助听器压缩技术

一、压缩限幅

（1）以前的助听器采用是线性放大电路，输入-输出关系为1：1，也就是说，输入声压级每年增加1dB，输出声压级相应增加1dB，助听器增益是不变的。这种助听器对多数耳聋患者来讲，由于他们听觉动态范围变窄，而且往往伴有重振现象，助听器的最大声输出会超过患者的不适阈，引起患者不适，甚至损伤听力。这就需要对助听器的最大声输出加以限制。
（2）听觉动态范围：听觉动态范围是指人耳从听阈到不适阈间的声强范围。
如图5-5所示，正常人的听阈为10dB左右，不适阈为100dB左右，动态范围为90dB。一个听阈为50dB的感音神经性聋患者，他的不适阈若仍为100dB左右，则动态范围减小，只有50dB，斜率较正常人为大。而一个听阈为70dB的感音神经性聋患者，他的不适阈仍为100dB左右，动态范围更小，只有30dB，斜率则更大。（图5-5）
（3）削峰限幅：这是一种最早使用的声限幅技术，如图5-6、图5-7所示，详见第二章第二节——助听器的最大声输出控制。
由于削峰限幅谐波失真大的缺点，另一种限幅方式——自动增益控制（AGC）诞生了。
（4）自动增益控制（AGC）是最先采用的也是使用最广泛的压缩放大方式，它对小声、中声采用线性放大，对65dBSPL（中等）以上声音且音量开得较大时才采用压缩放大。压缩比较大，一般大于5:1，输出不会超过设定的限度，是一种高水平压缩。如图5-8、图5-9所示。
自动增益控制的特点：对小声采用线性放大，避免因压缩导致的信号失真；防止最大声输出超过不适阈所引起的难受；减小中、大输入声削峰所产生的失真。
自动增益控制分输出压缩（AGC-0）和输入压缩（AGC-I）两种。AGC-0的反馈监控环路位于功率放大器和音量控制之后，音量控制不影响助听器的最大声输出。AGC-I的反馈监控环路位于功率放大器和音量控制之前，音量控制直接影响助听器的最大声输出。
另外，AGC-I会降低信噪比，因为AGC-I线路中信号较强采用压缩放大，而噪声较弱采用线性放大，输出后信号与噪声的强度差降低了。而AGC-0只需降低音量，信号与噪声均为达到AGC-0的门限值，信号与噪声均采用线性放大，信噪比不会降低。
压缩限幅方式多使用输出自动增益控制（AGC-0）

二、宽动态压缩（WDRC）

然而，助听器光具有压缩限幅是无法满足耳聋患者的需求的。因为，经常有患者抱怨听不见稍远处小的声音。如果将助听器音量开得太大，那么近处的声音又会觉得太响。我们先介绍一下正常听力与感音神经性聋对不同强度的言语信号的听觉反应。
1.语音的强度范围
一般为50-80dBSPL。小声说话强度为50dBSPL，中等语音强度为60-70dBSPL，大声说话强度为80dBSPL。对于正常听力者，语音强度均在动态范围内，中等语音强度为最适阈；对于听阈为50dB的感音神经性聋患者，小声几乎听不见，中声觉得较轻，只有大声才觉得舒适；而对于听阈为70dB的感音神经性聋患者，小声、中声均听不见，只有大声才听的见。
普通线性放大助听器对所有的声强放大倍数均相同，只有在不适阈以上才采用削峰技术。这样，对于听阈为50dB的感音神经性聋患者，放大到25dB，小声觉得舒适，中声已觉得响；对于听阈为70dB的感音神经性聋患者，若放大30dB，小声觉得较轻，中声已觉得太响。动态范围并未放大，而且大声时的失真也很大。
为提高感音神经性聋的动态范围，保证助听器能适应各种声学环境，压缩放大技术被采用了。压缩放大就是对小声放大倍数大，对大声放大倍数小，把有用的信号压缩到耳聋患者变窄的动态范围中。
它将整个言语动态范围按比例均匀地压缩到患者的动态范围内。宽动态压缩的拐点有两个：模拟助听器的压缩阈值一般可以从45dB开始，数字助听器的压缩阈值一般可以从30dB开始。
从图5-10、图5-11中可看出，宽动态压缩在拐点以下为线性放大，压缩段增益随输入声强的增加而减小，压缩上线以上为AGC-0或削峰。为了获取较大的输出，一般情况压缩比应小于3:1。
2.宽动态压缩与压缩限幅的比较 在大输入声时，宽动态压缩与压缩限幅区别不大；在小输入声时，宽动态压缩由于压缩阈值较低，比压缩限幅具有更大增益，因而一般情况下有更好的言语可懂度。
由于宽动态压缩在中声时输出较小，对听力损失较重的患者来说，他们更喜欢中声时输出较大的压缩限幅。

