CN106911993A - 具有声音脉冲抑制的听力装置 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种听力装置和方法，其通过以下方式减轻由声音脉冲引起的不适：诸如门砰击，银器的叮当响，键的晃动等，将声音转换成音频信号，对音频信号进行频率变换，基于频率变换的音频信号检测音频信号中的脉冲的存在，以及响应于检测到音频信号中的脉冲的存在，将音频信号处理为已处理的音频信号，将已处理的信号转换成输出声音信号，以及朝向人的耳膜发射输出声音信号。

Description

具有声音脉冲抑制的听力装置
技术领域
提供了一种用于耳朵保护和用户舒适的能够抑制声音脉冲的新的听力装置。
背景技术
与具有正常听力的人相比，听力受损的人在受到高声压级的声音冲击时更容易感到不适。
已知的助听器包括压缩器，其利用具有足够长的时间常数的动态声级压缩，以避免语音的时间特性的失真。与助听器结合的相关募集效应增加了由具有高能量的声音脉冲引起的不适。
通常，遭受感觉神经性听力损失的听力受损的人经历听力灵敏度的损失，其是1)依赖于频率，以及2)依赖于耳朵处的声音的响度。
因此，听力受损的人以及具有正常听力的人可能能够听到某些频率，例如低频，而其它频率也没有听到。通常，听力受损的人在高频下经历听力灵敏度的损失。
在具有降低的灵敏度的频率处，听力受损的人以及具有正常听力的人通常能够听到大声的声音，但是不能听到与具有正常听力的人相同的灵敏度的软声音。因此，听力受损的人遭受动态范围的损失。
动态范围压缩器可以用在助听器中以压缩到达听力受损的人的耳朵的声音的动态范围，以匹配所讨论的人的残余动态范围。听力受损的人的动态听力损失的程度在不同的频带中可以不同。
输入-输出压缩器传递函数的斜率被称为压缩比。人类所需的压缩比在整个输入功率范围内可能不是恒定的，即通常压缩器特性具有一个或多个拐点。
因此，动态范围压缩器可以被配置为在不同频带中执行不同的操作，从而考虑所讨论的人的听力损失的频率依赖性。这种多频带或多信道压缩器将输入信号划分为两个或更多个频带或频率信道，并且然后分别压缩每个频带或信道。
多频带或多通道压缩器可以将输入信号划分成两个或更多个扭曲频带或频率信道。
动态范围压缩器进一步具有起音和释放时间常数。起音时间常数确定压缩器在大声起音时作出反应所花费的时间。也就是说，调低增益所需的时间。释放时间常数确定系统在大声音终止后再次调高增益所需的时间。通常，起音时间(attack time)相当短(<5毫秒)，释放时间较长(从15毫秒到几百毫秒)。
压缩器的参数，诸如压缩比、拐点的位置、起音时间常数、释放时间常数等对于每个频带可以是不同的。
动态范围压缩器通过根据接受的拟合规则并基于为人类确定的听力阈值的调节压缩器参数而适配于人类的听力损失。
EP 1 448 022 A公开了一种具有多频带压缩器的助听器。
发明内容
提供了一种新的听力装置和方法，其减轻由声音脉冲引起的不适。声音脉冲是在短时段期间呈现高声压的声音，诸如毫秒级的时段，诸如短于10毫秒。
该新方法包括以下步骤：
将声音转换成音频信号，
将音频信号划分成多个频带，
基于划分的音频信号检测音频信号中的脉冲的存在，以及
响应于检测到音频信号中的脉冲的存在，优选地通过增益调节将音频信号处理为已处理的音频信号，
将已处理的信号转换成输出声音信号，以及
朝向人的耳膜发射输出声音信号。
频带可以是扭曲频带或非扭曲(non-warped)频带。
将音频信号划分成多个频带的步骤可以包括对音频信号进行频率变换并且可以在频域中执行检测音频信号中的脉冲的存在的步骤。
频率变换可以是扭曲(warped)频率变换。
频率变换可以是扭曲傅立叶变换、扭曲离散傅里叶变换、扭曲快速傅里叶变换等。
扭曲频带可以对应于人耳的巴克频率标度。
频率变换可以是非扭曲频率变换。
频率变换可以是傅立叶变换，诸如离散傅里叶变换、快速傅里叶变换等。
新的听力装置包括
至少一个麦克风，用于将由至少一个麦克风接收的声音转换成音频信号，
声音脉冲检测器，其被配置用于检测音频信号中的脉冲的存在，
信号处理器，其被配置为响应于由声音脉冲检测器检测到的音频信号中的脉冲的存在，将音频信号处理为已处理的音频信号，以及
接收器，其连接到信号处理器的输出，用于将已处理的信号转换为用于向用户的耳膜发射的输出声音信号，以及
其中
信号处理器包括声音脉冲抑制器，其被配置为响应于声音脉冲检测器对脉冲的检测，优选地通过增益调节来衰减脉冲。
声音脉冲检测器可以形成信号处理器的一部分。
信号处理器可以被配置用于将音频信号划分成多个非扭曲频带，例如，利用滤波器组，例如具有线性相位滤波器的滤波器组。
信号处理器可以被配置用于将音频信号划分成多个扭曲频带，例如，利用具有扭曲滤波器的滤波器组。
信号处理器可以被配置用于通过对音频信号进行频率变换，诸如傅里叶变换、诸如离散傅立叶变换，快速傅立叶变换等，或扭曲傅立叶变换、扭曲离散傅立叶变换、扭曲快速傅立叶变换等，将音频信号划分成多个频带。
信号处理器的扭曲频带可以对应于人耳的巴克频率标度。
声音脉冲抑制器可以被配置用于在信号处理器的多个频带中以相同的量减少增益。
声音脉冲抑制器可以被配置用于在信号处理器的多个频带中单独地减小增益。
声音脉冲抑制器可以被配置用于当检测到声音脉冲的存在时，减小作为宽带功率的函数的增益。
声音脉冲抑制器可以被配置用于当检测到声音脉冲的存在时将增益减小到0dB。
声音脉冲抑制器可以被配置为以使得接收器不发出声音或基本上不发出源自脉冲的声音的方式衰减脉冲。
声音脉冲抑制器可以被配置为以使得用户听到相应的声音脉冲的方式衰减脉冲，就像用户没有佩戴助听器一样。
声音脉冲抑制器的信号处理参数可以根据用户输入来调节。
声音脉冲检测器可以被配置用于将音频信号划分成多个非扭曲频带，例如，利用滤波器组，例如具有线性相位滤波器的滤波器组，以及用于基于划分的音频信号检测音频信号中的脉冲的存在。
