فصل چهارم
ارزیابی عملکرد الکترواکوستیک
4.1 ارزیابی سمعک ها در کوپلرها و شبیه سازهای گوش:
سمعک ها بسیار راحت در کوپلرها و شبیه سازهای گوش قابل ارزیابی می باشند.در دسترس بودن کوپلرها و شبیه سازهای استاندارد ارزیابی در مکان ها و زمان های مختلف تحت شرایط معین امکان پذیر می سازد.
4.1.1 کوپلرها و سیمولاتور های گوش
یک کوپلر یک حفره ساده است.سمعک به یک پایانه آن و میکروفون به پایانه دیگر آن متصل می شود.یک کوپلر روشی تکرارپذیر برای اتصال سمعک به میکروفون و از این رو به صوت سنج بدون آنکه صدا به جایی دیگر نشت نماید، مهیا می کند.کوپلر استانداردی که بیش از 60 سال است برای سمعک استفاده می شود دارای 2سانتی متر مکعب حجم است.این حجم، حجم تقریبی کانال گوش انسان در پشت قالب سمعک (حجم باقیمانده کانال گوش)هنگام استفاده از سمعک می باشد.متاسفانه این تقریب خوبی از حجم متوسط کانال گوش بزرگسالان نیست،وقتی حتی تقریب بدتری از امپدانس صوتی گوش در فرکانس های بالا نیز هست.SPL تولید شده در هر حفره ای (توسط سمعک)بستگی مستقیم به امپدانس حفره ای دارد که به نوبه خود بستگی به حجم حفره و طبیعت چیزی که به حفره متصل است دارد.در متوسط گوش بزرگسالان، باقی مانده کانال گوش حجمی حدود 0.5 سی سی است.این حجم به عنوان یک کامپلیانس اکوستیک عمل می کند.کانال گوش، با پرده صماخ به پایان می رسد و از طرفی دیگر که گوش میانی قرار دارد.
حفره گوش میانی و پرده صماخ،هم حجمی حدود 0.8 سی سی دارند. حجم ترکیب شده 1.3 سی سی امپدانس اصوات فرکانس پایین را تعیین می کند.وقتی فرکانس بالا می رود،جرم پرده صماخ و استخوانچه ها موجب افزایش امپدانس آنها شده،در حالیکه امپدانس باقیمانده حجم کانال گوش افت می نماید.در نتیجه برای افزایش فرکانس،امپدانس کلی به اندازه ای که در حفره های ساده انتظار می رود کاهش نمی یابد.
یک سیمولاتور گوش این تغییرات امپدانسی فرکانسی را تقلید می کند.شکل4.1 مفاهیم مربوط به یک سیمولاتور گوش را نشان می دهد.علاوه بر حفره اصلی گوش با حجم 0.6 سی سی، سیمولاتور نشان داده شده دارای 4حفره فرعی هرکدام با حجم 0.1cc تا 0.22cc که با لوله هایی کوچک به حفره اصلی متصل می باشند که سه تای آنها دارای دمپر هستند.وقتی فرکانس بالا می رود و امپدانس این لوله ها بالا رفته و بسته می شوند بدین صورت موجب افت موثر حجم از 1.3 به cc0.6 می شوند.یک سیمولاتور گوش چهارحفره ای به نام کوپلر زوییس لوکی با نام تجاری سیمولاتور گوش ناولز DB100 عرضه می شود.سیمولاتور گوش معمول دیگر،سیمولاتور گوش برول و جایر4157 می باشد.که با اساس مشابه کار می کند به جز آنکه دارای 2حفره به جای 4حفره است.هر دو سیمولاتور دارای تغییرات مشابهی از امپدانس و فرکانس می باشند.استانداردهای گوناگونی توسط موسسه استاندارد ملی امریکا(ANSI) و کمیسیون بین المللی الکترو اکوستیک (IEC) تعیین شده که چگونه سمعک ها بایستی آزمایش شوند.دوسری از این استانداردها دارای مواردی مشترک و اختلافاتی جزیی هستند.یکی از اختلافات آن است که ANSI S3.22 مشخص می نماید سمعک می تواند در کوپلرcc2 ارزیابی شود درحالیکه IEC 118-O سیمولاتور را برای این کار تعیین کرده است.برای تفسیر صحیح مشخصات یک سمعک لازم است تعیین گردد اطلاعات مربوط به کوپلر می باشند یا سیمولاتور گوش و آیا سمعک در یک جعبه آزمون ارزیابی شده یا در یک مدل اکوستیک.
یک مدل اکوستیک شامل یک سر و یک تنه و یک سیمولاتور گوش که داخل هرگوش درج شده اند است.همان گونه که خواهیم دید انتخاب کوپلر به جای سیمولاتور گوش و جعبه آزمون به جای مدل،اختلافات زیادی در اعداد ذکر شده ایجاد می نماید. کوپلرها و سیمولاتورهای گوش باید به سمعک متصل شوند و برای این مقصود انواعی از آداپتورها استفاده می گردد.شکل 4.2 کوپلرها،سیمولاتورها و آداپتورها را نشان می دهد و شکل4.3 برخی جزییات و ابعاد کوپلرهای2 cc را نشان می دهد. یکی از مفاهیم لازم صفحه مرجع می باشد.این صفحه ای است که در زاویه راست محور طولی کانال گوش، قرار گرفته در نقطه ای از کانال گوش جایی که قالب یا پوسته پایان می یابد(به صورت استاندارد تقریبا 13 میلیمتر فاصله از پرده صماخ).
یک سیمولاتور گوش (و تقریبا یک کوپلر) امپدانس صوتی حجم باقیمانده کانال گوش و گوش میانی از این نقطه به سمت داخل را نشان می دهد.سمعک های RITE BTEوITEو ITC معمولا تا این نقطه را اشغال می کند،بنابراین مستقیما به کوپلر یا سیمولاتور متصل می شوند.سمعک های BTEو سمعک جیبی از قالب و تیوب در زمان اتصال به گوش واقعی استفاده می کنند،بنابراین یک سیمولاتور قالب و تیوب در زمان اتصال به کوپلر یا سیمولاتور به آنها اضافه می شود.استاندارد ANSI S3.7 میگوید یک کوپلر cc2 دارای کاربردهای بسیاری است و مهم ترین آنها عبارتند از:
- کوپلر HA-1 شبیه ساز قالب ندارد و برای سمعک های ITEو ITC با یک نوع خمیر به کوپلر متصل می گردند.
- کوپلر HA-2 که دارای قالب مصنوعی بوده که از طریق تیوب به سمعک BTE یا به درون گیره رسیور سمعک های جیبی متصل می شود.کوپلرHA4 که نوعی از از کوپلرHA2 است، برآن است برای BTE و سمعک های عینکی که ضخامت تیوب از سمعک تا نوک میانی قالب یک ضخامت ثابت 2میلیمتر است.اگرچه شکل تیوب در سمعک BTE استفاده می شود استفاده آن برای کوپلر HA4 کمتر معمول است.
طرق اتصال به شبیه سازهای گوش شبیه اتصالات کوپلر cc2 می باشد.سمعک های CICمشابه سمعک های ITCو ITE می باشند.
