一种自适应的听力补偿方法
【技术领域】
[0001] 本发明属于语音信号处理领域，具体涉及一种自适应的听力补偿方法。
【背景技术】
[0002] 听力补偿是助听器信号处理算法中的关键算法之一，算法的优劣直接影响着助听 器的性能。听力补偿即对输入的声音信号进行放大，使听损患者感受到的响度和正常听力 者感受到的响度相同。早期的助听器皆采用线性放大技术对信号进行放大，线性放大对不 同声压级的信号使用同样的增益，若输出声压级超过不适阈，则通过削峰来限制最大输出。 常用的线性放大公式有Berger法则、P0G0、Libby步骤、NAL-R等。线性放大的优点是对于 中等声压级的输入信号，线性放大可以提供合适的增益，信号无畸变，语音质量好，可懂度 高。线性放大的缺点是对于低声压级输入信号，线性放大可以提供的增益不足；但是对于高 声压级输入信号，由于线性放大提供了过多的增益，患者常觉得不适。当今，几乎所有的助 听器皆采用非线性放大技术即宽动态范围压缩（widedynamicrangecompression,WDRC) 对声音信号进行放大，WDRC技术对低声压级输入信号使用较大的增益使得听损患者能够听 到声音，对高声压级输入信号使用较小的增益以避免患者感觉不适。常用的非线性放大公 式有FIG. 6、IHAFF、DSL、NAL-NL1等。WDRC的优点是对于不同声压级的输入信号给予不同 的增益，使得低声压级信号可听，高声压级信号不吵。但WDRC技术使得信号可听的同时也 带来了信号的畸变，从而影响了语音的可懂度。
[0003] 在本发明之前，国内外针对自适应听力补偿的的研究较少，2005年，Peter J.Blarney提出了自适应动态范围优化方法，该方法利用统计分析选择通道内输入信号信息 最丰富的部分，然后利用模糊规则控制通道内的增益。该研究仍然是在非线性放大的基础 上进行自适应调整增益，存在语音畸变现象。此后，该课题组成员对该算法进一步研究，将 其用于助听器、人工耳蜗，研究结果显示在噪声环境下该方法没有取得令人满意的效果。
【发明内容】
[0004] 本发明的目的在于解决现有技术的缺陷，设计一种自适应的听力补偿方法，在保 证信号可听的条件下增加其可懂度。
[0005] 本发明的技术方案是：
[0006] -种自适应的听力补偿方法，所述方法包括以下步骤：
[0007]S1:对输入语音信号进行预处理；
[0008]S2:对预处理的语音进行判决，以确定补偿方法；
[0009]S3 :根据判决结果进行听力补偿；
[0010] 进一步的，所述步骤S1中对输入语音信号进行预处理通过如下步骤完成：
[0011] (a)将语音信号通过ga_atone滤波器组，得到分解后的通道信号；
[0012] (b)利用希尔伯特变换求取通道信号的包络；
[0013] 进一步的，所述步骤S2的对预处理的语音进行判决通过如下步骤完成：
[0014] (a)求解第5-10通道信号的最大声压级MaxSPL、最小声压级MinSPL以及平均声 压级AveSPL;
[0015]
[0016]
[0017]
[0018] 其中，Xl (η)表示第i个通道信号的包络，i= 5, 6,......，10,N为通道内信号长 度，P。为基准声压值，P。= 20μPa。
[0019] (b)对第5-10通道的最大声压级MaxSPL、平均声压级MinSPL分别乘以线性放大 所对应的通道内增益gl，若补偿后的声压级在患者的听阈范围内，即
[0020]
[0021] 则使用线性放大对信号进行补偿；否则使用宽动态范围压缩对信号进行补偿。其 中，5彡i彡10，DCL表示患者的不适阈，HT表示患者的听阈。选择第5-10通道的信号进行 判决是由于该频带所对应的语音信号占语音可懂度的70%。
[0022] 更进一步的，根据所述步骤S3的判决结果对信号进行补偿，使用线性放大或非线 性放大的方法对信号进行补偿，在非线性放大的过程中，为降低信号的畸变，采用自适应的 非线性放大方法对信号进行补偿。
[0023] 本发明公开了 一种自适应的听力补偿方法，本发明包括以下步骤：首先利用 ga_atone滤波器对输入信号进行多通道分解，然后根据通道内信号的动态范围以及听损 患者的听觉范围确定补偿方法，若通道信号经线性增益处理后仍在患者的听觉范围内则使 用线性放大进行听力补偿以减小畸变，否则使用动态范围压缩进行补偿以增加可听度。另 外，为减小动态范围压缩带来的信号畸变，提高噪声环境下输出信号的信噪比，采用自适应 压缩方法进行听力补偿，该方法根据输出信号的动态范围以及患者的听阈自适应调整压缩 比，若输出信号的最大声压级小于不适阈，则增加高拐点处增益；若输出信号的最小声压级 大于听阈，则降低低拐点处的增益，使压缩比尽量接近于1。本发明相比已有的听力补偿方 法，本发明补偿后的语音可懂度更高，质量更好，具有很强的实用性。
[0024] 本发明的优点和效果在于：
[0025] 1.与现有技术相比，本发明采用的自适应听力补偿技术，优先选择线性补偿方案， 减小了信号的畸变；
[0026] 2.与现有技术相比，本发明采用的自适应听力补偿技术，若线性补偿后的信号不 在患者听阈范围内，则采用非线性听力补偿方法，以增加信号的可听度；
[0027] 3.本发明提出的自适应听力补偿方法，若对信号采用非线性听力补偿，系统能够 根据患者的听阈自适应地调整压缩比，以进一步降低信号的畸变，并且在噪声环境下，与 WDRC方法相比本发明提出的方法可改善输出信号的信噪比。
【附图说明】
[0028] 图1为本发明算法基本流程图；
[0029] 图2为本发明中16通道Gammatone滤波器组的频率响应；
[0030] 图3为宽动态范围压缩I/O曲线；
[0031] 图4为自适应宽动态范围压缩I/O曲线；
[0032] 图5为被试患者听力图；
[0033] 图6为不同方法补偿后的语音信号时域波形比较图；
[0034] 图7为不同方法补偿后的语音可懂度比较图。
【具体实施方式】：
[0035] 下面结合附图和实施例，对本发明所述的技术方案作进一步的阐述。
[0036] 图1所示为依照本发明一种实施方式的自适应听力补偿方法流程图。从图1可以 看出，该方法包括以下步骤：
[0037] S1 :对输入语音信号进行预处理；
[0038] 将语音信号通过ga_atone滤波器组，得到分解后的通道信号；利用希尔伯特变 换求取通道信号的包络。本发明采用的16通道ga_aton滤波器组的频率响应如图2所示。 选择gammatone滤波器组对输入信号进行通道分解，原因如下：1)人耳对经gammatone滤 波器组分解后在各通道内信号的感知到的响度是相同的；2)滤波器组的延时低，尤其适用 于助听器；3)滤波器组的计算量低，每个滤波器都可利用一个四阶IIR滤波器实现。
[0039]S2:对预处理的语音进行判决，以确定补偿方法；
[0040] 求解第5-10通道信号的最大声压级MaxSPL、最小声压级MinSPL以及平均声压级 AveSPL。对第5-10通道的最大声压级MaxSPL、平均声压级MinSPL分别乘以线性放大所对 应的通道内增益^，若补偿后的声压级在患者的听阈范围内，则使用线性放大对信号进行 补偿；否则使