JP7045255B2

JP7045255B2 - Binaural hearing aid

Info

Publication number: JP7045255B2
Application number: JP2018085481A
Authority: JP
Inventors: 信彦昼間
Original assignee: Rion Co Ltd
Current assignee: Rion Co Ltd
Priority date: 2018-04-26
Filing date: 2018-04-26
Publication date: 2022-03-31
Anticipated expiration: 2038-04-26
Also published as: JP2019193156A

Description

本発明は、ハウリングの発生を抑制可能な構成を備える両耳補聴器に関する。 The present invention relates to a binaural hearing aid having a configuration capable of suppressing the occurrence of howling.

一般的な補聴器においては、レシーバから出力された音がマイクロホンにフィードバックすることにより発生するハウリングを抑制するための手段として、適応フィルタを用いた適応フィードバックキャンセラ（ＡＦＣ）が欠かせない機能の一つとなっている。使用者の両耳に装用するタイプの両耳補聴器についても事情は同様である。ハウリングの抑制のために両耳補聴器にフィードバックキャンセラを組み込む場合、ハウリングの発生を検出する技術が求められる。従来から、両耳補聴器の特徴を生かしつつ、ハウリングを検出して抑制する種々の技術が提案されている。例えば、特許文献１には、左右の補聴器のそれぞれに適応フィルタと白色化フィルタを設け、例えば、右耳用補聴器の信号に基づき左耳用補聴器の白色化フィルタ係数を制御することで、ハウリングを抑制する技術が開示されている。また例えば、特許文献２には、左右のマイクロホンの信号のレベル差分に基づいてハウリングを検出して抑制する技術が開示されている。 In a general hearing aid, an adaptive feedback canceller (AFC) using an adaptive filter is one of the indispensable functions as a means for suppressing howling generated by feeding back the sound output from the receiver to the microphone. It has become. The situation is the same for binaural hearing aids that are worn on both ears of the user. When a feedback canceller is incorporated into a binaural hearing aid to suppress howling, a technique for detecting the occurrence of howling is required. Conventionally, various techniques for detecting and suppressing howling have been proposed while making the best use of the characteristics of binaural hearing aids. For example, in Patent Document 1, an adaptive filter and a whitening filter are provided for each of the left and right hearing aids, and for example, howling is performed by controlling the whitening filter coefficient of the left hearing aid based on the signal of the right hearing aid. Suppression techniques are disclosed. Further, for example, Patent Document 2 discloses a technique for detecting and suppressing howling based on the level difference between the signals of the left and right microphones.

米国特許９３３８５６２号公報U.S. Pat. No. 9,338,562 特許第４７７４５１２号公報Japanese Patent No. 4774512

特許文献１の技術によれば、白色化フィルタにより入力信号を白色化すると、フィードバックキャンセラで問題となるエントレインメント（異音）の発生を防止する効果があるが、特許文献１の構成において頭部遮蔽効果により、反対の耳に入力される音が減衰した場合、白色化効果が弱まるのでエントレインメントの発生を防止できない恐れがある。一方、特許文献２の技術は、ハウリングが発生している周波数のゲインを単純に下げる方法であるため、使用者にとって十分な補聴効果を得られない場合がある。 According to the technique of Patent Document 1, whitening the input signal by a whitening filter has an effect of preventing the generation of entrainment (abnormal noise) which is a problem in the feedback canceller. If the sound input to the opposite ear is attenuated by the shielding effect, the whitening effect is weakened, and it may not be possible to prevent the occurrence of entrainment. On the other hand, the technique of Patent Document 2 is a method of simply lowering the gain of the frequency at which howling occurs, so that a sufficient hearing aid effect may not be obtained for the user.

本発明はこれらの問題を解決するためになされたものであり、適応フィルタと白色化フィルタを用いて両耳補聴器を構成し、エントレインメントの発生を十分に抑えつつ、両耳に入力される信号からハウリングの発生を検出し、効果的にハウリングを抑制することが可能な両耳補聴器を提供するものである。 The present invention has been made to solve these problems, and a binaural hearing aid is configured by using an adaptive filter and a whitening filter, and a signal input to both ears is sufficiently suppressed while the occurrence of entrainment is sufficiently suppressed. It is an object of the present invention to provide a binaural hearing aid capable of detecting the occurrence of howling from the body and effectively suppressing howling.

上記課題を解決するために、本発明の両耳補聴器は、右耳用補聴器（１）と、左耳用補聴器（２）と、前記右耳用補聴器及び前記左耳用補聴器で発生したハウリングを検出するハウリング検出部（５０）とを備えた両耳補聴器であって、前記右耳用補聴器及び前記左耳用補聴器の各々は、外部から到来する音を電気信号に変換し、所望信号（ｄ_Ｒ（ｎ）、ｄ_Ｌ（ｎ））として出力するマイクロホン（１０、２０）と、電気信号を音に変換して外耳道内の空間に出力するレシーバ（１１、２１）と、前記レシーバから前記マイクロホンへのフィードバック伝達関数を適応的に推定する適応フィルタ（３０、４０）を含み、前記所望信号からフィードバック成分を除去して誤差信号（ｅ_Ｒ（ｎ）、ｅ_Ｌ（ｎ））を出力するフィードバック除去部と、前記誤差信号に所定の補聴処理を施して前記レシーバに供給する補聴処理部（１２、２２）と、前記適応フィルタの係数更新に用いる１対の信号を共通の白色化係数によりそれぞれ白色化して前記フィードバック除去部に供給する１対の白色化フィルタ（１５、１６、２５、２６）とを含んで構成される。前記ハウリング検出部は、周波数帯域毎に、前記右耳用補聴器及び前記左耳用補聴器のそれぞれの前記誤差信号又は前記所望信号に基づく１対の入力信号の振幅の差をとって両耳間振幅差（ξ_ＬＲ（ｋ））を算出し、複数の前記周波数帯域のそれぞれの前記両耳間振幅差の値に基づいて前記右耳用補聴器及び前記左耳用補聴器のハウリングを検出し、前記ハウリングが検出されたときは対応する前記第１及び第２の白色化フィルタの動作の白色化効果が低減するように制御する。 In order to solve the above problems, the binaural hearing aid of the present invention includes a hearing aid for the right ear (1), a hearing aid for the left ear (2), and howling generated in the hearing aid for the right ear and the hearing aid for the left ear. A binaural hearing aid provided with a howling detection unit (50) for detection, each of the right-ear hearing aid and the left-ear hearing aid converts a sound coming from the outside into an electric signal, and a desired signal (d). A microphone (10, 20) that outputs as _R (n), d _L (n)), a receiver (11, 21) that converts an electric signal into sound and outputs it to a space in the external auditory canal, and the microphone from the receiver. Feedback that includes adaptive filters (30, 40) that adaptively estimate the feedback transfer function to, removes the feedback component from the desired signal, and outputs an error signal (e _R (n), e _L (n)). The removal unit, the hearing aid processing unit (12, 22) that applies a predetermined hearing aid process to the error signal and supplies it to the receiver, and the pair of signals used for updating the coefficient of the adaptive filter are each using a common whitening coefficient. It is configured to include a pair of whitening filters (15, 16, 25, 26) that are whitened and supplied to the feedback removing section. The howling detection unit takes the difference in amplitude between the error signals of the right-ear hearing aid and the left-ear hearing aid or a pair of input signals based on the desired signal for each frequency band. The difference (ξ _LR (k)) is calculated, and the howling of the right-ear hearing aid and the left-ear hearing aid is detected based on the value of the amplitude difference between the two ears of each of the plurality of frequency bands, and the howling is detected. When is detected, the whitening effect of the operation of the corresponding first and second whitening filters is controlled to be reduced.

本発明の両耳補聴器によれば、複数の周波数帯域の各々において、右耳用補聴器又は左耳用補聴器についての両耳間振幅差を算出することにより、右耳又は左耳でハウリングが発生したことを検出し、ハウリングが発生した側の白色化フィルタの白色化効果を低減するものである。よって、ハウリングが発生していない状況では白色化フィルタの動作によりエントレインメントの発生を防止するとともに、ハウリングが発生した状況では、音量の低下や音質の劣化を招くことなく、白色化に起因して適応フィルタの適応動作の収束性が低下することを防止し、確実にハウリングを抑制することができる。 According to the binaural hearing aid of the present invention, howling occurred in the right or left ear by calculating the difference in amplitude between the two ears for the right ear hearing aid or the left ear hearing aid in each of the plurality of frequency bands. This is to detect that and reduce the whitening effect of the whitening filter on the side where howling has occurred. Therefore, in the situation where howling does not occur, the whitening filter operates to prevent the occurrence of entrainment, and in the situation where howling occurs, the whitening is caused without causing a decrease in volume or deterioration of sound quality. Howling can be reliably suppressed by preventing the convergence of the adaptive operation of the adaptive filter from being lowered.