声音脉冲检测器可以被配置用于将音频信号划分成多个扭曲频带，例如利用具有扭曲滤波器的滤波器组，以及用于基于划分的音频信号检测音频信号中的脉冲的存在。
声音脉冲检测器可以被配置用于通过对音频信号进行频率变换，诸如傅里叶变换、诸如离散傅立叶变换，快速傅立叶变换等，或扭曲傅立叶变换、扭曲离散傅立叶变换、扭曲快速傅立叶变换等，将音频信号划分成多个频带，并且用于检测频域中的音频信号中的脉冲的存在。
声音脉冲检测器的扭曲频带可以对应于人耳的巴克频率标度。
声音脉冲检测器的频带可以不同于信号处理器的频带，并且如果声音脉冲检测器形成信号处理器的一部分，则声音脉冲检测器的频带可以不同于信号处理器的其它部分，诸如声音脉冲抑制器的频带。
例如，声音脉冲抑制器的频带可以是扭曲频带，而声音脉冲检测器的频带可以是非扭曲频带。
声音脉冲检测器可被配置用于当确定音频信号中的脉冲的存在时，确定时间t0的频带Fi中的音频信号的信号电平S0，并且将所确定的信号电平S0与基于频带Fi中的至少一个先前确定的信号电平的信号电平S-1进行比较。
声音脉冲检测器可被配置用于当在时间t0确定的频带Fi中的音频信号的信号电平S0与基于频带Fi中至少一个先前确定的信号电平的信号电平S-1之间的比率大于预定数量N的频带Fi的预定阈值Thi时，确定音频信号中的脉冲的存在。
信号电平可以是以dB为单位的声压级(SPL)，即均方根声压和以dB为单位的20μPa的参考声压的比率。
与语音相比，导致人的不适的声音脉冲通常在大量频带中超过预定阈值，诸如在大于频带总数的一半的多个频带中，例如对于总数为17个频带的10个，即对于总数为17个频带，N可以等于10。
对于所有频带，阈值可以等于10dB。
听力装置可以进一步包括声音环境检测器，用于将声音环境分类成预定组的声音环境类别。
声音脉冲检测器可以被配置为响应于由声音环境检测器确定的声音环境类别而操作，例如阈值Thi可以是由声音环境检测器确定的声音环境类别的函数。
宽带功率电平也可以包括在脉冲的存在的确定中，以便进一步区分脉冲的存在与语音的开启集合。例如，确定脉冲的存在可能要求频率变换的音频信号的总声压级大于预定阈值，诸如75dBSPL、80dBSPL等。
可以根据用户偏好来调节预定阈值，如下面结合表1所解释的，该表从WO Olsen：“Average speech levels and spectra in various speaking/listening conditions，asummary of the Pearson，Bennett，Fidell(1977)report，“American Journal ofAudiology，第7卷，第21-25页，1998再现。
声音脉冲抑制器可以被配置为采用作为由声音环境检测器确定的声音环境类别的函数的量来衰减脉冲。
新的声音脉冲检测器和声音脉冲抑制器的各种信号处理参数，诸如检测阈值、衰减水平等，可以根据用户输入来调节。
听力装置可以是助听器，诸如BTE、RIE、ITE、ITC或CIC等，助听器包括双耳助听器。
听力装置可以是受话器、头戴式耳机、耳机、耳罩或御寒耳罩等，诸如耳钩、耳内、耳上、耳外、后颈、钢盔，或头盔等。
例如，新的听力装置是包括听力损失处理器的新助听器，该听力损失处理器被配置为根据预定的信号处理算法处理音频信号，以产生补偿用户听力损失的听力损失补偿音频信号。
听力损失处理器可以包括被配置用于补偿听力损失(包括动态范围的损失)的动态范围压缩器。
听力损失处理器可以形成信号处理器的一部分。
声音脉冲抑制器可以被配置为基于听力损失处理器的增益设定来执行增益调节。
新听力装置中的处理(包括信号处理)可以由专用硬件执行，或者可以在信号处理器中执行，或者在专用硬件和一个或多个信号处理器的组合中执行。
如本文所使用的，术语“处理器”、“中央处理器”、“听力损失处理器”、“信号处理器”、“控制器”、“系统”等旨在指代CPU相关实体，或硬件，硬件和软件的组合，软件或执行中的软件。
例如，“处理器”、“信号处理器”、“控制器”、“系统”等可以是但不限于在处理器上运行的进程、处理器、对象、可执行文件、执行的线程和/或程序。
作为说明，术语“处理器”、“中央处理器”、“听力损失处理器”、“信号处理器”、“控制器”、“系统”等指定在处理器上运行的应用程序和硬件处理器。一个或多个“处理器”、“中央处理器”、“听力损失处理器”、“信号处理器”、“控制器”、“系统”等或其任何组合可以驻留在过程和/或执行线程中，以及一个或多个“处理器”、“中央处理器”、“听力损失处理器”、“信号处理器”、“控制器”、“系统”等或其任何组合本地化在一个硬件处理器中，可能与其它硬件电路组合，和/或分布在两个或更多硬件处理器之间，可能与其它硬件电路组合。
附图说明
通过阅读以下对实施例的详细描述，其它和另外的方面和特征将是显而易见的。
附图示出了实施例的设计和实用性，其中类似的元件由相同的附图标记表示。这些附图不一定按比例绘制。为了更好地理解如何获得上述和其它优点和目的，将给出在附图中示出的实施例的更具体的描述。这些附图仅描绘了典型的实施例，因此不应被认为是限制其范围。
在附图中：
图1示出了现有技术助听器的信号处理方案的框图，
图2示出了作为现有技术扭曲延迟线中的频率的函数的延迟曲线图，
图3示出了本发明的实施例的信号处理方案的框图，
图4示出了扭曲频带的曲线图，
图5示出了根据本发明的声音脉冲检测器的频带的曲线图，
图6示出了作为本发明的实施例的宽带功率的函数的增益衰减的曲线图，
图7示出了作为本发明实施例的时间的函数的脉冲检测和增益减小的曲线图，
图8示出了根据本发明实施例的功率估计计算的流程图，
图9示出了作为本发明实施例的时间的函数的脉冲检测和α值的曲线图，
图10示出了本发明的实施例的不同声音环境的上升功率阈值的曲线图，以及
