助听器反馈控制技术的应用现状与进展

作者：王永华，王洁，胡旭君，夏静宇

 

编者注：这篇文章由《中国医学文献耳鼻咽喉科学》杂志推荐在本站发表：谨向作者和杂志表示诚挚感谢！

在助听器放大系统中，当放大器件和反馈环路同时存在于声处理系统时，从麦克风采集到的声音通过放大器由扬声器输出后，经传播又再次从麦克风进入系统。这样反复放大造成声输出超过系统的最大输出能力而使输出信号发生的高强度震荡，称为声反馈。声反馈是助听器使用中的主要问题之一，据国外的统计，大约有24%的助听器使用者认为助听器的声反馈严重影响了助听器的正常使用[1]。在近期国外对2428名用户的调查显示，反馈问题高居助听器不满意原因的第3位。它不仅影响助听器的音质和佩戴舒适度，而且还限制了助听器的有效增益。因此，就需要控制声反馈来解决以上问题。近年来声反馈控制技术已经有了很大的发展，并且广泛的应用于助听器中。它既能够有效的消除声反馈，同时又能够保障有用的输入信号的质量，使助听器的佩戴更加的有效、舒适。

1 几种声反馈控制技术

1.1 控制增益。一般来说，助听器的增益越大越容易产生声反馈。因此通过降低增益来解决助听器的声反馈问题是最有效的一种方法[2]。但是，降低增益会使助听器的性能无法完全发挥，对于极重度听力损失的患者，更是无法满足他们的需要。因此，并不主张通过降低助听器的增益来解决声反馈问题。

限幅法是助听器控制增益的另一种方法，即根据输入信号的强弱自动调整输出信号的增益，是助听器中最常用的一种技术，又被称为自动增益控制（automatic gain control，AGC）。一般情况下，自动增益控制以弱声高放，强声低放为其特点，其系统最大输出始终小于反馈发生的临界点。当音量增加到即将产生声反馈的临界点时，不管输入声强如何变化，系统强度都不会再继续增加，从而避免声反馈的发生。限幅法抑制声反馈会给放大声音动态造成损失，而且系统的最大输出也被限制在发生反馈的临界点以下，因此这种方法一般不适于大功率助听器[3]。

1.2 移频法。移频法是在20世纪50年代提出的一种用于解决声反馈的方法。它是采用偏移频率的方法破坏反馈声与原始信号的同相条件，从而抑制系统的自激振荡[4]，即把输入的音频信号移动几个频率后再从扬声器发出。由于输出信号的频率相对输入信号发生了移动，再次进入系统的反馈信号便不能在相同频率点上叠加，这样反馈产生的条件便被破坏，从而达到抑制声反馈的目的。这种方法具有一定的局限性，它会使输入声产生频率和相位失真，而人们对低频频率的这种变化能够分辨出来，因此这种方法不适用于对语音质量要求较高的场合[5]。

1.3 移相法。引起声反馈的主要因素在于声反馈系数及其相位[6]，即开环增益不小于1，相位延迟为360°的倍数[7]。如果扩声系统参数不变，那么相位是决定系统是否产生自激震荡的唯一条件。所谓移相法，是人为的改变声波到达传声器的相位，但它不是对声波增加延时来改变相位，而是在一定的初始相位上作周期性的变化，使产生的正反馈和负反馈周期性变化。对反馈相位来看其平均值仍为原有的初始相位，但反馈到系统输入端，即传声器处的能量平为零，从而消除了声反馈。相位调制所需要的调制信号的频率很低，低至1 Hz。文献提出最好能将相位延迟控制在180°附近，这样可保持稳定的负反馈系统，这一方法配合其他频谱幅度削减算法，可大大提高其性能[7]。相位调制波带来频率的变化，这与前面讲的移频法区别在于移频法中的频率偏差固定向一个方向变化，而相位调制法带来的频率偏差是正负变化，这样1个周期的平均值为零，仍是原来的初始频率值。实验证明，相位调制频率为1 Hz，可使扩声系统的增益提高4 dB，用调相器抑制声反馈的特点是由此引起的声音畸变很小，尤其适用于音乐扩声系统[6]。

