专利名称：生成和测量耳组织声反射率曲线形状的装置和方法
技术领域：
本发明涉及为耳病诊断提供信息的装置和方法。具体地说，本发明涉及测量耳组织的声反射率的装置和方法。
本发明的背景技术业已发现许多病症与人和动物的耳组织有关。较频繁地诊断出的病理其中包括外耳道阻塞、外耳道闭锁、鼓膜穿孔、鼓膜萎缩、各种形式的耳炎(粘连性的、有渗液的和无渗液的)、耳硬化症、镫骨固定(fixation of the stapes)、和鼓室珠光瘤。对于儿童，中耳炎是最常见的病症之一。就病症本身而言，中耳炎是一种重要的病症(affliction)，如果没有立即诊断和治疗，可能导致长期严重地失去听力和学习的能力。此外，中耳炎经常是其它病症的症兆，因此在诊断这些病症中是有用的。
这些耳病一般采用通用的诊断技术诊断，例如鼓室仪(tympanometry)、气动耳镜或直视耳镜。虽然这些技术的效用已得到公认，但这些技术还有某些困难。例如，对于鼓室仪和耳镜，进行试验并解释结果的人必须接受严格的培训。由于这些技术不能由非医务人员或缺乏经验的人员完成，所以不可能用这些技术在家里或学校对儿童或婴幼儿进行有效的普查。
此外，病人必须与使用这些技术的人合作，而接受这些技术诊断的病人可能要经受相当大的不适。由于(1)为了获得有用的测量结果需要气密密封，(2)任何探针都必须插进耳道的深处，以及(3)耳道内的空气压力必须在大气压上下变化才能获得有用的测量结果，所以经受鼓室仪或气动耳镜检查特别不舒服。
采用常规诊断技术对幼儿作中耳炎诊断特别困难，因为许多这类技术会带来恐惧、不适、甚至是痛苦。由于孩子不适，结果最好的情况是引起孩子乱动，使检查结果受损，而最坏的情况是孩子拒绝进行检查，所以常规技术检查的效果往往被削弱。在进行批量普查时这个问题特别突出，例如当医院门诊必须在比较短的时间内诊治大批病人时，就可能出现这个问题。
采用这些通用诊断技术所遇到的许多问题可以借助于测量声反射率的装置得到解决，声反射率是与中耳的复数声阻抗相关的量。美国专利U.S4,601,295和U.S4,459,966(授权给John H.Teele)揭示并介绍了一种适合测量声反射的装置。这种装置是工业产品，由ENT医疗设备公司和Endeco公司(ENT Medical Device Inc.ofWareham，Massachusetts，and Endeco Inc.，of Marion，Massachusetts)生产。在文献中，这种诊断技术属于声反射技术并且这种装置一般属于声反射仪或声耳镜。
声反射仪涉及声波(称为入射波)通过耳道向鼓膜传送。一部分入射波被鼓膜和耳组织的其它部分反射。入射波从包括鼓膜响应频率在内的频率范围中选定；理论上入射波的振幅最好也同样选定，但是这往往不能实现。这些反射波和入射波的矢量和被麦克风获得。在频率范围内的入射波与反射波的矢量和的包络(文中称之为声反射率曲线)有一凹谷(dip)，也被称作静值区。凹谷的“峰值”，实际上是最小值，被通称为静值。在文献中和在它们的商业应用中，声反射仪计算耳组织的声反射率曲线并探测凹谷和静值的存在和中心频率。静值是利用这种装置诊断耳病的主要基础。尽管Teele的专利说特征凹谷的“形状”能够与该凹谷的出现、频率和幅度一起测定，但是这些专利没有讨论特征凹谷形状的重要性，而只是说形状意味着该凹谷是如何地明显或陡峭。Teele的专利也没有讨论如何探测或测量凹谷形状，以及其在诊断中的利用价值。
一种市售的声反射仪是T形装置，它能够提供静值的幅度和入射频率(在它们出现时)，它利用一组水平二极管指示凹谷出现的频率，用一组垂直二极管指示静值。这种装置，来自ENT医疗设备公司的501型声学耳镜，可以配备记录仪或打印机，允许直观地观察完整的声反射率曲线。
文献中的几篇文章叙述利用市售的装置获得的声反射率曲线的静值是怎样同耳病相关的。特别是，严重的中耳渗液(MEE)通常造成高静值，反之，正常耳组织的静值都比较低。但是有一个重要的测量范围，在这个范围内的诊断是不确定的，即可能有中耳渗液，比如渗液恰好处于开始发展阶段。这个不确定的范围限制了该方法和装置的灵敏度和专用性。文献还包括几项研究，这些研究获得了各种关于MEE诊断装置的专用性和灵敏度的结论。
业已发现，用声反射仪获得的静值的测量精度取决于仪器端至鼓膜的视线。此视线是直线时，提供最精确的结果。由于不适当的瞄准或因为耳组织本身的原因不能获得直线时，静值的测量结果不大可能指出不健康的耳组织，更可能落在不确定范围，仅仅说明有中耳渗液的可能。而不健康的耳组织有可能被诊断为健康的。
由于这个不确定的区间，市售的声学耳镜最后提供一些操作规程，指导用户在声学耳镜与记录仪或打印机联合使用时观察凹谷的轮廓形状。规程指出在不确定区时静值的探测法，稍微呈圆弧形的凹谷意味着耳内是干燥的，或鼓膜后面是负压但没有渗液；陡峭的凹谷谷底意味着中耳部分充填空气，部分充填液体。
这些操作规程都以Jerome T.Combs的研究报告为基础，该报告题目是“Predictive Value of the Angle of Acoustic Reflectometry”，发表在杂志“The pediatric Infectious Disease Journal”(Vol.10，no.3，pp.214-216，March 1991)上。这篇文章说明在静值不确定的场合，声反射率曲线的静值位置形成的“角度”与静值结合在区分健康的耳组织与不健康的耳组织时是有效的，该声反射率曲线是501型声学耳镜在记录仪上显示的曲线。角度测量用量角器或测角仪在打印结果上人工完成。报告没有叙述任何在打印曲线上定义待测角度采用的选择点或线的方法。
这篇文章介绍了对203位儿童的406只耳朵进行声反射测量获得的研究结果，这203位儿童中有96个女孩，107个男孩，年龄在4至16岁之间，测量采用带记录仪的501型声学耳镜。其中，A型鼓膜的耳朵75只、B型鼓膜的耳朵149只、C型鼓膜的耳朵182只。这项研究的目的是确定声反射率曲线中凹谷形成的角度是否具有预测价值。尽管文章得出结论说“角度”显然具有预测价值，但是，该研究有两个问题，这两个问题意味着有关预测价值的结论性结果缺乏统计意义。第一，被分析的客体数量不是任意选择的。客体的实际数量从统计上说不足。更具有统计说服力的取样应该要大得多。第二，凹谷形成的角度是利用量角器在声反射率曲线上人工测量的。由于报告没有明确地说明定义角度时设置点的确定性方法，所以角度测量结果可能有颇大的方差，这进一步削弱了结果的统计意义。