图11示出了本发明的另一实施例的信号处理方案的框图。
具体实施方式
现在将在下文中参考附图更全面地描述根据所附权利要求的新的听力装置的各种说明性示例，其中示出了新的听力装置的各种实施例。然而，根据所附权利要求的新的听力装置可以以不同的形式实现，并且不应被解释为限于本文所阐述的实施例。另外，所示实施例不需要具有所示的所有方面或优点。结合特定实施例描述的方面或优点不一定限于该实施例，并且可以在任何其它示例中实践，即使没有这样示出，或者如果没有这样明确描述。还应当注意，附图是示意性的并且为了清楚而被简化，并且它们仅示出对于理解新的听力装置必不可少的细节，而省略了其它细节。
如本文所使用的，单数形式“一”、“一个”和“该”是指一个或多于一个，除非上下文另外明确指出。
图1示意性地示出了现有技术的助听器信号处理方案10，其具有在助听器领域中众所周知的助听器压缩器中执行的动态信号压缩。
已知的助听器压缩器执行扭曲频率变换，并且控制对应于人类听觉的巴克频率标度的17个变形频带中的增益。根据助听器的拟合规则和助听器的用户的听力损失来控制增益，以使得具有正常听力的人的动态范围被压缩到具有听力损失的用户的残余动态范围中，导致如在助听器领域中众所周知的动态范围的损失。起音和释放时间常数相当长，以便避免语音的失真。
折衷是短的强烈的声音可能被过度放大，并且与感知响度(也称为募集)的快速增加相结合，这可能潜在地是助听器压缩器的缺点。
由于声音脉冲的性质，诸如门砰击，银器的叮当响，键的晃动等，助听器用户通常在其日常使用中感到不适和烦恼。
在许多情况下，非常罕见的事件以这种方式影响听力装置的使用，使得听力受损的用户可能失去佩戴装置的所有预期的好处。降低音量或从耳朵中略微移除听力装置(这在一定程度上类似于依赖于频率的增益减小)是算法应当能够更快更有效地做到的事情。为了获得适当的脉冲抑制，脉冲检测和响应必须以最小的延迟执行，例如在脉冲期间保持未辅助的响度。
对于温和的听力损失，防止声音脉冲也可能有另一个效果；保护听力。具有正常听力的人具有有时被称为由高声压级(SPL)启动的声反射。它选择性地降低发送到内耳的声音的强度；然而具有约20ms的短延迟。因此，高电平脉冲声音(诸如枪击)可能对于肌肉反应太短，导致可能的永久性听力损失。
具有听力损失和配置的某些组合的听力装置用户也受到较不强烈的软声音脉冲的干扰。这可能是计算机键盘的点击或沙纸。
新的声音脉冲检测器和/或声音脉冲抑制器可以根据用户输入来调节。
在所示实施例中，考虑助听器压缩器的当前增益设定来执行增益调节。
已知的扭曲的助听器压缩器信号处理方案在图1中以高电平示出。编号指示一个样本块内的执行顺序。从压缩器的输入到输出的延迟等于对一个样本块进行采样的时间，例如，几毫秒。
通过扭曲延迟线来实现具有临界频带分辨率的估计功率。全通滤波器用于实现频率相关的单元延迟，低频被拉伸并且高频被压缩。如图2所示的群延迟，对于高带宽配置，在高频下为低，而低频区域暴露于更长的群延迟。可以观察到，对于基于每个块中的最后输入样本的剩余状态的压缩器系统，高频下的群延迟远低于块速率，约1.5mS。
换句话说，存在基于扭曲延迟线的声音脉冲检测器可能以脉冲低估块的高频部分的风险。与正常带宽平台相比，高带宽平台具有略微不同的最大功率输出(MPO)实现。MPO已更新，以避免静态增益操作中的突然变化。高带宽MPO部分地应用在两个样本的间隔中的静态增益变化；在一个样本块内应用全增益变化。在现有MPO顶上构建的脉冲增益减小将进一步暗示为了处理直接声音路径中的增益更新延迟的变化。
为了能够衰减脉冲，将声音脉冲检测器添加到动态助听器压缩器。
声音脉冲检测器、增益调节和动态助听器压缩器的信号处理方案如图3所示。
比较子模块的执行顺序指示增益控制器和滤波器设计现在在直接路径处理之前执行。扭曲功率仍然基于先前的块，并且所有增益代理器仍然处理与之前相同的数据，即，动态助听器压缩器不改变。在增益控制器之前添加了新的增益计算模块，并且可以获得频率响应的即时变化。如果声音脉冲检测器和增益计算块被禁用，则所示的处理方案将与图1所示的处理方案相同，即已知动态助听器压缩器的处理方案。
利用第二频域变换来执行频域中的检测声音脉冲。解决复杂性、分辨率和灵活性，等式(1)中的线性DFT是声音脉冲检测器的起始点。
优选地，声音脉冲检测器应当对未处理的输入块进行工作。这在图3中示出，其中(2)指示在新到达的音频样本的输入块之后的频域变换。特别地，当寻找脉冲模式时，功率如何随时间推移而上升是令人感兴趣的。等式(2)示出了当前块的频域功率估计P[n]。
P[n]＝abs(X[n])2 (2)
表现脉冲性质的样本的输入块必须具有大致即时的上升时间。此外，脉冲特性导致跨越多个频带的功率分布。每个频带的功率估计的平滑版本用于即时上升特征提取。等式(3)中的参数α应当被选择为足够小，以便探测相对于背景功率的短历史的脉冲的瞬时上升时间。
为了在重复脉冲期间的优化性能，不允许在检测到的脉冲期间更新平滑的功率估计。此外，有效地跟踪脉冲的能力依赖于将脉冲的频域功率与脉冲开始之前的能量进行比较的可能性。将当前功率估计采用如等式(4)中的平滑版本划分可以用作对不同频带中的功率已经随着新的样本块而增加多少的测量。
为了实现复杂度的原因，上升测量r(n)可以有利地在log2域中实现。发现log2的精度足够准确，并且声音脉冲检测器的剩余部分可以通过在对数域中实现的判定和阈值来改进，等式(5)。
可以认为，由于窗口大小，对于最低频带的功率估计是差的。为了简单起见并且为了与现有的听力装置平台对准，频带L的数量被定义为等式(6)
其中N是DFT的大小，并且因此，在非重叠实现中，等于处理块大小。现在，可以构建在log2域中的L个频带上升测量的向量rt构建
rt＝[r(0)，r(1)，...，r(L-1)] (7)
其中t是对于高带宽听力装置平台的块速率
