すべての補聴器で、イヤーモールドと外耳道の間の通気口またはシールから音が漏れたときに音響フィードバックが発生します。 ほとんどの場合、音響フィードバックは聞こえません。 しかし、補聴器のin-situゲインが十分に高い場合、または最適サイズよりも大きいベントを使用する場合、外耳道内で生成される補聴器の出力は、イヤーモールド/シェルによって提供される減衰を超える可能性があります。 その後、補聴器の出力が不安定になり、一度聞こえない音響フィードバックが聞こえるようになります。 著者のメモ：本稿では、読者は、技術的には、フィードバックは補聴器ですべての時間を発生することを認識する必要がありますが、可聴口笛音を”フィードバッ
フィードバックは、着用者の利用可能なゲインを制限します。 多くの着用者とそれらの周りの人々のために、フィードバックは迷惑とさえ恥ずかしさです。 さらに、フィードバック（すなわち、副振動フィードバック）の危機に瀕している補聴器は、補聴器の周波数特性に影響を与え、断続的な口笛につながる可能性1実際には、補聴器装用者の24％もが、装置内の口笛に対する不満を報告していました。2このように、過去数年間にわたって多くの研究者、技術者、臨床医がフィードバックの発生を防止し、管理しようとしてきたことは予想外ではありません。 読者は、優れた要約のためにAgnew3に言及されています。
デジタル信号処理（DSP）技術を使用するなど、さまざまなアプローチにもかかわらず、すべてが快適性、音質、および/または音声明瞭度を損なう可能性のある この記事では、その生成、管理の原則、関連する副作用、およびこれらの問題が新しいデジタル補聴器で解決されるように設計されている方法を含む、フ
フィードバックのモデルの探索
サウンドシステムは、サウンド入力を取り、出力を生成する任意のエンティティです。 その定義を使用して、補聴器は、信号が補聴器を離れるように（すなわち、入力）音を取り、着用者の聴力損失に応じてそれらを増幅する（すなわち、処理）物理、出力）着用者のための適切なラウドネスで。
その結果、工学制御システム理論で一般的に使用されている概念を使用して、補聴器の動作を記述することができます。4以下は、フィードバックが発生したときになぜ、何が起こるかの簡略化された定量的な説明です。
図1は、補聴器の簡単なブロック図を示しています。 入力信号（Ｘ）は利得係数（Ｇ）によって増幅され、結果として出力信号（Ｙ）が得られる。 補聴器/イヤーモールドが完全なシールを提供する場合（すなわち 出力信号（Ｙ）は、単に、補聴器の利得および入力レベル（Ｘ）によって決定される。 それは…,
式1：Y=GX
図1.1.1. 1. 補聴器のブロック図。
フィードバックパスが存在すると、出力信号の一定の割合（π）がマイクにリークします。 図1.1.1. 図2は、増幅された音の一部がそのマイクに漏れることを可能にする補聴器の簡単なブロック図を示す（すなわち、それはフィードバック経路を有する）。 フィードバックプロセスは、ループした一連のイベントとして考えることができます。 最初に、入力信号Xが出力GXを作成します。 最初のループの間に、出力信号Ｇ Ｘのある部分（θ）がマイクロフォンに漏れ戻り、θ Ｇ Ｘとして入力に寄与する。 したがって、マイクでの結合された入力は（X+θ gx）になります。 その後、信号は係数Gによって増幅され、出力信号に寄与する。 つまり、一つのループの後の補聴器の出力は次のようになります:
式2:Y=GX+G(θ gx))
図1.1.1. 2. 増幅された音の一部がマイクに戻って漏れることを可能にする補聴器のブロック図。
出力がマイクに”ループ”すると、出力はG∞倍になります。 “N”個のループの後、補聴器の出力は次のようになります。
式3: Y=GX
式3はべき級数の例であるため、次のように単純化することができます。
式4:Y=GX/(1–G Θ)
式4を理解する直感的な方法は、出力信号Yが二つの成分で構成されていることを考えることです。 第一の成分は増幅された入力信号であり、第二の成分は増幅されたフィードバック信号である。 増幅された入力信号は、入力信号にアンプGのゲインを掛けたものに等しくなります（図の基本的な補聴器図に従って）。 1). フィードバック信号は、出力信号Yの分数θに等しくなります（図を参照）。 2). このフィードバック信号はマイクロフォンによってピックアップされ、係数Gによって増幅され、出力信号にG Β Yとして寄与します。 つまり、補聴器の出力は次のようになります。
式5：Y=GX+G Β Y
G Β Yを式の左側に移動して単純化すると、