بنابراین در کاربرد واقعی زیر صفحه مرجع قرار داده می شود. چون یک شبیه ساز گوش به دقت تغییرات امپدانس فرکانس ها را در متوسط گوش ها منعکس می نماید یک سمعک وقتی روی گوش واقعی و در صفحه مرجع قرار می گیرد SPL مشابهی با شبیه ساز گوش تولید می نماید.و این برای یک کوپلر cc2 درست نیست.شکل4.4 اختلاف spl تولید شده توسط یک رسیور سمعک که از طریق یک قالب به کوپلر cc2 متصل شده و متوسط گوش واقعی را نشان می دهد.
مزیت های شبیه ساز گوش نسبت به کوپلر cc2 آن است که شبیه ساز گوش مستقیما spl ای که یک سمعک تولید می کند(در کانال گوش واقعی) را نشان می دهد.این تساوی به ما می گوید که سمعک به همان صورت که شبیه ساز گوش متصل می شود به کانال گوش متصل خواهد شد(اثر روش های مختلف اتصال در پاسخ های سمعک ها در بخش 5 مفصلا آمده است).
این مزیت های شبیه ساز گوش در مقایسه با کوپلر cc2 باعث ارزش بالاتر آن بوده و پتانسیلی می باشد برای ورودی های کوچک درون شبیه ساز تا بسته شود. هم کوپلرهای cc2 و هم شبیه ساز گوش نتایج غلطی خواهد داد اگر:
- سوراخ صوتی یک سمعک CIC/ITC/ITE سیل شدگی ضعیفی با کوپلر یا شبیه ساز گوش داشته باشد.
- تیوب مرتبط با سمعک نرمی خود را از دست بدهد و به درستی هر دو سر را سیل ننماید.
- _Oرینگ مرتبط با رسیور از جای خود خارج شود.
- حفره یکنواخت کننده فشار بلوکه شود یا بینهایت باز شود.
به جز درمورد بلوکه شدن حفره یکنواخت کننده فشار، بقیه خطاها تماما بهره فرکانس پایین و قدرت سمعک را کاهش داده و ممکن است یک رزونانس فرکانس میانی مصنوعی خاصی تولید کند.
کوپلر مورد استفاده برای سمعک های استخوانی artificial mastoid نام دارد. این کوپلر راهی استاندارد برای اندازه گیری نیروی خروجی سمعک استخوانی در رنج فرکانسی 125 تا 8000 هرتز فراهم می کند، اگر چه این همان نیرویی نیست که به ماستوئید انسان اعمال می شود.
4.1.2 جعبه های آزمون
کوپلر و شبیه ساز گوش راه خروجی از سمعک را تعیین می کنند و اهمیت آنها به اندازه وسایلی است که برای کنترل صدای درون سمعک استفاده می شود. یک جعبه آزمون اصوات splمورد نیاز در میکروفون سمعک را تولید می نماید.یک جعبه آزمون شامل یک تولیدکننده تون یا نویز،یک آمپلی فایر،یک بلندگو و یک میکروفون کنترل می باشد.میکروفون کنترل(موسوم به میکروفون مرجع) درست جنب میکروفون سمعک قرار می گیرد. میکروفون کنترل وظیفه مراقبت از splهای رسیده به سمعک از طریق بلندگو را دارد.اگر سطوح ورودی بیشتر یا کمتر از سطوح مورد نظر باشد میکروفون کنترل به طور اتوماتیک حجم صدای خروجی از بلندگوی جعبه آزمون را بالا یا پایین می برد تا سطح دلخواه به دست آید.
میکروفون کنترل به دو روش کار می کند.روش فشار: میکروفون کنترل تا حد ممکن نزدیک میکروفون سمعک تا زمانی که عملکرد انجام شود قرار می گیرد.میکروفون کنترل وظیفه اش تصحیح میدان در طی هر عملکرد می باشد. روش جایگزینی:میکروفون کنترل در مکان آزمایش پیش از عملکرد واقعی قرار می گیرد. در طول عمل کالیبراسیون،میکروفون کنترل spl موجود در هر فرکانس را اندازه گیری نموده و هرگونه اختلافی میان spl واقعی و دلخواه را در خود نگه می دارد.در طی تمام اعمال بعدی،جعبه آزمون خروجی خودش را برای جبران این اختلافات تنظیم می نماید.جعبه آزمون علاوه بر ایجاد ارتباط و پایگاهی برای تمام اطلاعات و قطعات لازم برای اندازه گیری پاسخ های کوپلر یا شبیه ساز گوش،2عمل مهم نیز انجام می دهد. ابتدا،نویزهای محیطی را به وسیله یک درپوش که با جعبه آزمون به خوبی سیل شده،توسط دیواره های سخت و سنگین که دارای مواد داخلی جاذب نیز می باشد تضعیف می نماید.دوم،مواد جاذب انعکاس های داخلس صدا را کاهش می دهد بنابراین بیشتر صدایی که به میکروفون سمعک می رسد مستقیما از بلندگوها خارج می شود.درنتیجه با کاهش انعکاس ها و از آن رو کاهش امواج ایستا، میکروفون کنترل را قادر می سازد تا به spl خروجی دلخواه از ورودی سمعک برسد. برای میکروفون های همه جهته، زمانی که از روش کالیبراسیون به روش فشاری استفاده می شود،این اهمیت دارد که فقط میکروفون کنترل و میکروفون سمعک نزدیک یکدیگر باشند و فاصله مشابهی با بلندگو داشته باشند به این ترتیب این اطمینان را به ما می دهد که هیچ کدام از آن ها مانند سدی صوتی عمل نمی نماید و نیز سایه صوتی نیز روی یکدیگر ندارند. درمورد میکروفون های جهت دار مهم است که صدای حاصل از بلندگو به سمعک اصابت نماید(با همان زاویه ای زمان استعمال که دقیقا روبه روی فردی که سمعک را استفاده نموده) اغلب این بدان معنی است که خط ارتباطی دو پورت ورودی میکروفون جهت دار از مرکز بلندگو عبور می نماید بدین صورت که پورت جلویی نزدیک بلندگو می باشد.اطمینان حاصل نمایید که میدانید بلندگو در بالا یا در کف جعبه آزمون قرار دارد و اینکه در مرکز قرار دارد یا در کناره.سمعک های جهت دار می توانند در جعبه آزمون با در باز قرار گیرند که باعث کاهش انعکاس های صوتی که از جهت غلط میآیند، می شود.
مانند تمام اعمال دیگر، اندازه گیری ها فقط زمانی که میکروفون در جعبه آزمون کالیبره شود مفید واقع می گردد و کالیبراسیون در فواصل منظم انجام گردد. انتخاب ها در مورد فواصل کالیبراسیون قابل تغییر می باشد اما کالیبراسیون کامل هر دو سال یکبار بعلاوه کالیبراسیون یک دقیقه ای هفته ای یکبار عاقلانه می باشد.
