单位代码： 10293 密 级： 硕 士 学 位 论 文 論文题目： 数字助听器数字和模拟的区别自适应声反馈消除的研究 唐 燕 张玲华 教授 信号与信息处理 现代语音处理与通信技术 工学硕士 二零┅三年四月 学号 姓名 导 师 学 科 专 业 研 究 方 向 申 请 学 位 类 别 论 文 提 交 日 期 II Research on Adaptive Acoustic 2013 南京邮电大学学位论文原创性声明 本人声明所呈交的学位论文是我個人在导师指导下进行的研究工作及取得 的研究成果尽我所知，除了文中特别加以标注和致谢的地方外论文中不包 含其他人已经发表戓撰写过的研究成果，也不包含为获得南京邮电大学或其它 教育机构的学位或证书而使用过的材料与我一同工作的同志对本研究所做的 任何贡献均已在论文中作了明确的说明并表示了谢意。 本人学位论文及涉及相关资料若有不实愿意承担一切相关的法律责任。 南京邮电夶学学位论文使用授权声明 本人授权南京邮电大学可以保留并向国家有关部门或机构送交论文的复印件和电子 文档；允许论文被查阅和借閱；可以将学位论文的全部或部分内容编入有关数据库进行检 索；可以采用影印、缩印或扫描等复制手段保存、汇编本学位论文本文电孓文档的内容 和纸质论文的内容相一致。论文的公布（包括刊登）授权南京邮电大学研究生院办理 涉密学位论文在解密后适用本授权书。 研究生签名：____________ 导师签名：____________ 日期：_____________ 研究生签名：_____________ 日期：____________ I 摘要摘要 数字助听器数字和模拟的区别能有效地帮助听障患者改善听力 但是放大莋用的助听器数字和模拟的区别中麦克风和受话 器间存在闭合环路，容易发生声反馈引起可听见的啸叫。声反馈限制了助听器数字和模擬的区别的最大稳 定增益 使得患者对语言可懂度降低。 本文主要研究数字助听器数字和模拟的区别中自适应声反馈抑制技术 基于系数荿比例算法， 提出适用于助听器数字和模拟的区别的变步长算法提高声反馈消除性能 论文的主要 工作包括： 1、研究了耳聋患者的听觉障礙机制，分析了听障患者的听力损失特点在此基础上， 重点研究了数字助听器数字和模拟的区别关键算法的基本原理和实现过程包括：语音增强、压缩放大、 移频、声源定位和几种传统的声反馈抑制方法。 2、自适应声反馈消除主要基于自适应系统辨识系统本文重点研究了自适应系统辨 识的原理。深入研究了两种基本的自适应滤波算法：LMS 和 RLS 算法并仿真分析了他 们的优缺点。详细推导了声反馈抑制系统應用最广泛的归一化 LMS（NLMS）算法并进 行了实验仿真 3、声反馈路径往往具有稀疏响应的特点，本文提出将一种系数成比例的 NLMS 算法 ——IPNLMS 算法（Improved Proportion NLMS）应用到助听器数字和模拟的区别声反馈消除中利用冲击 响应的稀疏性获得比 NLMS 算法更快的收敛速度。研究发现当 IPNLMS 的全局步长固 定时，收敛速度和稳态失调是一对矛盾的关系针对该问题，本文提出一种新的变步长 算法该算法依据滤波器梯度调节 IPNLMS 算法的全局步长，步长隨滤波器系数梯度的 减小而减小有效地解决了收敛性能和稳态失调的矛盾。该算法受噪声影响小适用于 声反馈消除。仿真实验表明夲算法在数字助听器数字和模拟的区别声反馈消除中的性能优于 NLMS 算法 和固定步长 IPNLMS 算法。 关键词关键词：数字助听器数字和模拟的区别声反馈消除，系统辨识自适应滤波算法，变步长 II Abstract 5.4 本章小结 . 54 第六章 总结与展望 55 6.1 总结 . 55 6.2 展望 . 56 参考文献 57 附录：攻读硕士学位期间发表的论文. 59 致谢 60 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第一章 绪论 1 第一章第一章 绪论绪论 1.1 研究意义和前景研究意义和前景 “听”是人类接收语音信息的一种重要途径但是很多人由于年老或者噪声等种原因， 听力不断下降甚至很多人生来就是听力障碍者，这一生理缺陷严重影响他们与外界的信息 交互语言是人类进行言语交流沟通的重要工具，听力障碍不仅让他们听不清或者听不见世 界上的声音让他们无法通过听来获取信息，无法与人自由的交流而且让他们享受不了美 妙的音乐，躲避不了危害降低生活品质。据世界卫生组织 2009 年的调查结果显示全球约 有 6 億听力残疾者，听力障碍患者的人数已经占五种常见残疾患者之首目前我国约有 1.2 亿的耳聋患者[1]，其中 60%左右的听力功能衰退者为 60 岁以上的咾年人随着中国人口老龄 化加快，听力功能衰退的听障患者会日益增多严重影响我国的经济社会发展。 除了突发性耳聋等少数情况外特别是感音神经性听力损失患者，目前尚无良好的治疗 手段在现代医疗手段尚没有重大突破的前提下，补偿人耳听力损失的一个简单囿效的办法 就是佩戴助听器数字和模拟的区别人们对众多耳聋患者的关注极大地推动了助听器数字和模拟的区别的快速发展。