式6：Y（1-G Β）=GX
両側を（1-G Β）で割ることによ: Y=GX/(1-G Θ)
補聴器のフィードバックを制御する要因を理解する上で、式4が基本的であることがわかります。 分母（すなわち、分周線の下に書かれた部分）がない場合、式4は、フィードバック経路のない補聴器の式1と同じであることに注意してください（図によ 1). したがって、補聴器のフィードバック特性を記述するのはこの分母です。 分母のGとσの要素は、補聴器システムで考えられるフィードバック問題の主な決定要因であるループゲインG Σ（または開ループゲイン）を形成します。
ループゲインは、明らかに補聴器のゲイン（G）によって制御されます（つまり、ゲインを減らすことによってフィードバックを排除することができます）。 一方、θの大きさは、制御可能であってもしなくてもよい多くの要因によって影響される。 例えば、ベントからの漏れ量を制御することができますが、顎の動きからの断続的な漏れ、補聴器に近い反射面の存在、部屋の残響、およびヘッド位置の変 これは、フィードバック経路の振幅および周波数応答が静止していない可能性があることを意味します。
εがゼロ（つまり漏れがない）ならば、項G Εはゼロ（0）になることがわかります。 分母が正の値(>0)をとる場合、補聴器システムは安定しており、可聴フィードバックは発生しません(これはナイキスト安定性基準として知られています)。 一方、σの値が増加する場合、またはアンプのゲインが増加する場合（またはその両方）、G Σの値が増加します。 これにより、分母（1-G∞）の値が減少し、システムの出力が増加します。 しかし、G∞の値が1に近づくと、分母が0に近づき、システムが不安定になります。 この場合、可聴フィードバックが発生し、出力信号Yは、補聴器の最大出力に達するまで、または圧縮システムの活性化によってゲインが低下するまで増
式4はまた、同じ漏れ（θ）に対して、フィードバックの発生は主に補聴器のゲイン（G）によって決定されることを示しています。 Gが増加するにつれて、g∞が1に近づくと（分母が0に近づくと）フィードバックのリスクが増加します。 明らかに、Gが増加すると、出力GXも増加します。 しかし、高出力が必ずしも高利得を必要としないことを認識しなければなりません。 利得が低い高入力(X)の場合も、高出力になる可能性があります。
フィードバック制御方法
可聴フィードバックは補聴器システムの不安定性の兆候であるため、式4は安定性を回復するための二つの可能な解があることを示唆している。 一つの解決策は、漏れ係数λを制御することによってマイクロホンにフィードバックされる信号を制御することである。 もう一つは、補聴器の利得（Ｇ）を低減することである。 以下では、フィードバック削減が実装されている方法について説明します。
図1.1.1. 3. リニア補聴器のフィードバック管理（Fb）中の入力ゲイン曲線に及ぼす影響。 線形補聴器でフィードバックを制御するためにゲインを減らすと、すべての周波数とすべての入力でゲインが減少します。
予防的実践：着用者が補聴器で利用可能なゲインを利用するための最良の状態を与えられることを保証するための予防措置には、以下が含まれます:
- 正確な耳の印象を確保する;
- 外耳道におけるレシーバーの適切な向きを確保する;
- 外耳道またはレシーバー開口部の耳垢を避ける;
- チューブに亀裂がないことを確認し、
- は適切な通気孔サイズなどを使用してください。
これらのプラクティスはよく知られており、潜在的なフィードバックパスσを制御することを目的としています。 これらは、補聴器の反フィードバックまたはフィードバックキャンセルアルゴリズムの利用可能性にかかわらず、行使すべきである。
音響アプローチ：ほとんどの調剤専門家は、補聴器/イヤモールドシステムを介した音の漏れを低減することにより、フィードバックを制御することに精通 通気孔の直径を制限することおよび／またはイヤモールド／補聴器シェルの第１の屈曲領域の直径／胴囲を増加させることのような試みは、最初のステップであり、最も頻繁に使用される音響的アプローチを表す。
しかし、これらのアプローチは、補聴器からの利用可能なゲインにも影響を与える可能性があります。 Kuk5は、並列Select-A-Vent（SAV）の直径が0から3mmに調整されたため、シングルチャネルリニアパワー BTE補聴器の最大挿入ゲインに関するデータを提供しました。25dBのゲイン変化は250Hzで、10-15dBは1000Hzを上回っていました。 このような発見は、代わりにマルチチャンネル補聴器を使用した場合に変更することができます。