尽管声反射仪是一种有用的诊断工具，但是在实现精确诊断中还有一些未解决的问题。第一，缺乏经验的人更可能获得不精确的结果，因为声反射静值的精确测量仍然需要从仪器一端至鼓膜成一条直线。第二，得了相同的耳病的幼儿与年龄大的儿童相比，前者的耳组织反射入射波要少一些。特别是六个月以下的幼儿，其鼓膜与耳道呈较小的角度。在明显情况下，鼓膜的这个位置阻碍获得直线。这两个因素可能导致虚假的静值测量结果，将不健康的耳组织划在“健康”之列。
本发明概要本发明涉及测量各种耳组织的声反射率的设备和方法。根据本发明的一个方面，为了显示耳组织状况，本发明采用电子学的方法测量声反射率曲线的区段形状，耳组织状况的指示标记实质上与声源和鼓膜之间的视线无关。这种指示标记基于测量鼓膜或其它待分析的耳组织的谐振特性或运动游隙。一种测量结果是声反射率相对频率的变化速率。由于谐振通常使静值在声反射率曲线中出现，所以这种变化速率的测量围绕静值进行是特别有意义的。围绕静值测出的变化速率可以表示成静值形状的角度测量、梯度或斜率测量、宽度测量、或另一种形式测量结果。在一个实施方案中，用静值的两侧最陡峭的斜线定义角度，文中称为频谱梯度。耳病的诊断(如耳压不正常或中耳出现液体，或者传导性听力下降)可以只以这种测量为基础。
因为对于给定的耳组织，声反射率测量结果的变化速率比较稳定，而与声源至鼓膜的视线质量无关，所以在这种测量中用户培训的作用与早期技术相比大大降低。因此，本发明提出的方法和装置在许多种耳病诊断中都是有效的，尤其对幼儿的常见耳病如中耳炎进行普查时特别有效，甚至可以用未受过培训的人员进行渗析和普查。
因此，本发明的一个方面是一种分析有鼓膜的耳朵的声反射率的装置。这种装置测量各种耳组织对多种频率的声反射率，其方法是用该装置将来自声源的声音传送至鼓膜，并探测反射的声音，其中测出的声反射率曲线具有某种形状。被测的声反射区的形状用电子学的方法测量，以显示耳组织的状况，该显示结果基本上与从声源至鼓膜的视线无关。
本发明的另一方面是一种分析有鼓膜的耳朵的声反射率的装置。该装置包括声反射率测量系统，它将多种频率的声音传送到鼓膜并探测由耳组织反射的声音，以提供有某种形状的声反射率曲线。信号形状分析仪有接收声反射率测量结果的输入部分和提供耳组织状况指示标记的输出部分，其中，该指示标记实质上与从声源至鼓膜的视线无关。
本发明的另一方面是一种分析有鼓膜的耳组织的声反射率的处理程序。该程序涉及测量耳组织对多种频率的声反射率，其借助于将声音从声源传送到鼓膜并探测由耳组织反射的声音完成测量，所测出的是有某种形状的声反射率曲线。测出的声反射率曲线形状用电子学方法测量，以获取耳组织状况的指示标记，其中，该指示标记实质上与从声源至鼓膜的视线无关。
在本发明的一个实施方案中，该指示标记是声反射率相对频率的变化速率的测量结果。具体地说，在给定的频率和振幅下，测出的声反射率有一个静值，该静值体现鼓膜谐振。对静值区附近变化率的测量是特别有用的指示标记。
利用本发明的一个方面或几个方面结合，通过产生多个入射声波测量声反射率，其中，每一种入射声波都具有不同的基本频率。来自声源的声波与耳组织反射的声波都被接收并且合成，以提供指示接收到的声波总和的电信号。该电信号的包络提供声反射测量结果。可以通过确定对应于入射声波频率的来自于传送系统的电信号的频域分量测量到该包络。这种频域分量可以通过计算电信号的能量而予确定，该能量对应于表示该电信号的傅立叶级数的第一系数。
所测到的声反射率曲线的区段形状的测量也可以利用测量声反射率的频域分量的变化速率的方式实现。该频域分量可以是代表该声反射的傅立叶级数的第一系数。在通过测量对应入射波基本频率的电信号中的能量确定测到的声反射率时，为了获得形状的度量，可以计算这个测出的声反射率的微分。在一个实施方案中，用静值周围最陡峭的斜线定义一个角度，该角度提供需要的形状的度量。
测出的形状可以单独作为诊断的基础。这个测量结果可以简单地向用户显示或者与一个或多个门限值进行比较，该门限值定义具体诊断的范围，比如中耳炎，中耳渗液，中耳有不正常的耳压或传导性听力下降。
附图的简要说明
图1是耳组织的截面图，它说明正常耳组织的声反射原理；图2是在多种频率上典型的入射波与反射波矢量和的示意图；图3是图2所示矢量和的包络；图4是耳组织的截面图，它说明有渗液的耳组织的声反射原理；图5A-图5D是说明由有渗液的耳组织得到的矢量和的典型包络；图6是在本发明中采用的试验探头；图7是一张方框图，它说明本发明的系统；图8A-图8C是电路框图，该电路用于产生控制图7所示声频换能器的电信号；
图9A-图9C是该组电路用于实现图7所示的包络探测器的电路框图；图10A-图10B表示矢量和以及对应的声反射率包络，这是依据本发明的装置对有渗液的耳朵获得的试验结果；图11是用于对非线性声学系统中探测到的包络规范化的电路方框图；图12是规范化的包络信号的一个实例；图13是用于测量声反射率曲线静值区形状的一个实施方案的电路方框图；图14A-图14B的图形说明进行角度测量的方法；图15是直方图，表示以声反射率曲线静值附近测出的角度为基础得到的耳朵个数与最终诊断；图16是直方图，表示在静值的基础上对耳组织作出的大概的诊断，该静值利用声反射率曲线在静值附近测出的角度作了校正，并且对不同的鼓膜类型作了比较；图17是一个散布图，图示了一些患者的在静值附近相对于音频测听门限值(用分贝(dB)表示)测出的角度的坐标关系；图18A-图18C是用于将声反射率曲线的测量结果输出以供显示的电路方框图；图19是一个表，对频谱梯度和反射率作了比较，数据来源于大量的耳朵的声反射率曲线；
图20A和图20B示出了根据本发明的诊断仪器的外形；以及图20C和图20D示出了根据本发明的普查仪器的外形。
通过下面详细的叙述并结合附图将更完整地理解本发明，其中，相同的代号表示相同的结构。本发明的详细描述首先结合图1至图5D叙述测量耳组织声反射率的方法。图1表示典型的耳组织100，它具有鼓膜102、耳道104、和中耳103。为了测量声反射率，由声频换能器106产生给定频率的低波幅的音波105。声频换能器产生多种频率的声波，通常是从500赫兹到20千赫。低幅声波进入耳道并抵达鼓膜102。该声波被耳组织吸收一部分、反射一部分，耳组织包括鼓膜、小骨(Oscicles)、中耳裂隙和其他的中耳组织。由这些组织反射的声波的幅度和相位是使用测试频率和耳组织结构的复数声阻抗的函数。对于健康的耳组织，来自鼓膜和中耳的反射最小。中耳的复数声阻抗依次取决于中耳内的情况、特别是中耳内究竟有无渗出物(如液体)或不正常的耳压。正常的鼓膜振动大约吸收入射波的一半，导致微弱的反射波，如107线所示。麦克风108接收入射波105、反射波107、以及来自其它耳组织的反射波，最终获得这些值的矢量和。