本発明において、フィードバック除去部は、所望信号から適応フィルタの出力信号を減算して誤差信号を生成する減算部（１７）を含めて構成し、かつ、１対の白色化フィルタは、誤差信号を白色化する第１の白色化フィルタ（１５）と、補聴処理部の出力信号を白色化する第２の白色化フィルタ（１６）とを含めて構成することができる。 In the present invention, the feedback removing unit is configured to include a subtracting unit (17) that generates an error signal by subtracting the output signal of the adaptive filter from the desired signal, and the pair of whitening filters generate the error signal. It can be configured to include a first whitening filter (15) for whitening and a second whitening filter (16) for whitening the output signal of the hearing aid processing unit.

また、本発明において、フィードバック除去部は、適応フィルタを構成する第１のＦＩＲフィルタ（１３ｂ、２３ｂ）及びこの第１のＦＩＲフィルタと共通の係数を有する第２のＦＩＲフィルタ（１３ａ、２３ａ）と、マイクロホンから出力された第１の所望信号（ｄ_R（ｎ）、ｄ_Ｌ（ｎ））から第２のＦＩＲフィルタの出力信号を減算して第１の誤差信号（ｅ_R（ｎ）、ｅ_Ｌ（ｎ））を生成し、この第１の誤差信号を補聴処理部に供給する第１の減算部（１７ａ、２７ａ）と、第２の所望信号（ｄ’_R（ｎ）、ｄ’_Ｌ（ｎ））から第１のＦＩＲフィルタの出力信号を減算して第２の誤差信号（ｅ’_R（ｎ）、ｅ’_Ｌ（ｎ））を生成する第２の減算部（１７ｂ、２７ｂ）とを含めて構成し、かつ、１対の白色化フィルタは、第１の所望信号を白色化して第２の所望信号を生成する第１の白色化フィルタ（１５ａ、２５ａ）と、前記補聴処理部の出力信号を白色化する第２の白色化フィルタ（１６、２６）とを含めて構成することができる。 Further, in the present invention, the feedback removing unit includes the first FIR filter (13b, 23b) constituting the adaptive filter and the second FIR filter (13a, 23a) having a common coefficient with the first FIR filter. , The output signal of the second FIR filter is subtracted from the first desired signal (d _R (n), d _L (n)) output from the microphone, and the first error signal (e _R (n), e A first subtraction unit (17a, 27a) that generates _L (n)) and supplies the first error signal to the hearing aid processing unit, and a second desired signal (d' _R (n), d' _L ). A second subtraction unit (17b, 27b) that subtracts the output signal of the first FIR filter from (n)) to generate a second error signal ( _e'R (n), _e'L (n)). The pair of whitening filters includes the first whitening filter (15a, 25a) that whitens the first desired signal to generate the second desired signal, and the hearing aid processing. It can be configured to include a second whitening filter (16, 26) that whitens the output signal of the unit.

本発明において、両耳補聴器を装着した状態の頭部と音源がなす角度に関連するパラメータとして、両耳間振幅差の最大値及び最小値を予め記憶する記憶部を更に設けてもよい。この場合、ハウリング検出部は、記憶部のパラメータを参照し、それを用いてハウリングを検出することができる。 In the present invention, as a parameter related to the angle formed by the head and the sound source when the binaural hearing aid is worn, a storage unit that stores the maximum value and the minimum value of the amplitude difference between the binaural ears in advance may be further provided. In this case, the howling detection unit can refer to the parameter of the storage unit and use it to detect howling.

本発明のハウリング検出部は、両耳間振幅差及び両耳間位相差をそれぞれ平滑化した平滑化両耳間振幅差を算出し、平滑化両耳間振幅差に基づいてハウリングを検出することができる。これにより、両耳間振幅差の短期的な変動の影響を軽減し、安定的にハウリングを検出することができる。なお、ハウリング検出部によるハウリングの検出に際し、周波数帯域毎に、平滑化両耳間振幅差が前述の最小値から最大値の範囲内を逸脱するか否かを判定することができる。 The howling detection unit of the present invention calculates the smoothed binaural amplitude difference obtained by smoothing the binaural amplitude difference and the binaural phase difference, respectively, and detects howling based on the smoothed binaural amplitude difference. Can be done. As a result, the influence of short-term fluctuations in the interaural amplitude difference can be reduced, and howling can be detected stably. When the howling detection unit detects howling, it is possible to determine whether or not the smoothing interaural time difference deviates from the above-mentioned minimum value to the maximum value for each frequency band.

本発明のハウリング検出部を右耳用補聴器と左耳用補聴器のいずれか一方に含めて構成し、右耳用補聴器と左耳用補聴器のそれぞれに設けられた無線通信部を介してハウリング検出部で用いる情報を送受信することができる。 The howling detection unit of the present invention is configured to be included in either the right ear hearing aid or the left ear hearing aid, and the howling detection unit is provided via the wireless communication unit provided in each of the right ear hearing aid and the left ear hearing aid. You can send and receive information used in.

本発明のハウリング検出部は、両耳間振幅差に加えて、周波数帯域毎に、前記１対の入力信号の位相の差をとって両耳間位相差（θ_ＬＲ（ｋ））を算出し、複数の周波数帯域のそれぞれの両耳間位相差の値に基づいて右耳用補聴器及び左耳用補聴器のハウリングを検出するように構成することができる。これにより、ハウリングの判定に際し、両耳間振幅差と両耳間位相差とをそれぞれの周波数特性に応じて選択的に用いることで、ハウリングの判定精度を高めることができる。また、本発明のハウリング検出部において、ハウリングが検出されたとき、適応フィルタのステップサイズを小さくする制御を採用してもよい。 The howling detection unit of the present invention calculates the binaural phase difference (θ _LR (k)) by taking the phase difference of the pair of input signals for each frequency band in addition to the binaural amplitude difference. , Can be configured to detect howling in a right-ear hearing aid and a left-ear hearing aid based on the value of the phase difference between each ear in a plurality of frequency bands. Thereby, when the howling is determined, the howling determination accuracy can be improved by selectively using the interaural amplitude difference and the interaural phase difference according to the respective frequency characteristics. Further, the howling detection unit of the present invention may adopt a control that reduces the step size of the adaptive filter when howling is detected.

以上述べたように、本発明によれば、右耳用補聴器又は左耳用補聴器で発生したハウリングを確実に検出し、ハウリングが発生した側の白色化フィルタの白色化効果の制御を行うので、白色化フィルタによりエントレインメントを十分に抑えつつ、直ちに適応フィルタの適応動作により効果的にハウリングを抑制でき、良好な性能の両耳補聴器を実現することができる。 As described above, according to the present invention, howling generated in the hearing aid for the right ear or the hearing aid for the left ear is reliably detected, and the whitening effect of the whitening filter on the side where howling occurs is controlled. While the whitening filter sufficiently suppresses the entrainment, howling can be effectively suppressed by the adaptive operation of the adaptive filter immediately, and a binaural hearing aid with good performance can be realized.

本実施形態の両耳補聴器を使用する場合における音の伝搬をモデル化して表した模式図である。It is a schematic diagram which modeled and represented the sound propagation at the time of using the binaural hearing aid of this embodiment. 本実施形態の両耳補聴器における処理に関連する具体的な構成例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the specific structural example which concerns on the processing in the binaural hearing aid of this embodiment. ハウリング検出部の構成及び動作を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure and operation of the howling detection part. 記憶部に記憶されているパラメータのうち、頭部に対する音源の角度に応じて周波数帯域毎の両耳間振幅差の変化を示す図である。It is a figure which shows the change of the amplitude difference between both ears for each frequency band according to the angle of the sound source with respect to the head among the parameters stored in the storage part. 記憶部に記憶されているパラメータのうち、頭部に対する音源の角度に応じて周波数帯域毎の両耳間位相差の変化を示す図である。It is a figure which shows the change of the interaural time difference for each frequency band according to the angle of the sound source with respect to the head among the parameters stored in the storage part. 本発明との対比のため、ハウリング検出部によるハウリングの検出を行わない白色化フィルタを用いた両耳補聴器でのシミュレーションの検証結果を示す図である。For comparison with the present invention, it is a figure which shows the verification result of the simulation with the binaural hearing aid using the whitening filter which does not detect howling by the howling detection part. 本発明を適用した両耳補聴器でのシミュレーションの検証結果を示す図である。It is a figure which shows the verification result of the simulation with the binaural hearing aid to which this invention was applied. 本実施形態の両耳補聴器において、図２の構成例に関しての変形例を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing a modified example of the configuration example of FIG. 2 in the binaural hearing aid of the present embodiment.

