一种基于声压级分段的数字助听器宽动态压缩方法
【技术领域】
[0001] 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】
[0002] 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。
[0003] 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：US 2011/0007918 A1 (Filter bank configuration for a Hearing 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。 A 16-channel low-power nonuniform spaced filter bank core for digital aids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】
[0004] 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。
[0005] 为了实现上述目标，本发明采用如下的技术方案：
[0006] -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：
[0007] (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 χ(η) (η = 0, 1，. . .，N-1)，其中 N 为帧长；
[0008] (2)分解滤波：对每帧语音信号X (η) (η = 0, 1，...，Ν-1)，通过16通道非等宽的6 阶IIR分解滤波器组私(ζ)进行滤波，再进行采样率为降采样，得到符合人耳听觉特性 的 16 个频带语音信号 Xi (η) (η = 0, 1，· · ·，N-l ;i = 0, 1，· · ·，15);
[0009] (3)声压级计算：计算各通道的语音-信号Xi (n)的声压级spli (i = 0, 1,.. . , 15)；
[0010] (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Cri]、I/0曲线 对应的各段直线解析式参数klP ，其中i = 0, 1，. . .，15, j = 0, 1，. . .，7,并通过声压级 spli计算得到所需的补偿增益值ig i;
[0011] (5)响度补偿：通过得到的所需的补偿增益值igl对语音信号进行补偿，得到补偿 后的语音信号 yi (n) (i = 0, 1，...，15);
[0012] (6)综合滤波：将16个通道补偿后的语音信号yi (n) (i = 0，1，...，15)先进行 采样率为升采样，再通过综合滤波器组F i (z) = SjHi (z)，得到综合后的子带信号 y/ (η)，最后合成得到最终补偿后的输出语音信号y (η)。
[0013] 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：
[0014] (3. 1)对各子带信号 χ;(η) (η = 0, 1，· · ·，N-1 ;i = 0, 1，· · ·，15)，利用均方根计算 有效声压氣，
[0015] (3. 2)声压级 splja计算：
[0016] ·Ψ? = (式丄）
[0017] 其中h为有效声压值，praf为参考声压值，在空气中参考声压值一般取2X10 5Pa。
[0018] 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：
[0019] (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fCl，通过线 性插值得到各通道中心频率对应的听损值批i = 〇, 1，...，15 ;
[0020] (4. 2)将0-120dB SPL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 105dB SPL ;
[0021] (4. 3)对第i通道，针对10dB SPL的输入声压级：
[0023] 针对25dB SPL的输入声压级：
[0025] 针对40dB SPL的输入声压级：
[0027] 针对50dB SPL的输入声压级：
[0029] 针对65dB SPL的输入声压级：
[0031] 针对80dB SPL的输入声压级：
[0033] 针对95dB SPL的输入声压级：
[0035] 针对110dB SPL的输入声压级：
[0037] 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；
[0038] (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 OdB SPL时对应的输出h。以及第一段直线斜率k lQ= 1 (i = 0, 1，. . .，15)，可得拐点15dB SPL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yi = hx+t^参数 b和 b。（i = 0, 1，· · ·，15, j = 0, 1，· · ·，7)，可得患者所需的压缩比1/ kij ;
[0039] (4. 5)根据当前帧声压级splji = 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splouty患者当前帧所需的补偿增益值ig;* :
[0040] igi= splout i-spli (3)。
[0041] 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：
[0042] (5. 1)根据补偿增益值ig;，将dB域转至非dB域增益gaini:
[0044] (5. 2)根据语音信号的不同频率部分Xl (η)，得到所需的不同频带的输出语音信号 y; (η) :丫;（n) = gain; · X; (η) (5)。
[0045] 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】
[0046] 图1是数字助听器响度补偿模型；
[0047] 图2是宽动态压缩方法框图；
[0048] 图3是输入输出（I/O)三维曲线图；
[0049] 图4是子带输入输出曲线图。
【具体实施方式】
[0050] 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。
[0051] 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。
[0052] 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 χ(η) (η = 0, 1，···，Ν-1)。102 为16 通道 6阶 IIR 分解滤波器组 Hjz) (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：
[0054] 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。
[0056]