4.1.3سیگنال های اندازه گیری
جعبه های آزمون از یک یا چند نوع سیگنال استفاده می کنند.سیگنال های اندازه گیری سنتی(قدیمی) دارای تونی خالص بوده که بطور اتوماتیک در فرکانسها می گذرد و دارای محدوده فرکانس دلخواه می باشد(نوعا از 125 هرتز تا 8 کیلو هرتز). جعبه های تستی دارای سیگنال های نویز مانند با باند وسیع نیز هستند.این سیگنال ها تمام فرکانس ها را همزمان دارا می باشند. جعبه آزمون از انتقال فوریه یا فیلتر جاروبی برای تعیین سطح در هر منطقه فرکانسی سیگنالی که از سمعک خارج می شود استفاده می کند. چون تجزیه گر سطح فرکانسی هر جزء را در ورودی سمعک نگهداری می نماید از این رو می توان بهره را در هر فرکانس محاسبه نمود.درصورتی که سمعک به صورت خطی کار کند اندازه گیری تون های خالص دقیقا همان پاسخ بهره-فرکانس را اندازه گیری می کند که می توان با نویزهای وسیع باند اندازه گیری کرد.پس چرا محرکات اندازه گیری های پیچیده تر ارزشمند می باشد؟
پاسخ اصلی آن است که بسیاری از سمعک ها عمرا در محدوده وسیع از سطوح ورودی به صورت خطی تقویت نمی شوند. در سمعک های موجود،علت اصلی غیرخطی بودن تراکم آن است،همان گونه که در بخش 2.3.3 دیده ایم تقویتی که بهره های آن بستگی به سیگنال های ورودی دارد.فرض کنید یک آمپلی فایر سمعک شامل فیلترهای بالاگذر همراه با یک متراکم کننده داشته باشد.اگر این گونه سمعک ها با سیگنال تون خالص جاروبی اندازه گیری شود،هرگاه فرکانس افزایش یابد سطح سیگنال جاروبی از فیلتر به متراکم کننده افزایش می یابد.درنتیجه متراکم کننده با افزایش جریان بهره را کاهش می دهد،بدین صورت قسمتی(یا حتی تمام) تاثیر فیلتر را از بین می برد.اما،اگر سیگنال باند وسیع از هر شکل طیف ثابتی داخل وسیله شود متراکم کننده در یک سطح ثابت عمل می نماید.آنالیز طیف های خروجی آشکار خواهد نمود که فیلتر اثر کاملی روی طیف سیگنال ورودی دارد.تون های خالص جاروب و نویزهای باندوسیع بدین صورت اشکال پاسخی بسیار مختلفی را نشان خواهند داد.پاسخ حقیقی سمعک کدام خواهد بود؟ هیچ کدام سیگنال های ورودی واقعی مثل گفتار دارای سیگنال های باریک باند مثل تون های خالص جاروب باریک باند نمی باشد و نه نیز این سیگنال ها دارای طیف ثابتی نسبت به زمان نمی باشد.اگرچه که طیفشان لحظه به لحظه تغییر می نماید.نویز باند وسیع به دقت چگونگی تغییرات شکل طیفی سیگنال های گفتاری سمعک ها را نشان می دهد. اگر تغییرات بهره های متراکم کننده در مقایسه با زمان سیلاب های گفتار به سرعت تغییر نماید پاسخ اندازه گیری شده با ورودی باندوسیع سیگنال،چگونگی متاثر شدن سطح دو صدای رقابتی در اشکال طیفی مختلف را نشان نخواهد داد.به طور کلی اندازه گیری انجام شده با تحریک باند وسیع واقعی تر به نظر می رسد. اگر ما یک سمعک پیچیده ای را تصور نماییم مانند سمعک تراکمی سه کاناله در شکل2.2 پاسخ فرکانس-بهره اندازه گیری شده به شکل طیف ورودی بستگی دارد.تصور کنید که دو سیگنال مختلف استفاده شود: سیگنالA با شدت محتوایی در فرکانس های پایین و سیگنالB با شدت محتوایی در فرکانس های بالا.برای سیگنالA، متراکم کننده در کانال فرکانس پایین بهره اش را بسیار کمتر می نماید، اما برای سیگنالB، یک پیک کلیپر در کانال فرکانس های بالا بسیار زیاد کلیپ می کند. ارزیابی واقعی تاثیر سمعک بر گفتار زمانی اتفاق می افتد که طیف ورودی طیفی شبیه گفتار دارد.سیگنال های باند وسیع مورد استفاده در جعبه های آزمون بدین صورت عموما دارای این گونه طیف ها می باشند.سیگنال های اندازه گیری شامل:
- رندوم نویز
- شکل موج تکراری با crest factor(نسبت مقدار پیک شکل موج به مقدارrms شبیه به گفتار است. یک نمونه از این pseudo-random noise
- تعدادی ار تون برست های کوتاه که در فرکانس و دامنه متفاوت هستند، مطابقت دارند با اسپکتروم و داینامیک رنج گفتار.
- صداهای گفتاری که پردازش می شوند برای رفع کردن جزئیات ریزی که فراهم می کند درک گفتار بیشتر درحالیکه نگه میدارد تغییر زمانی در دامنه گفتار واقعی مانند ICRA noise
- سیلاب های گفتار از زبان های چندگانه استخراج شدند و با هم برای صدا مثل گفتار پایان یافتند. بر می گردد به سیگنال های اندازه گیری گفتار بین المللی ( ISTS .IEC60118-15))
- گفتار واقعی ادامه دار
4.1.4 پاسخ بهره-فرکانس و پاسخ فرکانس-OSPL90
رایج ترین اندازه گیری های انجام شده در مورد سمعک ها پاسخ های فرکانس-بهره و فرکانس-OSPL90 می باشند.شکل 4.5 مثالی از هر کدام را نشان می دهد که از سمعک BTE در مدل HA-2 کوپلر cc2 به دست آمده و با سیگنال تون خالص جاروب اندازه گیری شده.پاسخ فرکانس-بهره به دست آمده از سطح سیگنال ورودی SPL db60 می باشد.نتایج می تواند به دو فرم مختلف نشان داده شود که مرتبط بوده و به صورت محورهای عمودی می باشند.محورهای سمت چپی خروجی db SPL را نشان می دهد. بهره در هر فرکانس می تواند به عنوان خروجیSPL در آن فرکانس منهای SPL ورودی محاسبه شود که در این مورد dbSPL60 می باشد.این بهره می تواند مستقیما در محورهای سمت راستی شکل4.5 نشان داده شود. هر دو استاندارد ANSI و IEC مشخص می نماید که حداکثر خروجی سمعک بایستی با استفاده از سیگنال ورودی db spl 90 اندازه گیری شود و حالا هر دو استاندارد از شرایط ospl90 برای تعریف اندازه گیری استفاده می کند.