以下、本発明を適用した一実施形態について添付図面を参照しながら説明する。以下の各実施形態では、フィードバックキャンセラを備えた両耳補聴器に対して本発明を適用する例について説明する。 Hereinafter, an embodiment to which the present invention is applied will be described with reference to the accompanying drawings. In each of the following embodiments, an example of applying the present invention to a binaural hearing aid provided with a feedback canceller will be described.

図１は、本実施形態の両耳補聴器を使用する場合における音の伝搬をモデル化して表した模式図である。両耳補聴器を構成する右耳用補聴器１及び左耳用補聴器２が使用者の頭部に装着されており、正面の音源から音が到来する状況をモデル化している。音源から右耳用補聴器１のマイクロホン１０に至る伝搬路は伝達関数Ｈ_Ｒ（ｚ）で表すとともに、音源から左耳用補聴器２のマイクロホン２０に至る伝搬路は伝達関数Ｈ_Ｌ（ｚ）で表している。なお、図１では音源が頭部の正面に位置するが、実際の音源の位置は平面視で頭部の周囲のいずれかの方向であり、音源の位置に応じた音の到来方向を考慮する必要がある。 FIG. 1 is a schematic diagram showing a model of sound propagation when the binaural hearing aid of the present embodiment is used. The right-ear hearing aid 1 and the left-ear hearing aid 2 constituting the binaural hearing aid are attached to the user's head, and model the situation where the sound comes from the front sound source. The propagation path from the sound source to the microphone 10 of the right hearing aid 1 is represented by the transfer function _HR (z), and the propagation path from the sound source to the microphone 20 of the left ear hearing aid 2 is represented by the transfer function _HL (z). ing. Although the sound source is located in front of the head in FIG. 1, the actual position of the sound source is one of the directions around the head in a plan view, and the arrival direction of the sound according to the position of the sound source is considered. There is a need.

また、右耳用補聴器１のレシーバ１１からマイクロホン１０に至るフィードバック経路は伝達関数Ｆ_Ｒ（ｚ）で表すとともに、左耳用補聴器２のレシーバ２１からマイクロホン２０に至るフィードバック経路は伝達関数Ｆ_Ｌ（ｚ）で表している。 The feedback path from the receiver 11 of the right hearing aid 1 to the microphone 10 is represented by the transfer function FR (z), and the feedback path from the receiver 21 of the left hearing aid 2 to the microphone 20 is the transfer function _FL ( _z ). It is represented by z).

次に図２は、本実施形態の両耳補聴器における処理に関連する具体的な構成例を示すブロック図である。図２の構成例のうちの右耳用補聴器１は、前述のマイクロホン１０及びレシーバ１１に加えて、補聴処理部１２と、ＦＩＲ(Finite Impulse Response)フィルタ１３及び係数更新部１４からなる適応フィルタ３０と、２つの白色化フィルタ１５、１６と、減算部１７と、無線通信部１８と、ハウリング検出部５０とを備えて構成される。また、左耳用補聴器２は、前述のマイクロホン２０及びレシーバ２１に加えて、補聴処理部２２と、ＦＩＲフィルタ２３及び係数更新部２４からなる適応フィルタ４０と、２つの白色化フィルタ２５、２６と、減算部２７と、無線通信部２８とを備えて構成される。 Next, FIG. 2 is a block diagram showing a specific configuration example related to the processing in the binaural hearing aid of the present embodiment. The hearing aid 1 for the right ear in the configuration example of FIG. 2 is an adaptive filter 30 including a hearing aid processing unit 12, a FIR (Finite Impulse Response) filter 13, and a coefficient updating unit 14 in addition to the microphone 10 and the receiver 11 described above. , Two whitening filters 15 and 16, a subtraction unit 17, a wireless communication unit 18, and a howling detection unit 50. Further, in addition to the microphone 20 and the receiver 21 described above, the hearing aid 2 for the left ear includes a hearing aid processing unit 22, an adaptive filter 40 including an FIR filter 23 and a coefficient updating unit 24, and two whitening filters 25 and 26. , A subtraction unit 27 and a wireless communication unit 28 are provided.

図２では、ハウリング検出部５０を右耳用補聴器１に設ける構成を示しているが、ハウリング検出部５０を左耳用補聴器２に設ける構成としてもよい。また、ハウリング検出部５０を右耳用補聴器１と左耳用補聴器２の両方に設け、選択的に動作させる構成を採用してもよい。なお、図示は省略しているが、各レシーバ１１、２１の入力側には、ディジタル信号をアナログ信号に変換するＤＡ変換器が設けられ、各マイクロホン１０、２０の出力側には、アナログ信号をディジタル信号に変換するＡＤ変換器が設けられる。 Although FIG. 2 shows a configuration in which the howling detection unit 50 is provided in the hearing aid 1 for the right ear, the howling detection unit 50 may be provided in the hearing aid 2 for the left ear. Further, the howling detection unit 50 may be provided in both the hearing aid 1 for the right ear and the hearing aid 2 for the left ear, and may be selectively operated. Although not shown, a DA converter for converting a digital signal into an analog signal is provided on the input side of each of the receivers 11 and 21, and an analog signal is provided on the output side of the microphones 10 and 20. An AD converter for converting to a digital signal is provided.

以下の説明では代表して右耳用補聴器１について説明するが、左耳用補聴器２の同一の構成要素については右耳用補聴器１と共通の機能を有する。図２を用いて説明したように、マイクロホン１０は外部から到来する音を収集して電気信号に変換し、それを前述の所望信号ｄ_R（ｎ）として出力し、レシーバ１１は、補聴処理部１２から出力される信号ｕ_Ｒ（ｎ）を音に変換して外耳道内の空間に出力する。マイクロホン１０としては、例えば、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）やコンデンサ型のマイクロホンを用いることができ、レシーバ１１としては、例えば、電磁型のレシーバを用いることができる。 In the following description, the hearing aid 1 for the right ear will be described as a representative, but the same components of the hearing aid 2 for the left ear have the same functions as the hearing aid 1 for the right ear. As described with reference to FIG. 2, the microphone 10 collects the sound coming from the outside, converts it into an electric signal, outputs it as the above-mentioned desired signal d _R (n), and the receiver 11 is a hearing aid processing unit. The signal u _R (n) output from No. 12 is converted into sound and output to the space in the ear canal. As the microphone 10, for example, a MEMS (Micro Electro Mechanical Systems) or a condenser type microphone can be used, and as the receiver 11, for example, an electromagnetic type receiver can be used.

補聴処理部１２は、減算部１７から出力される誤差信号ｅ_Ｒ（ｎ）を増幅するとともに、各々の使用者に適合して個別に設定された所定の補聴処理を施し、補聴処理後の前述の信号ｕ_Ｒ（ｎ）を出力する。補聴処理部１２による補聴処理は、伝達関数Ｇ_Ｒ（ｚ）で表わす。 The hearing aid processing unit 12 amplifies the error signal _eR (n) output from the subtracting unit 17, and also performs a predetermined hearing aid processing individually set according to each user, and the above-mentioned hearing aid processing is performed. Signal u _R (n) is output. The hearing aid processing by the hearing aid processing unit 12 is represented by the transfer function _GR (z).

補聴処理部１２の入力側には、誤差信号ｅ_Ｒ（ｎ）を、処理対象である複数の周波数帯域の成分に分割するフィルタバンクとして機能するＦＦＴ (Fast Fourier Transform）部１２ａが設けられている。このＦＦＴ部１２ａから出力される複数の周波数帯域の信号群はハウリング検出部５０に入力されるが、ハウリング検出部５０の動作については後述する。 On the input side of the hearing aid processing unit 12, an FFT (Fast Fourier Transform) unit 12a that functions as a filter bank that divides the error signal _eR (n) into components of a plurality of frequency bands to be processed is provided. .. The signal group of a plurality of frequency bands output from the FFT unit 12a is input to the howling detection unit 50, and the operation of the howling detection unit 50 will be described later.