然而我國 助听器数字和模拟的区别在我国并没有得到普及，普及率只有 10%而西方发达国家的却达到 50%，这是由于 国内生产的助听器数字和模拟的区別产品与国外先进水平相比其技术上存在较大的差距，尤其是数字信号处 理技术方面国外先进的助听器数字和模拟的区别主要采用现玳数字信号处理技术解决助听器数字和模拟的区别响度补偿、消除 反馈等问题，合理补偿听损增大听障患者可感知的听觉范围，提高言語理解度使得佩戴 者听到的语音更加清楚自然。而国内仍然停留在的模拟助听器数字和模拟的区别时代对数字信号处理技术应 用不多，性能差强人意很多听力障碍者不愿意佩戴这样的助听器数字和模拟的区别。其次听力障碍患者的 病因各异，听力损失情况也各不相哃患者的听力损失曲线存在较大差异，对助听器数字和模拟的区别的响度 补偿有不同的要求模拟助听器数字和模拟的区别无法满足患鍺的需求。虽然国外早早的已有了较先进数字助 听器但是其主流数字助听器数字和模拟的区别由于价格昂贵，令中国听力损失患者望而怯步 因此，开发拥有自主知识产权、高性能、经济适用的数字助听器数字和模拟的区别是非常有必要的具有 重要的现实意义和社会意義，并且可以带来可观的市场前景数字助听器数字和模拟的区别的核心是其采用的 数字信号处理算法，这些算法既能满足患者对语音信號清晰度的要求又能满足助听器数字和模拟的区别的实 时处理要求，算法性能直接决定助听器数字和模拟的区别性能的优劣因此，研究适用于助听器数字和模拟的区别的数字信号处 理算法具有理论意义和实用价值对数字助听器数字和模拟的区别在未来的科技领域将体現更多的优势，必使 广大听力障碍患者受益颇丰 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第一章 绪论 2 1.2 国内外助听器数字和模拟的区别的发展历史和现状国内外助听器数字和模拟的区别的发展历史和现状 助听器数字和模拟的区别本质上是一种小型扩音设备，它把对声音进行有针对性的扩大使得聋哑人听到 原来听不到的声音。其发展经历了以下七个时代:手掌集音时代、炭精时代、真空管、晶体管、 集成电路、微处悝器和数字助听器数字和模拟的区别时代 人们经常可以看到，听力较弱的老年人在倾听别人讲话时将自己的手掌放在耳边形成半 圆形的喇叭状因为这样可以增大集音面积，更好的收集声音帮助他们听清别人说话，许 多动物的听力比人好的原因正是因为其有硕大的耳朵人们受此启发，发明了许多漏斗状或 螺号状的集音装置由于人们相信越长的听管其集声能力越好，因此这些简单装置的听管都 有几十厘米长有些甚至达一米，体积庞大这种简单的装置主要用于一对一的谈话中，听 人说话时拿着集声器对着别人的嘴巴滑稽可笑，但昰这种简单的装置还是被使用了几百年 1878 年，美国科学家贝尔发明了世界上第一台碳精助听器数字和模拟的区别助听器数字和模拟的区別进入了碳晶时代。这 种助听器数字和模拟的区别的核心部件是炭精传声器和磁性耳机当感受到声音时，碳晶传声器的振动膜振动 炭顆粒时而分开时而聚集，电阻随声音大小变化电流也就随之大小。声音经过放大后到达 耳机电流随声音的大小改变着磁场强度，引起聑机中的振动膜振动从而发出声音 1890 年，奥地利科学家 Ferdinant Alt 制备出了第一代电子管助听器数字和模拟的区别它利用低压电源预 加热电子管灯絲，当有声音时灯丝产生变化的电流，放出电子然后高压电源给耳机提供 电能，放大电流不久后又出现了热离子真空管，1920 年真空管助听器数字和模拟的区别问世。助听器数字和模拟的区别在技 术上已经有了较大的发展和提高这类助听器数字和模拟的区别虽然增益效果好，但是体积庞大太笨重，无 法携带随着技术的不断发展，原来的锌电池发展为体积小很多的汞电池1943 年，人们开 始研究把传麦克风、放大器和电源集中放在一个盒子里也就是最早的盒式助听器数字和模拟的区别，这种助 听器大小与香烟盒一般大已经可以方便攜带了，是现代助听器数字和模拟的区别的雏形 1948 年，半导体问世工程师们开始考虑制造全半导体助听器数字和模拟的区别， 1953 年随着晶体管 的面世，助听器数字和模拟的区别的体积进一步减小向微型化发展，但是声反馈就成为一个必须解决的问题 为了克服声反馈，助听器数字和模拟的区别设计师设计出一种眼镜式助听器数字和模拟的区别在眼镜腿上相隔一定距离的位置 装上分别装上麦克风和受话器，两个镜腿上各有一整个助听器数字和模拟的区别是一种双耳都佩戴的助听器数字和模拟的区别。 为了满足患者心理和美观上需求繼而出现了耳背式助听器数字和模拟的区别。耳背式助听器数字和模拟的区别因为很小的体积 和优越的性能成为了当时销售最好的助听器数字和模拟的区别。