CN114827864B - 骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备。所述方法包括：将听障患者接收到的声音划分为若干频段，得到每一频段的期望输入声音；获取每一频段的无量纲期望输入声音；获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量。本发明可以使得听障患者听到声音的音量趋于平稳，保护听障患者的听力免受高分贝噪声的损害。

Description

骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备
技术领域
本发明实施例涉及骨传导助听器技术领域，尤其涉及一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备。
背景技术
骨传导助听器由于其特殊的传导原理，在日常生活中得到广泛应用。现有的骨传导助听器将麦克风收到的声音进行全频段放大，再推送到耳机中使听障患者听到声音。在实际应用中，很多听障患者的听力衰退并不是全频段功能丧失，而进行全频段增益补偿后会导致听障患者听到的声音忽大忽小，甚至在有些高频声音较多的场景下高频场景声音与该频段的增益补偿叠加后会分贝过高，严重时甚至会损伤听障患者未受损部分的听力功能。因此，开发一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备，可以有效克服上述相关技术中的缺陷，就成为业界亟待解决的技术问题。
发明内容
针对现有技术存在的上述问题，本发明实施例提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备。
第一方面，本发明的实施例提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，包括：将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将听障患者接收到的声音划分为若干频段，包括：对接收到的声音进行傅里叶变换，将其从时间域转换到频率域，在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段，全部聚类构成所述若干频段。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段,包括：将全部声音以打点方式投影在一横轴上，每一点距离横轴原点的距离定义为每一点所代表声音的音量幅度，随机选取若干个点作为初始聚类中心，计算每个点与各个初始聚类中心之间的距离，将每个点分配给距离最近的初始聚类中心，每个初始聚类中心以及分配的点构成一聚类，重新确定每个聚类的聚类中心，并不断重复聚类过程，直至没有聚类中心发生变化，则最终形成的每一聚类中的点按照该点代表的声音的频率从小到大组成一频段。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音，包括：将一听障患者接收到声音后出现不适感的临界脑部贝塔波的赫兹数确定为标准脑部贝塔波赫兹数，并对所述一听障患者接收不同声音产生的对应脑部贝塔波赫兹数进行记录，将全部声音的音量幅度和频率及对应的脑部贝塔波赫兹数录入初始声音听力模型得到训练好的声音听力模型；将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，若对应的脑部贝塔波赫兹数小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音，包括：
Figure 585061DEST_PATH_IMAGE001
其中，
Figure 771454DEST_PATH_IMAGE002
为第i频段的无量纲复合音，
Figure 144099DEST_PATH_IMAGE003
为第i频段的起始频率，
Figure 298000DEST_PATH_IMAGE004
为第i频段的终止频率，
Figure 180505DEST_PATH_IMAGE005
为第i频段的一声音的频率对应的音量幅度，df为第i频段频率的微变化量，
Figure 470672DEST_PATH_IMAGE006
为音量幅度单位量，
Figure 413221DEST_PATH_IMAGE007
为频率单位量。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，包括：
Figure 788838DEST_PATH_IMAGE008
其中，
Figure 209455DEST_PATH_IMAGE009
为第i频段的实际输入声音，k为增益补偿系数，
Figure 619708DEST_PATH_IMAGE010
为第i频段的增益补偿。
在上述方法实施例内容的基础上，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量，包括：
Figure 467578DEST_PATH_IMAGE011
其中，M为第i频段的实际输入声音与第i频段的无量纲期望输入声音比对的最小值，N为全部频段的数量，
Figure 330492DEST_PATH_IMAGE012
为第i频段的无量纲期望输入声音。
第二方面，本发明的实施例提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，包括：第一主模块，用于将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；第二主模块，用于将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；第三主模块，用于获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；第四主模块，用于对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量。