1.4 陷波滤波器。这是目前使用较多的一种方法。增益和相位差都是造成振荡的条件，但是在助听器中，由于计算中的延迟，造成反馈信号相位随频率变化很大，可认为相位作为频率的函数必在某些频率处为360°的倍数。这样，对稳定性的要求就转变为严格要求开环增益小于1。因此人们考虑从增益入手，利用陷波滤波器（notch filter），对超出幅度阈值的波峰进行滤波[8]。严格来说，这一方法并非消除反馈，而是抑制反馈。当出现明显的反馈频率点时，用一个作用于该频率的陷波器来对信号进行滤波，从而将其衰减掉。另外，均衡器也能达到这种效果。助听器的反馈在频带上反映为在某个频率上有一个与外界输入无关的恒定的信号，进而扩展到全部频段，陷波滤波器的中心频率就设置在这个声反馈的频率上。通过软件调整陷波滤波器的中心频率和陷波深度，可以有效防止助听器声反馈的发生。由于助听器的个体差异，这个频率不是完全一样的，为避免高能量低频信号干扰，通常将陷波频段中心频率限定在1500 Hz以上，根据最大谱峰位置不断调整。陷波深度可以设置为某一固定深度，也可以设定为智能型的自适应深度[1]。其优势在于原理简单，较易实现。实验证明一个12 阶自适应陷波滤波器，可将最大稳定增益提高3～4 dB，手动调节模拟陷波滤波器，可将增益提高10～12 dB，但是长时间下算法效果得不到保证，频段窄了，不能及时追踪反馈回路的变化，太宽了则破坏语音谱结构。陷波滤波器本身的相位也可能造成某处频率发生振荡[2]。

1 . 5 自适应数字反馈抑制处理系统（ d i g i t a l f e e d b a c k suppression，DFS）。如今，数字信号处理技术在助听器中得到广泛应用，使许多相关控制技术得以实现。自适应反馈消除方法是目前最流行的声反馈控制算法。它是利用滤波器组合来估计声反馈路径和反馈声，并将反馈声从输入声中减去[9]。自适应数字反馈抑制处理系统在反馈发生时会产生一个与反馈声相符但相位相差180°的信号，一旦这个信号被引入到助听器声学环境中，反馈声就可以在不降低高频增益的条件下得到控制。然而，这个与反馈声高度相关的信号必须与输入信号没有相关性[10]。目前，能够产生这样的相关信号的方法有移频法、强制法、频带限制法、固定的相关信号预估误差法、自适应相关信号预估误差法，以及通过快速过滤器改进后的自适应相关信号误差法[11]。不同的反馈声估计方法和不同的滤波器系数自适应更新方法，形成了不同的算法。下面以其中一种算法为例加以说明。

双重稳定器自适应反馈抑制处理系统结合了１个静态反馈抑制滤波器和１个自适应反馈抑制滤波器[2]。静态滤波器用来抑制配戴助听器时可能出现的反馈啸叫，自适应反馈抑制滤波器用来抑制由于助听器声学环境改变所导致的反馈，例如当手或电话放置在助听器附近时导致的反馈啸叫问题。它利用可编程的数字滤波器来实现。和一般的数字滤波器不同之处是它能够根据输入信号的变化来对滤波器的参数实行动态调整。自适应反馈抑制滤波器通常在功能上可分为两个部分：一部分负责实现对信号滤波，另一部分负责控制滤波器系数更新。其工作原理是利用滤波器来模拟声音通过扬声器发出，再从麦克风进来这个传播通道的传输特性，使得从滤波器出来的信号和实际上从扬声器发出反馈到麦克风的信号一致，然后再从麦克风的输入信号中把该部分信号除去，而达到消除反馈的目的[12]。滤波器的参数调整后和实际传输路径特性越接近，其模拟得到的信号便越接近实际的反馈信号，这样声反馈抑制也就更准确。这种方法适用于反馈频点不固定或者有多个频点，而且反馈峰较尖锐的情况。

自动反馈抑制器有如下几大优点[13]：①吸收滤波器不仅带宽较窄，而且可根据外界声音的变化发生相应的变更，大大减少了有用信号频谱成分的损失。它比任何其他的反馈抑制方法具有更小的信号失真；②吸收滤波器的中心频率可精确的自动调节到反馈频点上，提高了反馈抑制的效果；③吸收滤波器的吸收深度可根据需要自行设定，最大吸收深度可达-50 dB；④可快速（1秒之内）自动精确测定反馈频点，并能把滤波器自动锁定到反馈频点上；⑤锁定在固定反馈频点上的滤波器称为固定滤波器，连续自动跟踪间隙反馈频点的滤波器称动态滤波器。两种滤波器数量可视现场的需要自行设定。

临床数据显示，此算法可以将通常发生反馈的位置的增益提高10～15 dB，并且有实验证明，此系统的运行不会影响助听器的音质[12]。更有助听器可以对双耳的反馈状态进行同步调控，助听器的音质也可以获得进一步的保障。因此，它可以为患者在验配助听器时提供更多的高频安全增益，而且系统产生的额外增益给听障者带来的益处不会因为音质的降低而受到影响，因而大大提高了患者的言语理解力。

除上述方法之外，还可以通过避免反馈路径的形成来消除反馈产生的可能。助听器反馈路径涵盖了整个助听器、耳廓和外耳道、耳模及连接管等，因此，当助听器产生声反馈时，我们可以从以下几方面检查并解决反馈的问题：①助听器耳模的导声管。导声管可能会因长久使用而产生老化现象，造成破裂漏声，从而产生啸叫。②导声管和耳模的结合部。结合部出现破裂或者结合不完全时，会因漏声产生啸叫。③耳模和助听器耳钩的结合部。当结合部不完全时，会因漏声产生啸叫。④耳钩和接受器的结合部。一般耳钩和接受器是紧密但可以旋转、转动的，但是因为长时间的使用可能会造成耳钩和接受器的松动，形成啸叫；⑤采用开放式选配的助听器，如果通气孔开得不合适，会产生啸叫。