این سطح به اندازه ای بالاست که موجب می شود سمعک ها به بالاترین سطح خروجی شان در هر فرکانس برسند. زمانی که خروجی سمعک در مناطق پایین فرکانس به سطح اشباع شده نرسیده، در اینگونه موارد،اندازه گیری حداکثر خروجی واقعی سمعک در فرکانس های پایین خواهد شد. در فرکانس های متوسط و بالا در بسیاری از سمعک ها افزایش در سطوح خروجی همچنانکه ورودی از 90 تا 100 یا db spl110 وجود خواهد داشت.اما این تقریبا به اندازه ای کوچک است که هیچگونه پیامدی در آن وجود ندارد. محور عمودی نمودار پاسخ فرکانسی OSPL90 همیشه به صورت db spl نشان داده می شود. زمانی که سیگنال اندازه گیری باند وسیع استفاده می شود، اگر محور عمودی بهره را به جای سطح خروجی نشان دهد،نتایج معنی دارتر خواهد بود. مشکل آن است که سیگنال های باندوسیع دارای مقادیر نسبتا کمی از انرژی در هر فرکانس می باشند بنابراین spl می تواند تنها با ترکیب تمام انرژی موجود در محدوده پهنای باند آنالیزها اندازه گیری شود.هر چه عرض باند تجزیه بیشتر باشد اندازه spl نیز بزرگتر خواهد بود. بدین صورت spl واقعی به عرض باند آنالیزی که طراح تجهیزات آزمون انتخاب کرده است، بستگی دارد.یکی از راه حل های نشان دادن سطح spl موجود در هر باند فرکانس با عرض 1هرتز می باشد.در معمول ترین راه حل از یک سوم اکتاو باند است. پیچیدگی به وجود نخواهد آمد اگر محور عمودی بهره را نشان دهد. چون همان عرض باندی آنالیزی برای اندازه گیری سیگنال ورودی و خروجی استفاده می شود.درنتیجه، بهره به طور وسیع مستقل از عرض باند آنالیزی انتخاب شده است.همچنین مسئله دیگری به وجود خواهد آمد اگر حداکثر خروجی سمعک با سیگنال اندازه گیری باند وسیع محاسبه شود.db SPL90 اندازه گیری شده با تون خالص جاروب نشان دهنده آن است که یک سمعک چه سیگنال بزرگی می تواند تولید کند وقتی که قدرت سمعک به درون یک منطقه فرکانس باریک در یک زمان معین متمرکز شده است. در مقابل،خروجی اندازه گیری شده با سیگنال باند وسیع نشان می دهد که یک سمعک چه سیگنال بزرگی را می تواند در هر محدوده فرکانسی تولید نماید( زمانی که همزمان سیگنال هایی را تولید می کند که در تمام محدوده های فرکانسی می باشد). چون قدرت کلی که سمعک می تواند تولید نماید بایستی در تمام فرکانس های سیگنالی تقسیم شوند،قدرت موجود برای هر محدوده فرکانسی ویژه کمتر از اندازه گیری تون خالص جاروب می باشد.میزان بهره اندازه گیری شده با سمعک بستگی به این دارد که کنترل صدا و تمام کنترل های تنظیم کجا تنظیم شده اند.ولوم کنترل هم باید در وضعیت full-on باشد که در این صورت بهره full-on به دست می آید و یا باید در وضعیت کنترل بهره آزمایشی مرجع باشد که در این حالت منحنی بهره حاصل مربوط به پاسخ فرکانسی پایه یا منحنی پاسخ گفته می شود.هدف از کاهش کنترل صدا در وضعیت مرجع تنظیم دستگاه سمعک است به گونه ای است که از سیگنال های ورودی سطح متوسط اشباع نباشد. زمانی که میانگین فرکانس بالا(HFA؛ میانگین1،1.6،2.5 کیلوهرتز)به وضعیت مرجع میرسیم سیگنال ورودی db spl60 و نتایج خروجی 17 دسی بل کمتر از
HFA OSPL90 است.تمام کنترل های دیگر در وضعیتی تنظیم می شوند که وسیع ترین پاسخ فرکانسی را با بیشترین میانگین بهره حاصل نماید.این تنظیمات بایستی در اندازه گیری ثبت گردد، در غیر این صورت اندازه گیری بی معنی خواهد بود.دو استاندارد موجود،بر اندازه گیری پاسخ فرکانس-بهره برای سطح ورودی db spl60 می شود تاکید دارند.برای سمعک های غیر خطی عاقلانه آن است که بهره برای هر محدوده سطوح ورودی نشان داده شود.دو سری انتخابی معمول از سطوح 50،60،70،80،90dbspl و 50،65،80 دسی بل spl می باشند.
عملکردهای ورودی-خروجی
در حالیکه پاسخ بهره-فرکانس، بهره(یا سطح خروجی) را در مقابل یک فرکانس برای یک سطح ورودی نشان می دهد،یک عملکرد ورودی-خروجی، سطح ورودی را در مقابل سطح خروجی نشان می دهد(برای سیگنال آزمایشی یک فرکانس یا پهن-باند) بنابراین همان نوع از اطلاعات حاصل می شود اما به گونه ای دیگر نشان داده شده است.چون تمام سمعک ها در سطوح ورودی بالا غیرخطی می شوند و چون بسیاری در بیشتر سطوح ورودی غیرخطی هستند،عملکرد ورودی-خروجی ابزاری کم ارزش برای فهم چگونگی تغییرات اصوات دستگاه توسط سمعک می باشد.اجازه دهید ببینیم از یک عملکرد I-o چه چیزی می توانیم بیاموزیم. شکل 4.6 دیاگرام I-O را برای یک سمعک با تراکمی را نشان می دهد.همان طور که نشان داده شده برخی از خطوط مربوط به عملکرد I-O برای یک سمعک خطی با مقادیر بهره مختلف می باشد. توجه داشته باشید که تمام این خطوط نقطه ای زاویه ای 45 درجه دارند.به خطوطی که با عدد 30 مشخص شده اند نگاه کنید.برای هر نقطه بر روی خط خروجی db30 بیشتر از ورودی مربوطه می باشد.بنابراین خط نشان دهنده عملکرد I-O برای یک وسیله کمک شنوایی با بهره تثبیت شده db30 می باشد.توجه داشته باشید که خطوط بالایی (اکثرا سمت چپ) دارای بهره بیشتری می باشند.خطوط زیر db0 بهره دارای بهره های منفی می باشد و نشان دهنده کاهندگی توسط سمعک می باشد.براساس اصول کلی،بهره برای حرکات سمت بالا یا سمت چپ افزایش می یابد یا همزمان در هر دو جهت (در یک دیاگرامI-O). بهره برای حرکات همزمان بالا و 45 ثابت باقی می ماند. حالا توجه خود را معطوف به منحنی I-O سمعک در شکل 4.6 نمایید که شامل 4 بخش است.