第三方面，本发明的实施例提供了一种电子设备，包括：
至少一个处理器；以及
与处理器通信连接的至少一个存储器，其中：
存储器存储有可被处理器执行的程序指令，处理器调用程序指令能够执行第一方面的各种实现方式中任一种实现方式所提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法。
第四方面，本发明的实施例提供了一种非暂态计算机可读存储介质，非暂态计算机可读存储介质存储计算机指令，计算机指令使计算机执行第一方面的各种实现方式中任一种实现方式所提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法。
本发明实施例提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法及设备，可以使得听障患者听到声音的音量趋于平稳，即使在高频声音较多的场景下也能确保听障患者听到音质清晰且音量合适的声音，保护听障患者的听力免受高分贝噪声的损害。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图做一简单的介绍，显而易见地，下面描述中的附图是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
图1为本发明实施例提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法流程图；
图2为本发明实施例提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置结构示意图；
图3为本发明实施例提供的电子设备的实体结构示意图；
图4为本发明实施例提供的将全部声音以打点方式投影并聚类构建频段效果示意图；
图5为本发明实施例提供的采用训练好的声音听力模型确定每一频段的期望输入声音原理示意图。
具体实施方式
为使本发明实施例的目的、技术方案和优点更加清楚，下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。另外，本发明提供的各个实施例或单个实施例中的技术特征可以相互任意结合，以形成可行的技术方案，这种结合不受步骤先后次序和/或结构组成模式的约束，但是必须是以本领域普通技术人员能够实现为基础，当技术方案的结合出现相互矛盾或无法实现时，应当认为这种技术方案的结合不存在，也不在本发明要求的保护范围之内。
本发明实施例提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，参见图1，该方法包括：将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将听障患者接收到的声音划分为若干频段，包括：对接收到的声音进行傅里叶变换，将其从时间域转换到频率域，在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段，全部聚类构成所述若干频段。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段,包括：将全部声音以打点方式投影在一横轴上，每一点距离横轴原点的距离定义为每一点所代表声音的音量幅度，随机选取若干个点作为初始聚类中心，计算每个点与各个初始聚类中心之间的距离，将每个点分配给距离最近的初始聚类中心，每个初始聚类中心以及分配的点构成一聚类，重新确定每个聚类的聚类中心，并不断重复聚类过程，直至没有聚类中心发生变化，则最终形成的每一聚类中的点按照该点代表的声音的频率从小到大组成一频段。
具体参见图4，图4中每一黑点为一声音，每一黑点距离横轴原点401的距离为每一黑点所代表声音的音量幅度。随机选取若干个黑点作为初始聚类中心，计算每个黑点与各个初始聚类中心之间的距离，将每个黑点分配给与其距离最近的初始聚类中心（如初始聚类中心406附近的两个黑点），每个初始聚类中心以及分配的黑点构成一聚类（如初始聚类中心406及其附近的两个黑点构成聚类402，初始聚类中心407及其附近的四个黑点构成聚类403，初始聚类中心408及其附近的四个黑点构成聚类404，初始聚类中心409及其附近的六个黑点构成聚类405），重新确定每个聚类的聚类中心，并不断重复聚类过程，直至没有聚类中心发生变化，则最终形成的每一聚类中的点按照该点代表的声音的频率从小到大组成一频段（类似图4中聚类403中的五个黑点代表的声音从小到大组成一频段）。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音，包括：将一听障患者接收到声音后出现不适感的临界脑部贝塔波的赫兹数确定为标准脑部贝塔波赫兹数，并对所述一听障患者接收不同声音产生的对应脑部贝塔波赫兹数进行记录，将全部声音的音量幅度和频率及对应的脑部贝塔波赫兹数录入初始声音听力模型得到训练好的声音听力模型；将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，若对应的脑部贝塔波赫兹数小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