图2表示扫描几个频率的矢量和，沿横坐标频率降低。这张示意图说明从测量仿真耳获得的矢量和的时域原始数据数据。上升、急剧回落到静值，然后再上升是耳内鼓膜的特征谐振响应，在此例中，则是仿真耳的响应。然后确定这条曲线的包络以便提供声反射率测量结果。这条包络可以用多种方式确定。对应图2曲线的包络示于图3。图3的曲线中，纵坐标表示包络的数值，横坐标表示入射波的波长。该图类似于501型声学耳镜在记录仪上的打印输出。在包络上观察到静值点111。在所示标尺上这个静值的大小大约是2.0个单位。
现在参照图4，该图表示耳组织100有渗出物110。中耳的渗出物限制鼓膜振动，引起反射波增强，反射波幅度增大，如109所示。入射波105和反射波109的矢量和的包络在四分之一波长处达到静值，如图5A所示。在图5A中，反射率的最大值，即矢量和包络的最小值，利用市售的501型声学耳镜作参照系统，大约是7.2个单位，如112所示。在这个实例中，最低值(即最高反射率)点是在来自麦克风的矢量和信号包络的所有频率上的最小值。在501型声学耳镜的标尺上，静值点的反射率在大于5.0个单位时通常表明中耳有问题。
在本发明中，至少由曲线上的两个点定义的声反射率曲线的区段形状，是用电子学的方法测量，以获得耳组织的情况的指示标记，该指示标记实质上与声源与鼓膜之间的视线无关。这个指示标记可以是静值的任一侧或两侧，或静值周围的声反射率相对频率变化的变化速率的度量值，也可以作为曲线其它区段或整条曲线的反射率变化速率的度量值。静值周围的区域是曲线具有较大的负斜率的区域，它定义进入静值区的入口点恰好在静值之前，并且在静值之后，曲线具有较大的正斜率，它定义了静值的出口。静值通常发生在耳组织的谐振频率附近。现在说明这种测量的重要性。
当入射到鼓膜的声波接近四分之一波长时的频率时，反射波的振幅与入射波的振幅叠加结果接近振幅的零点。一般地说，正常的耳鼓在中耳内没有液体也没有不正常的压力，它显示比较平缓的静值。反之，耳内有液体或不正常的压力引起较强的反射，因此有比较深的静值。但是静值的深度取决于视线。业已发现，对于中耳有液体或有不正常的压力的耳组织，在静值的入口和出口之间声反射率的变化(速率)与健康的耳组织相比要急剧。进一步发现，由视线变化引起的这种变化速率的差别对于说明渗出物或不正常压力并没有什么影响。
现在参照图5B，这张图说明带记录仪的501型声学耳镜对于有渗出物的耳组织的典型的检测结果。测量由有经验的使用者进行，他将视线直接指向鼓膜。但是，图5C表示对同一耳组织、故意地降低视线的质量获得的输出。最后是图5D，它表示对同一耳组织，由典型的没有经验的使用者操作所获得的输出。比较图5B至图5D可知，同一耳组织输出的振幅，按501型的标尺从图5C中的114点得到的是2.7，而图5D中的115点对应的5.0，图5B中的113点则为7.6(通常被认为是严重的中耳有渗出物)；反之，在静值前后的变化率，即斜率(用作包络形状的指示值)基本保持不变。
随入射声波自由振动的鼓膜(即健康的鼓膜)不仅产生较浅的静值，而且在静值频率附近的斜率较平缓，因此产生较小的频谱梯度。相对于接近静值的频率，不受限制的运动产生较低反射率(值)，因此产生较低的表观斜率。
当鼓膜运动受限制(即耳组织不健康)时，静值周围斜率增大。因为声反射率与鼓膜的复数声阻抗相关，因此测量它相对于频率输入的变化速率与测量电路的“Q”值相似。所以，限制鼓膜导致较高的声阻抗和较敏锐的Q值。对于给定的阻抗，不管由于视线限制引起的输入能量如何变化，Q值相对恒定。
现在介绍按照本发明的装置。图6是依据本发明制作的仪器的测试头的剖面图。测试头12包括换能器21，它在声腔23内建立声场。声腔23中的声音通过探针25到耳道290附近。探针25有一个漏斗形的部分251和任选的线性部分252。部分252的大小可以选择，使之与典型的受试的健康耳道的大小相匹配。借此使探针的头部与典型的耳道的阻抗匹配。对于儿童，探针的线性段252的长度A最好接近1cm，内径B应当介于0.25至0.75cm之间。类似地，当探针漏斗形部分251侧面长度C大约是5cm、与声腔连接的探针大头直径D接近7cm时，能够获得好的结果。采用适当的补偿，可以使用其它外径的头部。探针的延伸段不需要插入耳道。实际上，在测试头探针顶端27与耳道290入口之间有狭窄的缝隙28。用装配在探针头部27上的海绵橡胶头(未示出)可以很方便地控制这个缝隙。
在测试头中，换能器21产生的入射声波从测试头探针25的顶端27发出，进入耳道290。然后，一部分入射波被耳组织反射。来自健康的耳组织的反射极微弱，可以通过适当的选择探针头部内径(比如对于儿童将它增大到1.0cm)得到抑制。
部分反射波从顶端27进入测试头的空心线性段252。麦克风24位于探针25内部，位于线性段252与漏斗形部分251的衔接处。所以，麦克风24实际上测量这个点的净声压；这个净声压是入射信号和反射信号的矢量和。为了减少测试头内部的反射和谐振，可以用吸音材料充填声腔23。
现在已经叙述了声反射仪的一般原理以及在声反射仪中使用的测试头，下面将结合图7至图12介绍适合本发明的电子电路。现在结合图7介绍按照本发明制作的设备的简要方框图，包括设备的电路部分和机械部分。电路部分除了显示器、声换能器、和麦克风之外都可以采用微处理器，也可以用模拟电路。图7中，音调发生器121包括声音发生器120，它产生供给音频换能器122(如图6中的测试头的换能器21)的电信号。音频换能器对电信号作出响应，产生施于外耳道的低音量声波(图1和图4中的105)。音频换能器122可以是电子耳机、电磁耳机、或者其它类型的换能器。换能器也可以是小型扬声器，如在高保真头带送受话器中使用的小型扬声器。
如上所述，入射声波被耳组织反射。由麦克风108(如图6中的麦克风24)将这些反射波与入射波叠加。麦克风可以是电容式话筒、静电式话筒或者其它类型的话筒。由麦克风输出的信号代表入射波和反射声波的矢量和，其电压与反射波的振幅成反比，如图2所示。
包络探测器124将矢量和转换成包络信号，前者由麦克风的输出信号表示，后者用随入射波频率变化的电压表示。包络探测器124可以是峰值包络探测器、均方根(RMS)电压探测器、或者模拟-数字转换器，如适当的可编程微处理器。作为本发明的一个方面(下面将详细介绍)利用关于矢量和的频谱资料探测包络。这样探测出的包络被称之为声反射率曲线。
为了获得耳组织情况的指示标记，形状分析器126用电子学方法测量声反射率曲线的区段形状，该形状本质上与从声源到鼓膜的视线无关。该信息可以是对包络形状的一种或多种测量，包括对声反射率相对频率变化的变化速率的测量，频率变化指的是静值周围、静值的任一侧、或者一段曲线或整条曲线的频率变化。例如，这种测量可以是角度、梯度、斜率、宽度、或者其确定方式下面将叙述的声反射率曲线形状的其它度量参数。然后以适当的方式通过显示部分130将这个信息显示出来。