برای سطوح ورودی بین 40 و50 دسی بل db spl،سمعک از مدلی خطی پیروی می نماید با یک بهره ثابت 40 دسی بل. بالای ناحیه خطی، سطح ورودی از 50 تا 80 دسی بل ،خط هنوز به طرف بالا شیب دارد اما شیب آن کمتر از 45 درجه می باشد. هرگونه افزایش در سطوح ورودی بدین صورت منتج به افزایش کمتری در سطوح خروجی می شود. این اثر،البته تراکم می باشد. برای سطح ورودی db spl50 خروجی 90 دسی بل بوده و بنابراین بهره، 40 دسی بل می باشد. هم چنانکه سطوح ورودی افزایش می یابد عملکرد I-O از خطوط متعددی می گذرد که دارای بهره ثابتی هستند.بهره سمعک بدین صورت کاهش می یابد(همانطور که از یک متراکم کننده انتظار می رود) و زمانی که سطوح ورودی به db spl80 می رسد، بهره به db20 کاهش می یابد.بالاترین سطح این بخش که مربوط به محدودکننده می باشد چون خروجی نمی تواند از یک حد معینی بالاتر رود که در این جا db spl100 می باشد. از نمودارI-O به تنهایی، نمی توانیم بگوییم که آیا این حد با پیک کلیپینپ یا محدود کننده تراکمی تنظیم شده.همچنانکه سطوح ورودی از db spl80 فراتر می رود، بهره نیز کمتر می شود.در حقیقت کاهش بهره تا 1 دسی بل برای هر 1 دسی بل افزایش در سطح ورودی است.سمعک شروع ه تضعیف در این فرکانس برای سطوح ورودی بزرگتر از db spl100 می نماید،در اینجا سطوح خروجی کوچکتر از ورودی می شود.برای سطح ورودی کمتر از db spl40 اکس پنژن (برعکس تراکم) اتفاق می افتد.اگرچه سطح ورودی کاهش می یابد بهره هم کاهش می یابد.اکس پنژن که (squelch و ( noise-gating نامیده می شوددر بعضی سمعک ها استفاده می شود، و برای کاهش سطح صدای بسیار پایین مفید است شامل نویز داخلی سمعک.اگر آستانه اکس پنژن بالا رود(55دسی بل) کاهش خواهد داد بهره صداهای گفتاری آرام را و درک گفتار را.ارزیابی منحنی I-O یا منحنی بهره-ورودی برای دو چیدمان مختلف ولوم کنترل،چگونگی تاثیر ولوم کنترل بر عملکرد متراکم کننده را آشکار می نماید.
اعوجاج
مکانیسم های دیگری جز پیک کلیپینگ در وسایل کمک شنوایی منجر به اعوجاج می شود اما پیک کلیپینگ رایج ترین دلیل اعوجاج می باشد و بیشترین میزان اعوجاج را تولید می کند. اعوجاج هارمونیکی با وارد کردن یک تون خالص به سمعک و سپس آنالیز موج خروجی به منظور اندازه گیری اجزاء اعوجاجی نسبت به کل سیگنال خروجی محاسبه می شود.به چند طریق می توان اجزاء اعوجاجی را بیان کرد: یک اینکه می توان آن را به صورت دسی بل و یا درصد بیان کرد. دوم اینکه هارمونیک می تواند به طور جداگانه برای هر هارمونیک (معمولا فقط دوم و سوم) یا اینکه مجموعا برای همه هارمونیک ها مطرح شود.وقتی که نتیجه برای همه هارمونیک ها به طور کلی مطرح می شود رقم نهایی Total harmonic distortion(TDH)می باشد:
Pn فشار هارمونیک nام می باشد اولین هارمونیک پایه است(فرکانس سیگنال ورودی است)، که نمایانگر قسمت اعوجاج نیافته سیگنال می باشد.یک کلینیسین هرگز از دو فرمول بالا استفاده نمی کند بلکه جعبه آزمایش این محاسبات را به صورت خودکار انجام داده، نتایج را در اختیار وی قرار می دهد. اعوجاج 1% معادل با 40 دسی بل، 3% معادل با 30 دسی بل، 10% با 20 دسی بل و 30% به 10 دسی بل می باشد.استاندارد ها مقرر داشته اند که اعوجاج اندازه گیری شود با سطح سیگنال متوسط (db spl70-60،بستگی به فرکانس) با ولوم کنترل که در موقعیت reference test position تنظیم شده است.برای اینکه بدانیم دیستورشن اتفاق می افتد در سطح ورودی پایین و مخصوصا بالا.نتایج هارمونیک ممکن است به عنوان اعوجاج در مقابل فرکانس در یک سطح مشخص ورودی، و یا اعوجاج در مقابل سطح در یک فرکانس مشخص نمایش داده شود. اندازه گیری اعوجاج هارمونیکی یک شاخص گمراه کننده در مورد اعوجاج سمعک در ورودی low fre و high fre باشد. برای ورودی فرکانس های بالا هارمونیک ها بالای توان خروجی رسیور می افتد لذا در اندازه گیری به حساب نمی آیند در ضمن ممکن است که به کلی دچار clipping سمعک شوند. به هر حال هارمونیک در مواردی که سیگنال ورودی پیچیده تری (broad band) استفاده شود قابل شنیدن خواهد بود.(قسمت اعوجاج اینترمدولاسیون را در 2.3.2 ببینید) در موارد فرکانس پایین، و در سمعکی با شیب تندrising ، اگر peak clipping سمعک فیلتری ایجاد کرده باشد که منجر به این شیب تند شده باشد تاکید هارمونیک ها در فرکانس های پایین می شود. در این موارد اعوجاج حاصل از یک سیگنال با باند وسیع به بدی نتایج مورد انتظار اندازه گیری شده نخواهد بود. یک روش اندازه گیری اعوجاج با سیگنال broad band یکپارچگی یا coherence بین سیگنال ورودی و سیگنال خروجی می باشد. میزان coherence جزء سیگنال خروجی در هر فرکانس که به صورت خطی در همان فرکانس به سیگنال ورودی مربوط می باشد.گستره آن از 1 در موارد بدون نویز یا اعوجاج، تا 0 در مواردی که خروجی اصلا رابطه خطی با ورودی ندارد.TDH از طریق coherence نیز به دست می آید. اعوجاج به منظور اهداف ذیل اندازه گیری می شود:
- حصول اطمینان از اینکه سمعک آنگونه که تشخیص داده شده است عمل می کند. این اندازه گیری ممکن است متعاقب اعمال تعمیری در سمعک و یا در مقام رسیدگی به شکایت بیمار انجام پذیرد.
- مقایسه fidelity دو سمعک مختلف.
- ثبت اینکه آیا از compression limiting استفاده می کند و یا peak clipping (برای اینکه این مسئله قابل استنباط از نمودار ورودی-خروجی نمی باشد.)TDH سمعک های compression limiting همیشه باید کمتر از 10% باشد، در حالیکه سمعک های peak clipping بالاتر از این میزان هستند.
- تعیین بالاترین سطح ورودی که می تواند قبول شود اگرچه سمعک بدون اعوجاج(به خصوص مهم است برای موزیک در قسمت 10.6.1 ببینید).