具体参见图5，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型501中，将输入的音量幅度和频率与训练好的声音听力模型501中的音量幅度1和频率1至音量幅度n和频率n进行匹配，匹配成功后（如输入的音量幅度和频率与音量幅度n-1和频率n-1相同）将对应的脑部贝塔波赫兹数（如贝塔波赫兹数n-1）输出并与标准脑部贝塔波赫兹数进行比较，若对应的脑部贝塔波赫兹数（如贝塔波赫兹数n-1）小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率（如音量幅度n-1和频率n-1）所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数（如贝塔波赫兹数n-1）大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音，包括：
Figure DEST_PATH_IMAGE013
（1）
其中，
Figure 554800DEST_PATH_IMAGE014
为第i频段的无量纲复合音，
Figure DEST_PATH_IMAGE015
为第i频段的起始频率，
Figure 819559DEST_PATH_IMAGE016
为第i频段的终止频率，
Figure DEST_PATH_IMAGE017
为第i频段的一声音的频率对应的音量幅度，df为第i频段频率的微变化量，
Figure 41593DEST_PATH_IMAGE018
为音量幅度单位量，
Figure DEST_PATH_IMAGE019
为频率单位量。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，包括：
Figure 388873DEST_PATH_IMAGE020
（2）
其中，
Figure DEST_PATH_IMAGE021
为第i频段的实际输入声音，k为增益补偿系数，
Figure 151293DEST_PATH_IMAGE022
为第i频段的增益补偿。具体地，增益补偿系数k可以取正数也可以取负数，取正数时表示对第i频段的实际输入声音进行放大，取负数时表示对第i频段的实际输入声音进行减小。由于
Figure DEST_PATH_IMAGE023
为第i频段的无量纲复合音，第i频段的增益补偿
Figure 270559DEST_PATH_IMAGE024
可以为固定常数，具体根据实际情况可以取5、8或10。
基于上述方法实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，所述将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量，包括：
Figure DEST_PATH_IMAGE025
（3）
其中，M为第i频段的实际输入声音与第i频段的无量纲期望输入声音比对的最小值，N为全部频段的数量，
Figure 663494DEST_PATH_IMAGE026
为第i频段的无量纲期望输入声音。
具体地根据（3）式可知，在第i频段的无量纲期望输入声音
Figure 563317DEST_PATH_IMAGE026
确定后，第i频段的实际输入声音
Figure DEST_PATH_IMAGE027
就需要在增益补偿系数k和第i频段的增益补偿
Figure 67111DEST_PATH_IMAGE028
的调节下尽量趋近于第i频段的无量纲期望输入声音
Figure DEST_PATH_IMAGE029
，如果尽量趋近的目标达成，则（3）式必然取得最小值，此时就可以确定第i频段的实际输入声音
Figure 103200DEST_PATH_IMAGE030
，也就确定了增益补偿系数k和第i频段的增益补偿
Figure DEST_PATH_IMAGE031
。
本发明实施例提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，可以使得听障患者听到声音的音量趋于平稳，即使在高频声音较多的场景下也能确保听障患者听到音质清晰且音量合适的声音，保护听障患者的听力免受高分贝噪声的损害。
本发明各个实施例的实现基础是通过具有处理器功能的设备进行程序化的处理实现的。因此在工程实际中，可以将本发明各个实施例的技术方案及其功能封装成各种模块。基于这种现实情况，在上述各实施例的基础上，本发明的实施例提供了一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，该装置用于执行上述方法实施例中的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法。参见图2，该装置包括：第一主模块，用于将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；第二主模块，用于将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；第三主模块，用于获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；第四主模块，用于对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量。
本发明实施例提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，采用图2中的若干模块，可以使得听障患者听到声音的音量趋于平稳，即使在高频声音较多的场景下也能确保听障患者听到音质清晰且音量合适的声音，保护听障患者的听力免受高分贝噪声的损害。
需要说明的是，本发明提供的装置实施例中的装置，除了可以用于实现上述方法实施例中的方法外，还可以用于实现本发明提供的其他方法实施例中的方法，区别仅仅在于设置相应的功能模块，其原理与本发明提供的上述装置实施例的原理基本相同，只要本领域技术人员在上述装置实施例的基础上，参考其他方法实施例中的具体技术方案，通过组合技术特征获得相应的技术手段，以及由这些技术手段构成的技术方案，在保证技术方案具备实用性的前提下，就可以对上述装置实施例中的装置进行改进，从而得到相应的装置类实施例，用于实现其他方法类实施例中的方法。例如：
