一种基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法

摘要

本发明公开了一种基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法，其特征在于，将语音信号分帧，并将分帧后的信号通过16通道非等宽的6阶IIR分解滤波器组进行滤波；然后计算各通道的语音信号的声压级，并结合患者的听力图，获得患者的听力补偿曲线；根据听力补偿曲线对患者进行分通道听力补偿，并将补偿后的多通道信号进行综合，得到补偿后的有用信号提供给患者。本发明所达到的有益效果是：通过将声压级进行八段细化，能够获得更加准确的输入/输出曲线；通过符合人耳听觉特性的6阶IIR分解综合滤波器组，能够得到更加符合患者实际需要的补偿增益值。

说明书

技术领域

本发明涉及一种数字助听器宽动态压缩方法，具体涉及一种基于声压级分 段的数字助听器宽动态压缩方法。

背景技术

响度补偿技术是数字助听器中最核心、也是最重要的功能之一，其目的在 于补偿听力损伤患者缺失的语音信息，提高患者对于语音内容的理解。一方面， 响度补偿方法要根据患者的听阈、最适阈、痛阈以及动态范围，将语音信号声 压级匹配到患者的听觉动态范围之中；另一方面，由于患者对不同频率的信息 的听损情况的不同，响度补偿方法还需要根据患者的频率缺失情况，对不同频 率信号进行不同的补偿。目前，几乎所有的商用数字助听器都是利用多通道的 宽动态压缩来进行响度补偿的。

当前对响度补偿的研究主要都集中在多通道的划分上，主要有等宽和非等 宽两种划分方法：US2011/0007918A1(FilterbankconfigurationforaHearing device)公开了一种等宽的滤波器组设计方法，但是由于人耳对于声音频率高低 的感觉并不与实际频率呈线性关系，而为近似的对数关系，因此等宽的滤波器 组并不符合人耳耳蜗的听觉特性。A16-channellow-powernonuniformspaced filterbankcorefordigitalaids一文则提出了一种非等宽的滤波器组频带划分方 法。然而上述这些方法虽然通过频带划分使得患者一定程度上可以在不同频带 内获得不同的增益补偿，但是其在响度补偿时，多是笼统地通过低、中、高三 段输入声压级来进行补偿增益值的计算的，而患者对不同声压级的声音所需要 的补偿值并不只是需要三段来补偿，例如：在使用助听器的过程中，麦克风和 放大器等助听器的内部组件会产生较大的内部噪声，当在安静环境时，这种噪 声有时候可以被患者听见，特别是那些有好的低频听力的患者，这会导致患者 对语音的可懂度、辨识率以及舒适度的下降。因此，传统的低、中、高三段补 偿是不符合听损患者的实际情况的。

发明内容

为解决现有技术的不足，本发明的目的在于提供一种基于声压级分段的数 字助听器宽动态压缩方法，通过将声压级细化为八段，实现不同的输入声压级 补偿更加符合患者实际需要的增益，解决现有技术中助听器听力补偿方法效果 差、难以满足患者需求的技术问题。

为了实现上述目标，本发明采用如下的技术方案：

一种基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法，其特征在于，具体包 括以下步骤：

(1)对麦克风输入信号进行AD转换，并将转换后的数字信号分帧，每帧 信号为x(n)(n＝0,1,...,N-1)，其中N为帧长；

(2)分解滤波：对每帧语音信号x(n)(n＝0,1,...,N-1)，通过16通道非等宽的 6阶IIR分解滤波器组H_i(z)进行滤波，再进行采样率为S_i的降采样，得到符合人 耳听觉特性的16个频带语音信号x_i(n)(n＝0,1,...,N-1；i＝0,1,...,15)；

(3)声压级计算：计算各通道的语音-信号x_i(n)的声压级spl_i(i＝0,1,...,15)；

(4)补偿增益值计算：根据患者听力图，得到患者在各通道的压缩比cr_ij、 I/O曲线对应的各段直线解析式参数k_ij、b_ij，其中i＝0,1,...,15,j＝0,1,...,7，并通过 声压级spl_i计算得到所需的补偿增益值ig_i；

(5)响度补偿：通过得到的所需的补偿增益值ig_i对语音信号进行补偿，得 到补偿后的语音信号y_i(n)(i＝0,1,...,15)；

(6)综合滤波：将16个通道补偿后的语音信号y_i(n)(i＝0,1,...,15)先进行采样 率为S_i的升采样，再通过综合滤波器组F_i(z)＝S_i*H_i(z)，得到综合后的子带信号 y_i′(n)，最后合成得到最终补偿后的输出语音信号y(n)。

