听觉脑干诱发电位检测方法及装置与流程

本发明实施例涉及神经工程技术领域，尤其涉及一种听觉脑干诱发电位检测方法及装置。

背景技术：

对于给定的声音刺激，听觉系统会产生一系列电位反应，听觉传导通路中神经核团及其神经纤维会受刺激兴奋而产生微小的电位变化。通过记录这些电位的波形变化，并利用各种数字信号处理算法将其从各种强噪声背景中提取出来，即为听觉脑干诱发电位，它是评价听觉传导系统完整性和监测神经系统功能的重要指标。

临床通常检测的听觉脑干诱发电位是受声音刺激后诱发出的5-7个连续脑电波峰，每个波峰间隔约1ms，总持续时间为8-10ms。其中比较稳定出现的波峰为i波、ii波、iii波、iv波和v波。一般认为i波来自听神经，ii波来自蜗核，iii波来自上橄榄复合体，iv波来自外侧丘系，v波来自下丘。在临床应用中，一般可通过观测听性脑干反应(auditorybrainstemresponse，abr)波形的缺失或者波峰潜伏期的延长来了解患者听阈情况，判断其听觉系统是否损伤或者神经功能是否完整，并进一步根据出现异常的波峰确定病变部位。abr波形检测对于新生儿听力筛查也十分重要。

目前，abr波形检测中常使用短声和短纯音刺激。短声为一种宽频谱刺激声，一般为一定脉宽的刺激方波等瞬态声或振动信号，可设置一定声强及刺激重复率；虽然短声的刺激频谱较宽，能包含多种刺激频率，但短声一般反映受试者在高频段(2-4khz)的听力水平，且频率特异性低。短纯音则为一种时程较小，具有较好频率特异性的纯音信号，反应阈与主观听阈具有良好的相关性。

但是，作为abr波形检测刺激声源的短声和短纯音，均为当声音发出时其包含的各频率成分声音信号均同时发出，均未能考虑声音传导的行波延迟，因而导致最后叠加平均得到的abr信号可能存在各频率成分信号互相抵消影响的问题，造成abr信号质量不佳，从而导致诱发的abr波形反应幅度较小，不能得到最准确的abr波形。

技术实现要素：

本发明实施例提供一种听觉脑干诱发电位检测方法及装置，可以得到较为准确的abr波形。

第一方面，本发明实施例提供了一种听觉脑干诱发电位检测方法，该方法包括：

合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号；

采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到听性脑干反应abr波形。

第二方面，本发明实施例还提供了一种听觉脑干诱发电位检测装置，该装置包括：

声音信号合成模块，用于合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号；

abr波形检测模块，用于采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到听性脑干反应abr波形。

本发明实施例通过合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号，并采用合成的时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，可以得到较为准确的abr波形。

附图说明

图1a是本发明实施例一提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法的流程图；

图1b是本发明实施例一提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的耳蜗基底膜展开模型示意图；

图1c是本发明实施例一提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的耳蜗基底膜行波延迟与频率关系曲线示意图；

图2a是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法的流程图；

图2b是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中设置的声音信号的相位谱示意图；

图2c是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中设置的声音信号的幅度谱示意图；

图2d是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中合成的时域扫频声音信号示意图；

图2e是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的短声信号示意图；

图2f是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的短声信号对应的频率成分示意图；

图2g是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的合成的时域扫描声音信号对应的频率成分示意图；

图2h是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的采用短声信号进行刺激得到abr波形示意图；

图2i是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法中的采用合成的时域扫频声音信号进行刺激得到abr波形示意图；

图3是本发明实施例三提供的一种听觉脑干诱发电位检测装置的结构图。

具体实施方式

为了使本发明的目的、技术方案和优点更加清楚，下面结合附图对本发明具体实施例作进一步的详细描述。可以理解的是，此处所描述的具体实施例仅仅用于解释本发明，而非对本发明的限定。

另外还需要说明的是，为了便于描述，附图中仅示出了与本发明相关的部分而非全部内容。在更加详细地讨论示例性实施例之前应当提到的是，一些示例性实施例被描述成作为流程图描绘的处理或方法。虽然流程图将各项操作(或步骤)描述成顺序的处理，但是其中的许多操作可以被并行地、并发地或者同时实施。此外，各项操作的顺序可以被重新安排。当其操作完成时所述处理可以被终止，但是还可以具有未包括在附图中的附加步骤。所述处理可以对应于方法、函数、规程、子例程、子程序等等。

实施例一

图1a为本发明实施例一提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法的流程图，本实施例可适用于听觉脑干诱发电位检测的情况，该方法可以由本发明实施例提供的听觉脑干诱发电位检测装置来执行，该装置可采用软件和/或硬件的方式实现，该装置可集成在终端设备中或终端设备的应用端中。其中，终端设备可以为但不限于为移动终端(平板电脑或智能手机)、固定终端(台式电脑或笔记本)。