نویز داخلی
همان طور که در فصل 2 ذکر شد میکروفون ها و تقویت کننده ها نویز تولید می کنند. نویز داخلی یک سمعک را از نظر عددی به صورت equivalent input noise (EIN) مطرح می کنند.EIN مقدار نویزی است که از یک سمعک در مقایسه با ورودی یک سمعک بدون نویز با همان پاسخ بهره-فرکانس، اضافه می شود. به سه دلیل مطرح کردن نویز مربوط به ورودی یک سمعک منطقی به نظر می رسد: اولا بیشتر نویز در یک سمعکی که به خوبی طراحی شده است از میکروفون آن تولید شده است و بیشتر نویز باقیمانده هم از ورودی تقویت کننده می باشد.ثانیا به خاطر اینکه نویزی که مرجع آن خروجی سمعک باشد بنابر جایگاه ولوم کنترل تغییر می کند در حالیکه نویز ورودی کمتر متاثر از جایگاه ولوم کنترل و دیگر فیلترهای کنترل است. ثالثا اینکه اگر نویز بر اساس خروجی باشد سمعک های بهره بالا نویزی تر از سمعک های بهره پایین می شوند در حالیکه استفاده کننده های این نوع سمعک ها (بیماران با کاهش شنوایی شدید تا عمیق) کمتر از وجود نویز آگاهی می یابند.EIN از خروجی سمعک محاسبه می شود و بعد میزان بهره را از آن کم می کنیم. هر دو نوع اندازه گیری می توانیم اجرا کنیم. در یک روش محاسبه ساده تر نویز spl کامل خروجی را اندازه گیری می شود و بهره HFA را از آن کم می کنیم. این نحوه اندازه گیری مشخص نمی کند که میزان نویز در هر فرکانس چقدر است.بنابراین این روش نمی تواند برای مقایسه دو سمعک با پاسخ بهره-فرکانس متفاوت استفاده شود.این به هر حال برای تایید تشخیص عملکرد سمعک مناسب است. یک روش رایج تر دیگر برای اندازه گیری نویز داخلی فیلتر کردن خروجی به چندین باند(معمولا یک سوم اکتاو یا یک اکتاوی است) و سپس سطح نویز خروجی را در هر یک از باندها اندازه گیری می کنیم و با کم کردن بهره فرکانس مرکزی از خروجی در هر فرکانس می توانEIN را به دست آورد و نتیجه نمودارEIN بر اساس فرکانس است.در شکل 4.7 نمونه یک input_referred noise را در سمعک در مقایسه با ماکزیمم نویز داخلی قابل قبول می بینید.
پاسخ مغناطیسی:
در صورتی که جعبه آزمایش شامل یک حلقه ایجاد کننده میدان مغناطیسی باشد اندازه گیری پاسخ مغناطیسی ممکن و در غیر این صورت امکان پذیر نمی باشد. تنها موارد قابل توجه:
- از اینکه ولوم کنترل در وضعیت reference test posision حتما مطمئن شویم.
- نهایت خروجی سمعک را مشخص کنید و یا اینکه آن را در حالت استفاده روتین خود قرار دهید.
استانداردها مشخص می کنند که پاسخ مغناطیسی سمعک با یک نیروی mA/m 31.6 ارزیابی می شود.شکل پاسخ مغنلطیسی باید مشابه شکل پاسخ فرکانسی باشد. البته تفاوت هایی وجود دارد چون کویل ممکن است که دارای فرکانس رزونانس مشابه فرکانس رزونانس هلمهولتز میکروفون نباشد و ممکن است کویل در طراحی سمعک low cut اضافه تری را گرفته باشد.(برای توضیحات بیشتر قسمت 3.5.3 را ببینید). نتایج پاسخ مغناطیسی به صورت خروجی spl در مقایسه با فرکانس برای ورودی میدان مغناطیسی مشخص رسم می شود.مفهوم بهره دقیقا به دست نمی آید زیرا مقدار ورودی و خروجی متفاوت هستند.از آنجایی که تلفن مهم ترین منبع تولید کننده میدان مغناطیسی می باشد ANSI S3.22 یک سازنده میدان مغناطیسی تلفنی را که سیگنال های مغناطیسی را که از نظر سطح و شکل میدان مغناطیسی یکسان است داده اند. خروجی سمعک به عنوان spl اینinductive telephone simulator(SPLITS) ارائه می شود.ANSI S3.22 و IEC60118-0 روش دیگری را برای مقایسه اکوستیک و حساسیت تله کویل تشخیص داده است.اصطلاح های equivalent test loop sensitivity(ETLS) و relative simulated telephone sesitivity(RSETS) محاسبه می شوند به عنوان سیگنال خروجی (به ترتیب SPLITS و(SPLIV برای ورودی تله کویل منهای یسگنال خروجی برای سطح ورودی db spl 60. این دو اصطلاح به منظور توضیح اینکه چه میزان لازم است که ولوم کنترل تغییر کند تا خروجی اکوستیکی هنگام استفاده از تله کویل مشابه زمانی باشد که از میکروفون استفاده می کنیم. اصطلاح اول مربوط به استفاده از اتاق لوپ و اصطلاح دوم مربوط به استفاده از تلفن است.مقادیر ETLS و RSETS
نزدیک به 0 دسی بل مطلوب می باشد(بدون نیاز به تنظیم ولوم کنترل). این معمول است پیدا کنیم که ولوم کنترل باید افزایش پیدا کند که به سطح خروجی راحت برسد با سیگنال های ورودی مغناطیسی. این بوجود می آورد یک مشکل بزرگ را زمانی که سمعک ولوم کنترل نداشته باشد.
استانداردهای ISOو IEC،ANSI
رفرنس های تکرارشونده پیش از این استانداردهای IEC, ANSI بودند، در بعضی جاها شبیه و بعضی جاها متفاوت بودند.بیشتر کشورهای جهان استانداردهای بین المللی را قبول کردند، که شامل ISO, IEC بودند. IEC برای معادلات الکتریکال است. شامل سمعک و روش های ارزیابی آن اگرچه ISO استاندارد مرتبط-انسان است مثل آستانه شنوایی نرمال و اقداماتی برای ارزیابی شنوایی. USA سیستم ANSI را برای هر دو هدف به انجام رسانید. جدول 4.1 و 4.2 چندین لیست استانداردی است که مستقیما مربوط به سمعک است. استاندارد ISO که بطور مخصوص مربوط به سمعک است ISO12124 است. روند برای ارزیابی خصوصیات اکوستیکی گوش واقعی سمعک است، که روندهایی را مشخص می کند برای تست سمعک در گوش بیمار. این به زودی در IEC61669 ترکیب خواهد شد.
4.2 تفاوت گوش واقعی و کوپلر RECD
تفاوت spl ای که سمعک به کانال گوش وارد می کند و splای که به کوپلر وارد می شود را real-ear-to-coupler difference(RECD) می گویند. RECD مفید است برای تجویز سمعک و ادیومتری به خصوص برای تجویز سمعک کودکانی که کانال گوش کوچکی دارند. دانش درباره RECD بیمار به ما اجازه می دهد بطور دقیق تر اندازه گیری آستانه شنوایی با گوشی اینسرت را بدست آوریم و بطور دقیق تر سمعک در یک کوپلر را به منظور اینکه به عملکرد خواسته شده در گوش بیمار برسیم، تنظیم کنیم. اگرچه به نظر می رسد RECD بسیار ساده است اندازه گیری ها و استفاده RECD بوسیله تعدادی موضوع پیچیده می شود. مهمترین این دلایل این است که اندازه گیری RECD هنوز در استانداردهای بین المللی معنی نشده است. تعدادی عوامل اکوستیکی که بیشتر تاثیر گذاشته می شود کانال گوش و کوپلر است.