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第一子模块，用于实现所述将听障患者接收到的声音划分为若干频段，包括：对接收到的声音进行傅里叶变换，将其从时间域转换到频率域，在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段，全部聚类构成所述若干频段。
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第二子模块，用于实现所述在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段,包括：将全部声音以打点方式投影在一横轴上，每一点距离横轴原点的距离定义为每一点所代表声音的音量幅度，随机选取若干个点作为初始聚类中心，计算每个点与各个初始聚类中心之间的距离，将每个点分配给距离最近的初始聚类中心，每个初始聚类中心以及分配的点构成一聚类，重新确定每个聚类的聚类中心，并不断重复聚类过程，直至没有聚类中心发生变化，则最终形成的每一聚类中的点按照该点代表的声音的频率从小到大组成一频段。
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第三子模块，用于实现所述将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音，包括：将一听障患者接收到声音后出现不适感的临界脑部贝塔波的赫兹数确定为标准脑部贝塔波赫兹数，并对所述一听障患者接收不同声音产生的对应脑部贝塔波赫兹数进行记录，将全部声音的音量幅度和频率及对应的脑部贝塔波赫兹数录入初始声音听力模型得到训练好的声音听力模型；将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，若对应的脑部贝塔波赫兹数小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第四子模块，用于实现所述将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音，包括：
Figure 667036DEST_PATH_IMAGE032
其中，
Figure 54155DEST_PATH_IMAGE033
为第i频段的无量纲复合音，
Figure 96061DEST_PATH_IMAGE034
为第i频段的起始频率，
Figure 252235DEST_PATH_IMAGE035
为第i频段的终止频率，
Figure 49290DEST_PATH_IMAGE036
为第i频段的一声音的频率对应的音量幅度，df为第i频段频率的微变化量，
Figure 595809DEST_PATH_IMAGE037
为音量幅度单位量，
Figure 769301DEST_PATH_IMAGE038
为频率单位量。
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第五子模块，用于实现所述对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，包括：
Figure 717666DEST_PATH_IMAGE039
其中，
Figure 685622DEST_PATH_IMAGE040
为第i频段的实际输入声音，k为增益补偿系数，
Figure DEST_PATH_IMAGE041
为第i频段的增益补偿。
基于上述装置实施例的内容，作为一种可选的实施例，本发明实施例中提供的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，还包括：第六子模块，用于实现所述将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量，包括：
Figure 722367DEST_PATH_IMAGE042
其中，M为第i频段的实际输入声音与第i频段的无量纲期望输入声音比对的最小值，N为全部频段的数量，
Figure DEST_PATH_IMAGE043
为第i频段的无量纲期望输入声音。
本发明实施例的方法是依托电子设备实现的，因此对相关的电子设备有必要做一下介绍。基于此目的，本发明的实施例提供了一种电子设备，如图3所示，该电子设备包括：至少一个处理器(processor)、通信接口(Communications Interface)、至少一个存储器(memory)和通信总线，其中，至少一个处理器，通信接口，至少一个存储器通过通信总线完成相互间的通信。至少一个处理器可以调用至少一个存储器中的逻辑指令，以执行前述各个方法实施例提供的方法的全部或部分步骤。
此外，上述的至少一个存储器中的逻辑指令可以通过软件功能单元的形式实现并作为独立的产品销售或使用时，可以存储在一个计算机可读取存储介质中。基于这样的理解，本发明的技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分或者该技术方案的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品存储在一个存储介质中，包括若干指令用以使得一台计算机设备（可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等）执行本发明各个方法实施例所述方法的全部或部分步骤。而前述的存储介质包括：U盘、移动硬盘、只读存储器（ROM，Read-Only Memory）、随机存取存储器（RAM，Random Access Memory）、磁碟或者光盘等各种可以存储程序代码的介质。