音響アプローチは、潜在的なフィードバック経路bを管理することも目的としています。 例えば、通気孔の直径を小さくすると、閉塞した外耳道の換気が減少し、補聴器の周波数応答が変化し、通気孔を通る自然な低周波の流れが減少し、主観的な音質が低下し、発声中の閉塞の知覚が増加する可能性がある。6さらに、イヤモールドの運河の直径を大きくすると、物理的な不快感につながる可能性があります。 まれに、外耳道の痛みや擦り傷が生じることがあります。
リニア機器のゲイン低減：ほとんどの補聴器は、高周波数でより大きなゲインで製造されています。 残念なことに、典型的なフィードバック経路は、低周波数よりも高周波数での減衰も少なくなります。 したがって、可聴フィードバックのリスクは、より高い周波数範囲で最も高くなります。
フィードバックを制御する一般的な方法の一つは、トーンコントロールまたはローパスフィルタを使用して補聴器の高周波ゲインを下げることです。 しかし、この方法では、より高い周波数（および隣接する）領域の利得も損なわれます。 結果として、音声明瞭度が低下する可能性があります。 ノッチフィルタ（例えば、Ａｇｎｅｗ７）の使用、共振周波数の減衰、位相シフト（例えば、Ｐｒｅｖｅｓ ｅ ｔ ａ ｌ．８）および周波数シフト（例えば、Ｂｅｎｎｅｔｔ ｅ ｔ ａ ｌ．る（例えば、Ｌｕｎｎｅｒ ｅ ｔ ａ ｌ．，Ｎｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓ．，Ｎｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓ．，Ｎｕｃｌｅｉｃ Ａｃｉｄｓ Ｒｅｓ．，Ｎ．10)近くの頻度に対するより少ない効果の制御のフィードバックでより精密です。 明らかに、これが真である程度は、フィルタの帯域幅に依存します。
リニア補聴器のフィードバック管理には、追加の問題があります。 これらのデバイスはすべての入力レベルで同じゲインを提供するため、周波数領域に適用されるゲイン低減はすべての入力レベルで有効です。 これは、ソフトな音だけでなく、中レベルの音が同じ程度に影響を受けることを意味します。 すべての入力レベルでの音声明瞭度が影響を受ける可能性があります（図10）。 3). フィードバック周波数は限られた周波数領域から発生する可能性がありますが、単一チャンネルのリニア補聴器を使用している人は、フィードバックを最小化するためにすべての周波数にわたって全体的なゲインを下げなければなりません。
非線形計測器のゲイン削減：非線形（または圧縮）デバイスは、入力が増加するにつれてゲインを少なくします。 これらの機器のフィードバック管理は、フィードバックが発生する周波数領域のゲインを減少させることによっても達成されるため、線形補聴器のフィー
例外が1つあります。 一方、線形補聴器では、すべての入力レベルのゲインが影響を受けますが、最も低い入力レベルのゲインのみが影響を受けるように非線形補聴器を設 これは、非線形aidの利得が最低入力レベルで最大になり、入力が増加するにつれて減少するためです。 圧縮スレッショルドを増加させてこの最大ゲインを下げることにより、より高い入力レベルでゲインに影響を与えることなく帰還を制御します。11これは、フィードバックを制御するための効果的かつ実用的な方法であり、デジタル補聴器（例えば、Senso）で使用されている。12ソフト音声の明瞭度は損なわれる可能性があるが、会話音声の明瞭度は維持される。 図1.1.1. 図4は、このような非線形補聴器の入力-ゲイン曲線に対するフィードバック管理の効果を示しています。 非線形補助では、より柔らかい音のゲインのみが影響を受けることに注意してください。
フィードバック管理に対する”ゲイン削減”アプローチの背後にある仮定は、固定されたフィードバック周波数が一つしかないということです。 現実には、そのような仮定はめったに真実ではありません。 典型的には、不安定性が生じる複数の周波数が存在する。 ある周波数を抑制すると、別の周波数でフィードバックが作成されます。さらに、図３に示したように、フィードバック経路は静止しておらず、補聴器装用者の状態によって動的に変更される。 その結果、フィードバックは、診療所で制御されていても、実際の生活の中でまだ発生する可能性があります。
DSP計測器のフィードバック戦略