实际上，等式(8)中的块速率还设定声音脉冲检测器可以观察到的脉冲上升时间的下限。记住，这个限制不应与图3中的方案混淆，这可以立即应用增益降低，而没有从检测点的延迟。声音脉冲检测器的一个主要关注点是它是否区分脉冲声音如门砰击、餐具等和语音开始，该语音开始是发声的一部分，其中可以确定脉冲类特征。解决这个问题的一种方式可以是包括将对向量rt操作的阈值。现在等式(9)定义当前功率估计中有多少频带超过该阈值的测量。
Rt＝sum(rt＞RiseThreshold) (9)
等式(9)中的阈值将在log2域中定义。与语音相比，对于听力装置用户，本质上令人讨厌的脉冲噪声倾向于跨越大多数频率功率带的功率。定义随着瞬时上升时间Rt的功率带的总和应当大于10，为声音脉冲检测器中解决语音与脉冲噪声的任务增加了另一个维度。在这一点上，脉冲检测的真/假参数是可用的。
还应用最终宽带功率阈值以确保仅检测到高于特定声压级的脉冲块。应用该阈值以便配置声音脉冲检测器的灵敏度。对于仅发现强烈脉冲(如门砰声烦扰)的终端用户，与被更弱的脉冲干扰的用户相比，这个阈值可以增加，定义为计算机键盘的点击，咔嗒声等。例如爆竹可以达到高达180dBSPL的水平。
下面的表1示出了男性、女性和儿童的轻松、正常、提高、大声和大喊的语音的语音水平(非加权SPL)：
表1
声音脉冲检测器的宽带功率阈值具有如表1所示的自然下限，该表从WO Olsen：“Average speech levels and spectra in various speaking/listening conditions，asummary of the Pearson，Bennett，Fidell(1977)report，“American Journal ofAudiology，第7卷，第21-25页，1998再现。
为了对知道语音开始和目标脉冲声音之间的差异应用甚至更强的鲁棒性，该阈值必须设定得足够高以在正常语音产生区域顶上操作。在算法1中的伪代码：
总结了声音脉冲检测器的脉冲检测。检测算法的输出参数被检测，其保持在0和1之间的值(0≤检测≤1)。为了在脉冲已经衰减到其不再探索脉冲特征或不再符合宽带功率阈值的状态之后检测到达到零，应用对数释放时间。参数αdetect用于指定释放时间，而detect的起音时间是瞬时的。
可以通过用全通滤波器部分代替常规FIR滤波器中的单位延迟来设计频率扭曲FIR滤波器。它用于将压缩系统的频率分辨率与人类听觉系统的分辨率相匹配。此外，对于相同的低频分辨率，扭曲滤波器在低频下具有比常规滤波器更高的群延迟。如前所述，在高频下的短延迟对于声音脉冲检测器是有问题的，例如欠采样可能导致错误检测。此外，基于扭曲延迟线的DFT的频率分辨率也可以限制检测方案的性能。扭曲压缩器系统或更重要的功率估计器基于利用等式10中的全通传递函数的扭曲延迟线。
其中α是扭曲参数。与扭曲窗口组合，这导致图4中所示的17个频带。与基于线性的系统相比，扭曲频率标度给出了比听觉更好的匹配。然而，用于检测和区分脉冲噪声与包括自己和周围语音的日常声音环境，基于扭曲的DFT提供差的性能。为了使用随着瞬时功率上升的频率仓的数量作为用于检测脉冲输入块的特征，在最高仓中需要更好的分辨率。此外，扭曲窗口被构造成涂抹相邻的仓以避免滤波器设计者的显著的增益差异。声音脉冲检测器利用具有Tukey窗口的32点线性FFT。图5示出了17个频带的频率分辨率。这种配置将不利于语音类信号。另一种选择可以是使用具有正扭曲因子的扭曲延迟线。这将进一步增加最高仓的分辨率，导致检测甚至更加集中于未由语音控制的区域中的瞬时功率增加。基于并行扭曲延迟线的检测方案的主要缺点是用一阶全通滤波器替换单元延迟的计算成本。
DFT隐含假定信号在时间帧中是周期性的。当输入块不是周期性时，则泄漏发生。泄漏导致关于频谱幅度和频率的误导信息。对于声音脉冲检测器，较差的影响是泄漏到相邻仓，这可能导致错误检测。声音脉冲检测器依赖于随声音功率快速增加的频带的识别；频谱泄漏有助于错误检测的风险。可以应用DFT窗口以减少泄漏的影响。
增益计算块可以减少宽带增益，例如在压缩器的多个频带中，诸如在多于一半的频带中的所有频带中的增益，以便衰减脉冲。
增益计算块可响应于脉冲检测而恢复信号的自然响度，如砰击门，银器的叮当响或键的晃动。这些都是作为日常声音环境的一部分的声音的示例，但是在大多数情况下将在听力装置用户的耳鼓处产生不自然和痛苦的表示。聚焦于终端用户以及造成不适的原因，增益计算块必须能够解决短持续时间脉冲信号的过放大。最可能的非自然重现段是由规定增益的线性部分引起的，即G50增益用于高能量脉冲信号。换句话说，导致不适的原因是终端用户依赖，并且很可能由G50增益描述。这也意味着声音脉冲抑制器需要在17个频带中独立地控制增益，以便匹配扭曲系统的行为。
声音脉冲抑制器被配置用于将脉冲衰减到仍然描述声学环境的舒适水平。不会对算法的运行时间部分增加显着复杂性的非常简单的方法可以是利用增益查找表。查找表将脉冲部分的宽带功率映射到衰减向量，其中所需的增益是17个扭曲频带。使用给定的拟合规则以基于听力阈值达到规定的增益。在双功率带配置中，规定的增益由目标G50和G80增益实现。定义宽带功率阈值向量B作为起始点
B＝[b(0)，b(1)，...，b(P-1)] (14)
其中P是功率表大小，即可以实现的步骤的分辨率。功率的跨度或声音脉冲抑制器应在其中工作的SPL区域被定义为
power_span＝B[P-1]-B[0] (15)
目标增益现在借助于参数最小减少和最大减少线性映射到该区域。其中以dB为单位的最小减少量定义了B向量的下边界处的减少，并且最大减少量定义了向量顶部的减少。例如，它定义了声音脉冲抑制器将在给定SPL处校正多少目标增益G50。使用宽带功率电平阈值△B的相对分布，以便使该向量归一化