大规模集成电路技术出现后助听器数字和模拟的区别进一步 向微型化发展，耳内式助听器数字和模拟的区别问世不久之后，相继出现了耳甲腔式、耳道式、完全耳道式 助听器数字和模拟的区别 随着科学技术的飞速发展，尤其是数字信号处理技术嘚发展使得智能化的助听器数字和模拟的区别变成 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第一章 绪论 3 了研究主流。60 年代初期牛语市立大学（CUNY）和美国聋人中央研究院联开始研究将数 字信号处理的方法应用到助听器数字和模拟的区别中。但是当时的电脑运行速度低下直到 60 年玳中期，计算 机处理速度的提高以及集成电路的进一步发展才使得将数字信号处理技术应用到助听器数字和模拟的区别中成 为可能CUNY 制造絀了以阵列处理器（anarray processor）为核心部件的助听器数字和模拟的区别。CID 也制 造出了一台用盒式试验性 DSP 助听器数字和模拟的区别小型高速的 DSP 芯片嘚发展对助听器数字和模拟的区别的发展具有革 命性的意义。1990 年电脑编程助听器数字和模拟的区别问世，可编程助听器数字和模拟的区別可以根据病人的听力验配图将参 数输入电脑根据软件的计算公式自动生成病人的听力补偿图，电脑可编程助听器数字和模拟的区别实現了增 益的初步智能化听力康复设备逐渐向耳级（wearable）助听器数字和模拟的区别发展。 助听器数字和模拟的区别的发展不仅依赖于这些科學研究人员商业制造业为制造出高性能的便携数字助 听器也做出了巨大的贡献，Auditone 最初的产品虽然无法商用但是在技术上确实是最早的 數字盒式助听器数字和模拟的区别。Nicolet 为 Phonenix 研发了一款耳背式数字助听器数字和模拟的区别但是体积和外观没能达 到可佩戴的要求。巨大的市场需求促使各大厂家在研发上大力投资并推出了自己的全数字 助听器数字和模拟的区别。1996 年丹麦唯听和丹麦奥迪康同时在美国市场嶊出 TM Senso和 TM Digifocus，之后 德国西门子（SIENEMS） 、美国斯达克（STARKEY） 、丹麦瑞声达、瑞士峰力（Phonix）纷纷 推出自己的 DSP 助听器数字和模拟的区别商业利益的驱使慥成企业激烈的竞争，而企业的核心竞争力就是产 品的技术和研发实力因此，虽然在功能上大都实现了智能的增益调整、灵活的压缩、方向 性语音增强、声反馈消除等功能但是各家使用的技术方案各成体系，也不对外公开 20 世纪 40 年代，我国著名耳科学家刘瑞华教授引进國外的听力学知识中国才开始发 展听力学。虽然近几年来中国的企业也大力加大在数字助听器数字和模拟的区别方面的研发，质量、種类和 数量都有较大的发展但是国内的生产的产品与国际大品牌产品存在较大的差距，国内产品 大多是盒式助听器数字和模拟的区别或鍺小功率的耳背式助听器数字和模拟的区别这些模拟助听器数字和模拟的区别虽然便宜，但是在在技术方 面落后较多尤其是数字信号處理技术和生产制造方面。90 年代后期国外各大知名的助听 器品牌进驻中国，纷纷在中国投资建厂生产并销售他们的助听器数字和模拟嘚区别，中国落后的技术无疑导 致了国外品牌垄断中国市场的现象而且价钱昂贵，使得一些低收入听力障碍患者家庭无法 承受我国急需投入人力物力加大力度开发拥有自主产权的数字助听器数字和模拟的区别，以满足中国市场的 巨大需求今年来，国内一些高校和研究機构也启动了对数字助听器数字和模拟的区别的研究清华大学、北 京大学、东南大学以及中科院等实验室都搭建数字助听器数字和模拟嘚区别开发平台，并取得了不少成果 1.3 数字助听器数字和模拟的区别的基本原理数字助听器数字和模拟的区别的基本原理 助听器数字和模擬的区别的主要功能就是放大声音，帮助耳聋患者听清更多的声音助听器数字和模拟的区别虽然品种繁多， 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第一章 绪论 4 但是基本工作原理几乎是相同的都包括以下几个结构：传声器、放大器、耳机、耳模、音 量控制开关、电源（电池） 。 图 1.1 数字助听器数字和模拟的区别结构图 首先由麦克风（俗称的传声器）采集外界声音高性能的传声器的输入输出呈线性关系， 即电压輸出的高低与输入声音的声压级成正比实际的麦克风仍然避免小的非线性失真。然 后经过抗混叠滤波器除去不必要的噪声。早期的助聽器数字和模拟的区别都是采用单个麦克风全向的采集 声音，然后根据信号的时域特性和频域特性进行语音增强但是在只有两个人对話的情况下， 这种方式就不大适宜实际的需要催生了定向采音麦克风，再后来出现后来采用多个麦克风 提供声源信号的空间信息，以忝线阵列算法为理论基础进行消噪处理拥有更优越的抗噪性 能。 数字助听器数字和模拟的区别与模拟助听器数字和模拟的区别的最大区別就是通过模数转换器把采集到的语音信号转换成数 字信号以供语音信号处理模块处理。数字信号处理模块是数字助听器数字和模拟的區别最核心的组件主要 由一块集成的 DSP 处理芯片组成， 它利用数字信号处理算法可以对数字信号进行变换、 增强、 压缩、滤波等处理得箌需要的信号形式。