以上所描述的装置实施例仅仅是示意性的，其中所述作为分离部件说明的单元可以是或者也可以不是物理上分开的，作为单元显示的部件可以是或者也可以不是物理单元，即可以位于一个地方，或者也可以分布到多个网络单元上。可以根据实际的需要选择其中的部分或者全部模块来实现本实施例方案的目的。本领域普通技术人员在不付出创造性的劳动的情况下，即可以理解并实施。
通过以上的实施方式的描述，本领域的技术人员可以清楚地了解到各实施方式可借助软件加必需的通用硬件平台的方式来实现，当然也可以通过硬件实现。基于这样的理解，上述技术方案本质上或者说对现有技术做出贡献的部分可以以软件产品的形式体现出来，该计算机软件产品可以存储在计算机可读存储介质中，如ROM/RAM、磁碟、光盘等，包括若干指令用以使得一台计算机设备（可以是个人计算机，服务器，或者网络设备等）执行各个实施例或者实施例的一些部分所述的方法。
附图中的流程图和框图显示了根据本发明的多个实施例的系统、方法和计算机程序产品的可能实现的体系架构、功能和操作。基于这种认识，流程图或框图中的每个方框可以代表一个模块、程序段或代码的一部分，所述模块、程序段或代码的一部分包含一个或多个用于实现规定的逻辑功能的可执行指令。也应当注意，在有些作为替换的实现方式中，方框中所标注的功能也可以以不同于附图中所标注的顺序发生。例如，两个连续的方框实际上可以基本并行地执行，有时也可以按相反的顺序执行，这依所涉及的功能而定。也要注意的是，框图和/或流程图中的每个方框、以及框图和/或流程图中的方框的组合，可以用执行规定的功能或动作的专用的基于硬件的系统来实现，或者可以用专用硬件与计算机指令的组合来实现。
需要说明的是，术语"包括"、"包含"或者其任何其它变体意在涵盖非排它性的包含，从而使得包括一系列要素的过程、方法、物品或者设备不仅包括那些要素，而且还包括没有明确列出的其它要素，或者是还包括为这种过程、方法、物品或者设备所固有的要素。在没有更多限制的情况下，由语句"包括……"限定的要素，并不排除在包括所述要素的过程、方法、物品或者设备中还存在另外的相同要素。
最后应说明的是：以上实施例仅用以说明本发明的技术方案，而非对其限制；尽管参照前述实施例对本发明进行了详细的说明，本领域的普通技术人员应当理解：其依然可以对前述各实施例所记载的技术方案进行修改，或者对其中部分技术特征进行等同替换；而这些修改或者替换，并不使相应技术方案的本质脱离本发明各实施例技术方案的精神和范围。

Claims (9)

1.一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，包括：将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量；所述将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音，包括：将一听障患者接收到声音后出现不适感的临界脑部贝塔波的赫兹数确定为标准脑部贝塔波赫兹数，并对所述一听障患者接收不同声音产生的对应脑部贝塔波赫兹数进行记录，将全部声音的音量幅度和频率及对应的脑部贝塔波赫兹数录入初始声音听力模型得到训练好的声音听力模型；将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，若对应的脑部贝塔波赫兹数小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
2.根据权利要求1所述的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，所述将听障患者接收到的声音划分为若干频段，包括：对接收到的声音进行傅里叶变换，将其从时间域转换到频率域，在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段，全部聚类构成所述若干频段。
3.根据权利要求2所述的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，所述在频率域中按照音量幅度的近似程度对全部声音进行聚类，每一聚类中的声音按照频率从小到大组成一频段,包括：将全部声音以打点方式投影在一横轴上，每一点距离横轴原点的距离定义为每一点所代表声音的音量幅度，随机选取若干个点作为初始聚类中心，计算每个点与各个初始聚类中心之间的距离，将每个点分配给距离最近的初始聚类中心，每个初始聚类中心以及分配的点构成一聚类，重新确定每个聚类的聚类中心，并不断重复聚类过程，直至没有聚类中心发生变化，则最终形成的每一聚类中的点按照该点代表的声音的频率从小到大组成一频段。
4.根据权利要求3所述的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，所述将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音，包括：
Figure DEST_PATH_IMAGE001
其中，
Figure 489559DEST_PATH_IMAGE002
为第i频段的无量纲复合音，
Figure DEST_PATH_IMAGE003
为第i频段的起始频率，
Figure 7608DEST_PATH_IMAGE004
为第i频段的终止频率，
Figure DEST_PATH_IMAGE005
为第i频段的一声音的频率对应的音量幅度，df为第i频段频率的微变化量，
Figure 507859DEST_PATH_IMAGE006