在图7中，可以增加存储器(未表示)，以便存储一条声反射率曲线的处理结果。有这样的存储器，电路运行时能够对耳组织自动地依次完成多次试验，将这一系列试验中的最好的结果保存下来，其余的可以丢弃。例如，最好的结果可以定义为静值最低的声反射率曲线的形状测量结果。以这种方式，设备用户稍加努力就可以获得最好的结果。
现在结合图8A至图8C较详细地介绍声音发生器120。声音发生器120的输出供给音频换能器122，该输出是一系列扩展到不同频率范围的正弦波。通常扩展范围介于500赫兹至20千赫之间。频率范围在1千赫至15千赫之间，在1.8千赫至7千赫之间，在1.8千赫至4.4千赫之间都是可以接受的。对所有频率扫描一次典型的周期是从20毫秒至大约10秒。但是这些图仅仅是一些示范图。一般地说，应当有频率输出，该频率输出覆盖耳道“传送线”上的一个或多个谐振点，该传送线以中耳作为终点。这些谐振点按照四分之一波长的倍数有规律地出现。业已发现下述谐振点对于扫描分级特别有用，它们是1/4波长、1/2波长、3/4波长以及一个波长。在正常的成人耳组织中，这些波长对应的频率近似于3.5千赫、7千赫、10.5千赫、和14千赫。
在图8A中，利用斜率信号发生器140作为声音发生器120(图6)。斜率信号发生器产生斜率信号141，即单调信号，该信号驱动电压控制振荡器(VCO)142。斜率信号还被包络探测器124和显示器130利用，下面将有介绍。电压控制振荡器142对斜率信号作出响应，提供一展开的正弦波，其频率展开的范围由斜率信号定义。展开的正弦波供给音频换能器122。
图8B是一个实施方案中的声音发生器120的方框图，该实施方案利用带连续扫描系统的模拟技术。展开的频率源31在312线上提供扩展的频率输出。扫频信号本身作为输出在311线上出现，该信号用于控制包络探测器124和显示器130。通过将来自测试头在322线上的信号反馈到衰减器32而使来自换能器的声压波长保持恒定。在这个实施方案中控制电压的衰减器能够连续地调整，使最大值为20分贝。衰减器的输出供给功率放大器33，功率放大器马区动换能器。
在图8C的实施方案中，采用一系列的脉冲信号，每个脉冲的频率各不相同。零部件代码与结合图8C进行讨论时用的代码一一对应，代码的作用与图8B的讨论相似。但是，在图8C所示的实施方案中，给测试头的信号源于脉冲-扫描发生器51。这个脉冲扫描发生器提供一系列脉冲，其中，每个脉冲宽度近似为10毫秒，脉冲再现率近似为100赫兹。每个脉冲有不同的中心频率，第一个脉冲频率近似1.8千赫。每个后续脉冲的中心频率都按比例地高于前一个脉冲，直至给定的脉冲序列中的最后一个脉冲的频率到达近似4.4千赫。大约44个不同频率的脉冲组成一个序列是适当的。用大约0.5秒长的由这些正弦波脉冲组成的脉冲串能够进行完全的扫描测量。最好用微处理器以离散定时步进将每个正弦波频率的若干个周期的脉冲串同步。该脉冲序列供给信号衰减器32，信号衰减器的输出供给宽频带功率放大器331。来自脉冲扫描发生器的输出信号313由显示器130使用。
应当理解，这些声音发生器120的实施方案都仅仅是示范方案。其他的实施方案也可能采用。例如，用于产生包络的频域法不需要在每个离散的频率上依次产生进行单独测量的探针频率。在感兴趣的频率范围内，以适当的能量分布获取宽频带声激励并通过对频域进行变换(如傅立叶变换或类似的其它变换)，也能导致良好的频域测量结果。自噪声信号发生器可以实现这种能谱分布。
现在结合图9A至图9C详细介绍包络探测器124。在图9A所示实施方案中，包络是利用均方根至直流(RMS-to-DC)转换确定的。在图9A中，麦克风的输出在从测试头34引出的341线上经前置放大器35被送到带通滤波器36。带通滤波器通常允许50赫兹至20千赫的信号通过。带通滤波器36的输出与RMS-to-DC转换器371的输入耦合，该转换器的输出是来自麦克风的各种入射声波频率矢量和信号总能量的度量值。在这个实施方案中，RMS-to-DC转换器371受扫频输出信号311(比如来自图8B的扫频源)控制。
图9B所示实施方案基于峰值检测。在与图9A相似的图9B中，宽频带前置放大器35接受麦克风的输出。前置放大器的输出通过带通滤波器36。带通滤波器的输出与峰值检测器372的输入耦合，该峰值检测器针对每种入射声波频率提取峰值，由此产生包络。这个峰值检测器可以控制，例如受触发输出信号(比如来自图8C的脉冲扫频发生器)控制。在这个实施方案中有一个困难，即对于噪声瞬变特别敏感。
图9C所示实施方案使用矢量和的频域信息确定包络。这个实施方案基于频谱分析原理，即声音信号以及它的电模拟信号都可以用一系列不同频率的正弦波(如傅立叶级数)表示。每个频率都与一组系数联系，这组系数确定其总幅度。对傅立叶级数的所有的系数求和再现原始的波形。第一个系数对应基本频率。纯正弦波的高阶系数是零。在这个实施方案中，声反射仪产生的一系列声波是一系列正弦波脉冲，每个脉冲包含若干个周期的正弦波，而且每个脉冲中的频率不同。识别每个脉冲的基本频率，那个频率信号的第一个系数仅仅代表基本频率。所有其它的频率都可以忽略。
忽略所有的不同于基本频率的频率，收到的矢量和信号的能量可以被表示成基本频率的傅立叶系数的平方和。这些系数是矢量和信号与基本频率的正弦和余弦的乘积。因此，能量由式(1)定义Ef＝[∑Vxsin(2πf)]2+[∑Vxcos(2πf)]2(1)其中，Ef是入射频率为f的信号能量，Vx是在入射频率处的矢量和电压。求和符号表示针对矢量和信号的整数周期上的每个矢量和电压取样计算这个乘积。声波的基本频率的能量由图9C中的能量测量部分37测量。能量值Ef的平方根给出信号分量的均方根值(RMS)，该信号只包含基本频率。包络由各种入射频率的均方根值定义。
这个实施方案的一个优点在于针对基本频率测量在数个周期上求矢量和的信号能量应当大大减少外部噪声的影响，并且给出与频率相关的有意义的定量数值。因此，响应一系列入射声波在每个入射频率处测出的能量给出了鼓膜谐振特性的包络，而且该包络基本无噪声。如果来自哭闹儿童的声音和周围房间的噪声的频率不在待测量的基本频率上，那么这些声音都被排除在外。
考虑到获取矢量和的声学系统(包括麦克风、换能器、声腔和探针头)并不理想，在本发明中对包络探测器124测出的包络作规范化处理也颇有效果。规范化的基础是假定如果将入射声波传送给开放空间，那么应当没有反射被测量到。因此，最终的矢量和曲线和它的包络都应当是平直的。但是，由于声学系统不理想，所以最终获得的曲线一般并不平直。