図２に示すように、マイクロホン１０には、外部音が入力されることに加え、レシーバ１１から出力される音が外耳道から外部空間を経由してマイクロホン１０に回り込むことでフィードバック音が入力される。そのため、レシーバ１１の入力からマイクロホン１０の出力に至るフィードバック経路において、前述のフィードバック伝達関数Ｆ_Ｒ（ｚ）を想定することができる。なお、レシーバ１１及びマイクロホン１０もそれぞれ固有の伝達関数を有するが、いずれもフィードバック伝達関数Ｆ_Ｒ（ｚ）に含めて考えることができる。フィードバック伝達関数Ｆ_Ｒ（ｚ）は、例えば、補聴器の構造、使用者の挙動、周囲の環境などに応じて変化し、補聴器のハウリングの要因となる。本実施形態では、両耳補聴器におけるハウリングの発生を抑制するためのフィードバックキャンセラの構成を採用するが、詳細は後述する。 As shown in FIG. 2, in addition to the external sound being input to the microphone 10, the feedback sound is input by the sound output from the receiver 11 wrapping around from the ear canal to the microphone 10 via the external space. .. Therefore, the above-mentioned feedback transfer function _FR (z) can be assumed in the feedback path from the input of the receiver 11 to the output of the microphone 10. The receiver 11 and the microphone 10 also have their own transfer functions, but both can be considered by being included in the feedback transfer function _FR (z). The feedback transfer function _FR (z) changes depending on, for example, the structure of the hearing aid, the behavior of the user, the surrounding environment, and the like, and becomes a factor of howling of the hearing aid. In this embodiment, a feedback canceller configuration for suppressing the occurrence of howling in a binaural hearing aid is adopted, and the details will be described later.

適応フィルタ３０は、補聴処理後の信号ｕ_R（ｎ）に対し、前述のフィードバック伝達関数Ｆ_R（ｚ）に対応する伝達関数Ｗ_R（ｚ）を適応的に推定する。具体的には、ＦＩＲフィルタ１３は係数更新部１４から供給される係数Ｗ_R（ｎ）を用いてフィルタ演算を行い、出力信号ｙ_R（ｎ）を生成する。ＦＩＲフィルタ１３は、所定のタップ数を有して構成される。なお、減算部１７は、所望信号ｄ_R（ｎ）からＦＩＲフィルタ１３の出力信号ｙ_R（ｎ）を減算し、それを前述の誤差信号ｅ_R（ｎ）として出力する。一方、適応フィルタ３０に含まれる係数更新部１４は、ＦＩＲフィルタ１３のフィルタ演算に用いる前述の係数Ｗ_R（ｎ）を順次更新する。例えば、係数更新部１４では、ＮＬＭＳ(Normalized Least Mean Square)に基づくアルゴリズムを採用することができる。 The adaptive filter 30 adaptively estimates the transfer function _WR (z) corresponding to the above-mentioned feedback transfer function _FR (z) with respect to the signal u _R (n) after the hearing aid processing. Specifically, the FIR filter 13 performs a filter operation using the coefficient _WR (n) supplied from the coefficient updating unit 14, and generates an output signal y _R (n). The FIR filter 13 is configured to have a predetermined number of taps. The subtraction unit 17 subtracts the output signal y _R (n) of the FIR filter 13 from the desired signal d _R (n), and outputs it as the error signal e _R (n) described above. On the other hand, the coefficient updating unit 14 included in the adaptive filter 30 sequentially updates the above-mentioned coefficient _WR (n) used in the filter calculation of the FIR filter 13. For example, the coefficient updating unit 14 can adopt an algorithm based on NLMS (Normalized Least Mean Square).

また、１対の白色化フィルタ１５、１６の主な役割は、無相関化された信号に応じて係数更新部１４を動作させることにより、推定誤差に起因するエントレインメントの発生を抑制することにある。一方の白色化フィルタ１５は、誤差信号ｅ_R（ｎ）を入力し、誤差信号ｅ_R（ｎ）を白色化（無相関化）した出力信号を生成し、他方の白色化フィルタ１６は、信号ｕ_R（ｎ）を入力し、信号ｕ_R（ｎ）を白色化（無相関化）した信号を生成し、１対の白色化フィルタ１５、１６のそれぞれの出力信号が係数更新部１４に供給される。一方の白色化フィルタ１５に設定された白色化フィルタ係数は、他方の白色化フィルタ１６に対しても同様に設定されるので、２つの白色化フィルタ１５、１６は同一の特性を有している。これらの白色化フィルタ１５、１６、２５、２６としては、例えば、所定段数の適応ラティスフィルタを用いることができる。本実施形態では、ハウリング検出部５０により白色化フィルタ１５、１６の動作が制御されるが、具体的な制御手法については後述する。 Further, the main role of the pair of whitening filters 15 and 16 is to suppress the occurrence of entrainment due to the estimation error by operating the coefficient updating unit 14 in response to the uncorrelated signal. be. One whitening filter 15 inputs an error signal e _R (n) and generates an output signal in which the error signal e _R (n) is whitened (uncorrelated), and the other whitening filter 16 is a signal. u _R (n) is input to generate a whitening (uncorrelated) signal of the signal u _R (n), and the output signals of the pair of whitening filters 15 and 16 are supplied to the coefficient updater 14. Will be done. Since the whitening filter coefficient set for one whitening filter 15 is similarly set for the other whitening filter 16, the two whitening filters 15 and 16 have the same characteristics. .. As these whitening filters 15, 16, 25, 26, for example, an adaptive lattice filter having a predetermined number of stages can be used. In the present embodiment, the operation of the whitening filters 15 and 16 is controlled by the howling detection unit 50, and the specific control method will be described later.

本実施形態では、右耳用補聴器１の無線通信部１８と左耳用補聴器２の無線通信部２８とが、ハウリング検出に必要な種々の情報を無線通信により送受信する。すなわち、無線通信部１８は、左耳用補聴器２のＦＦＴ部２２ａから無線通信部２８を介して複数の周波数帯域の信号群を受信し、ハウリング検出部５０の検出結果と制御情報を左耳用補聴器２の無線通信部２８に送信する。無線通信部１８、２８の間の無線通信としては、例えば、近距離無線通信規格であるＮＦＣ（Near Field Communication）を採用することができる。 In the present embodiment, the wireless communication unit 18 of the right-ear hearing aid 1 and the wireless communication unit 28 of the left-ear hearing aid 2 transmit and receive various information necessary for howling detection by wireless communication. That is, the wireless communication unit 18 receives signal groups in a plurality of frequency bands from the FFT unit 22a of the left ear hearing aid 2 via the wireless communication unit 28, and receives the detection result and control information of the howling detection unit 50 for the left ear. It is transmitted to the wireless communication unit 28 of the hearing aid 2. As the wireless communication between the wireless communication units 18 and 28, for example, NFC (Near Field Communication), which is a short-range wireless communication standard, can be adopted.

次に、ハウリング検出部５０は、右耳用補聴器１と左耳用補聴器２で発生したハウリングを検出し、検出結果に応じて右耳用補聴器１の白色化フィルタ１５、１６と左耳用補聴器２の白色化フィルタ２５、２６との動作を制御する。以下、図３のブロック図を参照して、ハウリング検出部５０の構成及び動作について具体的に説明する。 Next, the howling detection unit 50 detects howling generated in the right ear hearing aid 1 and the left ear hearing aid 2, and according to the detection result, the whitening filters 15 and 16 of the right ear hearing aid 1 and the left ear hearing aid. 2 controls the operation with the whitening filters 25 and 26. Hereinafter, the configuration and operation of the howling detection unit 50 will be specifically described with reference to the block diagram of FIG.

図３に示すハウリング検出部５０は、両耳補聴器における左右の振幅差（音圧差）を算出する振幅差算出部５１と、両耳補聴器における左右の位相差を算出する位相差算出部５２と、これらの振幅差算出部５１及び位相差算出部５２の検出結果に応じてハウリングの有無を判定するハウリング判定部５３と、ハウリング判定部５３の判定に必要なパラメータを予め記憶する記憶部５４とを備えている。 The howling detection unit 50 shown in FIG. 3 includes an amplitude difference calculation unit 51 that calculates the left-right amplitude difference (sound pressure difference) in the binaural hearing aid, and a phase difference calculation unit 52 that calculates the left-right phase difference in the binaural hearing aid. A howling determination unit 53 that determines the presence or absence of howling according to the detection results of the amplitude difference calculation unit 51 and the phase difference calculation unit 52, and a storage unit 54 that stores parameters necessary for determination of the howling determination unit 53 in advance. I have.

図３において、振幅差算出部５１及び位相差算出部５２には、右耳用補聴器１のＦＦＴ部１２ａから、誤差信号ｅ_Ｒ（ｎ）に基づき複数の周波数帯域に分割された複数の入力信号Ｒ（ｋ）が入力されるとともに、左耳用補聴器２のＦＦＴ部２２ａから、誤差信号ｅ_Ｌ（ｎ）に基づき複数の周波数帯域に分割された複数の入力信号Ｌ（ｋ）が入力される。ここで、ｋは周波数インデックスであり、複数の周波数帯域のうちのｋ番目の周波数帯域であることを意味する。 In FIG. 3, the amplitude difference calculation unit 51 and the phase difference calculation unit 52 receive a plurality of input signals divided into a plurality of frequency bands from the FFT unit 12a of the right hearing aid 1 based on the error signal _eR (n). R (k) is input, and a plurality of input signals L (k) divided into a plurality of frequency bands based on the error signal e _L (n) are input from the FFT unit 22a of the hearing aid 2 for the left ear. .. Here, k is a frequency index, which means that it is the kth frequency band among a plurality of frequency bands.