2 声反馈控制技术的发展趋势及存在的问题

在数字语音处理系统中，自适应数字反馈抑制处理技术广泛用于声反馈抑制中，有明显的效果。作为一种相关性滤波技术，它基于这样一个假设[2]：即当前所需要的声音输入和反馈声没有相关性，而反馈声和输出的声音经过延迟后却有很大的相关性，通过这种方式来分辨从麦克风进来的反馈声音和需要聆听的声音，从而去掉声反馈，保留需要的目标信号。然而实际上，反馈的声音和当前需要聆听的声音并不是完全无关，而且反馈声和扬声器的输出之间的相关性也不是为1。因此，这种控制声反馈的技术也可能会在一定程度上影响音质。通过合理设置步长和比例因子，可以将这种影响降到最低，从而取得最好的声反馈抑制效果。但由于各类数字助听器的内部设置存在一定的差异，所以其反馈抑制系统的效果也会不同。除了反馈抑制系统本身存在的差异以外，不同的助听器信号处理如压缩时间常数、压缩方式的不同等也会影响反馈抑制的效果[13]。因此，在今后的工作中，对各类数字助听器反馈抑制系统效果的评估也是非常必要的。它将为听障者提供更大选择的空间，同时也能为其助听器的选配提供一定的理论依据。此外，在开放耳选配中，从授话器中发出的高频声更容易通过通气孔再次进入麦克风而产生声反馈，因此，较好的声反馈抑制技术是实现开放耳选配的必要条件，为开放耳的选配打下了基础。在开放式助听器中[14]，双重稳定器DFS又增加了优化校正过程，可同时对两个麦克风进行校正，不仅增加了反相信号精度，提高了抵消的效率，在不产生反馈的前提下，将得到更高的真耳插入增益；而且增加了自适应的限制范围，提高了消除反馈的精度并有效的减少啸叫的产生。 这样使没有反馈的放大变成了开放耳选配的基本功能，而且让原本不适合开放耳选配的严重听损患者也有可能选配开放式助听器[15]。

总的来说，自适应滤波技术在临床上易于实现、成本低、效果优良，是解决助听器反馈问题的一个有效方案。目前，市场上的高档数字助听器基本上是通过自适应反馈消除算法来实现反馈抑制的，也就是说通过实时侦测反馈路径中的反馈信号，并由助听器的滤波器产生反相信号，经过叠加，削减反馈声，从而实现反馈消除。随着科技的进步，数字助听器必然会像其他数字产品一样，越来越趋于人工智能，音质更加完美、自然，使听障者的配戴更加舒适。

参考文献

1. Dyrlund O，Henningsen LB，Jensen JH．Digital feedback suppression (DFS)：Characterization of feedback-margin improvements in a DFS hearing instrument．Scandinavian Audiology，1994，23：135-138．

2. 仉丹，王树峰．助听器反馈消除系统．中国听力语言康复科学杂志，2006，55：54-55．

3. 李贤，蒋一宁，夏世雄，等．用于助听器声反馈抑制的LMS自适应滤波技术．听力学及言语疾病杂志，2007，15：152．

4. 叶志阳．声反馈抑制的探讨．广播与电视技术，2003，7：41．

5. 兆翦．从滤波器到声反馈抑制器．电声技术，2002，5：17．

6. 肖宪波．数字助听器中若干主要算法的发展和现状．生物医学工程学杂志，2004，21：696．

7. Wang RT，Harjani R．Suppression of acoustic oscillations in hearing aids using minimum phase techniques．Ciruits and Systems，1993，93：818．

8. Dillon H．Hearing aids．Sydney：Boomerang Press，2001：198-200

9. Maxwell JA，Zurek PM．Reducing acoustic feedback in hearing aids．Speech and Audio Processing，IEEE Transactions on，1995，3：304．

10. Joson HL，Asano F，Sone T，et al．Adaptive feedback cancellation with frequency compression for hearing aids．Acoustical Society of America，1993，

94：3248．

11. Spriet A，Rombouts G，Moonen M，et al．Adaptive feedback cancellation in hearing aids．The Journal of the Franklin Institute，2006，343：545-573．

12. 张碧霞．用DSP 实现的数字式声反馈抵消技术．电声技术，2002，3：43．

13. 张衡刚．智能数字反馈消除器．电声技术，2005，6：79．

14. Earl EJ，Todd AR，Benjamin WY，et al．The effect of digital phase cancellation feedback reduction systems on amplified sound quality．Am Acad Audiol，2007，18：404-416．

15. 冯定香．助听器验配的新进展——开放耳选配技术．中国听力语言康复科学杂志，2006，3：52．