两个模块, 每个模块包含一个参考麦克风和一个柔软有弹性的探管麦克风这两个模块通过一根柔软有弹性的橡胶管, 分别悬挂于两只耳朵上验配助听器之前, 先将探管麦克风先与参考麦克风做校准, 然后将探管麦克风插入到患者耳道系统会实时计算来自参考麦克风和探管麦克风的信号频谱图 1: 探管和双耳无线连接的

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裹侗熊
7 years ago
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1 言语频谱图 (Speech Mapping) 在助听器验配应用中的重要性 Brian C.J. Moore, The Hearing Journal, 翻译 : 孙玥介绍 : 助听器验配和验证现代化的多通道助听器具有多种可调节参数我们最常调节的是助听器的压缩阈和增益, 可以调节单个通道或多个通道, 也可以调节交叉频率 ( 主要是用于通道数较少的助听器 ) 有时也可能需要调节开启和恢复压缩的时间, 选择不同的压缩类型, 例如双压缩 (dual time constant) 或慢压缩 (fast-acting) 此外, 还会调节的其他助听器特性, 如低频扩展, 反馈消除, 降噪设置大量的可调节参数是十分必要的, 这样可以通过一些明确的方式将助听器设置为适合个体需求, 以及验证助听器是否达到预期效果验配现代化助听器一般包括两个步骤首先, 选择助听器验配公式并设置好参数, 通常需要输入听力图, 并且听力图应包含不舒适阈的信息常用的公式有 DSL(i/o),NAL-NL1, CAMEQ 和 CAMREST 第二步就是调试助听器, 使助听器适合个体声学和听觉特性, 满足个体需求和偏好然而, 助听器验配公式内预设的增益并不与每个个体耳需要的实际增益值精确匹配 (Swan and Gatehouse, 1995; Aarts and Caffee,2005) 因此, 评估助听器的实际增益值是非常重要的, 必要时再调节增益最常用的就是基于探管麦克风的真耳测试 (Mueller et al., 1992) 真耳测试时常用的测试信号有, 扫频纯音宽带噪声或言语状噪声 ( 频谱形状与长时平均言语频谱类似的稳定噪声 ) 传统验配的局限性传统真耳测试存在一些局限性 : 实际生活中我们会接收很多言语信号和音乐声, 它们不同于测试时使用的稳定的信号 ( 如纯音噪声 ), 因此所需的增益也会不同这些区别跟助听器的通道数, 压缩速度和压缩阈值有关 (Stone and Moore, 1992; Verschuure et al., 1996; Souza, 2002; Henning and Bentler, 2005; Jenstad and Souza, 2005) 即使没有开启降噪或反馈消除的功能, 不同声音信号所需的增益也应该是不同的当助听器开启反馈消除后, 纯音信号会被误当作反馈声而被部分或全部消除此时测得的增益很可能就不是实际所需的增益有些助听器可以关闭反馈消除, 但关闭后会改变助听器的有效频响, 限制助听器的增益很多助听器有多种降噪功能如果在某一特定频谱区侦测到噪声 ( 或任何稳定的声音信号 ), 该频率区的增益就会被削减当使用稳定的噪声或纯音信号评估助听器增益时, 测得的增益很可能远小于听言语声或音乐声时所需的实际增益有些助听器可以关闭降噪系统, 但是关闭后可能呢个会改变助听器的有效频响, 且此时的增益可能与开启降噪时的增益值不同测试时使用的声音信号与助听器佩戴者实际生活中听到的声音 ( 如配偶或家长的声音 ) 无关解决方案 : 言语频谱 (Speech Mapping) 解决以上问题的方法就是使用言语频谱系统, 例如 GN Otometrics 公司的 Aurical Visible Speech 该言语频谱系统可以在屏幕上直观显示声音 ( 如陪同者或家属的声音 ) 在助听器佩戴者耳道内的短时频谱, 为验配师提供可听度信息该言语频谱系统包括以下硬件 ( 无线 SpeechLink 100 ) 及可视言语频谱软件 : 1

2 两个模块, 每个模块包含一个参考麦克风和一个柔软有弹性的探管麦克风这两个模块通过一根柔软有弹性的橡胶管, 分别悬挂于两只耳朵上验配助听器之前, 先将探管麦克风先与参考麦克风做校准, 然后将探管麦克风插入到患者耳道系统会实时计算来自参考麦克风和探管麦克风的信号频谱图 1: 探管和双耳无线连接的肩带. 麦克风信号的频谱通过装在弹性橡胶肩带的无线蓝牙被传送至电脑 (PC) 肩带从颈部较低处开始, 绕过肩膀至胸前, 佩戴起来既轻便又舒适电脑上会显示耳道内的实时言语频谱图, 并且可以记录频谱曲线的峰值频谱曲线可以高分辨率的形式显示, 或以 1/3 倍频程带宽的形式显示我们可以调节声音的强度来观察耳道信号在各个频率点的可听度强度可以 db SPL 或 db HL 为单位显示图上可显示患者的听阈曲线和不舒适阈曲线 ( 如果没有测试不舒适阈, 则系统会根据听阈自动估算 ) 图上还可显示言语香蕉图 ( 典型的言语声相对应的频率和强度范围 ) 如有需要, 还可以打开置顶模式, 这样就可以与其他软件 ( 如助听器验配软件 ) 共同显示在电脑屏幕上而不被其他软件覆盖 2