归一化向量可以用于从由最小减少和最大减少定义的二维空间进行线性内插到B向量的维度中。结果是具有每个宽带功率电平以dB为单位的增益减少率的向量。这些减少数量相对于G50目标增益，并且最终的声音脉冲抑制器增益现在被定义为P×17矩阵G。如果最小减少设定为6dB，则声音脉冲抑制器将在具有最低宽带功率的脉冲期间在减少中应用一半的目标增益。然后这将线性增加到例如最大减少设定为0dB，其中声音脉冲抑制器将减少等于目标增益的增益，即完全补偿AGCI(自动增益控制-输入)增益。图6示出了目标G50增益如何映射到声音脉冲抑制器增益减少。该示例具有设定为如下的宽带功率阈值向量B
B＝[86 90 94 96 100 110][dBSPL] (17)
并且使用的目标G50增益为
G50＝[7 7 7 7 7 7 7 9 10 11 12 14 16 18 26 33 34][dB] (18)
采用最小减少设定为6dB，并且最大减少设定为0dB，观察到增益减少如何从86dBSPL的脉冲宽带功率处的G50目标增益的一半逐渐增加，直到在110dB SPL的全补偿。当在B向量中达到最大宽带功率时，声音脉冲抑制器增益减少被锁定到该水平。此外，在检测部分中使用的宽带功率阈值应当与B向量的第一条目具有相同的值。这将声音脉冲检测器和增益计算块相对于操作的有效区域对准。
在为听力阈值配件的广泛表示确保收听舒适性的尝试中，需要调节声音脉冲检测器的灵敏度的能力。用户可能表示特殊需求和烦恼级别，例如一些听力受损的人可能感到不舒适，即使对于像计算机键盘的点击、沙纸等较不强烈的类似脉冲的声音。也可能需要不同的灵敏度以便解决第一次听力装置用户的适应。优选简单的温和、中等和强烈的方法。这可以通过在不同的脉冲期间寻址宽带功率电平来实现，即通过定义每个模式的向量B。表2中示出了与宽带功率阈值dB SPL对应的声音脉冲检测器模式(温和、中等、强烈)的声音脉冲检测器模式的配置示例。
表2
与每个模式设置的B向量相结合，还可以包括最大减少和最小减少。这使得声音脉冲检测器和声音脉冲抑制器借助于在哪里减少增益的水平，以及实际上减少增益多少来定义模式。
当处理不适时，通过降低脉冲声音期间的增益，声音脉冲抑制器应用可实现的最小起音时间。这是可能的，如在图3中的重新布置的扭曲系统中已经观察到的。宽带功率预期在脉冲期间变化；影响可能是所应用的增益减少将波动，导致失真。这个潜在的问题随着表2中的模式的更极端的设定而增加，例如如果模式跨越大面积的声压级。解决波动的声音脉冲抑制器增益的方式可以是应用脉冲开始检测参数。这在图7(A)中示出。脉冲开始检测被定义为作为脉冲序列的一部分未检测到先前块的时间点，并且在当前块中检测到脉冲。
这被描述为
现在，该算法可以区分脉冲开始和脉冲的部分，其中所有其它条件仍然有效，即在脉冲的中间部分。如何应用增益减少的策略是使用对在检测到脉冲开始的块之前的块中的增益的对称平滑。起始块将根据当前宽带功率确定增益起始点。
短脉冲状信号在某些情况下是听力受损者所经历的空间感知的一部分。在某种意义上，房间混响提供关于房间的特征和大小的感知意识。最佳地，增益减少释放时间必须根据声学环境来设定，例如关于房间、大厅等的混响时间。应当设定与正常AGCI起音时间组合的释放时间，使得早期反射仍被抑制，而以正常响度感知到晚期反射。对于语音可理解性，早期反射对于正常听力和听力受损的人是非常重要的，而晚期反射通常降低了理解噪声中的语音的能力。对于脉冲信号，在延迟反射增加房间特征的感觉的意义上，这是相反的。对于听力装置用户，早期反射(其仍然可能在一些频率包括高能量)将仍然被过度放大，并且增加了不适(假定AGCI释放时间与早期反射的到达相比较长)。
声音脉冲抑制器可以具有宽带增益释放时间，即所有频带被配置为相同的时间常数，并且该参数在运行时间期间不以任何方式适配。在释放时间期间，声音脉冲抑制器提供的增益减少将为十倍。这用于平滑在声音脉冲抑制器之间的转变，主动地减少脉冲的影响，并且恢复输入相关增益处理的正常AGCI控制。增益减少的释放将基于图7(A)的检测参数的阈值。该参数可用于决定何时脉冲已将其强度降低到可以被定义为完成的点。在这一点上，增益释放切换，图7(A)和(B)示出了检测阈值的使用。
在前面的章节中已经描述了对脉冲输入进行检测和反应的方式。显然，具有脉冲开始和一定长度的输入信号将具有锁定算法的检测状态的能力。需要脉冲的持续时间和最大脉冲持续时间定义的测量。为了切换本质上利用脉冲开始条件但是持续时间长得多的信号，声音脉冲抑制器被配置为淡出并将增益处理留给正常的扭曲压缩器系统。如果信号具有脉冲开始，随后是具有许多频带中的能量的长序列，则功率估计将通过设计被声音脉冲检测器锁定。结果是，这些类型的声音将被增益计算块衰减所需要的更长的时间，即它将与正常的扭曲压缩器系统重叠，随着时间的推移，该正常的扭曲压缩器系统将减少增益。例如，割草机的开始通常将在短脉冲部分内从非常安静的条件，并且然后在许多频带中较长时段保持噪声。需要定义声音脉冲抑制器应该处理的脉冲的最大持续时间，以及如何测量并淡出。控制声脉冲检测器部分相对于脉冲持续时间的非常优雅的方式是自适应地控制等式(3)中的参数。基于当前检测估计在时间上的信息，可以控制频带功率估计平滑的更新速率。图8中的流程图示出了如何控制和更新检测器的功率估计器部分。基于定义的最大持续时间计数，可以基于参数α来决定平滑速率。朝向零的α值将简单地停止频带功率估计的平滑。这是在脉冲开始之后的序列中的优选设定，即停止更新。对于正常操作，在没有检测到脉冲的情况下，需要相当高的值α，以便使检测决定基于每频带的能量的历史。当达到脉冲的最大持续时间时需要快速功率更新。降低α参数、快速更新速度的结果将是功率估计将快速适应例如割草机当前经历的电平。当前估计和平滑估计之间的差将不再利用瞬时上升，并且检测方案将放弃为释放模式，并且我们可以对于相当慢的更新速率再次应用正常的值。基于检测值的α参数的改变顺序在图9中示出。