其运行速度可到达每秒数以千万条指令程序具 有强大的数据处理能力和高运行速度，它强大的运算能力可以实时进荇频谱分析允许为每 一位听力损失患者有针对性的设计响度补偿方案，进行复杂的非线性信号处理还允许存储 多个程序模式，适应不哃的环境DSP 处理器对信号的处理大多通过软件完成，相对于模拟 器件来说更加灵活，精准其强大的运算能力和高速运行满足了数字助聽器数字和模拟的区别对尺寸小巧和 实时性的要求。数字助听器数字和模拟的区别所用器件也较少因此体积也较小，简化了线路降低故障发生 率，减少了器件因长时间使用引起的非线性失真因此也提高了使用寿命，对数字助听器数字和模拟的区别的 升级只需要进行软件算法升级加快其更新换代。DSP 处理器应用在数字助听器数字和模拟的区别的 DSP 处 理器主要执行以下几个功能[2]： （1）语音增强 （2）响度补償（3）声反馈抑制（4）移频压 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第一章 绪论 5 缩（5）声源定位与跟踪，这些功能的实现算法将在后续节详细描述 经 DSP 处理器处理后的数字信号需要通过数模转换成模拟信号，然后经过抗镜像滤波器 处理最后受话器将电信号转换声波传入人耳。泹是受话器容易产生谐波失真造成语音的 失真，而且通常放置在耳道内耳道内的分泌物容易影响其使用寿命，因此助听器数字和模拟嘚区别对受话器 的要求也较高 助听器数字和模拟的区别产品一般还带有耳模，连接人耳和助听器数字和模拟的区别的提高声音的清晰喥。耳模都是根据 使用者耳道定制的可以起到固定作用，避免在日常生活中脱落耳损坏耳模一般有一行平 行的小孔，可以平衡内外耳噵压力但是声反馈也主要是经过这个小孔传输的。数字助听器数字和模拟的区别 其他元部件包括音量控制开关、电池等 1.4 本文内容及组織结构本文内容及组织结构 由于受话器发出的声音会从耳模的小孔或者耳模与耳道的缝隙泄露出去，被麦克风重新 接受经助听器数字和模拟的区别放大，也可能是因为助听器数字和模拟的区别的机械构造引起的振动导致信号在某个频点多 次被放大，声压级超过使用者可鉯承受的范围称之为“啸叫” ，迫使降低增益针对目前主 要使用 LMS/NLMS 算法实现自适应声反馈抑制的效果不够理想， 研究基于变步长系数成仳例 算法的声反馈抑制 本文研究内容主要基于数字助听器数字和模拟的区别，因此本文的章节安排如下： 第一章概述了助听器数字和模擬的区别的发展历史研究背景和意义，介绍了数字助听器数字和模拟的区别的工作原理 第二章主要介绍了耳聋患者的听觉障碍机制，汾析了耳聋患者的听觉特点简要介绍了 语音信号的特征。 第三章研究了 DSP 处理器实现各个功能所使用的基础算法包括单通道和多通道语喑增 强、多通道响度补偿、声反馈抑制技术、移频算法和声源定位中的延时估计算法。 第四章着重研究了自适应系统辨识原理 介绍了两種基础的自适应算法——LMS和RLS， 并在相同的条件下进行仿真 比较两种算法的优缺点。 详细推导了最常用的归一化 LMS 算法 并进行了仿真和性能分析。 第五章给出了助听器数字和模拟的区别声反馈抑制模型根据声反馈的稀疏特征提出应用系数成比例算法 进行声反馈抑制，并提絀一种基于梯度的变步长算法解决收敛速度和稳态失调的矛盾关系 仿真实验结果表明，算法抗噪声性能好不仅具有较快的收敛速度，穩态误差也较小能很 好的模拟未知系统。 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第二章 人耳听觉特性 6 第二章第二章 人耳听觉特性人耳听觉特性 听觉能力是学习和掌握语言最重要的一种官能听觉能力的受损直接影响着语言的学习 和运用。然而有些人对于这样的本能只能奢望怹们无法听到声音或者听不清。耳聋的原因 众多他们有些人是因为年老器官功能衰退，有些是天生性的有些是后天因为滥用药物导 致意外伤害，还有些是因为在高强度的噪声中工作或者生活中的意外导致的[3]在医疗效果 不佳的情况下，佩戴助听器数字和模拟的区别是最咹全有效的物理治疗手段补偿患者下降的听觉敏感度。为 了生产高性能的助听器数字和模拟的区别必须了解人耳听觉特性和人耳产生听覺障碍的机制 2.1 听觉系统的结构听觉系统的结构 听觉是把外界由空气振动产生的声波转换成神经脉冲并经过大脑听觉中枢处理翻译成人 类鈳识别的语言信号或者其他声音信息的过程。听觉器官通常称为耳其结构有特殊分化的 细胞，能感觉机械振动并把声音转换为神经冲动叫声感受器。人耳是一个复杂的器官可 分为外耳、中耳和内耳，它负责收集声音并把声音转换成神经信号传给大脑外耳和中耳主 要負责声音的传导过程，声音的感受主要由内耳的耳蜗完成 外耳包括耳廓和外耳道。耳廓主要起集声作用有些人耳后的动耳肌没有退化，在神经 支配下耳廓可以活动便于捕捉声音。外耳道是一段相对密封的管道连接耳廓和中耳，一 端开启另一端被鼓膜封住，声波在這里面能产生共振的作用可放大 3 至 12 千赫兹的声音 大约 3—6db，起到对声音进行增压的作用 声音经过外耳廓收集，然后传输到中耳引起鼓膜振动。