引言
强噪声环境日益普遍，人们也越来越注重听力防护。本文将从介绍听力损失的背景、防护手段入手，再详细介绍测量护听器降噪量的若干方法，最后引出双重听力防护中的两个关键性问题。
一、背景
在日常生活，及工厂、机场或航母等工业、民用或军事作业环境中，高强度噪声较为常见。地铁通勤时，车厢内噪声声压级可达90dB。喧闹的酒吧或KTV内，噪声声压级可达dB。建筑施工时，噪声声压级可达dB。固定翼、非固定翼飞机和喷气式飞机的发动机附近的连续声压级在～dB之间。在航母舰载机试车及起降过程中，发动机喷流产生强噪声轰鸣，在离机30m区域以内，噪声的声压级可达～dB[1]。
根据世界卫生组织的数据[2]，每天8小时暴露在90dB以下的环境中，有暂时性听阈偏移及潜在听力损失的风险，耳蜗毛细胞由于过度的新陈代谢压力而变得疲劳，但在合理休息后可恢复如常。若暴露时间过长或暴露声压级过大，听觉疲劳难以恢复，听阈会产生不可逆的升高性偏移，内耳感觉器官会发生器质性病变，且会引起中枢神经系统、心血管系统、消化系统、内分泌系统等多系统的非特异性效应[3]，具体表现为耳痛、头痛、头晕、失眠、记忆力下降、心动过速、心律不齐、心肌受损、血压升高、动脉硬化、冠心病，以及消化系统的紊乱，胃溃疡和十二指肠溃疡发病率的提高。
根据美国职业安全与健康管理局（OccupationalSafetyandHealthAdministration,OSHA）制定的标准，听力损失程度与声压级及暴露时间均有关，A计权声压级每增加5dBA，每天最大允许暴露时间减少一半。当噪声A计权声压级大于dBA时，无论暴露时间长短，均会产生永久性听力损失。因此，本文以90dBA每天8小时暴露时间为基准，定义强噪声环境如图1所示。
图1强噪声环境的定义
有别于爆炸或枪炮产生的强脉冲噪声，稳态强噪声对听觉系统产生的损害是渐进式的，需要较长时间才能显现出危害，因此也常受到忽视[4]。在强噪声环境下工作，不仅会对工作人员的身心健康产生长期不利影响，短期也难以集中注意力，对于有通讯需求的任务场景还会影响语音可懂度，在一些关键任务中由于强噪声干扰产生的错判或误操作还会导致重大事故或损失[5]。
二、听力防护手段
强噪声环境下，对于无法缩短声暴露时间的工作人员来说，现行有效的听力防护措施是佩戴护听器，以降低听觉系统感受到的声压。如图2，单重护听器从样式上可分为耳塞式、耳罩式、头盔式等，从噪声防护原理上可分为主动（有源）和被动（无源）。当工作人员暴露于dB以上的强噪声环境中时，可采用多重防护措施[6]。
传统无源被动防护采用深插入耳塞、重型耳罩、耳罩式头盔或三者搭配组合使用，仅当耳塞正确插入且填充严密、耳罩或耳罩式头盔佩戴紧密无噪声泄露缝隙时，才有较好的被动噪声防护性能，且仅对中高频噪声隔绝效果较好，对穿透力强的低频噪声衰减量不足。有源噪声控制（ActiveNoiseControl,ANC）借助扬声器作为次级声源，产生与初级噪声等幅反相的次级噪声，在降噪区域形成相消干涉来降低噪声的声压级。低频声波长较长，次级噪声与初级噪声幅度、相位匹配度好，更易产生完美的相消干涉效果，因此有源噪声控制对低频噪声更为有效。有源/主动抗噪声护听器，不仅兼具无源/被动抗噪声护听器隔绝中高频噪声的优点，同时又可弥补其低频噪声衰减量不足的缺点，是强噪声环境下听力防护的有效措施。强噪声环境下，单重护听器已难以满足听力防护需求，因此可采用双重护听器进一步提升被动降噪量。在双重被动护听器的基础上，可采用主动耳塞加主动耳罩组合使用的双重主动护听器，可取得更好的低频噪声防护性能。
图2护听器
三、噪声传导路径
噪声由外部可通过多种路径传至耳蜗，并被人感知。最为常见的是经由外耳→耳道→鼓膜→听小骨→耳蜗这一路径，也被称为气导路径（Air-conductivepathway）。此外，声音还可通过头、躯干传至耳蜗，被称为骨导/体导路径（Bone-conductivepathway）。Ravicz等人[7]曾分析过经由耳道、头及躯体至耳蜗的传导路径在护听器的各种组合下的相对重要性，其中一个重要的结论是——在Hz以下的低频段，对任意护听器组合，气导路径都是噪声的主要传导路径。
四、护听器防护量的测量方法
按数据是由真人受试者主观评估获得，还是仪器设备客观输出得到，护听器降噪量的测量方法可分为主观和客观两大类。
（1）真耳听阈衰减（RealEarAttenuationatThreshold,REAT）法
