【读教材】Chapter2绝对听阈 《听觉心理学导论》An Introduction to the Psychology of Hearing

【读教材】Chapter1《听觉心理学导论》An Introduction to the Psychology of Hearing

第二章 绝对听阈

1 引言

本章探讨无任何其他外部声响时，人感知微弱声音的能力。第3章将介绍存在背景声时检测目标声音的掩蔽现象。绝大多数相关实验均以正弦纯音作为测试刺激。

2 长时纯音的绝对听阈

绝对听阈指不存在其他外部噪声时，刚好能被察觉的声音最低声级。测量绝对听阈存在两种通用标准方法，二者的差异在于声压测量点位： 第一种方法采用耳机放音，将微型探传麦克风置于耳道入口或耳道内部（理想状态下贴近鼓膜）记录声压，以此测得的阈值称为最小可压（MAP）。测量点位的微小偏移都会显著改变高频测量结果，因此实验必须明确麦克风放置位置。 第二种方法使用扬声器在消声室放音，测量时移开受试者，在原头部中心位置记录声场声级，该阈值称为最小可场（MAF）。

图2.1 最小可场（实线，双耳聆听）与最小可压（虚线，单耳聆听）曲线，纵坐标为绝对听阈（dB SPL），横坐标为频率（kHz）；MAF曲线依据ISO 389-7（2005）标准，MAP数据出自Killion（1978）。

图2.1展示长时（时长大于200ms）纯音对应的MAP、MAF平均听阈曲线；MAP为单耳测量结果，MAF为双耳测量结果。平均而言双耳听阈比单耳低约2dB。两条曲线均来自大量听力正常年轻受试者的均值，但个体在单一频率上的阈值可较均值上下浮动20dB，仍判定为听力正常。

MAP与MAF曲线形态存在差异，根源在于人头、耳廓、耳道对声场的修饰作用：MAP曲线在0.2-13kHz区间仅存在±5dB的小幅起伏；MAF曲线在3-4kHz存在明显低谷、8-9kHz存在峰值。二者差值来自耳道与耳廓形成的宽共振，见图2.2。

图2.2 正面入射声下，鼓膜声级相对自由场声级的差值，纵坐标差值单位dB，横坐标频率kHz，数据源自Shaw（1974）。

图2.2展示正面发声时，鼓膜处声级与头部空置自由场声级的差值：1.5~6kHz区间鼓膜声级显著提升，3kHz处增益最大，约15dB；该共振增强效应不随声源水平入射角度改变，但6kHz以上频段的增益模式存在极强个体差异。

极低、极高频率区间，两类听阈均快速抬升，该现象至少部分源于外中耳的声传递特性——中耳在500~5000Hz区间传声效率最高，高低频传递效率大幅衰减（Rosowski, 1991; Puria et al., 1997; Aibara et al., 2001）。

低频区间耳机密闭耳道会困住血管类生理噪声，使MAP比MAF高5~10dB；该低频生理噪声的强弱受耳机密封度、头带压力、耳道容积、脉搏强度影响。耳罩式耳机包裹耳廓，可降低该噪声干扰；开放式耳机不密封耳道，能大幅削弱低频生理噪声。

人可听见的最高频率随年龄差异极大：儿童常可听见20kHz，多数成年人15kHz以上阈值急剧升高；不存在明确低频听觉下限。Whittle等人（1972）测量了50Hz至3.15Hz的阈值，数据与中低频阈值曲线连续衔接，但3.15Hz的阈值高达120dB SPL。 有观点认为16Hz以下的声音无法被听觉感知，只能通过中耳失真产物或全身振动察觉，但该观点并未被学界广泛认可（Moller and Pedersen, 2004）。Moller与Pedersen（2004）提出，20Hz以下信号仍由人耳感知，只是听感失去纯音特质，仅带来鼓膜压迫感；20Hz是复合声产生音高感知的最低频率（Krumbholz et al., 2000; Pressnitzer et al., 2001）。