在这一点上，由声音脉冲抑制器施加的衰减的微分纯粹基于宽带功率。基于规定增益的增益向量在线计算，并根据估计的宽带功率来应用。该方案似乎有利于接近G50拐点的情况，包括另一个拐点达到所应用的增益朝向当前声压级转向的阶段可能是有利的。一种解决方案可以是利用分类器类，其在某种程度上包括关于环境的声压级的信息。表3列出了与每个分类器输出类别相关的声压级。根据该表，添加另一个增益表并将计算的增益表基于大约75dBSPL的拐点是有意义的。分类器环境现在可以用于操纵增益减少表，以便实现声音脉冲抑制器考虑当前估计的声音环境。例如。静态环境(其中规定的增益在线性区域中)映射到较高增益减少和高噪声环境(其中增益在压缩区域中操作)应当从声音脉冲抑制器引起较少的增益减少。
根据本发明的另一个实施例，采用图11所示的信号处理方案，例如对于其中不存在扭曲延迟线和扭曲功率估计的听力保护装置，可以利用更简单的声音脉冲检测器和声音脉冲抑制器。另外，在增益减少不与听力损失或规定增益相关联的应用中，声音脉冲检测器的脉冲检测块可以向增益控制单元而不是声音脉冲抑制器的增益计算单元提供输入。增益控制单元可以在来自其它增益代理器和脉冲检测块的输入的情况下控制增益控制器的若干参数。
虽然已经示出和描述了特定的实施例，但是应当理解，它们不旨在限制所要求保护的发明，并且对于本领域技术人员来说显而易见的是，在不脱离本发明的精神和范围的情况下可以进行各种改变和修改的所要求保护的发明。因此，说明书和附图被认为是说明性的而不是限制性的。所要求保护的发明旨在覆盖替代、修改和等同物。

Claims (29)

1.一种听力装置，包括：
至少一个麦克风，用于将由所述至少一个麦克风接收的声音转换成音频信号，
声音脉冲检测器，其被配置用于检测所述音频信号中的脉冲的存在，以及
信号处理器，其被配置为响应于由所述声音脉冲检测器检测到的所述音频信号中的脉冲的存在，将所述音频信号处理为已处理的音频信号，以及
接收器，其连接到所述信号处理器的输出，用于将所述已处理信号转换成用于向用户的耳膜发射的输出声音信号，以及其中
所述信号处理器包括：声音脉冲抑制器，其被配置为响应于由所述声音脉冲检测器检测到所述脉冲而通过增益调节来衰减所述脉冲。
2.根据权利要求1所述的听力装置，其中
所述信号处理器被配置用于将所述音频信号划分成多个频带。
3.根据权利要求2所述的听力装置，其中所述频带是非扭曲频带。
4.根据权利要求2所述的听力装置，其中所述频带是扭曲频带。
5.根据权利要求1所述的听力装置，其中所述信号处理器被配置用于对所述音频信号进行频率变换，用于将所述音频信号划分成多个频带。
6.根据权利要求5所述的听力装置，其中所述频带是非扭曲频带。
7.根据权利要求5所述的听力装置，其中所述频带是扭曲频带。
8.根据权利要求2至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于在多个频带中以相同的量减少增益。
9.根据权利要求2至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于在多个频带中单独地减小增益。
10.根据权利要求2至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于当检测到声音脉冲的存在时，作为宽带功率的函数来减小增益。
11.根据权利要求2至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于当检测到声音脉冲的存在时将增益减小到0dB。
12.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于使得接收器不发出源自脉冲的声音的方式来衰减所述脉冲。
13.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
声音脉冲抑制器的信号处理参数可根据用户输入来调节。
14.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于将所述音频信号划分成多个非扭曲频带并且用于基于所划分的音频信号来检测所述音频信号中的脉冲的存在。
15.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于将所述音频信号划分成多个扭曲频带，并且用于基于所划分的音频信号来检测所述音频信号中的脉冲的存在。
16.根据权利要求14所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于对所述音频信号进行频率变换，并且用于检测所述频域中的所述音频信号中的脉冲的存在。
17.根据权利要求14所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于当确定所述音频信号中的脉冲的存在时，确定时间t0的频带Fi中的音频信号的信号电平S0，并且将所确定的信号电平S0与基于所述频带Fi中的至少一个先前确定的信号电平的信号电平S-1进行比较。
18.根据权利要求17所述的听力装置，其中所确定的信号电平S-1是所述频带Fi中的当前和先前信号电平的平滑平均。
19.根据权利要求14所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于当在时间t0确定的频带Fi中的音频信号的信号电平S0与基于所述频带Fi中至少一个先前确定的信号电平的信号电平S-1之间的比率大于预定数量N的频带Fi的预定阈值Thi时，确定所述音频信号中的脉冲的存在。
20.根据权利要求19所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器被配置用于当所述音频信号的宽带功率电平高于功率阈值电平时，确定所述音频信号中的脉冲的存在。
