CN102984634A - 一种数字助听器非等宽子带自动增益控制方法 - Google Patents

Abstract

本发明提出了一种数字助听器非等宽子带自动增益控制方法。其具体方法是根据人耳听觉特性设计非等宽分析和滤波器组；对输入声音信号分段处理；对每个分段声音信号使用分析滤波器组滤波，得到各子带信号；计算各子带内的输入信号声压级；根据子带信号声压级进行子带自动增益调节；最后使用综合滤波器组将调节后的子带信号进行综合，得到系统输出信号。本发明通过子带滤波器组分离出噪声和语音信号，从而分别控制噪声频段和语音信号的增益，起到了一定的抑制噪声、提高信噪比的作用。相比较传统的等宽的子带滤波器组分割方法，本发明使用的非等宽滤波器组子带分割方法更符合人耳的听觉特征，在取得同等效果的前提下，所需要划分的子带数目减少，计算量减少。此外，本发明完全由软件程序实现，不需要附加额外的硬件电路，节约了产品的成本、重量和体积。

Description

一种数字助听器非等宽子带自动增益控制方法

技术领域

本发明涉及一种声信号的自动增益控制方法，特别涉及数字助听器系统中的非等宽子带自动增益控制方法。

背景技术

自动增益控制(Automatic Gain Control，AGC)是使放大电路的增益自动地随信号强度而调整的控制方法。自动增益控制是一个闭环系统，分成增益受控前向放大单元和增益控制单元两部分。增益受控前向放大单元的前向增益A由增益控制单元调节。增益控制单元根据输入信号强度计算增益，当信号强度超过阈值时减小前向放大单元的前向增益A。自动增益控制的目的是当放大电路输入突然增大时，通过减小增益的方法使放大电路输出不超过阈值，起到保护作用。

助听器中的自动增益控制功能非常重要。助听器的主要功能是对接收的声音信号放大，补偿听力损失患者损失的声信号能量，提高听损患者的言语辨识率。由于佩戴者可能在室内或室外复杂的环境中使用助听器，突如其来的强噪声，如：炸雷、撞门、锣鼓声，都可能给助听器硬件及佩戴者的残余听力带来重大损伤。

传统的模拟助听器及数字助听器自动增益控制系统根据声音信号在整个通带内的声压级进行增益控制。当声压级高于或接近助听器佩戴者的痛阈时，通过模拟电路对声音波形进行削峰处理或者降低增益，目的是降低输出声音信号强度，保护用户的残余听力。如果佩戴者在嘈杂的环境中使用助听器，传统的自动增益控制方法在抑制噪声的同时，对有用声音信号(例如语音信号)造成较大损失，使用户对含噪语音的理解度降低。因此，传统的自动增益控制方法只能控制输出信号的声压级，并不能起到抑制噪声、提高信噪比的作用。

发明内容

本发明的目的就在于克服上述缺陷，针对数字助听器应用，设计实现一种新的非等宽子带自动增益控制方法。该方法根据人耳的听觉特征，将输入声音信号划分成多个非等宽的子带信号，在各子带内计算信号的声压级，并根据该声压级对子带增益进行控制。当噪声和语音信号不在同一个子带时，该方法可以在降低噪声增益的同时保留有用语音信号，在抑制噪声的同时提高信噪比。

本发明的技术方案是：

一种数字助听器非等宽子带自动增益控制方法，其主要技术步骤如下：

(1)根据助听器采样频率和人耳听觉特征确定非等宽子带数目L和各子带带宽，子带带宽根据人耳的耳蜗滤波器特性进行分割，对人耳敏感频段的信号划分为较细的子带，而对人耳不敏感频段的信号划分为较粗的子带；

(2)根据子带数目和带宽确定分析滤波器组H₀(z)，H₁(z)，...，H_L-1(z)和综合滤波器组G₀(z)，G₁(z)，...，G_L-1(z)的系数h_l和g_l，其中l＝0，1，…，L-1；