例如，采用连续扫描的音调发生器的装置将声音传送到开放的空间，该装置获得的实际矢量和如图10C所示。在这张图中，横坐标表示递增的时间或入射波频率，坐标的单位是任选的。纵坐标表示由麦克风输出的矢量和的幅值，坐标的单位是任选的。图10D表示这个矢量和的包络，它是采用结合图9C说明的方法得到的。在这张图中横坐标表示递增的时间或入射波频率，坐标的单位是任选的。纵坐标表示包络的幅度，单位是任选的。值得注意的是图10D所示的包络中的不规则性。
图10A表示从仿真耳获取的矢量和，该仿真耳是一个机械结构，它在声学特性上与真实的耳组织相似。在这张图中，横坐标表示时间增加或入射波频率，坐标的单位是任选的。纵坐标表示由麦克风输出的矢量和的幅度，单位是任选的。图10B说明图10A所示矢量和的包络，该包络是采用结合图9C说明的方法得到的。在这张图中，横坐标表示时间增加或入射波频率，坐标的单位是任选的。纵坐标表示包络的幅度，坐标单位是任选的。
在分析图10B所示曲线的形状之前，最好利用有关声学系统不规则性的知识(如图10D所示)将图10B中所示的包络规范化。因此，对于其数据已为声学系统在开放空间时所存储的每个频率的数据(来自图10D)而言，每个频率的包络的数值互逆，被用于换算对于给定的耳组织获得的曲线中的相应频率处的包络的数值(来自图10B)。
实现这种规范化的电路如图11所示。包络探测器124的输出送入多路调制器(MUX)或其它的选择器123，该调制器或选择器受来自123A线的模式选择信号控制。在被称作规范化模式的第一操作模式中，让装置将声音传送到开放空间并且将包络探测器的输出经多路调制器123供给存储器125，在那里将数据保存起来。在被称作测量模式的第二操作模式中，在完成对耳组织的测量后，包络探测器的输出经多路调制器123供给换算部分127。针对每个施于耳组织的入射波频率，借助存储在存储器125中的相同频率的存储数据的反数，对在该频率处的包络的数值进行换算，以提供规范化的包络输出。经过规范化的示范包络示于图12。在这张图中，横坐标表示递增的频率，坐标的单位是任选的。纵坐标表示包络的幅度，单位是任选的。注意，图12中的曲线实质上比图10B中的包络光滑。
进一步的数字信号处理可以在规范化的包络上完成，以降低曲线中的噪声，或者降低曲线中感兴趣的区段的噪声。例如，可以在静值前的负斜率区段完成低通滤波，比如采用三通滤波器(athree-tap filter)。在静值之后的正斜率区段也可以经过滤波，比如采用五通低通滤波器(five-tap low pass filter)。如果获取的静值幅度不足，还可以舍弃完整曲线的信息。这些类型和其它类型数字滤波都可以采用。例如，为了用于角度测量中和绘制波形，声反射率的包络还可以分度。
现在较详细地介绍适当的形状分析器126。形状分析器126采用电子学的方法测量声反射率信号的区段形状。可能有许多区段是感兴趣的区段。主要感兴趣的区段是静值附近的区段。此外，在静值区段入口处的负斜率区段可能也是重要的，而且包含着对诊断有用的信息。静值之后的正斜率和谐振波形的峰-峰幅值可能也有用。形状分析器126可以用电子学的方法确定被测波形的静值的位置和幅度，这些工作由静值探测器完成，该探测器探测波形并测量最低的电压值。
有若干种测量声反射率曲线的区段形状的方法，包括测量梯度或斜率。定义凹谷区域形状可以采用考核凹谷两侧的梯度或斜率的方法，或者采用测量凹谷定义的角度的方法，或者采用测量凹谷的宽度的方法。
首先讨论声反射率曲线上静值附近区段的形状的测量方法。这些方法与测量静值两侧曲线斜率有关，比如，麦克风输出的矢量和是用电压度量的，那么就要确定曲线段上每伏电压对应的频率，即频率/电压。
在本发明的一个实施方案中，静值区形状测量结果是声反射率曲线中由静值区形成的角度的测量结果，就如同在501型声学耳镜的记录仪打印的曲线上测量角度一般。为了实现这个目的，声反射率曲线需要换算，以与501型声学耳镜的标尺匹配。为了完成这个换算，横坐标表示频率f，每个频率的实际位置L由下式确定
L＝(f-f0)*W/fr其中，f0是待显示曲线范围中的第一频率，fr是曲线的频率范围，W是曲线图宽度，比如84mm。每个对应的反射率数值R按照下式计算R＝A*H/A1800其中，A是幅值，H是曲线图高度，如40mm。这些分度公式仅仅是针对501型声学耳镜的说明。其它的分度公式也可以使用。
象501型声学耳镜那样给定适当的参考系之后，静值区的角度测量或其它形状测量以及声反射率曲线的其它区段的形状测量都可以计算。
第一种方法涉及频率梯度/幅度参考系。首先确定静值顶点的幅度值。其次测量静值两侧位置的频率，在这个位置上，幅值高于静值一个已知的电压增量。该电压增量通常可以是包络探测器124(图7)可能实现的电压输出范围的20％左右。一般地说，对于不健康的耳组织获得的曲线，这个电压增量应当在曲线上提供一个点，这个点位于静值区入口之后且在非常接近静值点曲线变平之前。例如，电压增量可以与501型声学耳镜上的两个反射率数值相对应。电压增量也可以与静值电压成比例以保证规范化的效果。在这个电压下的频率可以借助对音频发生器120(图7)或斜率信号发生器140(图8A)的输出采样予以确定。两个频率的差值即为需要的结果。
第二种方法涉及频率增量测量。更具体地说，是确定静值顶点处的频率。然后在高于顶点频率一已知频率增量处测量相对幅值。在低于峰值频率一已知频率增量处找出对应的相对幅值。一般地说，对于不健康的耳组织获得的曲线，这个频率增量应当在曲线上提供一个点，这个点位于静值区入口之后且在非常接近静值点曲线变平之前。频率增量通常可以介于10赫兹至1000赫兹之间。相对幅值和对应的频率的矢量和是需要的结果。
第三种方法被称之为积分法测量(integration measurement)。采用这种方法，在确定静值顶点的幅度之后，进行频率扫描，从静值一侧的电压增量的门限值扫到静值另一例相同或类似的电压值。电压增量可以与第一种方法采用的电压增量相同。在两个门限值之间，电流积分器被激活。积分获得的电压作为相对数值使用。另一种替代方法，是可以在静值两侧对音频发生器120(图7)的输出或斜率信号发生器140(图8A)的输出进行采样，差值也可以作为需要的结果使用。在图13中，形状分析器的探测器126由静值幅度探测器144实现，它用于确定静值电压。静值电压输送给电压比较器146，该比较器还接受偏置电压。静值电压与偏置电压结合起作用，将控制信号反馈给斜率信号发生器140(经由146A线)，其用途将在后面叙述。类似地，控制信号输送给积分器148，其理由也将在后面叙述。矢量和还可以从麦克风108传送给积分器148。