为音量幅度单位量，
Figure DEST_PATH_IMAGE007
为频率单位量。
5.根据权利要求4所述的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，所述对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，包括：
Figure 928476DEST_PATH_IMAGE008
其中，
Figure DEST_PATH_IMAGE009
为第i频段的实际输入声音，k为增益补偿系数，
Figure 463363DEST_PATH_IMAGE010
为第i频段的增益补偿。
6.根据权利要求5所述的骨传导助听器声音信号匹配增益补偿方法，其特征在于，所述将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量，包括：
Figure DEST_PATH_IMAGE011
其中，M为第i频段的实际输入声音与第i频段的无量纲期望输入声音比对的最小值，N为全部频段的数量，
Figure 639129DEST_PATH_IMAGE012
为第i频段的无量纲期望输入声音。
7.一种骨传导助听器声音信号匹配增益补偿装置，其特征在于，包括：第一主模块，用于将听障患者接收到的声音划分为若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音；第二主模块，用于将每一频段的期望输入声音进行无量纲化得到每一频段的无量纲期望输入声音；第三主模块，用于获取骨传导助听器接收到的外部声音，将所述外部声音划分为所述若干频段，将每一频段的音量幅度和对应的频率进行组合，并对组合结果进行无量纲化得到每一频段的无量纲复合音；第四主模块，用于对每一频段的无量纲复合音进行增益补偿后得到每一频段的实际输入声音，将每一频段的实际输入声音与每一频段的无量纲期望输入声音进行比对，确定最终的增益补偿量；所述将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，得到输出结果作为所述听障患者在所述每一频段的期望输入声音，包括：将一听障患者接收到声音后出现不适感的临界脑部贝塔波的赫兹数确定为标准脑部贝塔波赫兹数，并对所述一听障患者接收不同声音产生的对应脑部贝塔波赫兹数进行记录，将全部声音的音量幅度和频率及对应的脑部贝塔波赫兹数录入初始声音听力模型得到训练好的声音听力模型；将每一频段的音量幅度和对应的频率输入训练好的声音听力模型中，若对应的脑部贝塔波赫兹数小于标准脑部贝塔波赫兹数，则所述每一频段的音量幅度和对应的频率所构成的声音确定为所述每一频段的期望输入声音；若对应的脑部贝塔波赫兹数大于等于标准脑部贝塔波赫兹数，则标准脑部贝塔波赫兹数对应的声音确定为所述每一频段的期望输入声音。
8.一种电子设备，其特征在于，包括：
至少一个处理器、至少一个存储器和通信接口；其中，
所述处理器、存储器和通信接口相互间进行通信；
所述存储器存储有可被所述处理器执行的程序指令，所述处理器调用所述程序指令，以执行权利要求1至6任一项权利要求所述的方法。
9.一种非暂态计算机可读存储介质，其特征在于，所述非暂态计算机可读存储介质存储计算机指令，所述计算机指令使所述计算机执行权利要求1至6中任一项权利要求所述的方法。
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* Cited by examiner, † Cited by third party
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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1870135A (zh) * 2005-05-24 2006-11-29 北京大学科技开发部 基于掩蔽曲线的数字助听器频响补偿方法
US9107015B2 (en) * 2009-03-27 2015-08-11 Starkey Laboratories, Inc. System for automatic fitting using real ear measurement
DK2581038T3 (en) * 2011-10-14 2018-02-19 Oticon As Automatic real-time hearing aid fitting based on auditory evoked potentials
CN102638755B (zh) * 2012-04-25 2014-04-09 南京邮电大学 基于频率压缩搬移的数字助听器响度补偿方法
EP2950555A1 (en) * 2014-05-28 2015-12-02 Oticon A/s Automatic real-time hearing aid fitting based on auditory evoked potentials evoked by natural sound signals
CN110866555A (zh) * 2019-11-11 2020-03-06 广州国音智能科技有限公司 增量数据的聚类方法、装置、设备及可读存储介质
CN114530163A (zh) * 2021-12-31 2022-05-24 安徽云磬科技产业发展有限公司 基于密度聚类的采用声音识别设备生命周期的方法及系统
CN114189795B (zh) * 2022-02-15 2022-05-17 武汉左点科技有限公司 助听器尖峰噪声自适应调节方法及设备

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