(3)对输入数字声音信号x(n)进行分段处理；

(4)对每个分段声音信号，使用分析滤波器组H₀(z)，H₁(z)，...，H_L-1(z)进行滤波，得到各子带内信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)；

(5)计算各子带内的输入信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)声压级，计算公式为

$\mathrm{SPL}=10\·{\log }_{10}\left(\frac{p^2}{p_0^2}\right)=20\·{\log }_{10}\left(\frac{p}{p_0}\right)$ (式1)

其中p为声压，p₀为基准声压，其值为p₀＝20μPa；

(6)根据各子带输入信号声压级调节增益A₀，A₁，...，A_L-1，当声压级未达到患者痛阈时，不改变系统原先确定的前向增益，当声压级达到或超过患者痛阈时，降低增益使输出信号声压级控制在患者痛阈之下，经过增益调节后得到各子带输出信号y₀(n)，y₁(n)，...，y_L-1(n)，其中患者痛阈通过听力测试取得；

(7)使用综合滤波器组G₀(z)，G₁(z)，...，G_L-1(z)对信号y₀(n)，y₁(n)，...，y_L-1(n)进行综合，得到系统输出信号y(n)；

(8)返回步骤(3)，进行下一分段声音信号处理，直至声音信号结束。

本发明的优点和有益效果在于：

(1)相比较模拟电路实现的自动增益控制方法，本发明完全由软件程序实现，不需要附加额外的硬件电路，节约产品的成本、重量和体积。

(2)相比较传统的全带自动增益控制方法，本发明可以通过子带滤波器组分离噪声和语音信号，分别控制噪声频段和语音信号的增益，调节更精细，起到抑制噪声、提高信噪比的作用。

(3)相比较等宽的子带滤波器组分割方法，本发明使用的非等宽滤波器组子带分割方法更符合人耳的听觉特征，在取得同等效果的前提下，所需要划分的子带数目减少，计算量减少。

本发明的其他优点和效果将在下面继续描述。

附图说明

附图1——数字助听器非等宽子带自动增益控制系统框图。

附图2——人耳的等响度曲线。

附图3——人耳的声强感知曲线。

附图4——仿真实验用原始语音信号波形及声压图。

附图5——仿真实验用加噪语音信号波形及声压图。

附图6——传统自动增益控制方法仿真实验输出信号。

附图7——非等宽子带自动增益控制方法仿真实验输出信号。

具体实施方式

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。

一.数字助听器非等宽子带自动增益控制系统

本发明使用的数字助听器非等宽子带自动增益控制系统如图1所示。图中数字助听器麦克风接收的声音信号经抗混叠滤波器和A/D转换器，得到数字声音信号x(n)。该数字声音信号经过分析滤波器组H₀(z)，H₁(z)，...，H_L-1(z)滤波，得到各子带内信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)。在各子带内计算信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)的声压级，并根据声压级确定增益A₀，A₁，...，A_L-1，进行增益调节，得到调节后的信号y₀(n)，y₁(n)，...，y_L-1(n)。最后使用综合滤波器组G₀(z)，G₁(z)，...，G_L-1(z)对调节后的信号进行综合，得到系统输出信号y(n)。

二.子带数目L和各子带带宽确定方法

子带数目L根据数字助听器声音信号采样频率和处理精度要求确定。当信号采样频率为16kHz，所能处理的声音信号通频带为0-8kHz。提高子带数目L可以对不同频率的信号分量进行更精准的增益控制，但是计算量同时提高。综合考虑系统精度要求与计算能力，通常取子带数目L在4至16个子带之间，子带带宽在0.5kHz至2kHz之间。

各子带带宽根据人耳听觉特性确定。人的耳蜗可以对声音信号进行时频分析，就象一个频谱分析仪，将复杂的信号分解成各种频率分量。人耳对不同频段的声音感知能力是不同的。经过研究，可根据人耳的感知特性，将20Hz-16000Hz范围内的频率分成24个临界带，并近似认为人耳对每个临界带的感知特性是相同的。低频区临界带频带窄，高频区临界带频带宽。因此根据临界带宽度将声音信号划分成非等宽的子带信号，更加符合人耳感知特性，可以较少的子带数目取得良好的增益调节效果。