21.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述声音脉冲检测器的信号处理参数可根据用户输入来调节。
22.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，包括
声音环境检测器，用于将所述声音环境分类为预定组的声音环境类别，以及其中所述声音脉冲检测器被配置为响应于由所述声音环境检测器确定的声音环境类别而操作。
23.根据从属于权利要求19的权利要求22所述的听力装置，其中
阈值Thi是由所述声音环境检测器确定的所述声音环境类别的函数。
24.根据权利要求22所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于采用作为由所述声音环境检测器确定的声音环境类别的函数的量来衰减所述脉冲。
25.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述听力装置是包括听力损失处理器的助听器，所述听力损失处理器被配置为根据预定的信号处理算法处理音频信号，以产生补偿用户听力损失的听力损失补偿音频信号。
26.根据权利要求25所述的听力装置，其中
所述听力损失处理器包括被配置用于补偿包括动态范围损失的听力损失的动态范围压缩器。
27.根据权利要求26所述的听力装置，其中
所述声音脉冲抑制器被配置用于基于所述听力损失处理器的增益设定来执行增益调节。
28.根据权利要求1至7中任一项所述的听力装置，其中
所述听力装置是进一步包括被配置用于衰减声音的无源阻尼器的听力保护器，以及其中所述无源阻尼器的至少一部分被配置用于阻塞用户的耳道的一部分。
29.一种方法，包括以下步骤：
将声音转换成音频信号，
将所述音频信号划分成多个频带，
基于所述划分的音频信号来检测所述音频信号中的脉冲的存在，以及
响应于检测到音频信号中的所述脉冲的存在，通过增益调节将所述音频信号处理为已处理的音频信号，
将已处理的信号转换成输出声音信号，以及
朝向人的耳膜发射所述输出声音信号。
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Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108243380A (zh) * 2016-12-23 2018-07-03 大北欧听力公司 具有声音脉冲抑制的听力装置及相关方法
CN110662152A (zh) * 2018-06-28 2020-01-07 大北欧听力公司 双耳主动阻塞消除的双耳听力设备系统

Families Citing this family (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP3185587B1 (en) * 2015-12-23 2019-04-24 GN Hearing A/S Hearing device with suppression of sound impulses
US10492007B2 (en) * 2017-06-21 2019-11-26 Cochlear Limited Impulse-aware sound processing
EP3503574B1 (en) * 2017-12-22 2021-10-27 FalCom A/S Hearing protection device with multiband limiter and related method
EP3879851A1 (en) * 2020-03-11 2021-09-15 GN Hearing A/S Hearing device with pulse power estimation, pulse detection, and related method
DE102022207373A1 (de) * 2022-07-19 2024-01-25 Sivantos Pte. Ltd. Verfahren zum Betreiben eines binauralen Hörgeräts

Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1471767A2 (en) * 2003-03-31 2004-10-27 DSPFactory Ltd. Method and system for acoustic shock protection
WO2007025569A1 (en) * 2005-09-01 2007-03-08 Widex A/S Method and apparatus for controlling band split compressors in a hearing aid
CN1991980A (zh) * 2005-12-30 2007-07-04 财团法人工业技术研究院 去除语音信号中背景噪声的方法
CN102090077A (zh) * 2008-07-11 2011-06-08 松下电器产业株式会社 助听器
CN103456310A (zh) * 2013-08-28 2013-12-18 大连理工大学 一种基于谱估计的瞬态噪声抑制方法
CN104080426A (zh) * 2011-11-23 2014-10-01 峰力公司 听力保护耳机
US20150117660A1 (en) * 2013-10-28 2015-04-30 3M Innovative Properties Company Adaptive frequency response, adaptive automatic level control and handling radio communications for a hearing protector