三、静态压缩特性

静态压缩特性是指与时间无关的参数；压缩阈值、压缩范围、压缩比例，这些参数体现在输入-输出曲线和输入-增益曲线。
1.增益? 由于增益随着输入声强度的变化而变化，为避免电路饱和，一般以50dBSPL输入声压级来测量增益。为了更好地描述压缩电路的增益特性，ANSI-1987使用输入-输出曲线，ANSI-1992及IEC118-2使用一组在不同声压级下测得的增益频响曲线。如图5-10所示，输入在400dBSPL以下，增益为44dB;输入为60dBSPL，增益为35dB；输入为80dBSPL，增益为26dB。
2.压缩阈值（CT） 压缩阈值是指助听器从线性放大刚转入压缩放大时的输入声压级，称为“拐点”图5-10中，拐点为40dBSPL。IEC118-2中定义为：助听器增益相对于线性放大增益降低2±0.5dB时，所对应的输入声压级
3.压缩范围 压缩发生的输入范围称为压缩范围，即压缩上限减去压缩阈值。压缩范围为86-40=46（dBSPL）。
（四）压缩比率（CR）
在压缩状态下，压缩比率=△输入声压级/△输出声压级。图5-10中，压缩比率=（86-40）/（108-84）=1.9。

四、动态压缩特性

压缩电路通过反馈环路来监测信号的电压或电流判别信号是否超过压缩阈值，从而决定助听器是否应进入压缩放大状态。
压缩电路工作状态的启动与恢复都需要时间，称为启动时间与恢复时间
1.启动时间? 也称上升时间，IEC118-2中定义为：当输入信号声压及突然增加到所归定的分配数的瞬间，到助听器输出声压稳定在已提高后的稳态声压级，其偏差在±2dB内的瞬间的时间间隔。它反映了压缩电路对信号强度增加的反应速度。
2.恢复时间? IEC118-2中定义为：当输入信号从规定的声压级突然降低到较低声压级的瞬间，到助听器输出声压在次稳定到较低的稳态声压级，其偏差在±2dB内的瞬间的时间间隔。它反映了压缩电路对信号强度降低的反应速度。

五、启动时间与恢复时间的设定

如何设定启动时间与恢复时间，一直是听力学研究人员与助听器厂家所探讨的问题。过短的启动时间虽然能使助听器使用者感受到言语音节的抑扬顿挫，但平凡的压缩启动会使助听器使用者感到不适。而过长的启动时间虽然使声音听起来较柔和，但是对言语的理解能力将下降。经过长时间的研究，大多数学者认为快压缩，5～10毫秒的启动时间是一个较佳的选择。
然而恢复时间长短的优劣，由于信号的千变万化，目前尚无一种最佳的选择。下面详细讨论：

1.长恢复时间

当音节中包含一个元音和一个辅音，同时元音与辅音的时间间隔很短，只有几十毫秒时，因元音的声压级较高，辅音的声压级较低，压缩助听器对元音起压缩放大的作用。如果恢复时间大于元音与辅音的时间间隔，则对辅音仍采用压缩放大，那就会导致放大后的辅音无法听见，从而导致言语分辨率的下降，比线性放大助听器还差。而采用短恢复时间，压缩助听器对元音采取压缩放大，对辅音采取线性放大，因线性放大的倍数较高，元音与辅音均能听得清楚，言语分辨率得以提高。但是，压缩助听器输出的元音与辅音声压级差值较输入时小，有可能导致某些言语声的可懂度下降。长恢复时间适用于短时程、高强度信号，一般大于50ms。

2.短恢复时间

当音节间隔时间较长时，压缩助听器对元音压缩放大后，很快恢复为线性放大状态。一般来讲，此时的增益较线性放大助听器为大，那么原来听不到的音节间的语音基底信号，恰好被听到，感觉像呼吸声或嘈杂声等。解决的办法有两种：一是降低总体增益，二是增加恢复时间。临床上，一般助听器的启动时间与恢复时间不可调，那只有降低总体增益。短恢复时间适用于长时程、中等强度信号，一般小于50ms。
3.自适应恢复时间

因恢复时间长短在各种环境下各有优缺点，为求得更佳的压缩效果，自适应恢复时间随之诞生了。它的恢复时间随输入信号强度、时程的变化而变化。日常生活中多数声信号需要长恢复时间。
4.模糊侦测器

目前先进的压缩助听器还使用模糊侦测器，它通过一个快速峰值和一个慢速峰值检测来计算并调整压缩启动时间和释放时间，使助听器能适应多种环境。
5.有效压缩比率

影响有效压缩比率的因素很多，如：线性放大区域的增益、输入信号中的峰-谷比、输入信号的平均声压级、启动时间与恢复时间、峰信号的间隔等。静态压缩比的测试是以纯音信号为基础的，纯音信号是一稳定的信号，但言语信号与纯音信号不同，在强度上有波动起伏，所以在现实生活中不一定都能体现静态压缩所显示的增益的改变，一般地讲对言语信号产生的压缩比会小于按照纯音信号定义产生的压缩比。这使得有效压缩比率与静态压缩比率不同，即便是自适应恢复时间的压缩电路也如此。市场调查表明，自适应恢复时间的有效压缩比率接近于1。这与日常生活中多数声信号需要长恢复时间有关。

