以在频率轴以5Hz～15Hz、在时间轴以50ms的时间宽度进行平 均。

进而，例如作为用于特征量计算的现象关联电位的P2分量，也可以 使用自听觉刺激的时刻起到听觉刺激之后的300ms以下的时间范围的生 物体信号。为了计算特征量而进行平均的频率轴及时间轴的宽度，在可推 测不适声压的范围中，也可以设置得比5Hz～15Hz、50ms更细，也可以 粗略地设置。

或者，例如作为用于特征量计算的现象关联电位的N1分量。也可以 使用听觉刺激呈现后、50ms以上150ms以下的时间范围的阴性分量的生 物体信号。例如，也可将用于特征量计算的现象关联电位的P2分量的现 象关联电位设为听觉刺激之后、150ms以上250ms以下的时间范围的阳 性分量的生物体信号。

<不适声压判定部65(判定部65)>

判定部65参照提取部55提取出的第1声音、第2声音及第3声音的 每个声音刺激的特征量(例如小波系数)、以及使特征量与不适声压的值 预先建立了对应关系的规定的基准，来决定用户5的不适声压。

具体是，判定部65针对从提取部55接受到的、每个声音刺激的特征 量(例如与第1声音～第3声音各自的小波系数相关的特征量)，判定不 适声压。在判定部65中，利用预先准备的小波特征量和规定的基准来实 施线性判别。

“规定的基准”意味着预先使特征量与不适声压的值建立了对应关系 的信息。“规定的基准”例如既可以是使小波特征量与不适声压的值建立 了对应关系的表，也可以是规定的公式(函数)。判定部65预先保持规 定的基准。

上述的“规定的基准”例如是主观UCL值的教师数据。教师数据可 根据对至少2人以上的其他人预先实施上述的主观报告实验及脑波测量 实验而测量出的主观UCL值和小波特征量来生成。

在此，对于生成教师数据时的脑波测量实验的声压及声音刺激数相关 的声音刺激条件而言，在作为声音刺激而呈现了连发音的情况下，需要与 声压决定部71决定的刺激声压的变化图案相同。教师数据的保持方法例 如如图6所示，也可以设为按左右耳、每个频率。该情况下，也可以基于 从提取部55接受到的声音信息(例如呈现声音刺激的耳朵的左右或声音 刺激的频率的信息)，切换使用不适声压推测中所使用的教师数据，以使 测量对象的左右耳及频率和教师数据的左右耳及频率一致。再有，也可以 根据用户的听力障碍症状来切换教师数据。例如，也可以按照传导性听力 障碍与感音性听力障碍这种大的分类而分别准备并切换教师数据。再有， 也可以按照低音渐倾型或高音渐倾型等听力敏度图的每个图案来准备并 切换教师数据。判定部65将判定过的不适声压发送至结果蓄积数据库 (DB)80。

<结果蓄积数据库(DB)80>

结果蓄积DB80按照从声音刺激群决定部70接受到的声音刺激群的 信息、即左右耳、每个频率，保存从判定部65接受到的不适声压。图12 是结果蓄积DB80中的数据蓄积的例子。图12中例示了蓄积左右耳、每 个频率的不适声压的情况。再有，在图12中虽然表示出与3种频率对应 的不适声压，但这只是一例。如图11所示，也可以包含与250Hz、500Hz 对应的不适声压。

<推测系统100的处理>

接着，参照图13对图10的推测系统100中执行的处理顺序进行说明。 图13是表示在推测系统100中执行的处理顺序的流程图。

步骤S101中，HTL输入部90从用户或评价者受理用户的左右耳、 每个频率的HTL值的输入，并将该信息发送至声压决定部71。

步骤S102中，声音刺激群决定部70决定声音刺激群的呈现耳朵/频 率、声音刺激群内的声音刺激的持续时间/刺激间间隔。声音刺激群的呈 现耳朵及频率例如也可以基于以下的限制随机地决定。

·不选择与紧跟前的声音刺激群相同频率的声音刺激。

·以随机的顺序选择左右耳。其中，使对左右其中一个耳朵的声音刺 激群的呈现不会连续4次以上。

声音刺激的持续时间例如设定为25ms以上，以便可稳定地引起听觉 诱发电位。再有，刺激间间隔设定为声音刺激的持续时间以上且1秒以下 的时间。例如，既可以设为300ms，也可以设为200ms。声音刺激群决定 部70将所决定的声音刺激群的呈现耳朵/频率、声音刺激群内的声音刺激 的持续时间/刺激间间隔的信息发送至声压决定部71。