前述的基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法，其特征在于，所述 步骤3)中的声压级计算包含以下步骤：

(3.1)对各子带信号x_i(n)(n＝0,1,...,N-1；i＝0,1,...,15)，利用均方根计算有效声 压

(3.2)声压级spl_i的计算：

${\mathrm{spl}}_i=20\lg \frac{p_{e_i}}{p_{ref}}\left(dB\right)$(式1)

其中p_e为有效声压值，p_ref为参考声压值，在空气中参考声压值一般取 2×10^-5Pa。

前述的基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法，其特征在于，所述 步骤4)中包含以下步骤：

(4.1)根据患者的听力图以及所设计的滤波器组的各通道中心频率值fc_i， 通过线性插值得到各通道中心频率对应的听损值i＝0,1,...,15；

(4.2)将0-120dBSPL的输入声压级等分成8段，其中，7个拐点分别为 15、30、45、60、75、90和105dBSPL；

(4.3)对第i通道，针对10dBSPL的输入声压级：

针对25dBSPL的输入声压级：

针对40dBSPL的输入声压级：

针对50dBSPL的输入声压级：

针对65dBSPL的输入声压级：

针对80dBSPL的输入声压级：

针对95dBSPL的输入声压级：

针对110dBSPL的输入声压级：

其中，ig表示指定输入声压级所需的增益值(dB)，ht表示患者的听损值；

(4.4)根据步骤(4.3)所得到的16个通道的8段指定声压级所需的增益 值、输入0dBSPL时对应的输出b_i0以及第一段直线斜率k_i0＝1(i＝0,1,...,15)，可得 拐点15dBSPL所需增益ig，继而可依次获得其他拐点所需增益，从而可获得8 段直线解析式y_i＝k_ijx+b_ij参数k_ij和b_ij(i＝0,1,...,15,j＝0,1,...,7)，可得患者所需的压 缩比cr_ij＝1/k_ij；

(4.5)根据当前帧声压级spl_i(i＝0,1,...,15)以及患者所需I/O曲线，得到患者 所需的输出声压级splout_i，患者当前帧所需的补偿增益值ig_i为：

ig_i＝splout_i-spl_i(3)。

前述的基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法，其特征在于，所述 步骤5)包含以下步骤：

(5.1)根据补偿增益值ig_i，将dB域转至非dB域增益gain_i：

${\mathrm{gain}}_i={10}^{{\mathrm{ig}}_i/20}$(式4)

(5.2)根据语音信号的不同频率部分x_i(n)，得到所需的不同频带的输出语 音信号y_i(n)：y_i(n)＝gain_i·x_i(n)(5)。

本发明所达到的有益效果是：通过将声压级进行八段细化，能够获得更加 准确的输入/输出曲线；通过符合人耳听觉特性的6阶IIR分解综合滤波器组， 能够得到更加符合患者实际需要的补偿增益值。

附图说明

图1是数字助听器响度补偿模型；

图2是宽动态压缩方法框图；

图3是输入输出(I/O)三维曲线图；

图4是子带输入输出曲线图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明作进一步描述。以下实施例仅用于更加清楚地说明 本发明的技术方案，而不能以此来限制本发明的保护范围。

本发明通过将声压级细化为八段，实现不同的输入声压级补偿更加符合患 者实际需要的增益，解决现有技术中助听器听力补偿方法效果差、难以满足患 者需求的技术问题。

本发明中采用的数字助听器响度补偿模型如图1所示，101为当前帧输入语 音信号x(n)(n＝0,1,...,N-1)。102为16通道6阶IIR分解滤波器组H_i(z)(i＝0,1,...,15)， 实现语音信号的多通道分解，其模拟滤波器原型为3阶切比雪夫I型低通滤波器， 通带波纹大小为0.5dB，所得数字带通滤波器阶数为6阶，各通道频率根据人耳 听觉特性及耳蜗滤波器特性进行划分：