デジタル技術は、フィードバック問題に対処するための追加の可能性を提供します。 しかし、このようなフィードバック低減アルゴリズムの計算要件が激しいため、多くのDSP補聴器は前の段落で説明した方法を利用しています。 このような制約にもかかわらず，フィードバックを制御するために補聴器で多くのＤＳＰベースのフィードバックキャンセルアルゴリズムが試みられている。
フィードバックキャンセルの原則：図。 図2は、フィードバック信号（G Β X）の増幅がシステムの不安定性をもたらすためにフィードバックが発生することを示しています。 このフィードバック信号の特性が既知であれば、フィードバック経路の特性と同様の応答特性を有するフィルタを生成することができる。 推定されたフィードバック信号を入力から減算することにより、事実上フィードバックのないシステムを得ることができます。 これは現代のフィードバックキャンセル理論の背後にある原則です。 Egolf&Larson13はこの原理を詳細に説明した。
理論的には健全ですが、Egolf&Larson13によって記述された初期のフィードバックキャンセル方法は、一つの固定応答を持つフィルタに基づいていました。 先に説明したように、顎の動きの間の外耳道における補聴器の動き、頭の周りの反射面の変化（聴覚aid14の上に置かれた電話など）などが挙げられる。、フィードバックパス特性を変更する。 その結果、フィードバックはまだ現実の生活の中で発生する可能性があります。 フィードバック経路の特性の変化に適応する可変フィルタシステムが必要である。
アダプティブフィードバックキャンセル:補聴器用に設計された最初のアダプティブフィードバックキャンセルシステムは1990年頃に開発されました。15,16固定フィルタの代わりに、適応キャンセルフィルタの特性を更新するために、フィードバックパスを常に監視するフィードバックキャンセリングシステ 以前のシステムでは、補聴器はアンプへの入力信号として低レベルのノイズを発生させました。 フィードバック信号の正確な推定を提供するために，受信機に入る元の雑音信号とマイクロホンとの間で連続的な相関解析を行った。 相関解析の結果を用いて，適応フィルタの伝達関数をフィードバック経路の伝達関数に向かって連続的に修正した。 実際のフィードバック信号を含むマイクロフォン信号から推定されたフィードバック信号を減算すると、フィードバック信号がキャンセルされ、それによ 2).
適応アルゴリズムの利点は、固定フィルタが使用されず、使用可能なゲインに妥協がないことです。 これらのアルゴリズムはフィードバックの前の付加的な使用可能な挿入の利益の5-10dBの改善を報告した。17さらに、フィードバック経路特性18のゆっくりとした変化も適切に管理されます。
図1.1.1. 4. 非線形補聴器のフィードバック管理(Fb)中の入力ゲイン曲線への影響。 線形補聴器と非線形補聴器の間の入力レベル間の効果の違いに注意してください。
その相対的な有効性にもかかわらず、いくつかの問題がこのシステムの広範な受け入れを妨げました。 一つの問題は、相関解析の活発な計算需要でした。 フィードバック経路を正確に推定するには、相関解析を連続的に、または短い一定の間隔で実行する必要があります。 当時のチップ技術のレベルを考えると、化粧品的にも機能的にも受け入れられるような商用システムを実装することは困難でした。
このアプローチのもう一つの欠点は、相関に使用される低レベルのノイズがほとんどの補聴器着用者に聞こえたことです。 これは、いくつかの着用者に迷惑だったし、実際には、重度から深刻な損失を持っていた人々に補聴器をキャンセルするこれらのフィードバックの使用を 最近，環境内の音を用いてフィードバック経路を推定するフィードバックキャンセルシステムについて述べた。これらは、人工的な騒音が存在しないので、可聴測定騒音の問題を解決する可能性がある。
しかし、キャンセル方法のアーティファクトや応答速度に関連する問題が残っている可能性があります。 フィードバック経路を推定するために相関解析を行うことを先に述べた。 これは、フィードバック信号が元の信号の高度に相関したバージョンであるという仮定に基づいています。 高い相関が観察されるが、相関分析の期間が短い場合、システムは、実際にそのようなフィードバックが発生していないときにフィードバックの存在を示唆する可能性がある。 これは解析アルゴリズムの成果物です。 実生活では、ほとんどの音声信号と音楽信号は短期的には高い相関がありますが、長期的には相関がありません。 このように、音声と音楽の短期相関分析は、いくつかの信号のキャンセルをもたらす可能性があり、さらには不快な音質と明瞭度の損失につながる可 これは、このようなアーチファクトを回避するために、長期相関（すなわち、遅効性フィードバック経路推定）を使用すべきであることを示唆している。