步骤S103中，声压决定部71从声音刺激群决定部70接受声音刺激 群的呈现耳朵/频率、声音刺激群内的声音刺激的持续时间/刺激间间隔的 信息。再有，声压决定部71从HTL输入部90接受用户的左右耳、每个 频率的HTL值。而且，声压决定部71决定声压，以使声音刺激群内的第 1声音～第3声音的声压在比HTL更高且比一般被评价为UCL的声压更 低的声压范围中成为单调下降的声压变化。例如，在某一频率下的HTL 值为50dBHL的情况下，也可以将第1声音的声压决定为80dBHL、将第 2声音的声压决定为75dBHL、将第3声音的声压决定为70dBHL。再有， 也可以将第1声音的声压设为80dBHL、将第2声音的声压设为70dBHL、 将第3声音的声压设为60dBHL。声压决定部71将决定完的声音刺激群 内的每个声音刺激的声压信息和从声音刺激群决定部70接受的信息一起 发送至声音刺激生成部75。

步骤S104中，声音刺激生成部75基于从声压决定部71接受到的声 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、下降3ms 的猝发音。

步骤S105中，声音刺激生成部75经由声音刺激输出部10向用户呈 现声音刺激群，并在该时刻向生物体信号测量部50输出触发信号。对于 声音刺激数据而言，例如针对一个声音刺激群，也可以以规定的时间间隔 生成一个包括有声压变化的多个声音刺激的声音刺激数据。该情况下，发 送至生物体信号测量部50的触发信号也可以仅是第1声音的呈现时刻。

步骤S106中，生物体信号测量部50对脑波进行测量，作为生物体 信号。而且，对脑波数据进行适宜的截止频率的频率滤波，以从声音刺激 生成部75接受到的触发为起点，切出规定区间(例如第1声音呈现前 100ms～第n声音呈现后400ms的区间)的现象关联电位，并将该现象关 联电位的波形数据发送至提取部55。

步骤S107中，提取部55根据从声压决定部71接受到的声音刺激的 内容，从自生物体信号测量部50接受到的现象关联电位中分别提取与第 1声音～第3声音所对应的小波系数相关的特征量。

如上所述，在第1声音呈现前100ms～第n声音呈现后400ms的区 间内切出现象关联电位的情况下，提取部55可根据该1个现象关联电位 的数据来计算小波系数。提取部55在计算出的小波系数之中，可基于时 间及频率，分别提取与第1声音～第3声音所对应的小波系数相关的特征 量。将与提取出的第1声音～第3声音所对应的小波系数相关的特征量蓄 积到存储器等存储装置(未图示)中。

另外，在本实施方式中，虽然设为分别提取与第1声音～第3声音所 对应的小波系数相关的特征量，但这只是一例。也可以省略与第1声音相 关的特征量的提取。如图5所示，第2声音及第3声音所对应的小波系数 反映主观UCL值的差异。因而，在不适声压的判定当中，只要能利用第 2声音和/或第3声音所对应的小波系数即可。

步骤S108中，声音刺激群决定部70判定声音刺激群的呈现次数是 否达到规定次数。规定次数例如为20次。另外，“20次”虽然是在测量 现象关联电位的领域中采用较多的相加次数，但这只是一例。

在呈现次数为规定次数以下的情况下，处理返回步骤S102，反复进 行步骤S102以后的处理。在呈现次数为规定次数以上的情况下，处理进 入步骤S109。

步骤S109中，提取部55基于从声压决定部71接受到的声音刺激的 信息，对通过到此为止的规定次数以上的试验而被蓄积于存储装置中的与 第1声音～第3声音所对应的小波系数相关的特征量进行加法平均。加法 平均是针对每个第1声音、每个第2声音、每个第3声音，进而针对每个 声音按照左右耳、每个频率进行的。

提取部55将加法平均后的与小波系数相关的特征量传送给判定部 65，处理进入步骤S110。

步骤S110中，判定部65利用从提取部55接受到的与第1声音～第 3声音各自的小波系数相关的特征量，判定不适声压。不适声压判定是利 用预先准备的其他人的小波特征量和主观UCL值的教师数据并通过线性 判别来实现的。

不适声压推测中所使用的教师数据也可以按测量对象的左右耳及频 率和教师数据的左右耳及频率一致的方式进行切换来使用。再有，也可以 与用户的听力障碍的症状配合来切换教师数据。例如，也可以按照传导性 听力障碍与感音性听力障碍这种大的分类而分别准备并切换教师数据。再 有，也可以按照低音渐倾型或高音渐倾型等的听力敏度图的每个图案来准 备并切换教师数据。