六、峰值探测与平均探测
所有的压缩系统都需要有强度探测器，一般有峰值探测和平均探测等方法，用于探测聆听者周围的环境并调整系统的增益。强度探测电路一般通过测试变化的电压从而改变增益，它通常包括信号整流及平滑。系统的起效和恢复时间与这种平滑有关。上面讲的启动时间与恢复时间的探测器均是峰值探测器，启动时间与恢复时间是根据信号的峰值作出反应。现在部分助听器使用了平均探测器，它是对信号幅值的均方根值作出反应。从图5-13中可看出使用峰值探测的压缩放大电路，由于对起伏比较大的信号（如言语信号），增益变化很快，因而经峰值探测压缩放大后的输出信号起伏就较小，从而降低了言语理解能力。而使用平均探测的压缩电路，由于对起伏比较大的信号（如言语信号），增益变化较慢，因而经平均探测压缩放大后的输出信号起伏就比较大，与输入声信号类似，从而有利于言语理解能力的提高。在平均探测电路中，有探测到信号的均方根值所产生的控制电压，它通过阻容低通滤波器探测到的电压来完成。它的起效和释放时间并不彼此独立，与平滑电路的部分参数有关。
至今为止平均探测在压缩电路中是一种较好的探测方式。

七、多通道压缩

由于听力损失曲线的多样性，单通道压缩很难准确地匹配患者各频率的听力损失，多通道压缩具有更强的针对性。
单通道压缩只要信号整个频率范围中的某个频率的强度超过压缩阈值，压缩放大即启动，信号中不同频率分量的响度差不变。多通道压缩把信号分成几个频带，当某个频带的强度超过压缩阈值，该通道的压缩被启动，而其他频带的信号仍为线性放大。因此该频带信号与其他频带信号的强度差被改变，因此多通道压缩当设置不当时，言语可懂度比单通道压缩更差。
研究发现快速压缩对低频更有用，即便患者高频上有严重的听力损失和非常狭窄的动态范围。在数字助听器中，低频使用快速压缩，高频使用慢速压缩，效果似乎更理想。
八、滤波器在压缩电路中不同位置对助听器压缩特性的影响
如图5-14所示，在压缩助听器中，滤波器可根据其在压缩电路中所处的位置不同分为前滤波器、后滤波器和内滤波器三种形式。
（1）前波器处于反馈环路之前，它的频率响应特性可影响反馈环路的启动。如果滤波器是高通滤波器，由于低频被衰减，输入声要达到较高的水平压缩才启动。因此低频的压缩阈值提高了，高频的压缩阈值不变。
（2）后滤波器处于反馈环路之后，它的频率响应特性不会影响反馈环路的启动。高低频的压缩阈值不会变化。
（3）内滤波器处于反馈环路之中，只有在反馈环路的启动时，它才会起作用。它实际的压缩阈值同前滤波器。
由此可见，滤波器在压缩电路中所处位置的不同，不可避免地导致助听器压缩特性的变化，从而影响助听器的输入输出特性。因此，助听器实际的动态特性不能依赖于助听器技术指标中给出的输入输出特性，而需要在多个输入声强下，测出一组输入-输出曲线，才能了解助听器的动态特性。

九、压缩放大助听器的优缺点和适用性

（一）压缩放大助听器的优点

（1）压缩放大助听器最大的优点是佩戴舒适。它避免了线性放大助听器在大声时的不适，同时也减小了线性放大助听器在大声时谐波失真，患者更愿意使用。
（2）压缩放大助听器比线性放大助听器在中小声时具有更大的增益，言语可懂度提高了。线性放大助听器为了避免大声时的不适，被迫降低增益，包含言语信号的中小声的增益也被降低到了所需的增益以下，而压缩放大助听器在小、中、大声时的增益可灵活调节，适合患者，言语可懂度自然比线性放大助听器大。这在临床上已得到证实。

（二）缩放大助听器的缺点

（1）压缩放大助听器虽然谐波失真较小，但却改变了波形，带来了另一种失真，特别是当压缩阈值设置不当时。线性放大助听器虽然在大声时失真较大，但在中小声时失真却很小，不会因压缩产生信号变形而降低言语可懂度。
（2）压缩放大助听器的输出较小。对重度耳聋患者来讲，一般更喜欢线性放大助听器的高输出的音质。
（3）压缩放大后信噪比被降低了，因此言语可懂度会有所减小。目前，数字助听器采用其他方式降低噪声，以提高信噪比。

（三）压缩放大助听器的适用性

（1）压缩限幅更适用于重度耳聋患者或习惯于线性放大助听器音质的患者。
（2）宽动态压缩助听器对轻中度耳聋患者较合适。