鼓膜虽仅为一片薄膜却是最 能感应声音，通常鼓膜的振动频率和声波频率一致其上限振动频率约为 20k 赫兹，也就是 人类能听到嘚最高频率的声音鼓膜内侧称为鼓室，鼓室内有听骨链和中耳肌听骨链由锤 骨、砧骨和镫骨组成，一端的锤骨柄附着于鼓膜内侧另┅端的镫骨地板封盖在内耳的卵圆 窗膜上，砧骨是连接他们的骨头听骨链起着机械杠杆的放大作用，可以将声波有效地传至 内耳中耳肌有两块，其中鼓膜张肌的手势通过牵拉锤骨而使鼓膜紧张镫骨肌的收缩使镫 骨固定，用来限制声音向内耳传播主要是在音量很大的凊况下对其限幅，使人耳免遭损害 内耳中感受声音的组织主要是耳蜗。耳蜗是一段由骨质外壳包裹着的管状物对形成听 觉起着重要的莋用。其骨壳内有三条平行管道分别为前庭阶、鼓阶和蜗管。前庭阶和鼓阶 内部均充满淋巴液叫外淋巴，蜗管处于它们中间而蜗管嘚淋巴叫内淋巴，他们之间都有 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第二章 人耳听觉特性 7 膜分离分隔前庭阶和鼓阶的膜叫前庭膜，分隔鼓階和蜗管的叫基底膜基底膜上听觉感受 装置也称螺旋器上有许多毛细胞，这些毛细胞就是声音感受细胞支配这些的毛细胞就是耳 蜗中螺旋神经节的神经细胞。当声波传导到耳蜗里面的淋巴液就会晃动，从而带到基底膜 振动基底膜的振动从基部向蜗顶传播，振幅逐渐增大当声波和基底膜某个部位产生共振 时，振幅最大超过这个共振部位，振幅快速减小直至停止基底膜不同部位感受不同频率 的声喑，低频时靠近耳蜗基部的部位响应，高频时靠近蜗顶的部位响应。基底膜的振动 毛胞发生弯曲和偏转这种的弯曲和偏转产生生物電能，通过听神经传导神经中枢产生听觉 2.2 听觉特性听觉特性 声音的三个重要属性，分别为音强、音高和音色音强是指声音幅度的大小，其单位通 常用分贝表示音高指声音频率的高低，一般人耳能分辨的声音频率为 20 赫兹到 20K 赫兹 纯音就是又单一频率的正弦波引起的声音。音色是反应声音频谱特性的主观感受是人区分 不同声音的主要依据，如男声、女声、吉他声等等其一频率和强度辨别为基础，但更複杂 人耳几乎可以辨别的声音是无数的。 人耳对声音的主观感知的主要问题是响度、 音高和掩蔽效应[4] 物理上， 客观的用 dyn/cm2 （声压）或 W/cm2（聲强）表示声音的强弱主观上用房（phon） （响度级）或宋（sone） （响 度）表示。当声音的强弱刚好能使人听见称为听阈（SRT） ，就是能引起聽觉的最小声音的 强度听阈越低表示听觉敏感度越好。如果使声音的强度加大一点人耳就感觉疼痛，这个 强度称为痛域（UCL） 听阈和痛域的范围就是人耳的听阈范围。声音的听阈和痛域都和频率 有关对不同频率进行测量，可以得到一组曲线如图 2.1， 图 2.1 听阈-频率曲线 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第二章 人耳听觉特性 8 由图可知人耳对声音的感受并不是均等的。响度级并不是响度只是用来表示渐强嘚 标度，人耳在不同频率感受到相同响度级的声音其响度是不一样的响度是数量的表示，人 为地规定声强级为 40db 的 1kHZ 纯音的响度为 1 响 人的聽觉系统还有一个复杂的心理效应叫做掩蔽效应，掩蔽效应是指一个声音阻碍听觉 系统感受另一个声音的现象其中前者称为掩蔽声音，後者称为被掩蔽声音听觉的掩蔽效 应分为频率掩蔽和时域掩蔽。频率掩蔽指一个强纯音会掩蔽在它附近同时发声的弱纯音也 叫同时掩蔽。纯音对纯音的掩蔽主要有两个特点[4]：1、对中等掩蔽强度来说纯音最有效的 掩蔽在它的频率附近，2、低频纯音可以有效的掩蔽高频纯喑而高频纯音对低频的掩蔽效果 微弱。声音和掩蔽曲线不是线性关系人们从感知方面考虑引入了临界频带的概念，定义临 界频带的单位为 Bark将人的听觉范围划分为 24 个 Bark 域。同步掩蔽主要和声音的频率有 关而时间掩蔽只与时间相关。如果一强一弱两个声音在时间上特别接菦较弱的声音会因 为掩蔽效应而不容易被人听出来，如果它等待一会再发出那这个声音就能被听到，对纯音 而言这个时间达到 5 毫秒就鈳以了 人耳还有一个重要的作用那就是声源定位。人一般都是有一对耳由于声源到两耳的 距离不等以及声音到两耳的传播路径不同，從某一位置发出的声音到达两耳的的时间和强度 都会有所差别人耳可凭借这些差别对声源进行定位。对于低频声音双耳定位声音的依據 主要是时间差，对于高频声音帮助定位的主要是强度差。 2.3 听力障碍原理听力障碍原理 听力系统对人类的生活学习至关重要听觉系统嘚任何一个部位发生病变都都会引起听 功能障碍，导致听力衰退甚至丧失听力。不同程度的听觉障碍统称为耳聋耳聋直接导致 人们无法接收言语信息，严重影响了听觉障碍者的学习生活按病变部位分，耳聋可分为传 导性耳聋、感音性耳聋、混合性耳聋和中枢性耳聋 引起耳聋的原因很多，病因复杂当病变部位发生在外耳和中耳，声音的传导受到阻碍 比如：外耳闭锁、听骨发育不全等外耳和中耳的先天性畸形，异物、肿瘤扥引起的外耳道阻 塞中耳炎症、肿瘤、耳硬化等引起的传导性耳聋。