$i=26.81\stackrel{^^}{f_i}/(1960+f_i)-0.53,i=1,2,3,\mathrm{..}---\left(1\right)$

由式(1)可求得各临界频率进一步可将0-8kHz分为符合人耳听觉特性的 16通道，各通道划分结果如下表1所示。

表116通道分解综合滤波器组频带划分表

103为升降采样率S_i，由于滤波器组中的各滤波器带宽不同，为防止混叠应 设计不同的升降采样率。

根据带通抽样理论，要求未经抽样的子带信号的带宽必须严格满足：

$b_i<\frac{1}{S_i}{f}_h,i=0,1,\mathrm{...},15---\left(2\right)$

其中，b_i为子带信号带宽，S_i为升降采样率，f_h为信号最高频率，此处为8000Hz； 将分解滤波器组输出信号通过103降采样，得到子带信号x_i(n)。

104为数字助听器方法的核心部分，响度补偿模块，将x_i(n)通过此模块，得 到补偿后的子带信号y_i(n)；再经过103升采样后，通过105综合滤波器组F_i(z)， 综合与分解滤波器组的关系为：F_i(z)＝S_i*H_i(z)，综合后的子带信号为y_i′(n)；最 后将16个子带输出信号y_i′(n)合成即可得到最终补偿后的语音信号y(n)：

$y\left(n\right)=\underset{i=0}{\overset{15}{\Sigma }}{y}_i^{\prime }\left(n\right)---\left(3\right)$

宽动态压缩方法如图2所示，201表示经过分解滤波器组后的子带语音信号 x_i(n)。

202模块为声压级计算模块，通过202可计算得到子带当前帧的声压级spl_i。

203为患者的听力图，由203通过线性插值得到16个通道各中心频率值对 应的听阈值ht。

对第i通道，针对10dBSPL的输入声压级：

针对25dBSPL的输入声压级：

针对40dBSPL的输入声压级：

针对50dBSPL的输入声压级：

针对65dBSPL的输入声压级：

针对80dBSPL的输入声压级：

针对95dBSPL的输入声压级：

针对110dBSPL的输入声压级：

其中，ig表示指定输入声压级所需的增益值(dB)。

通过式(4)即可得到16个通道的8段指定声压级所需的增益值以及第一段直 线402的斜率k_i0＝1(i＝0,1,...,15)，再得到拐点15dBSPL所需增益ig，继而可依次 获得其他拐点所需增益，然后得到402-409这8段直线解析式y_i＝k_ijx+b_ij参数k_ij和 b_ij(i＝0,1,...,15,j＝0,1,...,7)，从而，患者所需的压缩比为cr_ij＝1/k_ij，输入0dBSPL 对应的输出401为b_i0，进而可以得到204所指的I/O曲线，其示例如图4所示， 16个通道得到的输入输出三维曲线示例如图3所示。

通过202和204即可得到205表示的患者在第i通道当前帧所需的增益值ig_i， 再将dB域的增益值转换为非dB域的增益值gain_i：

ig_i＝splout_i-spl_i(5)

${\mathrm{gain}}_i={10}^{{\mathrm{ig}}_i/20}$(6)

其中，splout_i表示患者在第i通道当前帧的输出信号声压级值。

通过206所指的WDRC即可得到患者在第i通道当前帧的输出信号y_i(n)：

y_i(n)＝gain_i·x_i(n)(7)。

在本发明的步骤3)对声压级计算中，在一定时间间隔内将瞬时声压对时间 求均方根值即可得到有效声压p_e：

$p_e=\sqrt{\frac{1}{t}{\int }_0^t{p}^{2}dt}---\left(8\right)$

其中，t表示平均时间间隔，它是周期的整数倍。而一般的声音信号，由于每帧 信号只能取离散个点，因此并不能直接用式(8)进行计算。

设一帧信号离散点数为N，声音长度为T，采样间隔为△t，则式(8)近似 等效为：

$p_{e_i}=\sqrt{\frac{1}{T}\underset{n=0}{\overset{N}{\Sigma }}{p}^2\Delta t}=\sqrt{\frac{1}{N\Delta t}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{p}^2\Delta t}=\sqrt{\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{p}^2}=\sqrt{\frac{1}{N}\underset{n=1}{\overset{N}{\Sigma }}{x}_i{\left(n\right)}^2}---\left(9\right)$

由式(9)即可计算得到一帧信号的有效声压值，再通过下式即可计算得到此帧 信号的声压级spl_i：

${\mathrm{spl}}_i=20\lg \frac{p_{e_i}}{p_{ref}}\left(dB\right)$(式10)

其中，p_ref为参考声压值，在空气中参考声压值一般取2×10^-5Pa。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通 技术人员来说，在不脱离本发明技术原理的前提下，还可以做出若干改进和变 形，这些改进和变形也应视为本发明的保护范围。