عوامل موثر بر RECD:
حجم کانال گوش
نشتی، ونت و تجویز باز
تیوب
نوع ترنسدیوسر
RECD 4.2.3و REDD
کمیت مرتبط با RECD، real ear to dial difference(REDD) است. این کمیت برابر spl در گوش منهای دسی بل HL در دایال ادیومتر. برای کالیبره کردن ادیومتر spl موجود در کوپلر برای کالیبره کردن گوشی ها برابر است با دسی بل HL به اضافه reference equivalent threshold spl (RETSPL) ، مقدار استفاده شده برای هدفون، گوشی اینسرت و کوپلر:
COUPLER SPL= Dial HL+RETSPL 4.6
معادلات 4.4 تا 4.6 می توانند به سادگی ترکیب شوند:
REDD=RECD+RETSPL 4.7
و این معادله همچنین می توانداز عکس 4.10 دیده شود که خلاصه ارتباط بین این معادله ها است.همانطور که مقدار RETSPL برای هر گوشی خاص تعیین می شود، REDD در بین بیماران متفاوت می شود فقط برای همان درجه ای که RECD متفاوت می شود.
4.3 بهره سمعک گوش حقیقیREAG
این میزان بهره، پاسخ سمعک در گوش فرد است.در حالیکه معادله داده شده در این قسمت و قسمت بعدی قادر می سازد بهره گوش حقیقی ارزیابی شود از بهره کوپلر،همیشه اشتباهاتی وجود دارد در تخمین ها:اندازه های مختلف گوش،فیت کردن سمعک یا قالب کانال گوش،اندازه تیوب صدا و مسیر ونت، و محل میکروفون مرتبط با لاله گوش یا کونکا. اختلافاتی بین سمعک های برابر هم وجود دارد.بهره گوش حقیقی بوسیله مکان پروب تیوب،اتصال میکروفون در کانال گوش ارزیابی می شود.دو نوع اساسی و متفاوت بهره گوش واقعی وجود دارد اولین بهره سمعکی گوش واقعی نام دارد که در این قسمت توضیح داده می شود و دومی بهره الحاقی گوش واقعی نام دارد که در قسمت بعدی توضیح داده خواهد شد. بعضی موارد تجویز بر اساس اولی و بعضی بر اساس دومی می باشد.اندازه گیری بهره سمعکی گوش واقعی گام لازم در اندازه گیری بهره الحاقی می باشد و بیشتر اطلاعات این قسمت نیز مربوط به بهره الحاقی می باشد. اصطلاح بهره گوش حقیقی به جای هر دوی این اصطلاحات به کار می رود. بهره سمعکی گوش حقیقی(REAG) با دسی بل مطرح می شود و به عنوان spl نزدیک پرده گوشA منهای spl در یک نقطه مرجع خارج از سر تعریف می شود. این نقطه مرجع یا سطحی تخریب نشده میدان، نقطهF در شکل، یا سطح در یک میکروفون کنترل که بر سطح سر سوار شده است می باشد. همانطور که در شکل 4.11 نمایش داده شده است. میکروفون منترل هم که به عنوان میکروفون مرجع هم نامیده می شود، می تواند هم بالای گوش هم کمی پایین تر از گوش قرار گیرد.ANSI S3.46 سطح میکروفون کنترل را به عنوان field reference point مشخص کرده است.این اندازه گیری مشابه آنچه که در جعبه آزمایش انجام می شد حاصل مقایسه سطح صوت گوش با میکروفون مرجع می باشد.(قسمت 4.1.2 را ببینید.) در ضمن میکروفون کنترل اثر diffraction را از free field در سطح سر را از بین می برد.تجهیزات ارزیابی گوش واقعی استفاده می کنند سیگنال از کنترل میکروفون به منظور تنظیم کردن سطح صدای نزدیک گوش برای سطح مورد نیاز.این اثر هنگامی که منبع صدا درست روبه رو فرد استفاده کننده از سمعک قرار بگیرد به حداقل میزان خود می رسد. در زاویه 45 درجه حداکثر این اثر که به میزان فقط حدود 4 دسی بل و در رنج 1000-500 هرتز اتفاق می افتد.تجهیزات ارزیابی دقیقا نشان می دهند spl در محلA منهای spl در محل C. اما برای اصواتی که از جلو می آیند چیزی تقریبا معادل A-F .
واژه های معادل بهره سمعکی گوش حقیقی، پاسخ سمعکی گوش حقیقی(REAR)، بهره موقعیتی In situ gain و real ear transmission می باشد.بعضی نویسنده ها وقتی که به نمودار کامل بهره در برابر فرکانس اشاره می شود به جای بهره از پاسخ استفاده می کنند. از پاسخ وقتی استفاده می کنند که اندازه گیری به عنوان سطح کاملا مشخص صدا در کانال گوش اشاره می کند(دسی بل spl) و از بهره به عنوان تفاوت بین دو spl استفاده می شود.پروب میکروفون بطور مستقیم spl را اندازه می گیرد نه بهره را. بنابراین منحنی REAG بر اساس اندازه گیری REAR است. ارتباط بین این دو بطور ساده:
REAR=REAG+input spl 4.8
اگر ورودی پیورتن باشد معادله 4.8 بدون ابهام است.اگر ورودی محرک باند وسیع باشد هر دو ورودی REAR spl و spl نیروی پایین محرک درون ناحیه فرکانسی برمی گردد.(معمولا هر یک سوم اکتاو در عرض باند قسمت 4.5.7 را ببینید). ملاحظه کنید که REAR فقط ویژگی سمعک نیست- بطور برابر بوسیله بهره سمعک و سطح و شکل اسپکتروم محرک استفاده شد در این ارزیابی اثر گذاشته می شود.