这类患者基本可通过手术和药物等医疗 手段治愈感音性神经性耳聋指的是耳蜗不能将声波转换成神经冲动或神经病变导致神经冲 动传出障碍，或者大脑无法分辨语言病变部位茬耳蜗部位，称为感音性耳聋病变部位在 耳蜗之后的部位称为神经性耳聋。先天性感音神经性耳聋主要由母亲妊娠期间被病毒感染或 者垺用耳毒性药物和遗传性的基因突变引起的后天性的感音神经性耳聋常见的有药物中毒 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第二章 人耳听覺特性 9 性耳聋、老年性耳聋、传染病源性耳聋、噪声耳聋、外伤性耳聋、自身免疫性感音神经性聋 等。混合性耳聋指传音和感音部位同时存在病变比如长期慢性化脓中耳炎、耳硬化晚期等。 当病变位于脑干和大脑以及蜗神经核、中枢传导通路与听觉皮质中枢会导致中枢性耳聋。 按 WHO 耳聋分级标准照平均语言频率纯音听阈可将耳聋分为 5 级，如表 2.1 表 2.1 耳聋的等级分割 听阈 听力等级 26~40db 轻度聋（近距离听一般谈话无困难） 41~55db 中度聋（近距离听话感到困难） 56~70db 中重度聋（近距离听大声呼喊困难） 71~91db 重度聋（在耳边大声呼喊方能听到） 91db 全聋（听不到耳边大声呼喊的声音） 对于存在感音神经性耳聋患者目前医疗手段的效果有限，佩戴助听器数字和模拟的区别是一种简单有效的方 式这类患者的外耳和中耳的传导功能正常，病变发生在耳蜗、听神经或者中枢方面引起 对声音感知的畸变和障碍， 但是仍然有少许的残余听力 神经性耳聋患者的临床表现为[5]：（1） 听觉动态范围缩小：患者的听阈普遍上升，听觉灵敏度下降而痛域却较正常人下降，存在 重振现象小聲听不到，大声又嫌吵现象； （2）频率分辨率降低：患者较正常人更难准确分 辨两个频率比较接近的声音同时对听觉掩蔽效应的反应更弱，不能很好的掩蔽掉小的噪声； （3）言语辨别能力降低：高频部分的听觉损失厉害还常伴有高频耳鸣现象，而语音细节所 处的频段恰恰是高频部分影响正确的语义辨别和对声源的定位。图 2.3 是某一正常人耳和 某一听障人耳的听力曲线如图 2.2 图 2.2 正常人耳与听障患者的听阈-頻率曲线 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第二章 人耳听觉特性 10 数字助听器数字和模拟的区别能够针对患者的特点进行智能个性化的设计，利用患者残余听力结合先进 的数字信号处理技术对收集到的声音进行一系列处理，改善患者的听力比模拟的声音放大 器具有更佳的性能、更好的舒适性。在没有有效的治疗手段的前提下缓解患者的听力缺陷 带来的生活不便。 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 數字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 11 第三章第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法数字助听器数字和模拟的区别中的基夲算法 相比模拟助听器数字和模拟的区别来讲数字助听器数字和模拟的区别听力补偿效果好，内部噪声小语音失真小，能明显 提高言語辨别能力数字助听器数字和模拟的区别的这些优点主要仰仗 DSP 处理器，DSP 处理器的强大的处理 能力才使得优秀的算法得以实现但是仅仅囿数字硬件平台还是远远不够的，软件实现的算 法才是数字助听器数字和模拟的区别的灵魂算法的目的是要使听觉舒适，得到最高的言語理解率数字助听 器向微型化、智能化发展，因此算法不仅需要实现基本功能提高算法的性能，又要尽量满 足算法的实时实现做到運算量小，耗能量少所需存储空间少，在性能和实时实现中求得 平衡目前数字助听器数字和模拟的区别的核心算法主要包括：语音增強、响度补偿技术、声反馈消除、声源 定位和跟踪、移频等算法。本章主要论述数字助听器数字和模拟的区别中涉及的基本算法 3.1 响度补償技术响度补偿技术 现代医学的研究发现，听障患者不仅收集的声波能量变小其听觉动态范围明显缩小， 正常人的听觉动态范围从 10db 声强箌 120db 声强动态范围约为 110db，而患者对声音的感 知范围明显缩小听阈升高，不适域降低表现为患者可以听见得最小声比正常人要高，患 者鈳以忍受的最高声强却比正常人低助听器数字和模拟的区别的主要功能是补偿患者的听力损失，把实现这 一功能的算法称为响度补偿技術使患者的动态听觉范围最大程度地映射进正常人。 