现在介绍斜率信号发生器140、电压比较器146、以及积分器148的工作情况和它们的合作情况。它们合作提供上述的积分方法。在检测到静值电压之后，确定高于静值电压的偏置电压。让斜率信号发生器再工作一段时间，扫过该组频率。当麦克风的输出电压与偏置电压相符时，积分器148启动并开始积分，此时电压下降到静值电压，然后再上升到偏置电压。在第二次升至偏置电压之后，此时积分器的输出信号提供一个与静值的角度成正比的数值。这个值供给电压比较器150，该比较器提供的输出说明该角度究竟是小于还是大于一个或多个角度门限值。这些输出供显示(如发光二极管152和154)使用。
还有一种方法叫做斜率测量。在确定静值角度顶点的频率之后，可以用与曲线上另一个点的频率差除以对应的电压差来确定该角一个边的斜率(反之亦然)。斜率差作为需要的结果使用。超越函数可以用于将这个数值变成角度。例如，已知频率生成和静值电压标定值就允许测量角度斜率或梯度(参照图14)。静值处的幅度值(V0)和相应的频率(f0)存储在存储器中。然后测量对应给定的偏置电压的两个频率f1和f2。参照图14，角度α1＝arctan[(f1-f0)/V0]，和α2＝arctan[(f2-f0)/V0]。静值角α是α1与α2的和。当用于表示声反射率曲线的分度与501型声学耳镜所用的分度相同时，这样测出的角度与在501型声学耳镜上出现的角度相对应。
还有另一种测量静值区形状的方法，该方法涉及频域分析，诸如傅立叶变换或其他的变换，在此称之为频谱梯度测量。傅立叶变换是一种按频域分析电信号的数学方法，它相对于更常用的时域分析法。当矢量和的包络以傅立叶级数表示(如前面结合图9C所述)时，计算变换后的信号差值导致该信号中的频率梯度的直接测量。将静值两侧最大的负梯度和正梯度对应的角度加起来得到静值角的直接测量。为了说明，假定点A和点B是梯度最大的两个点，梯度分别用a和b表示(如图14B所示)。定义静值区形状的角度α是角度α1和α2的和。在这个实施方案中，α1＝π/2-arctan(a)，α2＝π/2-arctan(b)(与图14A对比)。
另一种测量形状的方法是包络的子波分析(a waveletanalysis)。采用子波分析能够从包络中提取多个特征。如此获得的特征是包络有特色的特征，因为它们能够用于定义包络。然后，将这些特征用作诊断的基础。这样的特征还允许利用中性网络法(neural network)和/或其它的图形识别方法对各种类型的包络分类。图形识别方法也可以用于从包络上提取特征。
给出声反射率曲线的形状测量获得的信息，仪器就有可能以诊断的形式输出这些信息。例如，普查模块430可以用于将输入的形状测量结果与门限值432进行比较(如图18A所示)。比较的结果能够告知用户“健康”或“不健康”。另一种则是使用形状信息(如待加权的角度)校正获得的反射率和静值。这种校正考虑到视线差异造成的误差。校正模块434接收静值和形状信息(如角度)然后计算待输出的校正结果。图18C将普查模块430和校正模块434结合起来。
现在详细地介绍校正模块434。这个模块能够以许多不同的方式实现，并且能够以许多不同的方法进行校正。利用测出的角度校正声反射率的适当的校正函数(ACR)的典型公式如下ACR＝AR*N/(M+Angle)其中，AR是静值处的声反射率；N是选定的因子(常数)；M是选定的常数；而Angle是测出的静值角。在N和M分别为200和118时，这个公式在82°角处建立一个中点发射值为0.5的门限值，下面将详细叙述。这个函数中的参数选择可以通过实验选定，以使给定门限值的灵敏度最大且最有专用性。
为了实现该加权函数，当角度和反射值是输入时，采用微处理器利用上述公式计算校正值。但是，完成上述校正和进行端点校正将导致不必要的复杂性。进行这样的实时计算需要复杂的微处理器，这将大大增加仪器成本和电路需要的功率。成本低的替代方案是利用只读存储器查表，它的输入地址是两个可变的数值，梯度和反射率，校正值存储在只读存储器的与输入地址相对应的位置。给定输入地址，相应的加权值就提供给输出，用于显示或打印。
本发明是很适合供非医务人员使用的普查仪器。这种普查仪器使用至少一个用于形状测量的门限值以提供简单的输出，如“健康”、“继续观察”、或“送交”医生。这是通过实验确定的，如图1 5所示，形状测量得出的角度表示，或者说门限值或适当的分界点(在这个点以上耳组织是健康的)，大约是95度，角度测量采用上述的频谱梯度法。图15是一张直方图，它表示具有给定的频谱梯度测量结果的患者的数目(总数498人)，并且按照诊断分组，即按患者最后确诊是患有中耳炎还是健康的进行分组。有斜线的直方条(如160)表示患者数，这些患者都具有该给定的频谱梯度测量结果并被诊断患有中耳炎。有垂直线条的直方条(如161)也表示患者数，这些患者具有该给定的频谱梯度测量结果并被确定耳组织是健康的。分界点是通过定义诊断门限值建立起来的。适当的门限值是95度和75度，高于95度时，判断患者是健康的概率很高；低于75度时，判断患者患有中耳炎的概率很高(大约是90％)。在75至90度之间表示患者应当继续观察，中耳炎有可能发展。其他的低于75度的门限值(比如65度和55度)也可以使用，以提高诊断概率。这些门限值是通过实验选定的，所以灵敏度和专用性都最佳。
图16是一张以声反射率测量结果为基础的直方图，它是对1393个患者的耳组织进行测量的结果，并利用实测的频谱梯度进行了校正，而且依据鼓膜类型进行分类。校正利用上述公式进行。在这张图中，曲线133对应A型鼓膜(647个患者)，曲线131对应C型鼓膜(462个患者)，曲线132对应B型鼓膜(257个患者)。这张图表示声反射率数值大于5便能够清楚地区分正常的耳组织和不健康的耳组织。这个数值作为门限值，可获得的灵敏度为0.94，专一性为0.97。连续地采用两个或多个门限值是有利的。非医务人员使用的仪器也可以利用这些信息作为诊断基础。
选择参照图17，说明传导性听力下降与静值区定义的角度相关性。图17是一张散布图，它以声反射率测量的静值区定义的角度和音频听力计门限值测量结果为基础，对68个患者进行测量。在这张图中表明，听力计门限值为25dB或高于这个值的患者的静值角测量结果都低于90度。对于这个数据组，灵敏度达到1.0。因此，适合非医务人员使用的检查传导性听力下降的仪器也能制作。
现在参照图19介绍在摆脱视线影响方面所作的改进，为了诊断目的采用上述的跨越静值的频谱梯度测量。在收集图19数据的试验中，对每只耳朵至少测量4次。计算出静值和频谱梯度的平均值，然后最大值和最小值参照该平均值以获得平均值以上、平均值以下和散布的值。散布值是最小值和最大值与平均值的差值的和。确定每只耳朵散布值的变化，它表示从静值到频谱梯度测量结果在分散程度方面的改进。