一方、フィードバックキャンセルアルゴリズムがフィードバック信号をキャンセルするのに長い時間がかかる場合、フィードバックパスの特性の急激な変化に対処できない場合があります。 可聴フィードバックは、フィードバックキャンセルアルゴリズムがフィードバック信号の推定とキャンセルに成功するまで、結果として生じる可能性があります。 例えば、耳の隣に置かれる電話受話器はフィードバックの取り消しのアルゴリズムが迷惑な信号の軽減で有効である前に数秒を持続させるかもしれ これは望ましくなく、成功したアルゴリズムは、フィードバック経路の突然の変化を（理想的には）処理する必要があります。
要約すると、フィードバックを低減するための既存の方法には、リークを最小限に抑え、利用可能なゲインを低減するためのアプロー これらの方法はフィードバックを制限するかもしれませんが、不快感や明瞭度/音質の損失につながる可能性もあります。 適応フィードバックキャンセルの現在のDSP法は、約束を保持しますが、不要なアーティファクトを生成する可能性があります。
新しいDSPフィードバックソリューション
小型化技術の進歩により、実際の状況でのフィードバックを制御するためのSenso Divaに適応フィードバックアルゴリズムを実装するために、より小さく、より強力なチップを使用することができました。 現在のアルゴリズムにはいくつかの特許出願中の要素が含まれており、Widexテストの結果は、前述のように副作用がほとんどまたはまったくなく、10dB チップ設計とそのDSP実装を使用しているため、計測器の適応帰還アルゴリズムは常にアクティブであり、低電流ドレインを維持しています。 以下は、フィードバックパスシミュレータと動的キャンセルオプティマイザというアルゴリズムの2つの主成分について説明します。
Feedback path simulator(FPS):feedback path simulatorは、キャンセル信号を生成するためにフィードバック信号の特性を推定するように設計されています。 外部ノイズ源を使用する以前の試みとは対照的に、FPSは入力音響信号を使用して相関プロセスを駆動します。 フィードバック経路の推定誤差（すなわち，音声／音楽のフィードバックとしての誤解）を避けるために，相関解析を行う適切な長さの時間窓を確立するために大きな努力をした。 補聴器装用者は、前の段落で説明した外部ノイズを聞く必要はありません。
図5は、システムの動作を示しています。 受信機からマイクロフォンにフィードバックされる信号を推定するために、受信機信号（A）は、32kHzのサンプリングレートで受信機（B）に入る増幅された信号に連続的に相関している。 キャンセル信号（C）は、マイクでのフィードバック信号をキャンセルするために夏（+）に送信される生成されます。 フィードバック経路の特性が変化すると、キャンセル信号の特性も変化します。 安定した分析を得るために、約5-10秒の分析ウィンドウを選択した。 分析の結果は、新しいサンプルごとに更新されます（つまり、毎秒32,000回）。
図1.1.1. 5. Divaフィードバックキャンセルアルゴリズムの2つの主成分を示すブロック図:フィードバックパスシミュレータ(FPS)とダイナミックキャンセリングオプティマイザ(DCO)。
前述のように、このアプローチの利点は、任意の周波数または任意の入力レベルで使用可能なゲインに影響を与えるために固定フィルタを使用しない フィルタの帯域幅や補聴器内のチャンネル数は、キャンセル信号が生成され、バンドスプリットフィルタの前にマイク信号に追加されるため、キャンセル処理の精度には影響しません。 さらに、フィードバック経路の逆複製であるため、複数のフィードバック周波数をキャンセルすることができます。 フィードバック-パス-シミュレータは本質的に適応性があるため、時間の経過とともに発生する可能性のあるフィードバック-パスの特性の変更が自動的
注意事項が必要です。 FPSプロセスは、音声や音楽が着信信号である場合の潜在的なアーティファクトを避けるために、5-10秒の適応時間を持つように意図的に設計されてい フィードバック信号の特性が時間の経過とともにあまり変化しない場合、適応プロセスは収束し、高度の精度で正確な”フィードバックキャンセル信号”を作 これにより、フィードバック信号が完全に除去されます。 しかし、フィードバック信号経路の特性が時間の経過とともにかなり変化する場合、適応プロセスは完全に収束して正確なフィードバックキャンセル信号 実際に、この平均推定値は、不完全なフィードバックキャンセルをもたらすために、瞬間的なフィードバック信号の特性から実質的に逸脱し得る。