本実施形態では、左耳用補聴器２の振幅と位相を基準にして算出する。振幅差算出部５１は、周波数帯域毎に、右耳の入力信号Ｒ（ｋ）の振幅と左耳の入力信号Ｌ（ｋ）の振幅の差をとって、両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）を算出する。両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）は、次の（１）式により算出することができる。

ただし、＊：複素共役 In this embodiment, it is calculated based on the amplitude and phase of the hearing aid 2 for the left ear. The amplitude difference calculation unit 51 takes the difference between the amplitude of the input signal R (k) of the right ear and the amplitude of the input signal L (k) of the left ear for each frequency band, and obtains the difference in amplitude between the two ears ξ _LR (k). ) Is calculated. The interaural amplitude difference ξ _LR (k) can be calculated by the following equation (1).

However, *: Complex conjugate

また、位相差算出部５２は、ハウリングの検出に有効な周波数（例えば、７５０Ｈｚ以下）において、周波数帯域毎に、右耳の入力信号Ｒ（ｋ）の位相と左耳の入力信号Ｌ（ｋ）の位相の差をとって、両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）を算出する。両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）は、次の（２）式により算出することができる。

ただし、Ｉｍ：虚数部
Ｒｅ：実数部 Further, in the phase difference calculation unit 52, at a frequency effective for howling detection (for example, 750 Hz or less), the phase of the input signal R (k) of the right ear and the input signal L (k) of the left ear are used for each frequency band. The phase difference between the two ears θ _LR (k) is calculated by taking the phase difference of. The interaural phase difference θ _LR (k) can be calculated by the following equation (2).

However, Im: Imaginary part
Re: Real number part

ここで、所定の時間間隔であるフレーム毎に処理を行うことを考慮し、前述の両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）及び両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）を、それぞれフレームインデックスｍを用いてξ_ＬＲ（ｋ、ｍ）、θ_ＬＲ（ｋ、ｍ）と表すものとする。そして、時間推移（フレームの更新）に伴う変動を抑制するため、両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ、ｍ）に対して次の（３）式により平滑化を行い、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）を順次算出する。

ただし、β：忘却係数 Here, in consideration of performing processing for each frame at a predetermined time interval, the above-mentioned interaural amplitude difference ξ _LR (k) and interaural phase difference θ _LR (k) are set to the frame index m, respectively. It shall be expressed as ξ _LR (k, m) and θ _LR (k, m). Then, in order to suppress fluctuations due to time transition (frame update), the interaural amplitude difference ξ _LR (k, m) is smoothed by the following equation (3), and the smoothed interaural amplitude. The difference D _ξ (k, m) is calculated sequentially.

However, β: forgetting coefficient

同様に、両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ、ｍ）に対して次の（４）式により平滑化を行い、平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）を順次算出する。

Similarly, the interaural phase difference θ _LR (k, m) is smoothed by the following equation (4), and the smoothed interaural phase difference D _θ (k, m) is sequentially calculated.

（３）式及び（４）式に基づき算出された平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）及び平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）はハウリング判定部５３に送られる。本実施形態では、ハウリング判定部５３の後述の処理に際し、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）及び平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）のいずれを用いるかは、周波数帯域に応じて適宜に設定される。例えば、高域の周波数帯域では、位相回転が大きくなるため、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）を用いることが望ましい。低域の周波数帯域では、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）と平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）のいずれを用いてもよい。よって、全ての周波数帯域において平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）のみを用いることで、平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）に関する処理を省略することも可能である。 The smoothed interaural amplitude difference D _ξ (k, m) and the smoothed interaural phase difference D _θ (k, m) calculated based on the equations (3) and (4) are sent to the howling determination unit 53. Will be. In the present embodiment, which of the smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) and the smoothed binaural phase difference D _θ (k, m) is used in the processing described later of the howling determination unit 53 is determined. , It is set appropriately according to the frequency band. For example, in the high frequency band, the phase rotation becomes large, so it is desirable to use the smoothed interaural time difference D _ξ (k, m). In the low frequency band, either the smoothed interaural time difference D _ξ (k, m) or the smoothed interaural phase difference D _θ (k, m) may be used. Therefore, by using only the smoothed interaural time difference D _ξ (k, m) in all frequency bands, it is possible to omit the processing related to the smoothed interaural phase difference D _θ (k, m). be.

ハウリング判定部５３は、右耳用補聴器１又は左耳用補聴器２のハウリング発生の判定に際し、記憶部５４に記憶されている各種パラメータを参照して、後述の判定を行う。すなわち、記憶部５４には、周波数帯域毎に、両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）の最小値ξ_ｍｉｎ（ｋ）及び最大値ξ_ｍａｘ（ｋ）と、両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）の最小値θ_ｍｉｎ（ｋ）及び最大値θ_ｍａｘ（ｋ）のそれぞれが記憶されている。 The howling determination unit 53 makes a determination described later with reference to various parameters stored in the storage unit 54 when determining howling occurrence in the hearing aid 1 for the right ear or the hearing aid 2 for the left ear. That is, in the storage unit 54, the minimum value ξ _min (k) and the maximum value ξ _max (k) of the interaural amplitude difference ξ _LR (k) and the interaural phase difference θ _LR (k) are stored in the storage unit 54 for each frequency band. ), The minimum value θ _min (k) and the maximum value θ _max (k) are stored.

ここで、図４及び図５を参照して、記憶部５４に記憶されているパラメータについて説明する。図４は、図１で説明したように、頭部に対する音源の角度に応じて、周波数帯域毎の両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）の変化を示している。いずれの周波数帯域においても、音源が概ね頭部の正面にある０（ｄｅｇ）の近傍で両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）が０に近くなり、音源が頭部の横方向に近いとき（角度が±６０～８０（ｄｅｇ）付近）に両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）の絶対値がピークを持つ。例えば、周波数待機２２５０Ｈｚでは、最小値ξ_ｍｉｎ（ｋ）≒－１９（ｄＢ）程度及び最大値ξ_ｍａｘ（ｋ）≒＋１８（ｄＢ）程度となることがわかる。 Here, the parameters stored in the storage unit 54 will be described with reference to FIGS. 4 and 5. As described with reference to FIG. 1, FIG. 4 shows a change in the interaural amplitude difference ξ _LR (k) for each frequency band according to the angle of the sound source with respect to the head. In any frequency band, when the amplitude difference between both ears ξ _LR (k) is close to 0 near 0 (deg) where the sound source is approximately in front of the head, and the sound source is close to the lateral direction of the head ( The absolute value of the amplitude difference between both ears ξ _LR (k) has a peak when the angle is around ± 60 to 80 (deg). For example, at a frequency standby of 2250 Hz, it can be seen that the minimum value is about ξ _min (k) ≈-19 (dB) and the maximum value is about ξ _max (k) ≈ +18 (dB).

また、図５は、前述の角度に応じて、周波数帯域毎の両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）の変化を示している。音源が概ね頭部の正面にある０（ｄｅｇ）の近傍で両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）が０に近くなり、音源が頭部の横方向に近いときに両耳間振幅差θ_ＬＲ（ｋ）の絶対値がピークを持つ。この場合、最小値θ_ｍｉｎ（ｋ）及び最大値θ_ｍａｘ（ｋ）は、低周波の周波数帯域では変化が小さいが、周波数帯域が高くなるほど、変化が大きくなることがわかる。 Further, FIG. 5 shows a change in the interaural time difference θ _LR (k) for each frequency band according to the above-mentioned angle. The phase difference between both ears θ _LR (k) is close to 0 near 0 (deg) where the sound source is approximately in front of the head, and the amplitude difference between both ears θ _LR when the sound source is close to the lateral direction of the head. The absolute value of (k) has a peak. In this case, it can be seen that the minimum value θ _min (k) and the maximum value θ _max (k) change little in the low frequency band, but change larger as the frequency band becomes higher.