步骤S111中，结果蓄积DB80蓄积在步骤S105中呈现的声音刺激群 的、按左右耳、每个频率从判定部65接受到的不适声压的判定结果的信 息。

根据本实施方式的推测系统100，以单调上升或单调下降的声压变化 3次连发地呈现同一频率的纯音，提取从第1声音到第3声音为止的各个 声音刺激所对应的脑波的特征量，并根据该特征量的变化图案来测量不适 声压。由此，可实现在佩戴助听器时用户不会感觉到不适声压的助听器拟 合。

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的触发为起点而切出预先确定的范围的现象关联电位，然后向提取 部55发送。然而，该处理只是一例。作为其他处理，例如也可以是生物 体信号测量部50持续地测量脑波，提取部55进行需要的现象关联电位的 切出及基准线补正。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，只要向提取部55发送触发即可。

再有，在本实施方式中，虽然不适声压推测的结果被蓄积在结果蓄积 DB80中，但也可以不蓄积。例如，在将结果蓄积DB80设置于不适声压 推测装置1外部的情况下，仅输出判定部65的各判定结果即可。各判定 结果能被用作与不适声压相关的信息。

还有，图10所示的系统100及作为其构成要素的不适声压推测装置 1的关系也只不过是一例而已。例如，图14表示具备了不适声压推测装 置1a及声音刺激装置11的不适声压推测系统100a的例子。不适声压推 测装置1a是从不适声压推测装置1(图10)中省略了声音刺激群决定部 70、声压决定部71、声音刺激生成部75的结构。声音刺激装置11具有 图10所示的声音刺激群决定部70、声压决定部71、声音刺激生成部75 及声音刺激输出部10。声音刺激装置11和不适声压推测装置1a是通过 有线或无线的方式与不适声压推测装置1连接并进行信息的收发的。

(实施方式2)

本实施方式中，与实施方式1相同，以单调下降的声压变化多次连发 地呈现比一般被评价为UCL的声压更低的声压的声音刺激。而且，说明 使用各个声音刺激所对应的N1-P2振幅来测量有无高声压的声音所对 应的耐性的不适声压测量系统。

图17表示本实施方式的不适声压测量系统200的功能块的构成。不 适声压推测系统200(以下记载为“推测系统200”)具有声音刺激输出 部10、生物体信号测量部50和不适声压推测装置2。对表示实施方式1 的构成的图10相同的块附加相同的符号，并省略其说明。另外，不适声 压推测装置2的硬件结构如图9所示。通过执行对与实施方式1中说明过 的程序35不同的处理进行规定的程序，从而可实现图17所示的本实施方 式的不适声压推测装置2。

本实施方式的不适声压推测装置2和实施方式1的不适声压推测装置 1相异之处在于：取代判定部65而设置了不适声压判定部66(以下称为 “判定部66”)。另外，关于不适声压推测装置2的构成要素名，原则 上使用与实施方式1的不适声压推测装置1相同的名称，但是在具有不同 的动作和/或功能的情况下使用不同的参照符号。由此，本实施方式涉及 的现象关联电位特征量提取部56(以下称为“提取部56”)、及声音刺 激声压决定部72(以下称为“声压决定部72”)的动作和/或功能不同于 实施方式1涉及的提取部55及声压决定部71。此外，在图17中，不适 声压推测装置2并不包括声音刺激输出部10。然而，该构成只是一例。 例如，也可以设置至少具备了声音刺激输出部10、提取部56、和判定部 66的不适声压推测装置2。能够将这些构成要素收纳于1个框体内并作为 1台不适声压推测装置而工作。

以下，说明提取部56、判定部66、声压决定部72。

声压决定部72从声音刺激群决定部70接受声音刺激群的呈现耳朵 (右耳或左耳)/频率、声音刺激群内的声音刺激的持续时间/刺激间间隔 的信息。而且，在比一般被评价为UCL的声压更低的声压范围中，以单 调下降的声压变化决定声音刺激群内的第1声音～第3声音的声压。例如， 也可以将第1声音的声压决定为80dBHL、将第2声音的声压决定为 75dBHL、将第3声音的声压决定为70dBHL。

提取部56根据从声压决定部71接受到的声音刺激的内容，基于从生 物体信号测量部50接受到的现象关联电位分别计算与第2声音及第3声 音所对应的N1-P2振幅相关的特征量。作为N1振幅与P2振幅之差的 绝对值来求出N1-P2振幅。例如，N1振幅既可以被设为从第1声音～ 第3声音的各个声音刺激呈现后90ms到110ms的区间平均电位，也可以 被设为峰值振幅。例如，P2振幅同样地既可以被设为声音刺激呈现后 190ms～210ms的区间平均电位，也可以被设为峰值振幅。而且，将计算 出的特征量和声音刺激的信息(左右耳、频率、声压等)发送至判定部 66。