図1.1.1. 6. フィードバックキャンセルユニットなしで、フィードバックキャンセルユニットの両方のコンポーネントを使用して、可聴フィー アクティブフィードバックキャンセルユニットでは、10-12dB以上の使用可能なゲインが利用可能であることに注意してください。
Dynamic Cancel Optimizer(DCO):FPSの制限により、dynamic cancel optimizer(DCO)アルゴリズムが開発されました。 着用者が咀嚼またはあくびをしているとき、外耳道の形状が変化するにつれて、追加の音漏れが生じる。 電話を補聴器の近くに保持すると、耳に近い反射面が変化します。 これらの状況は、フィードバックパスとその結果、フィードバック信号が迅速に変更される状況のいくつかを表します。 FPSの遅い性質のために、”フィードバックキャンセル信号”を十分に速く生成できない場合があります。 その結果、FPSが正確なフィードバック信号を推定してキャンセルするまで、フィードバックがこれらのインスタンスで発生する可能性があります。 また、フィードバック信号の特性が安定しない場合（常に顎を動かす着用者のように）、フィードバックは決してキャンセルされないことがあります。 明らかに、これは着用者にとって迷惑になる可能性があります。
効果的なフィードバックキャンセルアルゴリズムは、フィードバックパスの急速な変化にも対応できるはずです。 DCOは特許出願中の高速動作機構で、各周波数チャネルのフィードバック経路の減衰特性を連続的に推定するように設計されています。 このことから、各周波数チャネルにおける最大利得の推定値が計算される。 信号パスに挿入される信号を生成しないため、前述のアーティファクトを生成することなく、その動作が非常に高速になる可能性があります。 フィードバックパスが急速に変化する場合（例えば、 DCOは、可聴フィードバックを生成するチャネルの低入力ゲインを迅速かつ一時的に制限するように設計されています。 これにより、FPS時間で新しいフィードバックパスを再計算し、ゲインを下げることなくフィードバック信号をキャンセルできます。 DCOは特定のチャンネルで動作するため、チャンネル帯域幅はその動作の特異性に影響する可能性がありますが、1/3オクターブ幅の15チャンネルを使＜5345＞＜2483＞FPSとDCOの両方が常にアクティブです。 しかし、刺激条件の性質とフィードバック機構の要件に応じて、ある成分の作用が他の成分よりもいつでも支配的である可能性があります。 図1.1.1. 図6は、FPSとDCOの複合効果により、フィードバックが発生する前に10-12dBほどの使用可能なゲインを可能にすることを示しています。
結論
適切な予防と音響対策により、音響フィードバックを最小限に抑えることができます。 デジタル信号処理は従来のアプローチの機能をはるかに超過する付加的な可能性を持って来る。
フィッティング中のフィードバックキャンセルアルゴリズムの使用
フィードバックテストは、Diva DSP補聴器のフィッティング手順の不可欠な要素です。 フィードバックキャンセルアルゴリズムの経験は、ほとんどの状況で最小限の成果物で肯定的であったため、アルゴリズムは常にアクティブなままにす 個々の特性とテスト環境に応じて、アクティブフィードバックキャンセルユニットは、非アクティブキャンセルユニットよりも10dB以上の使用可能なゲインを可能にします。 一方、フィードバックアルゴリズムの無効化は、特定の種類の音楽から生じるまれで予期せぬアーティファクトの発生を防ぐことができます。
アクティブなフィードバックキャンセル状態は、補聴器からの使用可能なゲインの高い量を必要とする着用者のために特に必要です。 あまり重要ではない状況では、能動的なフィードバックキャンセルアルゴリズムは、閉塞効果を含む主観的好みの改善のために、補聴器/イヤモールドからのより多くの通気/漏れを望む人々にとって有利である可能性がある。 これはまた柔らかい外耳道の皮やまっすぐな外耳道の幾何学とのそれらのために有利であり、顎の動きによる”方法を働かせる注文の補聴器との問 さらに、この特徴は年齢10より若いそれらの小児科の付属品のために有用であることができます。 子供がより古く育つと同時に外耳道20、21および耳介/甲介のサイズの急速な成長は同じearmoldとのフィードバックの高められた危険をもたらします。