Family Cites Families (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6628795B1 (en) * 1997-12-23 2003-09-30 Widex A/S Dynamic automatic gain control in a hearing aid
US7401519B2 (en) * 2003-07-14 2008-07-22 The United States Of America As Represented By The Department Of Health And Human Services System for monitoring exposure to impulse noise
JP4223350B2 (ja) * 2003-08-19 2009-02-12 パナソニック株式会社 補聴器
US7224810B2 (en) * 2003-09-12 2007-05-29 Spatializer Audio Laboratories, Inc. Noise reduction system
AU2003281984B2 (en) * 2003-11-24 2009-05-14 Widex A/S Hearing aid and a method of noise reduction
US7983425B2 (en) * 2006-06-13 2011-07-19 Phonak Ag Method and system for acoustic shock detection and application of said method in hearing devices
EP2098097B1 (en) * 2006-12-21 2019-06-26 GN Hearing A/S Hearing instrument with user interface
GB2456297A (en) * 2007-12-07 2009-07-15 Amir Nooralahiyan Impulsive shock detection and removal
EP2544462B1 (en) * 2011-07-04 2018-11-14 GN Hearing A/S Wireless binaural compressor
EP2919232A1 (en) * 2014-03-14 2015-09-16 Fraunhofer-Gesellschaft zur Förderung der angewandten Forschung e.V. Encoder, decoder and method for encoding and decoding
EP3185587B1 (en) * 2015-12-23 2019-04-24 GN Hearing A/S Hearing device with suppression of sound impulses

Patent Citations (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
EP1471767A2 (en) * 2003-03-31 2004-10-27 DSPFactory Ltd. Method and system for acoustic shock protection
WO2007025569A1 (en) * 2005-09-01 2007-03-08 Widex A/S Method and apparatus for controlling band split compressors in a hearing aid
CN1991980A (zh) * 2005-12-30 2007-07-04 财团法人工业技术研究院 去除语音信号中背景噪声的方法
CN102090077A (zh) * 2008-07-11 2011-06-08 松下电器产业株式会社 助听器
CN104080426A (zh) * 2011-11-23 2014-10-01 峰力公司 听力保护耳机
CN103456310A (zh) * 2013-08-28 2013-12-18 大连理工大学 一种基于谱估计的瞬态噪声抑制方法
US20150117660A1 (en) * 2013-10-28 2015-04-30 3M Innovative Properties Company Adaptive frequency response, adaptive automatic level control and handling radio communications for a hearing protector

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN108243380A (zh) * 2016-12-23 2018-07-03 大北欧听力公司 具有声音脉冲抑制的听力装置及相关方法
US11304010B2 (en) 2016-12-23 2022-04-12 Gn Hearing A/S Hearing device with sound impulse suppression and related method
CN110662152A (zh) * 2018-06-28 2020-01-07 大北欧听力公司 双耳主动阻塞消除的双耳听力设备系统
CN110662152B (zh) * 2018-06-28 2022-09-27 大北欧听力公司 双耳主动阻塞消除的双耳听力设备系统

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