ACGIH分别制定了次声、低频声、噪声和超声的TLVs,分述如下:1 次声和低频声TLVs次声和低频声限值表示几乎所有劳动者反复接触而不引起听力以外的不良健康效应的水平.除持续时间小于2s的脉冲噪声外,1～80Hz频率的1/3倍频程[1]的声压级(sound pressure level,SPL)不应超过145dB的上限值.另外,所有的未加权的SPL不应超过150dB的上限值.
目的 建立一种漏气监测系统,监控医院"三气"管道和气瓶的气体泄漏情况.方法 利用数字信号处理技术对泄漏所产生的超声波信号进行分析处理和声压级计算,从而实现对泄漏的检测及泄漏量的估算.结果 医院能有效地实时监控气体泄漏情况,杜绝医疗隐患.结论 该系统性能可靠,可移植性强,市场前景广阔.
目的 探讨医疗器械软件在不同终端报警信号特征的差异.方法 采用采用噪声频谱分析仪配合高带宽数字示波器,对同一音频信号在不同移动终端发出的报警信号进行检测,分析其频域特性.结果 在不同终端报警信号频率特性存在较大差异,同时出现满足行业标准和不满足行业标准的情况.结论 依靠移动终端发出报警信号的设备,应更全面的对配合用终端的软硬件配置进行规定.在监管过程中也应对其报警功能予以重视.
介绍助听器的关键电声性能参数，并通过FONIX8000助听器分析测试系统对其进行测试，深入理解电声性能参数及试验方法。
目的 针对数字助听器中现有的频响补偿算法在噪声环境下无法满足耳障者对语音质量和可懂度要求的问题,本文提出了基于信噪比的多通道自适应频响补偿算法.方法 该算法首先采用Gammatone滤波器组对含噪语音进行子带分解,对各子带采用二值掩蔽方法去噪,在不损伤语音的同时尽可能去除各子带内的噪声;然后在各子带估计其信噪比以及增益;再利用信噪比自适应地调整线性放大和宽动态压缩在频响补偿中所占的权重,并且在高频语音部分采用基于非线性频率压缩的宽动态压缩算法;最后根据正常人和耳障者听力曲线以及信噪比对各子带进行自适应频响补偿,通过对语音的LPA估计以及对耳障者的主观测试比较本文算法与对比算法的优越性.结果 本文算法对每个子带的语音信号实现了自适应频响补偿,相较于对比算法,本文算法在噪声环境下不仅较好地保护了语音的共振峰结构和谱包络,而且使语音的声压级在耳障者的听力舒适阈内得到了较多的补偿,有效地补偿了患者损失的听力,提高了耳障者的言语可懂度.结论 噪声环境下基于信噪比的多通道频响补偿算法优于对比算法,有效提高了听障患者感知语音的可懂度和舒适度.
目前,实现听力障碍者康复的有效工具有助听器、人工耳蜗和调频传声系统等设备,我们应用这些设备的目的是让听障者既能敏锐感觉声音又能听得舒适.那么,怎样才能准确、透彻地理解其中的机理,做到科学、灵活地开展工作,并取得创新性成果呢?这就需要掌握必要的物理声学和心理声学知识.在听觉康复之前和康复过程中,需要对听障者进行听力测试、诊断和评估,要用到听力计、声级计、声场、滤波器等设备设施,会碰到诸如频率、音调、声压级、响度、纯音、言语噪声等名词术语.具有一定程度的物理声学和心理声学知识,将有助于理解上述名词,有助于合理使用声学和听力学设备.
自听觉诱发电位应用于临床以来,作为客观测听的一个非常有用的检查手段,在临床中发挥了重要的作用,但是由于没有像纯音测听那样统一的国际标准,其测试结果一直困扰着临床使用者,使用单位比较混乱,有正常听力级(nHL,每个单位的零级值都有所不同)、声压级(SPL)、峰值等效声压级(peSPL)等,使得检查结果缺少可比性.
次声是由物体的机械性振动所产生,频率范围为0.1-20 Hz的声波,广泛存在于自然界、工农业生产、交通及军事活动等领域中.当作用时间、声压级水平相同时,损伤程度随次声频率的变化可有所不同[1].已经发现8 Hz130 dB次声可以引起大鼠肾脏超微结构的改变[4],但对于16 Hz 130 dB次声反复作用一定时间后,对肾脏是否有影响还未见相关报道,本研究拟利用本校研制的电激励式次声压力舱内给予大鼠16 Hz 130 dB次声每天作用2 h,在作用后1和7 d后处死大鼠,观察肾脏组织病理和超微结构的变化,为进一步研究次声的肾损伤机制提供实验依据.