重要的发现在于当反射率的散布值增大(列号500)时，频谱梯度测量结果的散布情况却逐步得到改善(列号502)。这种改进是由反射率的散布值与频谱梯度的散布值的比值的平均值定义的。即，比值(列号502)是静值的散布百分比除以频谱梯度的散布百分比。对于声反射率散布值为50％或更高的耳朵而言，频谱梯度的测量结果改进了散布情况，平均提高45.9个百分点；对于声反射率散布值为30％或更高的耳组织，频谱梯度的散布情况得到改进，平均提高25.4个百分点。因此，对于声反射率散布值为30％或更高者，平均改进接近3比1。
现在结合图20a至图20d叙述仪器的实施方案，为了向用户提供诊断输出，这些仪器都分析声反射率，以便获取形状测量(包括频谱梯度测量)的结果。应当理解，这些实施方案仅仅是一些范例而不是对本发明的约束。可能有其他的结构，并且这些结构将取决于具体的需要诊断的病症，如中耳炎、渗出物、听力下降、耳压不正常或其他的症状，还与用户，如医生、经过培训的人员、或者没受过培训的人员有关。
图20a至图20b说明依据本发明的仪器的一种实施方案。这个实施方案的目的是作为诊断产品供医院或临床使用，由经过培训的专业人员(如医生和其他的医务工作者)用于耳病诊断。这个装置最好是电池供电，并且采用低功率的电路和功率转换技术以使功率消耗最低。例如，电路只是在需要时才被使用，不用时系统自动进入待机模式。
在这个实施方案中，仪器有手柄400和可更换的端头402，该端头与患者接触。手柄的形状要较严格地模仿耳镜手柄。触按式测量按钮403通过振荡器启动扫频以获取测量结果。
这个仪器的输出类似于市售的501型声学耳镜，但是增加了曲线形状测量。它可以显示静值的数值，或校正后的静值。所以，这种手持仪器在它的低功率LCD图形显示屏418上显示其输出412，包括显示声反射率曲线414和数字结果416，采用相对的单位并与文献中报道的数字对应。与501型声学耳镜输出相比，在仪器上有完整的声反射率曲线图形显示，不再需要显示耳道长度的数值。
提供附加的存储器(未示出)存储以后需要检索的数据也是符合需要的。提供足够的存储器，可以在手持仪器的存储器中存储多组测量数据供以后绘制曲线。可以提供控制数据存取的按钮。例如，可以提供左耳按钮420和右耳按钮422。这两个按钮可以用于将静值寄存到指定的存储位置，该位置存储最后的峰值数据供以后打印。在打印记录上可以区分被测试的耳朵是左耳还是右耳。
作为附加特征，还可以提供两种或多种可更换的端头和规范化数据，以便选择受试的年龄组。例如，同时按压左右耳按钮可以在儿童(C)和婴儿(I)端头标定结果之间切换。当婴儿端头调整耳道长度并修正声阻抗时，切换到婴儿运行，选择较高的扫频范围和内部电路的增益。适合两种类型端头的规范化数据被存储在永久性存储器中，每次更换端头不需要重新规范化。仪器的标定状态也可以显示，例如在图形显示器上和在绘出的曲线上显示相应的字样“C”或“I”。
图20c和图20d说明依据本发明的仪器的另一种实施方案。当儿童应当接受诊断和处理时，这种仪器能够用于确定儿童何时应当接受诊断和治疗，并且可以确定治疗的效果。依据本发明的这种普查仪器旨在成为低成本的、适合普查的仪器，并由非专业人员使用。普查仪器的主要用途是对六个月以上的儿童进行普查，检查慢性中耳炎(MEE)或不正常的耳压。这种装置最好是低功率的、可以独立应用的、并且由电池供电的仪器，采用可更换的电池和可充电电池。它采用低功率的电路和功率转换技术以使功率消耗最低。例如，电路只是在需要时才被使用，不用时系统自动进入待机模式。
在较佳的实施方案中，仪器有手柄400和可更换的端头402，该端头与患者接触。手柄的形状要较严格地模仿耳镜手柄。触按式测量按钮403通过振荡器启动扫频以获取测量结果。
为了普查目的，这种仪器的输出可以是双色显示。输出404为彩色灯光显示绿色的发光二极管406表示正常，红色的发光二极管410表示听力下降或其它病症。有三种或多种灯光的筛分装置是符合需要的。例如，这种装置可以有各种灯光显示红色表示要看医生；琥珀色或黄色，意味着要重新测试或要继续观察；绿色表示听力正常。在这种装置中，将采用两个门限值，通常，一个在70至90度之间(如75度)，另一个在80至100度之间(如95度)。有其它病症存在也可以用这类显示指出。校正的静值也被使用并且与门限值进行比较，以便提供类似的显示。
应当理解，图20a至图20d所示的仪器都是示范实例。按照本发明能够制作其他的仪器并提供给特殊的用户，或者提供待采用的或改进的诊断功能。
虽然本文已经介绍了几种实施本发明的方案，但熟悉本技术领域的技工应当清楚前面的内容仅仅是说明性的，本发明并不仅限于已经提出的示范例。许多改进方案和其他的实施方案都只在技巧上略有变化但并未超出权利要求书规定的发明范围。
权利要求
1.一种用于分析有鼓膜的耳朵的声反射率的装置，其特征在于包括测量耳组织对多个频率的声反射率的装置，它将声音从声源送至鼓膜并探测反射的声音，其中，被测量的声反射率曲线有某种形状；以及用电子学方法测量声反射率曲线的形状以显示耳组织的状况的装置，该显示结果基本与从声源到鼓膜的视线无关。
2.根据权利要求1的一种装置，其中所述的测量装置包括用于测量声反射率相对频率的变化速率的装置。
3.根据权利要求2的一种装置，其中所述的被测量的声反射率在给定的频率和幅值处有一体现鼓膜谐振特性的静值，并且该测量装置用于测量静值周围的变化速率。
4.根据权利要求1的一种装置，其中所述的测量声反射率的装置还包括一种产生多种入射声波的装置，其中，每种入射声波的基本频率各不相同；一种换能器，该换能器用于接收来自声源的声波和耳组织反射的来自声源的声波并且将这两种声波合并，其中，该换能器产生指示标记被接收声波之和的电信号；以及一种探测包络的装置，该装置检测自换能器的电信号包络，以提供被测量的声反射率。
5.根据权利要求4的一种装置，其中所述的探测包络的装置包括确定来自换能器的电信号的频域分量的装置，所述频率分量与入射声波频率相对应。
6.根据权利要求5的一种装置，其中所述的确定频域分量的装置包括计算电信号的能量的装置，该能量与描述该电信号的傅立叶级数的第一系数相对应。
7.根据权利要求4的一种装置，其中所述的用于测量声反射率曲线形状的装置包括测量来自换能器的电信号的频域分量的变化速率的装置。
8.根据权利要求7的一种装置，其中所述的频域分量是定义来自换能器的电信号的傅立叶级数的第一系数。
9.根据权利要求1的一种装置，其中所述的测量声反射率曲线某一区段的形状的装置包括被测声反射率的频域分量的变化速率的装置。
10.根据权利要求9的一种装置，其中所述的频域分量是定义被测声反射率的傅立叶级数的第一系数。
11.一种用于分析有鼓膜的耳组织的声反射率的处理，其特征在于包括下述步骤测量耳组织对多种频率的声反射率，其方法是将声音从声源传送到鼓膜并探测反射的声音，其中，被测量的声反射率曲线有某种形状；以及采用电子学方法测量声反射率曲线形状，以便显示耳组织的状况，这种显示基本上与从声源到鼓膜的视线无关。