粗略来看，500Hz以上耳蜗灵敏度近似均等，MAP、MAF曲线的起伏主要由外中耳传声特性决定（Puria et al., 1997; Moore et al., 1997; Glasberg and Moore, 2006）；500Hz以下耳蜗灵敏度小幅下降，成因包含两点：一是耳蜗主动放大机制增益降低，二是蜗孔连通前庭阶与鼓阶，削弱低频跨基底膜压强差（Moore et al., 1997; Cheatham and Dallos, 2001; Jurado and Moore, 2010; Jurado et al., 2011）。

绝大多数日常场景中，人对微弱声音的探测极限并非自身听觉生理阈值，而是环境本底噪声，此时起决定作用的是掩蔽阈值而非绝对听阈，掩蔽相关内容详见第3章。

3 听力图与听力损失

临床测听使用第三种阈值标注方式：将受试者阈值与健康青年各频率平均正常阈值对比，单位为听力级（dB HL，欧洲）/听力阈值级（dB HTL，美国）。测量时使用标准耦合腔与指定耳机，不同国家标配耳机型号不同：英美常用Telephonies TDH49/TDH50、Etymotic ER3/ER5；德国多用拜亚DT48。 40 dB HL代表该频率下受试者阈值比正常均值高40 dB；心理声学图表阈值数值向上递增，临床听力图则将听力损失向下绘制，正常听力基准线位于图表顶端。

图2.3 上图：平坦50 dB听力损失对应的MAP绝对听阈曲线；下图：同听力损失的临床听力图，横轴频率kHz，上图纵轴dB SPL，下图纵轴dB HL。

图2.3对比了同一均匀听力损失的两种绘图形式：听力图曲线平直，但对应的MAP曲线存在起伏；dB HL可出现负值，-10 dB HL代表受试者比普通人更灵敏。

听力损失分为两大类：

感音神经性耳聋人群在嘈杂环境中言语识别能力极差，助听器无法完全修复该缺陷，且多数感音损伤无法通过手术治疗。

4 时间积分与多重采样

早在Exner（1876）时期，学界就已知晓声音时长会改变绝对听阈：时长超过500 ms时，探测所需声强基本稳定；时长短于200 ms时，时长越短，所需探测声强越高。强度是单位时间的声能，早期Hughes（1946）、Garner and Miller（1947）提出能量积分假说，公式为

I

×

t

=

常数

I \\times t = \\text{常数}

I×t=常数，即探测仅由总声能决定，与能量的时间分布无关，常数随频率变化。 但实验数据更贴合修正公式：

(

I

−

I

L

)

×

t

=

I

L

×

τ

=

常数

(I-I_L) \\times t = I_L \\times \\tau = \\text{常数}

(I−IL​)×t=IL​×τ=常数，式中

I

L

I_L

IL​为长时纯音阈值强度。Garner与Miller将

I

L

I_L

IL​解释为能触发听觉的最低有效声强，仅超过该强度的声能会被听觉系统积分。

若将阈值绘制在分贝-对数时长坐标系中，理想能量积分模型对应斜率-3 dB/时长加倍；人群平均数据接近该斜率，但个体斜率差异极大，因此不能将能量积分假说视作听觉真实工作机制。学界普遍认为，被积分的并非物理声能，而是神经活动（Zwislocki, 1960; Penner, 1972）；另一种“多重采样”理论提出，长时刺激提供多次独立探测机会，而非持续积分（Viemeister and Wakefield, 1991）。

图2.4 噪声缺口与音脉冲刺激示意图，虚线为掩蔽噪声包络，实线为信号脉冲包络，横坐标时间ms。

Viemeister与Wakefield（1991）的实验为多重采样理论提供支撑：刺激为单1kHz短脉冲或间隔100 ms的双脉冲，脉冲嵌入带缺口的噪声中，两段缺口中间噪声电平可不变、升高6 dB或降低6 dB。实验发现，双脉冲的探测阈值比单脉冲低2.5 dB；若听觉采用长时积分，中间噪声电平会显著影响阈值，但实际阈值几乎不受中间噪声干扰，证明听觉并非简单长时积分机制。

关于时间积分是否随频率变化存在争议：Florentine等人（1988）测得250、1000、4000 Hz的时长阈值变化趋势相近，仅14 kHz的变化斜率略平缓。

5 综合结论

拓展阅读

Davis, A. (1995). Hearing in Adults. London: Whurr.