3 图 2: 置顶模式下的言语频谱图该系统也可与 NOAHlink 相连, 这样在通过可视言语系统调试助听器时, 患者与电脑可以实现无线连接 NOAHlink 附件可被轻易地连接至肩带的前部图 3: 现场给声和内置声音库言语频谱图的主要优势在于可以使用实际生活中的声音信号 ( 如, 言语声音乐声 ) 评估助听器的有效放大功能此时, 助听器处于正常模式下 ( 如需要可开启反馈消除和降噪功能 ) 因此, 诸如通道数和通道带宽, 压缩速度等的影响因素会自动被考虑进去此外, 反馈消除和降噪对助听器产生的任何影响自动显示在屏幕上也就是说, 图上所显示的就是助听器的实际效用这样就可以完全避免由人工信号产生的不确定因素和错误用于评估助听器效用的测试信号可以是现场录制声 ( 如配偶或家长的交谈声 ), 也可以是电脑声音系统中已保存的文件软件包含有大量已校准过的测试信号, 如安静环境下的言语声, 各种背景噪声下的言语声, 交通噪声和各种音乐声等, 从而模拟日常生活中各种生活场景因为图中包含了患者的听力图, 所以可以很轻松地看出信号频谱的任一频率 ( 如, 言语频率 ) 是否达到可听度如果正常交谈言语声的峰值在整个言语香蕉图的频率范围达到香蕉图的顶端, 说明患者可以听到这些言语声由此, 验配师可以确定患者理解言语的能力不会收到可听度的限制如果在某些频率点, 正常交谈言语声的峰值达不到言语香蕉图的顶端, 这说明那些频率无法达到言语可听度, 需调高助听器增益如果在某些频率点, 正常交谈言语声的峰值超出言语香蕉图顶端, 这说明助听器在这些频率点的增益太高, 应降低增益重新编程言语频谱图和可视言语的其他优势 : 可以显示传统测试无法显示的效果, 如低强度扩展 ( 低强度输入时降低增益, 有时也称噪声控制 ) 低强度扩展通常用于阻止佩戴者听到助听器产生的低强度噪声时, 如麦克风和模 - 数转换产生的噪声传统的真耳探管麦克风测试使用的测试信号强度为 3

4 50dB SPL 至 85dB SPL, 所以无法展示低强度扩展的作用对于很多助听器, 低于低强度扩展启动阈值 ( 通常设置为 35 和 45dB SPL) 的强度是可以进行编程的一般来说, 55dB SPL 的轻度言语声, 助听器高频的有效强度可能只有 30-40dB SPL(Moore et al., 1999) 如果设置开启低强度扩展的阈值高于该强度, 则高频段将启动低强度扩展功能, 从而导致可听度和言语理解度的降低 (Moore et al., 2004) 但是有了言语频谱图就可以显示该功能的效用如果患者需要理解低强度言语声, 则可以降低低强度扩展的阈值, 或者关闭低强度扩展功能患者及其家属可以参与到验配过程当中如果助听器只提供有限的言语可听度, 那么该限度可以直观地反应在图上, 更加容易理解这点在验配婴幼儿及儿童时尤为有用但如果不能提供言语声在整个频率范围的可听度 ( 例如患者高频听力损失为极重度 ), 患者及其家属通过言语频谱图也可以容易地理解为什么会这样如果可以获得更加满意的验配, 患者及其家属可以即刻在图上看到不同之处当然我们也希望患者能够感知到这个区别言语频谱图系统可以显示日常生活中是否会出现响度不舒适的问题预先录制的测试信号可用于模拟可能会出现响度不舒适的场景, 如果信号达到响度不舒适阈都可以从屏幕上会看到, 并可以看出出现在哪个频率点如果有必要, 可以调节助听器的压缩参数和输出限制, 从而避免响度不舒适这样可以大大减少重新调试助听器的次数 (Cunningham et al., 2002) 耳睿可可视言语 (Aurical Visible Speech) 系统采用无线连接方式, 这样患者可以戴着测试设备在小范围内移动而不受连接线的限制, 并将结果显示在屏幕上这样, 患者就可以走到房间的对面或者隔壁房间进行言语可听度的评估除了以上所说的言语频谱图和耳睿可可视言语系统的优势, 该系统还具有以下其他用处 : 听力损失模拟器患者家属可以体验听力损失助听器模拟器可以模拟多通道放大的效果, 为从未佩戴过助听器的患者演示助听器的放大效用也可以结合听力损失模拟器, 向患者家属演示助听器的效用总结可视言语对于助听器验配师来说是一个非常有用的工具通过可视言语可以明显提高验证和验配助听器的精确度, 实时显示生活中重要信号 ( 如言语声, 包括家属的言语声 ) 的可听度, 调节助听器参数保证在不超过患者响度不舒适阈的前提下最优化言语可听度, 将患者及其家属融入到验配过程中, 增加理解度和满意度, 并降低重新调试助听器的次数, 节约时间和花费 References Aarts, N. L., and Caffee, C. S. (2005). Manufacturer predicted and measured REUR values in adult hearing aid fitting: Accuracy and clinical usefulness, Int. J. Audiol. 44, Byrne, D., Dillon, H., Ching, T., Katsch, R., and Keidser, G. (2001). NAL-NL1 procedure for fitting nonlinear hearing aids: characteristics and comparisons with other procedures, J. Am. Acad. Audiol. 12, Cornelisse, L. E., Seewald, R. C., and Jamieson, D. G. (1995). The input/output formula: A theoretical approach to the fitting of personal amplification devices, J. Acoust. Soc. Am. 97, Cunningham, D. R., Laó-Dávila, R. G., Eisenmenger, B. A., and Lazich, R. W. (2002). Study finds use of Live Speech Mapping reduces follow-up visits and saves money, Hear. J. 55,