判定部66针对从提取部56接受到的与第2声音及第3声音各自的 N1-P2振幅相关的特征量，粗略判定不适声压(高/低)。具体是，按每 个频率设置第2声音/第3声音各自的阈值，在测量出的第2声音/第3声 音的N1-P2振幅比阈值还大的情况下，判定为不适声压高，在比阈值还 小的情况下，判定为不适声压低。另外，既可以设为在第2声音和第3 声音所对应的N1-P2振幅双方都比阈值还大的情况下，判定为不适声压 高，也可以设为在其中一方的振幅比阈值大的情况下，判定为不适声压高。 在图18中表示每个频率、第2声音/第3声音各自的阈值的例子。作为阈 值的例子，图18中示出：图16示出的主观UCL值比95dBHL还大的情 况和在95dBHL以下的情况下的每个频率的N1-P2振幅的平均值。

接着，参照图19的流程图，说明在推测系统200中执行的整体处理 的顺序。

图19是表示本实施方式的推测系统200的处理顺序的流程图。图19 中，对进行与推测系统100的处理(图13)相同的处理的步骤附加相同 的参照符号，并省略其说明。

本实施方式的推测系统200的处理与实施方式1的不适声压测量系统 100的处理的相异之处是步骤S201、S202及S203。以下，说明步骤S201～ 步骤S203。

步骤S201中，声压决定部72从声音刺激群决定部70接受声音刺激 群的呈现耳朵(右耳或左耳)/频率、声音刺激群内的声音刺激的持续时 间/刺激间间隔的信息。而且，在比一般被评价为UCL的声压更低的声压 范围中，以单调下降的声压变化决定声音刺激群内的第1声音～第3声音 的声压。例如，也可以将第1声音的声压决定为80dBHL、将第2声音的 声压决定为75dBHL、将第3声音的声压决定为70dBHL。

步骤S202中，提取部56根据从声压决定部71接受到的声音刺激的 内容，基于从生物体信号测量部50接受到的现象关联电位，分别计算与 第2声音及第3声音所对应的N1-P2振幅相关的特征量。作为N1振幅 与P2振幅之差的绝对值而求出N1-P2振幅。例如，N1振幅既可以设为 第1声音～第3声音的各个声音刺激呈现后从90ms到110ms的区间平均 电位，也可以设为峰值振幅。例如，P2振幅同样地既可以设为声音刺激 呈现后190ms～210ms的区间平均电位，也可以设为峰值振幅。而且，将 计算出的特征量和声音刺激的信息(左右耳、频率、声压等)发送至判定 部66。

步骤S203中，判定部66针对从提取部56接受到的与第2声音及第 3声音各自的N1-P2振幅相关的特征量，粗略判定不适声压(高/低)。 具体是，按每个频率设置第2声音/第3声音各自的阈值，在测量出的第 2声音/第3声音的N1-P2振幅比阈值还大的情况下判定为不适声压高， 在比阈值还小的情况下判定为不适声压低。

通过这种处理，无需进行小波系数计算或线性判别这样复杂的运算， 就能粗略地判定不适声压是否高。不适声压高意味着用户对高声压的声音 有耐性，不适声压低意味着用户对高声压的声音无耐性。

根据本实施方式的推测系统200，以单调下降的声压变化多次连发地 呈现比一般被评价为UCL的声压更低的声音刺激，并基于第2声音及第 3声音所对应的N1-P2振幅，可简单地判定用户对高声压的声音是否有 耐性。由此，在对高声压的声音无耐性的情况下，可自动降低助听器或音 频播放器的音量。

也可以将上述的实施方式及变形例中的不适声压推测装置作为半导 体芯片电路来实现。也可以取代半导体芯片电路而实现为被设于PC内的 CPU。只要CPU通过执行计算机程序而能实现后述的各个构成要素的功 能即可。

(工业上的可利用性)

根据本发明涉及的不适声压推测系统，由于无需呈现强大的声音刺激 就能推测用户的不适声压，故对助听器店或家庭等中调整助听器是有用 的。再有，即便对听力正常的人而言，通过预先推测不适声压，从而也能 够应用于电视或立体音响装置中的最大音量设定等。

符号说明

1、2  不适声压推测装置

5  用户

10  声音刺激输出部

50  生物体信号测量部

55、56  现象关联电位特征量提取部(提取部)

65、66  不适声压判定部(判定部)

70  声音刺激群决定部

71、72  声音刺激声压决定部(声压决定部)

75  声音刺激生成部

90  HTL输入部

100、200  不适声压推测系统(推测系统)