次に、右耳用補聴器１のハウリング発生の判定に際し、ハウリング判定部５３は、周波数帯域毎に、上述の平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）及び平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）を用いて、次の（５）式が成り立つか否かを判定する。すなわち、周波数帯域毎に、記憶部５４に記憶されている両耳間振幅差ξ_ＬＲ（ｋ）の上述の最大値ξ_ｍａｘ（ｋ）及び両耳間位相差θ_ＬＲ（ｋ）の上述の最大値θ_ｍａｘ（ｋ）を参照し、（５）式の判定条件を順次判定していく。なお、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）のみを用いる場合、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）について判定し、平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）の判定は行わない。

ただし、α：マージン係数 Next, when determining the occurrence of howling in the hearing aid 1 for the right ear, the howling determination unit 53 determines the above-mentioned smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) and the smoothed binaural phase difference for each frequency band. Using D _θ (k, m), it is determined whether or not the following equation (5) holds. That is, for each frequency band, the above-mentioned maximum value ξ _max (k) of the binaural amplitude difference ξ _LR (k) stored in the storage unit 54 and the above-mentioned maximum of the binaural phase difference θ _LR (k). With reference to the value θ _max (k), the determination conditions of the equation (5) are sequentially determined. When only the smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) is used, the smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) is determined, and the smoothed binaural phase difference D _θ (k). , M) is not determined.

However, α: margin coefficient

ハウリング判定部５３では、（５）式が成立する場合には右耳用補聴器１の該当する周波数帯域のハウリング成分が存在すると判定し、（５）式が不成立の場合には同様のハウリング成分が存在しないと判定する。具体的には、フレーム毎に、判定フラグｃ_Ｒ（ｋ、ｍ）を用いて、（５）式の成立時には、ｃ_Ｒ（ｋ、ｍ）＝１に設定し、（５）式の不成立時は、ｃ_Ｒ（ｋ、ｍ）＝０に設定する。そして、右耳ハウリング判定カウンタＣ_Ｒ（ｍ）を用いて次の（６）式の演算を行い、Ｎ個の周波数帯域における判定フラグｃ_Ｒ（ｋ、ｍ）の値を累積していく。

The howling determination unit 53 determines that there is a howling component in the corresponding frequency band of the hearing aid 1 for the right ear when the equation (5) is satisfied, and when the equation (5) is not established, a similar howling component is found. Judge that it does not exist. Specifically, for each frame, the determination flag c _R (k, m) is used, and when the equation (5) is established, c _R (k, m) = 1 is set, and when the equation (5) is not established. Is set to c _R (k, m) = 0. Then, the calculation of the following equation (6) is performed using the right ear howling determination counter _{CR (m), and the values of the determination flags c R} ₍ k, m) in the N frequency bands are accumulated.

次いで、ハウリング判定部５３では、右耳ハウリング判定カウンタＣ_Ｒ（ｍ）と予め設定された閾値Ｔとを対比し、Ｃ_Ｒ（ｍ）＞Ｔが成り立つ場合、右耳用補聴器１でハウリングが発生したと判定する。閾値Ｔは、右耳用補聴器１におけるハウリングの発生状況に応じて、０≦Ｔ＜Ｎの範囲内で適切な値が予め設定され、例えば、記憶部５４に記憶されている。 Next, the howling determination unit 53 compares the right ear howling determination counter _CR (m) with the preset threshold value T, and when _CR (m)> T holds, howling occurs in the right ear hearing aid 1. It is determined that it has been done. An appropriate value of the threshold value T is set in advance within the range of 0 ≦ T <N according to the occurrence state of howling in the hearing aid 1 for the right ear, and is stored in the storage unit 54, for example.

ハウリング判定部５３は、Ｃ_Ｒ（ｍ）＞Ｔが成り立ち、右耳用補聴器１でハウリングが発生したと判定した場合、右耳用補聴器１の白色化フィルタ１５、１６の白色化効果を低減する制御を行う。具体的には、ハウリングの発生時には、白色化フィルタ１５に対し白色化効果の強弱を規定するパラメータを低下させるか、白色化フィルタ１５の動作を一時的に停止させるように制御する。なお、一方の白色化フィルタ１５の白色化効果を制御すると、前述したように、他方の白色化フィルタ１６も同様に制御されることが前提である。また、ハウリング判定部５３は、ハウリングが発生したと判定した場合、適応フィルタ３０のステップサイズを小さくするように制御してもよい。 When the howling determination unit 53 determines that _CR (m)> T is satisfied and howling has occurred in the right ear hearing aid 1, the whitening effect of the whitening filters 15 and 16 of the right ear hearing aid 1 is reduced. Take control. Specifically, when howling occurs, the parameter that defines the strength of the whitening effect is reduced for the whitening filter 15, or the operation of the whitening filter 15 is controlled to be temporarily stopped. It is assumed that when the whitening effect of one of the whitening filters 15 is controlled, the other whitening filter 16 is also controlled in the same manner as described above. Further, the howling determination unit 53 may control to reduce the step size of the adaptive filter 30 when it is determined that howling has occurred.

一方、ハウリング判定部５３は、左耳用補聴器２のハウリング発生の判定に際し、上述の（５）式と同様の観点から、次の（７）式が成り立つか否かを判定する。なお、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）のみを用いる場合、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）について判定し、平滑化両耳間位相差Ｄ_θ（ｋ、ｍ）の判定は行わない。

（５）式と（７）式を対比すると、各々の周波数帯域におけるハウリング成分の判定条件は右耳と左耳とで逆になることに注意する必要がある。例えば、平滑化両耳間振幅差Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）の増減を例にとると、Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）＞αξ_ｍａｘ(ｋ)まで増加したときは右耳のハウリング成分が判定され、Ｄ_ξ（ｋ、ｍ）＜αξ_ｍｉｎ(ｋ)まで減少したときは左耳のハウリング成分が判定されることになる。これは（１）式の定義に由来するものである。 On the other hand, the howling determination unit 53 determines whether or not the following equation (7) holds from the same viewpoint as the above equation (5) when determining howling occurrence of the left ear hearing aid 2. When only the smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) is used, the smoothed binaural amplitude difference D _ξ (k, m) is determined, and the smoothed binaural phase difference D _θ (k). , M) is not determined.

Comparing Eqs. (5) and (7), it should be noted that the conditions for determining the howling component in each frequency band are opposite between the right ear and the left ear. For example, taking the increase / decrease of the smoothed bi-ear amplitude difference D _ξ (k, m) as an example, when the increase is made to D _ξ (k, m)> α ξ _max (k), the howling component of the right ear is determined. , D _ξ (k, m) <α ξ _min (k), the howling component of the left ear is determined. This is derived from the definition of Eq. (1).

ハウリング判定部５３では、（７）式が成立する場合には、左耳用補聴器２の該当する周波数帯域のハウリング成分が存在すると判定し、（７）式が不成立の場合には同様のハウリング成分が存在しないと判定する。具体的には、フレーム毎に、判定フラグｃ_Ｌ（ｋ、ｍ）を用いて、（７）式の成立時には、ｃ_Ｌ（ｋ、ｍ）＝１に設定し、（７）式の不成立時は、ｃ_Ｌ（ｋ、ｍ）＝０に設定する。そして、左耳ハウリング判定カウンタＣ_Ｌ（ｍ）を用いて次の（８）式の演算を行い、Ｎ個の周波数帯域における判定フラグｃ_Ｌ（ｋ、ｍ）の値を累積していく。

The howling determination unit 53 determines that the howling component of the corresponding frequency band of the left ear hearing aid 2 exists when the equation (7) is satisfied, and the same howling component when the equation (7) is not established. Judges that does not exist. Specifically, for each frame, the determination flag c _L (k, m) is used, and when the equation (7) is established, c _L (k, m) = 1 is set, and when the equation (7) is not established. Is set to c _L (k, m) = 0. Then, the calculation of the following equation (8) is performed using the left ear howling determination counter C _L (m), and the values of the determination flags c _L (k, m) in the N frequency bands are accumulated.

次いで、ハウリング判定部５３では、左耳ハウリング判定カウンタＣ_Ｌ（ｍ）と前述の閾値Ｔとを対比し、Ｃ_Ｌ（ｍ）＞Ｔが成り立つ場合、左耳用補聴器２でハウリングが発生したと判定する。なお、閾値Ｔについては、右耳と左耳とで同一の値を設定する場合を例示しているが、右耳と左耳とで互いに異なる閾値を設定してもよい。 Next, the howling determination unit 53 compares the left ear howling determination counter _CL (m) with the above-mentioned threshold value T, and when _CL (m)> T holds, it is said that howling has occurred in the left ear hearing aid 2. judge. Although the case where the same value is set for the right ear and the left ear is illustrated as the threshold value T, different threshold values may be set for the right ear and the left ear.