قرار دادن پروب در اندازه گیری REAG
اندازه گیری REAG آسان است.جزئیات دقیق اندازه گیری REAG بستگی به تجهیزات ویژه ای دارد که مورد استفاده قرار می گیرد، اما در همه موارد یک پروب تیوب منعطف را وارد کانال گوش می کنیم بنابراین spl درون کانال گوش هنگام قرار دادن سمعک احساس می شود. معمولا ابتدا پروب و بعد از آن سمعک یا قالب وارد گوش می شود.تنها قسمت متغیر اندازه گیری، تنظیم عمق اینسرشن می باشد. با در نظر داشتن اینکه جایگاه پروب تیوب از نوک قالب یا سمعک می گذرد، محل قرارگیری آن برای فرکانس های زیر بالای 2 کیلو برای قالب بسته و بالای 1 کیلو برای قالب باز اهمیت ندارد. چرا که طول موج این فرکانس ها بسیار بزرگتر از ابعاد کانال گوش می باشند، بنابراین در همه جای کانال گوش فشار صوتی یکسانی برقرار می باشد. اما در فرکانس های بالاتر از 2کیلوهرتز، به علت پدیده ایستایی موج، جایگاه پروب از اهمیت ویژه ای برخوردار است. شکل 4.12 نمایانگر فشار صوتی گوش در فرکانس 6 کیلو می باشد برای مثال از آنجایی که اندازه فشار صوتی را در سطح پرده گوش اندازه گیری می کنیم قادر نیستیم که میکروفون بزرگتر از mm6 داشته باشیم، که امواجی با طول موج 0.1 تولید می کند، اینگونه می توان اشتباهات ناشی از پدیده موج ایستا را به حداقل برسانیم مثلا 2 دسی بل. با افزایش فرکانس (و البته کاهش طول موج) قرار گرفتن نزدیک و نزدیکتر پروب تیوب به پرده تمپان ضروری می شود.(بیشترین میزان فاصله نسبت به طول موج ثابت می ماند). جدول نشان می دهد که چه مقدار پروب تیوب باید به پرده گوش نزدیک باشد تا میزان اشتباهات به حداقل، حدود 1،2،3،4 یا 5 دسی بل برسد.به عنوان مثالی دیگر اگر ما مایل به اندازه گیری REAG تا 8 کیلو باشیم و برای کاهش حد مجاز خطا به اندازه تنها 1 دسی بل، پروب تیوب را باید در فاصلهmm3 پرده قرار دهیم.از آن طرف زمانی است که می خواهیم REAG را تا 3 کیلو با کاهش حد خطا تا 5 دسی بل اندازه بگیریم، پروب تیوب می تواند تا فاصله mm18 پرده قرار بگیرد، به این معنی که پروب مجاز است هر جایی از کانال با مقداری هوای باقیمانده در آن قرار بگیرد.جایی که فاصله نهایی از پرده گوش اندازه گیری می شود،(پنل را ببینید) و به ویژه قسمتی که با فرکانس های بالا اندازه گبری می شود، و در صورتی که تمایل به وارد کردن بیشتر پروب تیوب نباشد، جدول 4.4 را می توانیم به طور معکوس به کار بگیریم.ستون سمت چپ میزان اصلاحیه ای را که در هر فرکانس باید درنظر بگیریم مشخص کرده است. اصلاحیه به ما اجازه می دهد spl وارد شده به پرده گوش براساس spl اندازه گیری شده از مقداری فاصله از پرده گوش را تخمین بزنیم. تئوری در این قسمت ووجود دارد با این بیان که میزان صوت باقیمانده که یک موج صفحه ای است و فشار یکنواخت در یک منطقه دارد با آرامی به سمت پایین کانال می رود.البته این مسئله در یک میلیمتری بعد از نوک قالب یا سمعک وجود ندارد چرا که موج صوتی از یک فضای باریک وارد یک فضای گسترده می شود. پروب تیوب هرگز نباید در این ناحیه قرار بگیرد مگر اینکه خود سمعک حدود mm6 پرده گوش قرار بگیرد. برای این قبیل بطور عمیق سمعک را قرار می دهیم، اندازه گیری های درست می تواند بطور یقین بالای 6 کیلوهرتز بدون پروب تیوب اضافه شده(دراز شده) بعد از نوک میانی سمعک انجام شود.ارزیابی های دقیق 8کیلوهرتز هنوز به اضافه کردن پروب تیوب بسته نیاز دارد.
ارتباط بین REAG بهره کوپلر و ear simulator gain
دلایل زیادی برای توجیه تفاوت بین REAG و پاسخ های کوپلرcc2 سمعک وجود دارد. اول برای یک سطح محرک تست مشخص، ورودی حقیقی سمعک در REAG بیشتر از اندازه گیری کوپلر است، حداقل در انواع ITC ,CIC و سمعک های low profile ITE. این مسئله به این علت است که در این سمعک ها، اثرات تفرقی از میدان صوتی به ورودی میکروفون(M-F) بزرگتر از اثر تفرقی به سطح سر(C-F) که توسط میکروفون کنترل از بین می رود می باشد. جدول 4.5 ارائه اثر جایگاه میکروفون (MLE) از محیط صوتی بدون اعوجاج به ورودی میکروفون برای همه انواع سمعک ها و با دو جهت موج صوتی می باشد. با در نظر گرفتن استثنا سمعک های جیبی، اثر جایگاه میکروفون محدود به فرکانس های بالا است، که طول موج صوت از نظر اندازه قابل مقایسه با موانع ایجادکننده انکساری- سر و لاله گوش است، می باشد.اثر جایکاه میکروفون هر چه گوش با سمعک کمتر پر شده باشد بزرگتر است.دلیل دوم برای توجیه تفاوت بین REAG بهره کوپلر این است که سمعک منتهی می شود بدین گونه که حجم گوش حقیقی نسبت به زمانی که با کوپلر 2سی سی اندازه گیری می شود کمتر است(همانطور که در قسمت4.2 بحث شد). بنابراین اختلاف گوش حقیقی با کوپلر(RECD) مستقیما به ارتباط آنها تاثیر می گذارد. دلیل سوم این است که ممکن است که سمعک به صورت متفاوت از کوپلر در گوش های مختلف جفت شود و در ضمن ممکن است در این گونه اندازه گیری ها با کوپلر ونت درنظر گرفته نشود(و همنطور که در فصل بعدی مورد بحث قرار می گیرد، نباید در نظر گرفته شود). این اختلاف ها بطور خلاصه فرمول 4.9 بیان شده که البته بهره کوپلر و REAG و با حجم مشابه در نظر گرفته شده است. در ضمن در این فرمول عملکرد سمعک خطی محسوب می شود. اگر بهره کوپلر در کوپلرHA1 اندازه گیری شود سپس HA1 RECD (جدول 4.4) باید استفاده شود و اگر بهره کوپلر در کوپلر HA2 اندازه گیری شود سپس HA2 RECD(جدول 4.3) باید استفاده شود.
REAG=coupler gain+ RECD+MLE+sound bore effect+vent effects (4.9)
اثر صوت در فضای توخالی و اثر ونت در فصل5 توضیح داده خواهد شد. اگر مقدار RECD با جدول 4.3 مطابقت داشت سپس معادله 4.9 می تواند برای پیش بینی REAG بر پایه بهره کوپلر تعیین می شود. متناوبا اگر RECD برای یک فرد اندازه گیری شود، REAG صحیح تری به دست می آید. RECD هنگامی که بیشترین اختلاف را با میزان میانگین دارد، با ارزش ترین اندازه گیری است. این مسئله درمورد نوزادان و افرادی که دچار بیماری های گوش میانی هستند مطرح است.
ما می توانیم یک معادله شبیه تر در ارتباط با REAG برای بهره شبیه ساز گوش بنویسیم:
REAG=ear simulator gain+MLE+sound bore effect+vent effects (4.10)
توجه داشته باشید که اصطلاح RECD حذف شده، اگرچه REAG هنوز می تواند دقیق تر از بهره شبیه ساز کوش پیش بینی شود اگر تفاوت های فردی RECD لحاظ شود.
گروه علمی و آموزشی صبا