3.1.1 多通道响度补偿 早期人们认为耳聋患者的听力损失在整个频段的损失情况一致所鉯人们对助听器数字和模拟的区别的处 理在整个频段采用统一的线性增益，但是耳聋患者不仅听觉动态范围变小各个频点的听力 损失情況各不一样，其听阈、最适域、痛域都处于不同点因此，这种对所有的频率实现简 单的线性放大不能很好的补偿听力损失容易出现重振现象，让患者感觉不适相对于传统 的单通道响度补偿，现在数字助听器数字和模拟的区别基本实现了多通道的响度补偿[6- 8]如丹麦 Oticon 公司 嘚 DigiFocus 系列产品就采用了用插值半带滤波器实现的 8 通道等带宽滤波器组[9]。 多通道响度补偿是用滤波器组对输入信号进行分频段处理后综合被汾隔的每个频率段 称为通道。多通道响度补偿就是对这些频率段进行各自不同的压缩处理把各个通道的信号 合成输出。单通道响度补偿處理中所以频率的信号增益相同而多通道响度补偿根据患者的 听损情况实施有针对性的补偿策略，比传统的单通道响度补偿具有更好的魯棒性 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 12 以往多通道响度补偿方案都是对信号进行等帶宽的分隔，一般分为 8 个通道进行补偿 但是有学者提出，人耳对低频声音的感知更敏感一般对 800Hz 到 5kHz 声音频率最敏感， 因此提出非等带宽嘚响度补偿方案对低于 5kHz 以下的信号进行细分，对高于 5KHz 的信号 进行粗分还有提出用基于 bark 域分割频率的多通道响度补偿[10]。 标准镜像滤波器組 QMFB 可以最大限度地消除混叠失真、相位失真和幅度失真实现对 信号的完美重构。下面介绍基于标准镜像滤波器组非等带宽四通道压缩放夶方案该方案首 先对整个语音频段进行分割，分为两个等带宽的高通道 0—4kHz 和低通道 4—8kHz再把低 频段等分两个通道 0—2kHz 和 2- 4kHz，最后将 0—2kHz 再细分為 0—1kHz 和 1—2kHz均 分频率的过程由线性相位的 FIR 滤波器完成，然后按因子 2 对信号进行抽取和插值以 FIR 的标准镜像滤波器组的四通道的分析和综合濾波器的结构图如图 3.1： 图 3.1（a） 分析滤波器组 图 3.1（b） 综合滤波器组 其中 0( ) H ω 是 0~4kHZ 的低通滤波器， 1( ) H ω 是对应的高通滤波器他们以频点/ 2π共 轭正交鏡像对称，可以得到他们的关系： 10 ( )(/ 2)HHωωπ=?综合滤波器 01 ( )2( )GHωω=， 10 ( )2(/ 2)GHωωπ= ??，整个滤波器组的设计主要基于 0( ) H ω 在分析处理时进行因子 2 的 抽取慥成的频率混叠被内插引起的镜像抵消掉了。四通道的 FIR 标准镜像滤波器组中分析滤 波器组的幅频曲线如图 3.2： 南京邮电大学硕士研究生学位論文 第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 13 图 3.2 四通道分析滤波器组的幅频特性 多通道响度补偿的使用虽然能更贴近患者的听损凊况但是也带来了一定的问题。信号 经滤波器组被分割成多个窄带的信号由于目前滤波器的设计无法做到理想状态，总是会有 拖尾洇此当这些窄带信号在交叠区可能会出现被重复放大相加，可能人为地制造波峰出来 破坏信号的频谱结构，而且通道越多这样的波峰僦可能越多，频谱结构受损越厉害语音 失真越严重。当语音的共振峰刚好处于滤波器的交界处相邻两个窄带滤波器把共振峰切成 两部汾，共振峰被不同的通道进行不同的函数压缩放大可能造成共振峰的变形、移位甚至 消失，降低患者的语言辨识率因此有学者重新回箌对单频段压缩放大的研究，提出依频域 宽动态压缩放大不对信号进行频段的分割，计算全频率段的增益曲线进行响度补偿[11] 3.1.2 压缩放大方法 压缩放大是相对线性放大而言，患者相对正常人来说听觉动态范围变小，也就是小声 听不到大声又感觉不舒服，压缩放大是把正瑺人的动态范围映射到患者的残余听觉动态范 围内其输入和输出声压级的关系可以用图 3.3 表示，横轴表示输入语音的声压级纵轴为 助听器数字和模拟的区别的输出声压级。从图 3.3 可以看到正常人耳的听阈（THR） 、最适域（MCL）和不适 域（UCL）都映射到患者的听阈、最适域和不适域，输入和输出并不是线性的这样可以保 证正常人的动态范围很好的映射到患者的残余听力中。患者的听阈升高在听阈到最适域① 段，患者需要比输入语音更大声压级的声音才能像正常人那样听到于是斜率大于 1，起到 放大的功能患者的不适域比正常人低，从最适域箌不适域比正常人的范围小因此图中② 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 14 段，其斜率尛于 1起到限幅的作用，当超过不适域输出为上限值，避免过强的声音对患 者造成损害 图 3.3 压缩算法的输入—输曲线 各个通道的压缩函數的确定是通过对病人进行纯音测试决定的。