調剤専門家は、ポータブルプログラマ（SP3）またはコンパスソフトウェア（v.3.1). テストは、テスト結果を交絡から無関係な音を避けるために、静かな環境で行う必要があります。 信号は、適応フィルタを初期化し、各周波数チャネルのフィードバック経路の減衰を推定するために使用されます。 音響フィードバック経路を介してマイクロホンにリークしたレシーバからの出力は、フィードバック経路の伝達特性を計算するために使用されます。 フィードバックテストは2つの重要な情報を提供します:それは貝/earmold適合の適合性を査定し、システムを初期化します。
シェル/イヤーモールド適合の評価:フィードバックテストの結果は、現在のイヤーモールド/シェルが、着用者の快適なリスニングレベルに通常の音声を増幅す この情報は、伝統的に使用されているよりも大きな通気孔を可能にし、それによって閉塞効果を低減し、補聴器の主観的品質を改善することができる。 しかし、より大きな通気口は、ノイズ低減および指向性マイクロホンシステムの有効性を低下させる可能性がある。 フィードバックテストの利点は結果が分配の専門家が外耳道および耳介の個々の好みそして特性に従って必要な出口の直径で知識のある選択をする
フィードバックテストの結果は、可聴フィードバックが発生する前に使用可能なゲインの範囲も反映します。 ただし、結果がフィードバックテスト中のテスト状況の状態にのみ適用されることを認識することが重要です。 別の状況で（例えば 人の口が開いているとき、または電話が耳の上に置かれているとき）、補聴器の音響経路が不安定になり、可聴フィードバックが生じることがあります。 フィードバックテスト中に決定された値にフィードバックが発生する上限ゲイン制限を設定した場合、補聴器は常に音響振動の寸前にある可能性があります（副振動フィードバック）。 これにより、補聴器の周波数応答が変化する可能性があります。1なお、顎のどの動きでも聞こえるフィードバックに補聴器を送ることができます。
これを回避するために、Senso PlusとDiva補聴器では”フィードバックマージン”を含める練習が採用されました。 フィードバックマージンは、可聴フィードバックが発生するレベル以下のdBゲインを表します。 たとえば、6dBのフィードバックマージンは、最大ゲインが可聴フィードバックが発生する場所よりも6dB低く設定されていることを意味します。
システムの初期化:フィードバックテストの結果は、フィードバックパスシミュレータの初期化にも役立ちます。 つまり、デジタルフィルタの初期パラメトリック設定を設定して、キャンセル信号を生成できるようにします。 パラメータ値は、補聴器のメモリに保存され、補聴器の電源を入れるたびに有効になります。 適応フィードバックキャンセル処理は、その推定値をフィードバック経路の最初の推定値として開始します。
実際に補聴器を装着している状態に変化がない場合、FPSはフィードバック信号をキャンセルするのに最小限の時間がかかります。 推定されたフィードバックパスからフィードバックパスの特性が変化した場合、FPSの適応性によってパラメトリック設定が微調整され、フィードバック信号がキャンセルされます。 実際の再調整時間は、推定されたフィードバックパスと実際のフィードバックパスの近さに依存します。 差が大きいほど、正確な推定で適応プロセスが「ゼロイン」になるまでの時間が長くなります。 したがって，キャンセルプロセスの適応性はフィードバック信号をキャンセルするが，より現実的な条件下で行われるフィードバックテストは，フィードバック経路の初期推定値をより良くし，フィードバックキャンセルプロセスの有効性を改善することが期待される。 同じ理由で、新しい初期値のセットが格納されるようにearmoldまたはshellが変更されたときにフィードバックテストをやり直すことが重要です。
この記事は、ニューヨーク州ロングアイランドシティのWidex補聴器Coの聴覚学のディレクターであるFrancis Kuk、PhD、および聴覚学のディレクターであるCarl Ludvigsen、Ms、およびWidex ApS、Vaerloese、デンマークの研究エンジニアであるThomas Kaulberg、PhdによってHRに提出された。 対応は、HRまたはFrancis Kuk、Widex Hearing Aid Co、35-53 24th St、Long Island City、NY11106-4116に宛てて行うことができます。
1. コックス-エム… 補聴器の周波数応答に対するイヤモールドベントとsuboscillatoryフィードバックの複合効果。 耳が聞こえます。 1982;3:12-17.