5 Henning, R. W., and Bentler, R. (2005). Compression-dependent differences in hearing aid gain between speech and nonspeech input signals, Ear Hear. 26, Jenstad, L. M., and Souza, P. E. (2005). Quantifying the effect of compression hearing aid release time on speech acoustics and intelligibility, J. Speech. Lang. Hear. Res. 48, Moore, B. C. J. (2000). Use of a loudness model for hearing aid fitting. IV. Fitting hearing aids with multi-channel compression so as to restore normal loudness for speech at different levels, Br. J. Audiol. 34, Moore, B. C. J., and Glasberg, B. R. (1988). A comparison of four methods of implementing automatic gain control (AGC) in hearing aids, Br. J. Audiol. 22, Moore, B. C. J., Glasberg, B. R., and Stone, M. A. (1999). Use of a loudness model for hearing aid fitting. III. A general method for deriving initial fittings for hearing aids with multi-channel compression, Br. J. Audiol. 33, Moore, B. C. J., Johnson, J. S., Clark, T. M., and Pluvinage, V. (1992). Evaluation of a dual-channel full dynamic range compression system for people with sensorineural hearing loss, Ear Hear. 13, Moore, B. C. J., Stainsby, T. H., Alcántara, J. I., and Kühnel, V. (2004). The effect on speech intelligibility of varying compression time constants in a digital hearing aid, Int. J. Audiol. 43, Mueller, H. G., Hawkins, D. B., and Northern, J. L. (1992). Probe Microphone Measurements: Hearing Aid Selection and Assessment (Singular, San Diego, CA). Souza, P. E. (2002). Effects of compression on speech acoustics, intelligibility, and sound quality, Trends Amplif. 6, Stone, M. A., and Moore, B. C. J. (1992). Syllabic compression: Effective compression ratios for signals modulated at different rates, Br. J. Audiol. 26, Stone, M. A., Moore, B. C. J., Alcántara, J. I., and Glasberg, B. R. (1999). Comparison of different forms of compression using wearable digital hearing aids, J. Acoust. Soc. Am. 106, Swan, I. R., and Gatehouse, S. (1995). The value of routine in-the-ear measurement of hearing aid gain, Br. J. Audiol. 29, Verschuure, J., Maas, A. J. J., Stikvoort, E., de Jong, R. M., Goedegebure, A., and Dreschler, W. A. (1996). Compression and its effect on the speech signal, Ear Hear. 17, Villchur, E. (1973). Signal processing to improve speech intelligibility in perceptive deafness, J. Acoust. Soc. Am. 53,

TD

*TD-000212-05* 20- 应用实例 4 本例显示的是使用两个亚低音扬声器和多个顶箱的双声道立体声设置除了各声道都增加了一个顶箱外也可以增加更多的顶箱本例和例 3 的情况一致声道 2 或右声道声道 1 或左声道要接到更多的顶箱将最后一个顶箱的全幅线路输出接头处的线缆接到下一个顶箱的全幅线路输入接头在不降低信号质量的情况下最