数字助听器由于计算能力限制，所处理的信号带宽一般在8kHz以下，并且所能划分的子带数目不宜很多。在这种情况下，对非语音频段信号(一般患者并不需要)可以将若干临界带合并为一个子带，在语音频段信号按临界带划分，目的是更精细调节有用信号，在增益控制同时尽可能多保留语音信息。

三.分析滤波器组和综合滤波器组系数h_l和g_l的确定方法

如果滤波器组满足线性相位，可以选定综合滤波器与相对应的分析滤波器系数相同。滤波器系数应满足相邻频带之间无混叠并且滤波器组在整个频带范围内频率响应平坦的条件。

第l个通道的分析和综合滤波器组的总脉冲响应公式为：

(式2)

其中N为滤波器长度。第l个通道的滤波器阻带能量可以通过计算覆盖其阻带的频率点{ω₀，ω₁，…ω_N}得到，阻带能量公式

(式3)

分析滤波器系数的确定只需要在满足上述条件情况下使阻带能量最小化即可得到，即

h_l＝argminξ_l＝argmin||P_l·h_l||²，(式4)

该最小化过程可以通过归一化最小均方误差算法(NLMS，Normalized Least Mean Squarealgorithm)实现。综合滤波器系数可取与分析滤波器系数相同。分析滤波器系数与综合滤波器系数一旦确定，在子带自动增益控制过程中不再变化。

四.子带内声压级计算

与传统的全带自动增益控制系统不同，子带自动增益控制根据各子带内的声音信号声压级来调节子带内增益。子带内声压采取对子带信号分段测量的方法。当划分的声音片段短时，声压测量快速响应，但是片段间声压跳跃大；当划分的声音片段长时，声压测量变化平缓，但是对突发噪声的响应延迟。一种比较好的办法是采用较长的声音片段计算声压，但是片段间交叠。例如：每5ms计算一次声压，使用10ms的片段进行计算。

由于声压常在很大范围变化，故实际应用中以其对数形式即声压级表示。声压级SPL和声压p之间满足下式

$\mathrm{SPL}=10\·{\log }_{10}\left(\frac{p^2}{p_0^2}\right)=20\·{\log }_{10}\left(\frac{p}{p_0}\right)$ (式5)

其中基准声压p₀＝20μPa。

五.子带内自动增益控制方法

人耳对声音强度的感受用响度描述。响度属于心理范畴，与声强并不成线性关系。一般来说，人耳对高频信号的敏感程度要高于低频信号，前人采用等响实验来准确的标定人耳对不同频率声音的敏感程度，经过大量实验得到的并由国际标准化组织推荐为标准的等响曲线如图2所示。从图中可以看出，人耳最敏感的声音大约在500Hz-4KHz之间。人耳对不同响度的感知有三个阈值，分别是听阈、舒适阈和痛阈。人耳对声强的感知特性如图3所示。听阈和痛阈之间的范围被称为人耳的听觉动态范围。听损患者的听阈、舒适阈与痛阈与正常人不同，通常是听阈提高，痛阈降低，动态范围减小。听损患者的听阈、舒适阈和痛阈可以通过常规听力测试获得。

数字助听器子带内自动增益控制，是根据听损患者的听觉动态范围，调节各子带内的信号增益。当计算得到子带内的信号声压级未达到听损患者的痛阈的时候，自动增益控制不改变原先设定的前向放大电路的增益，不影响助听器系统其他单元对信号的处理；当计算得到子带内的信号声压级超过听损患者的痛阈的时候，自动增益控制根据信号声压级自动降低子带信号增益。信号声压级越高，子带增益越低，直至输出信号强度不超过患者听觉动态范围，保护患者的残余听觉，改善患者的主观感受。

性能评价

本发明提出的数字助听器非等宽子带自动增益控制方法相比较传统的自动增益控制方法，可以通过子带滤波器分离噪声和语音信号，分别控制噪声频段和语音信号的增益，调节更精细，可以起到抑制噪声、提高信噪比的作用。