ハウリング判定部５３は、Ｃ_Ｌ（ｍ）＞Ｔが成り立ち、左耳用補聴器２でハウリングが発生したと判定した場合、左耳用補聴器２の白色化フィルタ２５、２６の白色化効果を低減する制御を行う。この場合の制御方法は、前述の右耳用補聴器１に関して説明した通りである。 When howling determination unit 53 determines that _howling has occurred in the left ear hearing aid 2 when CL (m)> T holds, the whitening effect of the whitening filters 25 and 26 of the left ear hearing aid 2 is reduced. Take control. The control method in this case is as described with respect to the above-mentioned hearing aid 1 for the right ear.

以上のように、本実施形態の両耳補聴器によれば、右耳用補聴器１と左耳用補聴器２とでハウリングが発生していない状況では、白色化フィルタ１５、１６、２５、２６は通常の白色化効果で動作するので、エントレインメントの発生を有効に防止することができる。この場合、特許文献１の技術とは異なり、頭部遮蔽効果により白色化効果が弱まることはない。また、右耳用補聴器１又は左耳用補聴器２でハウリングが発生したときは、白色化フィルタ１５、１６又は２５、２６の白色化効果が低減するので、周期信号であるハウリング成分が白色化されることに起因して適応フィルタ３０、４０の収束性の低下を防止し、確実にハウリングを抑制することができる。 As described above, according to the binaural hearing aid of the present embodiment, the whitening filters 15, 16, 25, and 26 are usually used in a situation where howling does not occur in the hearing aid 1 for the right ear and the hearing aid 2 for the left ear. Since it operates with the whitening effect of, it is possible to effectively prevent the occurrence of entrainment. In this case, unlike the technique of Patent Document 1, the whitening effect is not weakened by the head shielding effect. Further, when howling occurs in the hearing aid 1 for the right ear or the hearing aid 2 for the left ear, the whitening effect of the whitening filters 15, 16 or 25, 26 is reduced, so that the howling component which is a periodic signal is whitened. As a result, it is possible to prevent a decrease in the convergence of the adaptive filters 30 and 40 and surely suppress howling.

次に、図６及び図７を参照して、本発明を適用した両耳補聴器についてのシミュレーションにより得られた特性について説明する。図６は、本発明との対比のため、ハウリング検出部５０によるハウリングの検出を行わない白色化フィルタを用いた両耳補聴器でのシミュレーションの検証結果であり、図７は、本発明を適用した両耳補聴器でのシミュレーションの検証結果である。 Next, with reference to FIGS. 6 and 7, the characteristics obtained by the simulation of the binaural hearing aid to which the present invention is applied will be described. FIG. 6 is a verification result of a simulation with a binaural hearing aid using a whitening filter that does not detect howling by the howling detection unit 50 for comparison with the present invention, and FIG. 7 is a verification result of applying the present invention. This is the verification result of the simulation with a binaural hearing aid.

図６及び図７のシミュレーションに際しては、白色化フィルタとしてＢｕｒｇ法のラティスフィルタを採用し、音源を頭部の右側９０°の方向に配置した状態で所定の音声信号を両耳補聴器に入力し、右耳と左耳の出力波形を抽出した。この場合、両耳補聴器に入力される音声信号は、左耳では８秒と９秒でパスチェンジ（伝達関数の変化）が生じ、右耳では７秒と１０秒でパスチェンジが生じる場合を想定した。 In the simulations of FIGS. 6 and 7, a Burg method lattice filter was adopted as a whitening filter, and a predetermined voice signal was input to the binaural hearing aid with the sound source arranged in the direction of 90 ° on the right side of the head. The output waveforms of the right and left ears were extracted. In this case, it is assumed that the voice signal input to the binaural hearing aid undergoes a pass change (change in transfer function) in 8 seconds and 9 seconds in the left ear and a pass change in 7 seconds and 10 seconds in the right ear. did.

まず、従来型の検証結果を示す図６においては、左耳及び右耳とも、前述の時間帯においてパスチェンジに起因するハウリングが継続した状態となっており、ハウリングを抑制できていないことがわかる。これに対し、本発明を適用した図７においては、左耳及び右耳とも、パスチェンジに起因するハウリングが極めて短時間で抑制されることがわかる。この際、ハウリングの抑制に伴い白色化効果を弱める制御を行っているため、適応フィルタ３０、４０の適応動作に際し、ハウリング成分の白色化に起因する収束性の低下が軽減されることになる。以上のように、本発明を適用した両耳補聴器では、エントレインメントの発生を抑えつつ、効果的にハウリングを抑制可能であることが確認された。 First, in FIG. 6 showing the conventional verification results, it can be seen that howling due to the path change was continued in both the left ear and the right ear during the above-mentioned time zone, and howling could not be suppressed. .. On the other hand, in FIG. 7 to which the present invention is applied, it can be seen that howling caused by the path change is suppressed in an extremely short time in both the left ear and the right ear. At this time, since the control is performed to weaken the whitening effect along with the suppression of howling, the decrease in convergence due to the whitening of the howling component is reduced during the adaptive operation of the adaptive filters 30 and 40. As described above, it was confirmed that the binaural hearing aid to which the present invention is applied can effectively suppress howling while suppressing the occurrence of entrainment.

本実施形態の両耳補聴器を構成する場合、図２の構成例に限られることなく、多様な変形が可能である。図８は、本実施形態の両耳補聴器において、図２の構成例に関しての一変形例を示すブロック図である。図８の変形例においては、図２とは接続形態が異なる。具体的には、右耳用補聴器１を例にとると、マイクロホン１０の出力側の構成が２系統に分岐し、図２の白色化フィルタ１５を、所望信号ｄ_R（ｎ）を入力する白色化フィルタ１５ａに置き換え、白色化フィルタ１５ａから出力される所望信号ｄ_R（ｎ）を入力する減算部１７ａと、所望信号ｄ’_R（ｎ）を入力する減算部１７ｂとを配置し、２つのＦＩＲフィルタ１３ａ、１３ｂ及び係数更新部１４からなる適応フィルタ３０ａを設けて構成される。 When the binaural hearing aid of the present embodiment is configured, various modifications are possible without being limited to the configuration example of FIG. FIG. 8 is a block diagram showing a modified example of the configuration example of FIG. 2 in the binaural hearing aid of the present embodiment. In the modified example of FIG. 8, the connection form is different from that of FIG. Specifically, taking the hearing aid 1 for the right ear as an example, the configuration on the output side of the microphone 10 is branched into two systems, and the whitening filter 15 in FIG. 2 is white to input the desired signal d _R (n). A subtraction unit 17a for inputting a desired signal d _R (n) output from the whitening filter 15a and a subtraction unit 17b for inputting a desired signal d' _R (n) are arranged in place of the whitening filter 15a. An adaptive filter 30a including FIR filters 13a and 13b and a coefficient updating unit 14 is provided.

図８において、所望信号ｄ_R（ｎ）が白色化フィルタ１５ａを介して所望信号ｄ’_R（ｎ）に変換され、減算部１７ｂは、所望信号ｄ’_R（ｎ）からＦＩＲフィルタ１３ｂの出力信号ｙ’_R（ｎ）を減算し、それを誤差信号ｅ’_R（ｎ）として出力する。係数更新部１４は、誤差信号ｅ’_R（ｎ）と白色化フィルタ１６から出力される信号とに基づいて、ＦＩＲフィルタ１３ｂにおける演算に用いる係数Ｗ_R（ｎ）を更新する。図８において、一方の白色化フィルタ１５ａに設定された白色化フィルタ係数は、他方の白色化フィルタ１６に対しても同様に設定されるとともに、一方のＦＩＲフィルタ１３ｂに対して設定された係数Ｗ_R（ｎ）は、他方のＦＩＲフィルタ１３ａに対しても同様に設定される。なお、所望信号ｄ’_R（ｎ）は本発明の第３の信号として機能し、誤差信号ｅ’_R（ｎ）は本発明の第４の信号として機能する。 In FIG. 8, the desired signal d _R (n) is converted into the desired signal d' _R (n) via the whitening filter 15a, and the subtracting unit 17b outputs the desired signal d' _R (n) to the FIR filter 13b. The signal _y'R (n) is subtracted, and it is output as an error signal _e'R (n). The coefficient updating unit 14 updates the coefficient _WR (n) used for the calculation in the FIR filter 13b based on the error signal _e'R (n) and the signal output from the whitening filter 16. In FIG. 8, the whitening filter coefficient set for one whitening filter 15a is similarly set for the other whitening filter 16 and the coefficient W set for one FIR filter 13b. _R (n) is similarly set for the other FIR filter 13a. The desired signal d' _R (n) functions as the third signal of the present invention, and the error signal _e'R (n) functions as the fourth signal of the present invention.