2. コチキンS. 満足と利益の主観的尺度：規範を確立する。 聴聞会でのセミナー。 1997; 18(1):37-48.
3. Agnew J.補聴器の音響のフィードバックそして他の聞こえる人工物。 増幅の傾向。 1996;1(2):45-82.
4. Egolf D.制御システムの観点からの音響フィードバック文献のレビュー。 In G Studebaker&F Bess'(eds)Vanderbilt Hearing Aid Report:State-of-The Art Research Needs. Upper Darby,Pa:Monographs in Contemporary Audiology,1982:94-103.
5. Kuk F.十イヤーモールドの設計の最高の使用可能な実質耳の挿入の利益。 J-Am Acad Audiol. 1994;5:44-51.
6. Kuk F.補聴器における通気の知覚的結果。 ブリット-ジェイ-オーディオール 1991; 25:163-169.
7. Agnew J.音響フィードバックを低減するためのノッチフィルタの適用。 Jourを聞いてください。 1993; 46, 37-40.
8. Preves D、Sigelman J、LeMay P.補聴器のためのフィードバック安定化回路。 聞いてみてください。 1986; 37(4):34, 36-41, 51.
9. Bennett M、Srikandan S、Browne L.制御されたフィードバックの補聴器。 エイドジャールを聞いてください。 1980; 33(7):12, 42.
10. Lunner T、Hellgren J、Arlinger S、Elberling C.aのデジタルフィルター銀行補聴器: 三つのデジタル信号処理アルゴリズム-ユーザーの好みとパフォーマ 耳が聞こえます。 1997;18:373-387.
11. Kuk F.非線形補聴器のフィッティングへの最近のアプローチ。 RJ Roeserでは、M Valente&H Hosford-Dunn’s(eds)Audiology:Diagnosis,Treatment,and Practice Management. Vol. ニューヨーク：Thieme出版社。 2000:261-290.
12. サンドリンR.完全にデジタル補聴器を導入します。 Jourを聞いてください。 1996;49 (4):45-49.
13. Egolf D,Larson V.補聴器における音響フィードバック抑制。 リハビリR&D進捗報告。 ワシントンD.C.:Dept. 1984年のベテラン-アフェリエイターの: 163-164.
14. ケイツJ.補聴器におけるフィードバックの問題。 Jコミュ… 1991; 24:223-235.
15. Bustamante D、Worrall T、Williamson M.補聴器の音響フィードバックの測定そして適応性がある抑制。 プロク… ICASSP. 1989: 2017-2020.
16. Dyrlund O,Bisgaard N.プロトタイプDFS(Digital Feedback Suppression)システムを使用した補聴器の音響フィードバックマージンの改善。 スカンディナヴィア 1991; 20:49-53.
17. Henningsen L,Dyrlund O,Bisgaard N,Brink B.デジタルフィードバック抑制(DFS). スカンディナヴィア 1994; 23:117-122.
18. Engebretson A,French-St.George M,O’Connell M.補聴器の適応フィードバック安定化。 スカンディナヴィア 1993; 22:56-64.
19. Hellgren J,Lunner T,Arlinger S.補聴器におけるフィードバックのシステム同定。 J Acoust Soc Amer. 1999; 105:3481-3496.
20. Kruger B.幼児および幼児の外耳共鳴に関する更新。 耳が聞こえます。 1987; 8: 333-336.
21. Feigin J、Kopun J、Stelmachowicz P、Gorga M.幼児および子供の外耳道の音圧レベルの調査管のマイクロフォンの手段。 耳が聞こえます。 1989; 10: 254-258.