REAT法记录真人受试者在佩戴/不佩戴护听器时的听阈，两者之差即为此护听器的降噪量。此法基于受试者的主观听感，囊括了声传导的所有路径。然而，当耳道口被堵塞时，内耳感受骨导声的灵敏度会提高，此即堵耳效应（OcclusionEffect）[8]。在低频，噪声受心理影响被放大，保护阈值被掩蔽，REAT法所测降噪量会虚高约5dB[9]。另一方面，若护听器搭载ANC电路，则会在1~2kHz频段引入底噪，感受阈值上升，掩蔽了主动降噪的贡献，致使测得的主动降噪量偏小，因此REAT法不能用于主动降噪量的测量[10]。更甚的是，REAT法不仅耗时费力，且需在较安静的测听室中进行，以便受试者不受干扰地辨别听见与听不见的界限。
（2）真耳中传声器（MicrophoneInRealEar,MIRE）法
MIRE法[11]凭借一只伸入耳道的微型传声器侦测鼓膜附近的声压信号，若仅以此传声器记录佩戴/不佩戴护听器时的声压信号，则所测结果为插入损失（InsertionLoss），若在耳道口同时设有传声器，则所测结果为传递损失（TransmissionLoss），此法称为场-真耳中传声器（Field-MicrophoneInRealEar,F-MIRE）法。
测量插入损失时由于数据要通过一根信号线传送出来，无疑会破坏护听器佩戴的气密性（尤其当护听器为耳塞时），从而影响其被动/主动性能。微型传声器毕竟不能紧贴真人受试者的鼓膜，且无法拾取通过骨导路径传至耳蜗的声信号。这是MIRE方法的固有缺点。测量的传递损失也不能表达鼓膜这一点在佩戴护听器前后的声压差异，因此这个性能指标仅具有参考意义。
（3）声学测试装置（AcousticTestfixture,ATF）法
与MIRE法类似，ATF法[12]也是凭借传声器侦测耳道内的声压信号，但由于没有采用真人受试者，传声器可径直布设于耳道底“鼓膜”处，且数据线由背后引出，不会破坏护听器佩戴的气密性。同MIRE法，ATF法也不能拾取骨导路径传来的声信号。如图3，ATF可简陋至一个方型隔音箱加能插入耳塞的人工耳，也可复杂精细至头型、尺寸、五官等细节都与真人大致相仿。
图3ATF
ATF法与MIRE法不需要真人受试者的参与，不仅省时省力，且没有堵耳效应，不会致使护听器的低频降噪量被虚假放大。当噪声功率足够大时，ANC电路引入的底噪不会对护听器主动降噪量的测量产生影响，因此这两种方法都可用于护听器主动降噪量的测量。然而，这两种方法都无法拾取骨导路径传入的噪声，因此测量结果难以反映真实使用场景下护听器的防护性能。
（4）核磁功能成像（FunctionalMagneticResonanceImaging,fMRI）法
fMRI法[13]在实验期间记录受试者大脑活动的强度，由于还是以受试者的听觉系统感知噪声变化，因此包含了所有传导路径，可反映真实使用场景下护听器的防护性能。但数据并不是由受试者主观评估给出，而是由仪器设备输出得到，因此应当归为客观方法。fMRI法需要借助具体设备，硬件要求高、不便操作，限制了它的应用。
五、双重听力防护中的两个关键问题
双重听力防护的关键问题在于其防护性能，相较于单重听力防护有多大的提升，是否（如一般猜想的那样）满足叠加关系——即双重护听器降噪量等于单重护听器降噪量之和。
（1）双重被动防护
对于双重被动叠加关系的验证，以文献[9]为代表的历史工作多认为双重被动护听器的降噪量小于单重护听器各自独立降噪量之和。在低频，相距很近的耳塞及耳罩的声力相互作用[14]，其耦合及外耳道皮肤的顺性[12]限制了双重护听器的有效性。在高频，骨导传声的阈值限制双重护听器的性能表现。如图4，双重护听器在气导路径所取得的超出阈值的降噪量失去意义，因为噪声可通过骨导路径泄入。
图4噪声传导路径
（2）双重主动防护
双重主动防护方面，历史工作较少，仅在年MercySE等人[16]做过研究，但未对主动耳塞加主动耳罩搭配使用时所形成的双重主动护听器的性能做过系统性的研究。主动耳罩及主动耳塞在双重工作条件下，开启ANC对总降噪量产生的贡献，与各自单重独立工作时开启ANC产生的贡献相比是否一致，仍有待实测和研究。
参考文献：
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[11]WesterlundN,DahlM,ClaessonI.In-earmicrophonetechniquesforseverenoisesituations[M]..
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本文编辑：佚名
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