在噪声对心血管系统的影响中,噪声与血压的关系较为肯定[1],虽然人群调查结果不尽一致,但多数研究认为噪声可使高血压的发病率增高.国内学者研究发现,声压级与高血压患病率之间存在剂量一反应关系[2].我们采用个体计量对轧钢作业生产中的噪声进行了监测,并对作业工人进行了高血压的调查分析.
目的 了解claus风机噪声污染特性,为指导噪声治理提供科学依据.方法 对2015年6月正常生产的10台claus风机噪声强度和频谱数据统计学分析.结果 100％ claus风机噪声超过100 dB(A),且来源于自身,其他声源的声压级叠加可忽略不计;频谱分析为低、中、高宽带频谱;100％风机噪声强度高于频谱峰值;claus风机以高频噪声污染为重;10台风机环比70％的频谱声压级差异均有统计学意义(均P＜0.05);两车间平均频谱声压级差异无统计学意义(P＞0.05).结论 倍频程分析claus风机噪声频带过宽,不能涵盖其噪声全貌,建议日后频谱分析采用1/2或1/3倍频程.
人耳对声音的感觉,不仅和声压有关,还和频率有关.声压级相同,频率不同的声音,听起来响亮程度也不同.如空压机与电锯,同是100分贝声压级的噪声,听起来电锯声要响得多.按人耳对声音的感觉特性,依据声压和频率定出人对声音的主观音响感觉量,称为响度级,单位为方.
目的:探讨影响单纯鼾症(SS)和阻塞性睡眠呼吸暂停低通气综合征(OSAHS)患者声压级参数大小的主要因素.方法:对84例鼾症患者进行多导睡眠监测和同步鼾声声压级记录.分析AHI、年龄、BMI、腹围、颈围、LSaO2和总呼吸暂停时间与声级计参数等效连续A声级(LAeq)和最大声压级(L10)相关性.结果:LAeq与AHI (P=0.000)和BMI(P=0.007)相关,OR值分别为5.74和2.09,而与年龄、腹围、颈围、LSaO2和总呼吸暂停时间无关;L10与AHI (P=0.000)和BMI(P=0.032)相关,OR值分别为4.11和2.33,与年龄、腹围、颈围、LSaO2和总呼吸暂停时间无关.结论:影响鼾声声级计参数LAeq和L10的最主要的因素是AHI和BMI.
目的：研究中、重度阻塞性睡眠呼吸暂停低通气综合征（obstructive sleep apnea hyperpnoea syn-drome，OSAHS）患者上气道不同阻塞部位与鼾声声压级指标的关系。方法对46例经多导睡眠监测诊断为中度或重度OSAHS的患者进行整夜同步上气道测压和鼾声声压级记录，分析上气道阻塞部位构成比、每小时上部（软腭游离缘平面以上）和下部（软腭游离缘平面以下）阻塞次数与鼾声声压级分析指标中等效连续A声级（equivalent continuous A－weightedsound level，LAeq ）和最大声压级（L10）的相关性，以及上气道阻塞部位的类型、呼吸暂停低通气指数（AHI）及体质量指数（BMI）对鼾声声压级指标的影响。结果 OSAHS 患者上气道上／下部阻塞构成比和每小时上部及下部阻塞次数均与LAeq和L10无明显相关性，LAeq和L10的影响因素为AHI，而阻塞部位及BMI 对LAeq和L10无影响。结论 LAeq和L10的大小与AHI有关而与阻塞部位无明确关系，LAeq和L10可能有助于初步判断OSAHS患者的严重程度，对阻塞部位的辨别缺乏临床价值。
2.4 声强声压声强级及声压级声音强度由振动幅度的大小决定,以能量来计算称声强,以压力表示时称声压.
真耳测试是通过一套系统测量鼓膜处实际声压级的方法，客观地测量助听器佩戴者鼓膜处的增益是否符合目标值，用于评估助听器的验配效果。近年来，真耳测试日益受到关注，听力学研究者们普遍认为其有助于提高助听器验配者的满意度，倡导使用真耳测试方法评估助听器效果，并指出真耳测试应作为助听器验配的必须步骤［1］，可见真耳测试对现代助听器选配的重要性。然而，目前国内的助听器验配服务中心仍以主观选配方法为主，鲜有使用真耳测试。为此，本文将阐述真耳测试在现代助听器验配和评估中的应用，以提高对真耳测试临床应用的认识，并呼吁将客观、有效的真耳测试用于助听器的选配。
仿真耳是模拟人耳物理特性的模拟装置[1].它包括耦合腔、电容传声器和其他相关配件,主要用于听力设备的测量和校准,在计量中作为最高听力标准使用[2].本文采用某公司最新研制的耳声发射检测仪作为测试对象,分别对其输出纯音信号的声压级和频率进行检测和校准,目的在于寻求简便高效的测试方法和校准手段对听检测设备进行检测,以确保其各项技术指标达到国家的相关标准.