以下实验比较了本发明提出的数字助听器非等宽子带自动增益控制方法与传统自动增益控制方法的性能差异。实验以青年男声中速播音“0123456789”语音文件为例，在语音中插入强度约80dB、频率在[3000Hz 4000Hz]之间的带限噪声，插入噪声前原信号语音波形及声压图如图4所示，插入噪声后的语音波形及声压图如图5所示。以上强度的突发噪声若不加处理，将对助听器机器及其佩戴助听器患者的残余听力造成损害。

传统的自动增益控制方法对通带内的输入信号强度进行控制，当突发噪声导致信号声压级剧增时，传统自动增益控制方法降低整个通带内的信号增益，以使输出信号强度降低，保护用户残余听力。其仿真结果如图6所示。从图6可以看出，尽管传统方法可以控制输出信号的声压级，将其抑制至合适的大小，但是含噪部分的语音信号已完全被噪声污染，几乎无法辨识其波形，主观听音实验显示语音信息淹没在噪声之中。因此，传统的AGC方法只能控制输出信号的声压级，并不能起到抑制噪声、提高信噪比的作用。

本发明提出的非等宽子带自动增益控制方法在各子带内分别计算语音信号强度，并根据信号强度决定带内增益。可以有效抑制带限噪声，同时尽可能多的保留语音信息，提高用户的使用舒适性及语言理解度，其输出信号波形图及声压图如图7所示。比较图7所示的非等宽子带AGC仿真结果及图6所示的传统AGC仿真结果可以看出，非等宽子带AGC不仅可以更精确的控制输出信号的声压级，而且可以更多保留原始语音信号，原来含噪部分的语音信号经过子带AGC后噪声很大程度被抑制，波形尚能辨识。主观听音实验显示，原来被淹没在噪声之中的语音信号被还原出来，信噪比提高。

Claims (1)

1.一种数字助听器非等宽子带自动增益控制方法，其特征是将输入声音信号划分成多个非等宽子带信号，在各子带内分别进行自动增益控制，其主要步骤为：

(1)根据助听器采样频率和人耳听觉特征确定非等宽子带数目L和各子带带宽，子带带宽根据人耳的耳蜗滤波器特性进行分割，对人耳敏感频段的信号划分为较细的子带，而对人耳不敏感频段的信号划分为较粗的子带；

(2)根据子带数目和带宽确定分析滤波器组H₀(z)，H₁(z)，...，H_L-1(z)和综合滤波器组G₀(z)，G₁(z)，...，G_L-1(z)的系数h_l和g_l，其中l＝0，1，…，L-1；

(3)对输入数字声音信号x(n)进行分段处理；

(4)对每个分段声音信号，使用分析滤波器组H₀(z)，H₁(z)，...，H_L-1(z)进行滤波，得到各子带内信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)；

(5)计算各子带内的输入信号x₀(n)，x₁(n)，...，x_L-1(n)声压级，计算公式为

$\mathrm{SPL}=10\·{\log }_{10}\left(\frac{p^2}{p_0^2}\right)=20\·{\log }_{10}\left(\frac{p}{p_0}\right),$

其中p为声压，p₀为基准声压，其值为p₀＝20μPa；

(6)根据各子带输入信号声压级确定增益A₀，A₁，...，A_L-1，当声压级未达到患者痛阈时，不改变系统原先确定的前向增益，当声压级达到或超过患者痛阈时，降低增益使输出信号声压级控制在患者痛阈之下，经过增益调节后得到各子带输出信号y₀(n)，y₁(n)，...，y_L-1(n)，其中患者痛阈通过听力测试取得；

(7)使用综合滤波器组G₀(z)，G₁(z)，...，G_L-1(z)对信号y₀(n)，y₁(n)，...，y_L-1(n)进行综合，得到系统输出信号y(n)；

(8)返回步骤(3)，进行下一分段声音信号处理，直至声音信号结束。

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