12.根据权利要求11的一种处理，其中所述的测量步骤包括测量声反射率相对频率的变化速率。
13.根据权利要求12的一种处理，其中所述的被测量的声反射率在给定的频率和幅值下有一体现鼓膜谐振特性的静值，并且所述测量步骤包括测量静值周围的变化速率。
14.根据权利要求11的一种处理，其中所述的测量声反射率的步骤还包括下述步骤产生多种入射声波，其中，每种入射声波的基本频率各不相同；用换能器接收来自声源的声波和耳组织反射的来自声源的声波并且将这两种声波合并，其中，该换能器产生一体现被接收声波之和的特征的电信号；以及探测来自换能器的电信号的包络，以提供被测量的声反射率曲线。
15.根据权利要求14的一种处理，其中所述的探测包络的步骤包括确定来自换能器的电信号与入射声波频率对应的频域分量。
16.根据权利要求15的一种处理，其中所述的确定频域分量的步骤包括计算电信号的能量的步骤，该能量与描述电信号的傅立叶级数第一系数相对应。
17.根据权利要求14的一种处理，其中所述的测量声反射率曲线区段形状的步骤包括测量来自换能器的电信号的频域分量的变化速率的步骤。
18.根据权利要求17的一种处理，其中所述的频域分量是定义来自换能器的电信号的傅立叶级数的第一系数。
19.根据权利要求11的一种处理程序，其中所述的测量声反射率曲线区段形状的步骤包括测量声反射率频域分量的变化速率的步骤。
20.根据权利要求19的一种处理程序，其中所述的频域分量是定义声反射率的傅立叶级数的第一系数。
21.一种用于分析有鼓膜的耳朵的声反射率的装置，其特征在于包括一个声反射率测量系统，该系统将多种频率的声音送至鼓膜并探测由耳组织反射的声音，以便提供具有某种形状的被测声反射率曲线；以及一个信号形状分析器，该分析器的输入端接收被测量的声反射率曲线，输出端提供耳组织状况的指示标记，其中，所述指示标记本质上与从声源到鼓膜的视线无关。
22.根据权利要求21的一种装置，其中所述的信号形状分析器包括用于测量声反射率相对频率的变化速率的装置。
23.根据权利要求22的一种装置，其中所述的被测量的声反射率在给定的频率和幅值下有一体现鼓膜谐振特性的静值，而且其中的测量装置测量静值周围的变化速率。
24.根据权利要求21的一种装置，其中所述的声反射率测量系统还包括一个声源，该声源产生多种入射声波，其中，每种入射声波的基本频率各不相同；一个换能器，该换能器的位置和结构适合接收来自声源的声波和耳组织的反射声波并且将这两种声波合成，而且该换能器产生体现被接收声波之和的电信号；以及一个包络探测器，该探测器接收来自换能器的电信号并提供被测量的声反射率输出。
25.根据权利要求24的一种装置，其中所述的包络探测器包括用于确定来自换能器的电信号的频域分量的装置，该频域分量与入射声波频率相对应。
26.根据权利要求25的一种装置，其中所述的确定频域分量的装置包括计算电信号的能量的装置，该能量与描述电信号的傅立叶级数第一系数相对应。
27.根据权利要求24的一种装置，其中所述的信号形状分析器包括测量来自换能器的电信号的频域分量变化速率的装置。
28.根据权利要求27的一种装置，其中所述的频域分量是定义来自换能器的电信号的傅立叶级数的第一系数。
29.根据权利要求21的一种装置，其中所述的形状分析器包括测量声反射率的频域分量变化速率的装置。
30.根据权利要求29的一种装置，其中所述的频域分量是定义声反射率的傅立叶级数的第一系数。
31.一种获取有鼓膜的耳朵的状况信息的装置包括一个声源，用于产生包含多种频率分量的声波，并将该声波向鼓膜发送；一个换能器，用于接收两种声波，一种来自声源、另一种来自耳组织，并且用于产生电信号，该电信号表现出两种声波之和的特征；以及一个包络探测器，用于接收来自换能器的电信号并提供输出，该输出表现耳组织的声反射率；该装置的特征在于包括一个信号形状分析器，用于接收包络探测器的输出信号并测量该输出信号的形状，以提供耳组织状况的显示，其中，形状分析器的输出本质上与从声源到鼓膜的视线无关。
32.一种由声反射率信息获取关于有鼓膜的耳组织状况信息的处理包括下述步骤用一个声源产生多种声波，其中每种声波的基本频率各不相同；接收来自声源和来自耳组织(反射时耳组织作为第二声源)的两种声波并将它们合并，以产生表现它们的和的电信号；探测该电信号的包络，该包络体现耳组织的声反射率特性，该处理的特征在于用电子学的方法测量声反射率信号的区段形状以获取体现耳组织状况的信息，并且该信息本质上与从声源至鼓膜的视线无关。
33.一种测量有鼓膜耳组织的声反射率装置包括一个声源，用于产生包含多个频率分量的声波，并将该声波向鼓膜发送；一个换能器，用于接收两种声波，一种来自声源、另一种来自耳组织，并且用于产生电信号，该电信号表现出两种声波之和的特征；该仪器的特征在于包括一个包络探测器，它用于接收来自换能器的电信号并至少选择一个与入射波频率对应的电信号频域分量作为代表耳组织声反射率特征的电信号包络的指示标记。
全文摘要
一种分析耳组织声反射率的装置或方法,该装置(或方法)涉及将声波引入耳道,声波频率覆盖引起耳组织(如鼓膜)谐振的频率范围。测量时装置不压迫耳道,装置与耳组织之间不需要气密。因此,在使用该装置检查时患者基本上没有不适。该装置探测入射声波和反射声波并将它们结合起来,以便产生所谓的声反射率曲线。采用电子学的方法测量声反射率曲线的区域以显示耳组织状况,该显示实际上与声源至鼓膜的视线无关。这种显示以测量被分析的鼓膜和其它耳组织的谐振特性或自由移动为基础。一种测量结果是声反射率相对于频率的变化速率。由于谐振通常使静值出现在声反射率曲线上,所以,如果在静值周围测量,这种变化速率的测量结果是特别有益的。静值周围变化速率的测量结果可以表示为静值区形状的角度测量结果、梯度或斜率测量结果、宽度测量结果、或者其它形式的测量结果。在一个实施方案中,静值两侧的最大斜率被用于定义一个角度,文中称该斜率为频谱梯度。耳病的诊断(如不正常的耳压或中耳内有液体或传导性听力下降)可以单独以这种测量为基础。因为对于给定的耳组织声反射率的变化速率的测量结果相对稳定,且与至鼓膜的视线质量无关,所以在这种测量中要求培训使用者的作用(如果有)大大减小。因此,本发明提出的方法和装置在许多类型的耳病诊断中是有效的,在幼儿常见病(如中耳炎)的普查方面特别有效,甚至可以由未受培训的人员进行。
文档编号G01H15/00GK1169774SQ9619163
公开日1998年1月7日 申请日期1996年1月26日 优先权日1995年1月26日
发明者杰罗姆·T·科姆斯, 休·W·伯希 申请人:Mdi仪器公司