なお、図８の変形例において、左耳用補聴器２の場合の図２との違いは、右耳用補聴器１の場合と同様であるため、説明を省略する。また、図８のうち、ハウリング検出部５０と無線通信部１８、２８に関しては、図２と同様である。以上のように、図２の構成に代えて、図８の変形例を採用する場合であっても、本実施形態で説明した作用、効果を得ることができる。 In the modified example of FIG. 8, the difference from FIG. 2 in the case of the hearing aid 2 for the left ear is the same as that in the case of the hearing aid 1 for the right ear, and thus the description thereof will be omitted. Further, in FIG. 8, the howling detection unit 50 and the wireless communication units 18 and 28 are the same as those in FIG. As described above, even when the modified example of FIG. 8 is adopted instead of the configuration of FIG. 2, the operations and effects described in the present embodiment can be obtained.

以上、本実施形態の両耳補聴器について説明したが、本発明を適用可能な両耳補聴器には多様な変形例がある。例えば、図２では、右耳用補聴器１と左耳用補聴器２とが双方の無線通信部１８、２８を介して情報を送受信する構成を示しているが、本発明を箱型の両耳補聴器に適用し、右耳用補聴器１と左耳用補聴器２とは別体のユニットにハウリング検出部５０を内蔵し、右耳用補聴器１及び左耳用補聴器２とハウリング検出部５０の間で有線通信により情報を送受信する変形例を採用してもよい。また例えば、図２では、右耳用補聴器１及び左耳用補聴器２のそれぞれの補聴処理部１２、２２の入力側に設けたＦＦＴ部１２ａ、２２ａをハウリング検出部５０で用いる構成を示しているが、ＦＦＴ部１２ａ、２２ａをそれぞれマイクロホン１０、２０の出力側に接続し、所望信号ｄ_R（ｎ）、ｄ_Ｌ（ｎ）をそれぞれ複数の周波数帯域に分割し、それをハウリング検出部５０で用いる構成を採用してもよい。 Although the binaural hearing aid of the present embodiment has been described above, there are various modifications of the binaural hearing aid to which the present invention can be applied. For example, FIG. 2 shows a configuration in which the right-ear hearing aid 1 and the left-ear hearing aid 2 transmit and receive information via both wireless communication units 18 and 28, but the present invention is a box-shaped binaural hearing aid. The howling detector 50 is built in a unit separate from the right ear hearing aid 1 and the left ear hearing aid 2, and wired between the right ear hearing aid 1 and the left ear hearing aid 2 and the howling detector 50. A modified example of transmitting and receiving information by communication may be adopted. Further, for example, FIG. 2 shows a configuration in which the FFT units 12a and 22a provided on the input sides of the hearing aid processing units 12 and 22 of the right ear hearing aid 1 and the left ear hearing aid 2 are used by the howling detection unit 50. Connects the FFT units 12a and 22a to the output sides of the microphones 10 and 20, respectively, divides the desired signals d _R (n) and d _L (n) into a plurality of frequency bands, respectively, and the howling detection unit 50 divides the desired signals d R (n) and d L (n) into a plurality of frequency bands. The configuration to be used may be adopted.

以上、本実施形態に基づき本発明の内容を具体的に説明したが、本発明は前述の実施形態に限定されるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲で多様な変更を施すことができる。例えば、レシーバ１１、２１は、音を発するレシーバに限らず、頭蓋骨などの振動を通じて知覚するための骨伝導レシーバであってもよい。その他の点についても上記実施形態により本発明の内容が限定されるものではなく、本発明の作用効果を得られる限り、上記実施形態に開示した内容には限定されることなく適宜に変更可能である。 Although the content of the present invention has been specifically described above based on the present embodiment, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various modifications can be made without departing from the gist thereof. For example, the receivers 11 and 21 are not limited to receivers that emit sound, and may be bone conduction receivers for perceiving through vibration of a skull or the like. Regarding other points, the content of the present invention is not limited by the above embodiment, and as long as the action and effect of the present invention can be obtained, the content disclosed in the above embodiment can be appropriately changed without limitation. be.

１…右耳用補聴器
２…左耳用補聴器
１０、２０…マイクロホン
１１、２１…レシーバ
１２、２２…補聴処理部
１３、２３…ＦＩＲフィルタ
１４、２４…係数更新部
１５、１６、２５、２６…白色化フィルタ
１７、２７…減算部
３０、４０…適応フィルタ
５０…ハウリング検出部
５１…振幅差算出部
５２…位相差算出部
５３…ハウリング判定部
５４…記憶部
1 ... Right ear hearing aid 2 ... Left ear hearing aid 10, 20 ... Microphone 11, 21 ... Receiver 12, 22 ... Hearing aid processing unit 13, 23 ... FIR filter 14, 24 ... Coefficient update unit 15, 16, 25, 26 ... Whitening filters 17, 27 ... Subtraction units 30, 40 ... Adaptive filter 50 ... Howling detection unit 51 ... Vibration difference calculation unit 52 ... Phase difference calculation unit 53 ... Howling determination unit 54 ... Storage unit

Claims

A binaural hearing aid including a hearing aid for the right ear, a hearing aid for the left ear, and a howling detector for detecting howling generated in the hearing aid for the right ear and the hearing aid for the left ear.
Each of the right ear hearing aid and the left ear hearing aid
A microphone that converts sound coming from the outside into an electric signal and outputs it as a desired signal,
A receiver that converts an electrical signal into sound and outputs it to the space inside the ear canal,
A feedback removing unit that includes an adaptive filter that adaptively estimates the feedback transfer function from the receiver to the microphone, removes the feedback component from the desired signal, and outputs an error signal.
A hearing aid processing unit that applies predetermined hearing aid processing to the error signal and supplies it to the receiver.
A pair of whitening filters used to update the coefficients of the adaptive filter are whitened by a common whitening coefficient and supplied to the feedback removing unit.
Consists of, including
The howling detection unit takes the difference in amplitude between the error signals of the right-ear hearing aid and the left-ear hearing aid or a pair of input signals based on the desired signal for each frequency band. The difference is calculated, and the howling of the right-ear hearing aid and the left-ear hearing aid is detected based on the value of the amplitude difference between the two ears in each of the plurality of frequency bands, and when the howling is detected, the response is taken. Control so that the whitening effect of the operation of the pair of whitening filters is reduced.
A binaural hearing aid that features that.

The feedback removing unit includes a subtracting unit that generates the error signal by subtracting the output signal of the adaptive filter from the desired signal.
The pair of whitening filters include a first whitening filter that whitens the error signal and a second whitening filter that whitens the output signal of the hearing aid processing unit.
The binaural hearing aid according to claim 1.

The pair of whitening filters whiten the first desired signal output from the microphone to generate a second desired signal, and the output signal of the hearing aid processing unit. Including a second whitening filter
The feedback removing unit is
A first FIR filter constituting the adaptive filter, a second FIR filter having a common coefficient with the first FIR filter, and a second FIR filter.
A first subtraction unit that subtracts the output signal of the second FIR filter from the first desired signal to generate a first error signal and supplies the first error signal to the hearing aid processing unit.
A second subtraction unit that generates a second error signal by subtracting the output signal of the first FIR filter from the second desired signal.
Including
The pair of signals used for updating the coefficients of the adaptive filter are the second error signal and the output signal of the second whitening filter.
The binaural hearing aid according to claim 1.

As a parameter related to the angle formed by the head and the sound source with the binaural hearing aid attached, a storage unit for preliminarily storing the maximum value and the minimum value of the amplitude difference between the binaural ears for each frequency band is further provided.
The binaural hearing aid according to any one of claims 1 to 3, wherein the howling detection unit detects the howling based on the parameter of the storage unit.

The claim is characterized in that the howling detection unit calculates a smoothed binaural amplitude difference obtained by smoothing the binaural amplitude difference, and detects the howling based on the smoothed binaural amplitude difference. The binaural hearing aid according to 4.

The howling detection unit determines whether or not the smoothing binaural amplitude difference deviates from the range of the minimum value to the maximum value for each frequency band, and detects the howling according to the determination result. The binaural hearing aid according to claim 5, wherein the hearing aid is made.

The howling detection unit is included in either the right ear hearing aid or the left ear hearing aid, and the howling detection unit is provided via a wireless communication unit provided in each of the right ear hearing aid and the left ear hearing aid. The binaural hearing aid according to claim 1, wherein the information used in the detection unit is transmitted and received.

The howling detection unit calculates the binaural phase difference by taking the phase difference of the pair of input signals for each frequency band in addition to the binaural amplitude difference, and calculates the binaural phase difference of the plurality of frequency bands. The binaural hearing aid according to claim 1, wherein the howling of the right ear hearing aid and the left ear hearing aid is detected based on the value of the phase difference between the two ears.

The binaural hearing aid according to claim 1, wherein the howling detection unit controls the step size of the adaptive filter to be reduced when the howling is detected.