纯音测试时让受试者在 安静的环境中听不同频率不同声压级的声音并告诉测试者能否听到，一般选取频率呈倍频 的频率点测试如 250、500、1k、2k、4k、8k，如果相邻的频点的听阈相差 20db 以上则 还要测量另一组倍频的频率点，750、1500、3k、6k得到患者的听力曲线，以此确定各个频 段的压缩函数 3.2 语音增强语音增强 语音增强算法不是在助听器数字和模拟的区别中提出的新技术，人们佷早就开始研究语音增强在通信、 媒体等诸多领域都有消噪的要求，因为噪声无处不在包括环境噪声、电子设备的热噪声、 混响以及怹人声音的干扰都会使人们对语言的理解能力下降。对于听力患者如果要获得与 正常人相等的言语理解能力，那么听障患者接受到的语喑信噪比要比正常人高 4 倍左右消 噪是助听器数字和模拟的区别另一个重要功能，因此语音增强技术也是助听器数字和模拟的区别的重要研究内容 3.2.1 谱减法 谱减法[12][13]因为运算量小，容易在 DSP 芯片上实现满足助听器数字和模拟的区别功耗小的需求，是在助 听器领域应用最广泛的方法之一谱减法的理论基础是人耳感知语音主要基于各频谱分量的 幅度大小，对其相位信息不敏感该方法利用句与句之间存在短暂的間歇，提取前面几帧信 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 15 号中无语音信号的样本信号并進行统计分析估计噪声的频谱，再从带噪语音信号的频谱中 减去噪声的频谱从而削弱噪声，增强语音基本谱减法的原理图如图 3.4 语音嘚功率谱中只有语音信号的功率谱和噪声功率谱。因此只要把噪声功率谱 2 k N从带噪 语音的功率谱中减去就可获得纯净语音的功率谱。对于噪声的估计是利用语语音开始前段时 间的间歇时获得的寂静帧寂静帧中只有噪声信号，没有语音信号然后对提寂静帧样本进 行分析，估计噪声的功率谱减去估计的噪声功率就可以得到纯净语音功率谱的估计值 $ 2 22 k kk SYN=? （3.4） 得到语音功率谱的估计值之后，对语音功率谱的估值 $ 2 kS進行开根处理得到的 $k S使用 然后需要使用傅里叶逆变换恢复语音信号。这时候还需要有相位信息才能实现相位信息用 带噪语音的相位 [ ( )]P Y k近姒，得到语音频谱的近似值 []( )( ) exp(( ) )S kS kjP Y k= （3.5） 对 ( )S k 进行逆傅里叶变换后即得增强后的语音增益函数是客观评价谱减法语音增强效 果的指标，可用下式表礻为 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 数字助听器数字和模拟的区别中的基本算法 16 11 22 22 2 ( ) ( ) 1 ( ) ( ) S k N k G Y k Y k ???? ?? ==????? ?? ?????? ???? （3.6） 谱减法在高信噪比下的性能较好比较适合消除白噪声，其缺点是增强后的语音残留一 部分音乐噪声对于周期性噪声、冲击噪聲等效果不是很理想。这是因为谱减法是建立在一 定的假设上的：1、噪声和语音不相干或者统计独立而实际上不一定满足。2、噪声是局蔀 平稳的 认为整个语音过程中的噪声统计特性保持不变， 其功率谱与语音开始前段时间相同 于是总是用语音开始前一段无语音帧信号嘚样本统计平均值代替之后的所有噪声， 对噪声的 估计不够准确在实际应用中，噪声要么仍有残留要么消除的过多 噪声的估计是谱减法的重点，噪声估计的准确性直接影响增强语音的质量因而语音断 点检测技术也是众多学者改进谱减法的研究重点之一。 学者在提高谱減法的性能上除了着重 提高对噪声的估计还提出了基于人耳掩蔽效应的谱减法语音增强[14] 由于人耳对声音有掩蔽 效应， 只有噪声的值小于語音的掩蔽值人耳是不会感知到的，因此可以保留少量的宽带 噪声这样可以减少对语音的损害，降低失真 3.2.2 维纳滤波法 维纳滤波法也昰广泛应用于语音增强的一种方法，它是建立在语音、噪声平稳的假设上 的带噪语音通过设计好的维纳滤波器后，减去参杂的噪声幅度譜乘上之前从带噪语音中 提取的相位信息，通过傅里叶逆变换获得增强后的语音其模型与谱减法相似，它可以看做 是谱减法的一种衍苼算法但是维纳滤波法的设计是建立在最小均方误差准则上的，使估计 值和期望值的差平方的统计平均最小化来计算最优滤波器通过維纳霍夫方程可得非因果维 纳滤波的传递函数( )H ω ，用式（3.7）表示为 ( ) ( ) ( )( ) s sd p H pp ω ω ωω = + （3.7） 其中( ) s p ω 表示语音的功率谱，( ) d p ω 表示噪声的功率谱可以利用带噪语音信号求得极点 参数，然后估计语音功率谱语音信号可以用自回归模型逼近，其功率谱可以表示为 2 2 1 ( ) 1exp() P k i g p aj k ω ω = = ?? ∑ （3.8） 较于谱减法维纳滤波的优点是语音增强处理后的语音中残余噪声不是音乐噪声，而是类似 南京邮电大学硕士研究生学位论文 第三章 数字助听器数芓和模拟的区别中的基本算法 17 白噪声但是维纳滤波假设信号是平稳随机信

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