其中，应用端可以为内嵌于终端设备中的某个客户端的插件，或者为所述终端设备的操作系统的插件，与内嵌于终端设备中的听觉脑干诱发电位检测客户端或者终端设备的操作系统中的听觉脑干诱发电位检测应用程序配合使用；应用端也可以为所述终端设备中一个独立的可提供听觉脑干诱发电位检测的客户端，本实施例对此不进行限制。

如图1a所述，本实施例的方法具体包括：

s101、合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号。

由于声音传导在耳蜗基底膜的行波具有一定延迟，短声或短纯音均未能考虑耳蜗基底膜对声音传导的行波延迟，都不能保证声源刺激耳蜗内毛细胞神经元兴奋的同步性，因此本步骤合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号，以补偿耳蜗基底膜行波延迟，改善听觉脑干诱发电位的信号质量并提高测量结果的可靠性。

具体的，可将现有的纯音信号(例如短纯音)、复音信号(例如，短声)作为原始信号，在该原始信号的基础上，合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号。在具体实现时，可根据耳蜗基底膜的特性合成时域扫频声音信号。

如图1b所示，耳蜗基底膜具有如下特性：由于展平的耳蜗基底膜是一条由底部到顶部逐渐由窄变宽的薄膜，底部狭窄刚性，对高频信号敏感；顶部宽大松软，对低频信号敏感。因此早期学者提出了关于耳蜗基底膜感音特性的学说，其中包括冯·赫姆霍兹最早提出的共振学说、w·卢瑟福提出的频率学说以及目前为多数学者公认的贝克西行波学说。三种学说都支持了耳蜗基底膜的频率特性，即耳蜗基底膜的每一个位置都对应着一个特定的频率，不同频率的声波在耳蜗基底膜产生最大振幅的部位不同。

对于纯音信号，声波频率越低，产生最大振幅的部位越靠近耳蜗基底膜顶部，且产生最大振幅所需的时间延迟越长；声波频率越高，产生最大振幅的部位越靠近耳蜗基底膜底部，且产生最大振幅所需的时间延迟越短，如图1c所示。频率的大小决定耳蜗基底膜行波的最大振幅所产生的部位。因此，可基于上述特征对纯音信号进行处理，得到能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号。

对于复音信号，耳蜗基底膜能够把复音信号的不同频率转化在耳蜗基底膜的不同位置，同时把不同的声音强度转化为不同的耳蜗基底膜振动幅度，从而能够分离出复音信号中不同频率成分和对应的幅度，完成耳蜗基底膜对声音频率和强度的编码。耳蜗基底膜的位置与特征频率关系呈反比曲线关系。由于耳蜗基底膜具有频率选择性，因此35mm长的耳蜗基底膜可相当于一组一定带宽的带通滤波器的并联。耳蜗基底膜顶部对低频段敏感，带宽较宽；耳蜗基底膜底部对高频段敏感，带宽较窄，滤波器带宽随耳蜗基底膜的位置变化而变化。因此，可基于上述特征对复音信号进行处理，得到能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号。

s102、采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到听性脑干反应abr波形。

具体的，采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，会引起外周听觉器官及脑干有关结构(例如，听觉传导通路中神经核团及其神经纤维)的电位变化，这些电位变化可以在头皮电极上记录下来，即abr信号，通过对abr信号的测量得到abr波形，abr波形可以反映脑干的功能状态及其结构的完整性。

本实施例通过合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号，以补偿耳蜗基底膜行波延迟，能够改善听觉脑干诱发电位的信号质量，得到较为准确的abr波形，从而提高测量结果的可靠性。

实施例二

图2a是本发明实施例二提供的一种听觉脑干诱发电位检测方法的流程图。本实施例以上述实施例为基础进行优化，在本实施例中，将所述合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号优化为：根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，在频域调节声音信号各频率的延迟，得到能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的频域扫频声音信号；对所述频域扫频声音信号进行频域傅里叶逆变换得到所述时域扫频声音信号。

相应的，本实施例的方法具体包括：

s201、根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，在频域调节声音信号各频率的延迟，得到能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的频域扫频声音信号。

本步骤一种可实现的实施方式是，根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，在频域设置声音信号对应的以下一种或多种频域值：相位、频率和幅度。

例如，针对声音信号各频率设置不同的相位、相同的幅度即声音强度，以调节声音信号不同频率的延迟，即高频声音信号延迟大，低频声音信号延迟小，使声音信号各频率同时到达耳蜗基底膜各特定频率处，同时刺激耳蜗内毛细胞神经元兴奋产生最大化电位，诱发得到最优化的abr波形。

本步骤另一种可实现的实施方式是，根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，拟合出耳蜗基底膜群延迟与特征频率的反比曲线关系；根据所述反比曲线关系设置声音信号的相位谱和/或幅度谱。

例如，根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，用公式拟合出该时间延迟与频率的曲线关系，如图1c所示，即低频延迟时间长，高频延迟时间短的反比曲线，对频域积分即可得相位与频率关系，即得到相位谱，如图2b所示，其中，相位phase＝-24.35*x(f)^1.409；和/或，通过对声音信号各频率设置同样幅度的声音强度，即得到幅度谱，如图2c所示，其中幅度取值为100db。

s202、对所述频域扫频声音信号进行逆变换得到所述时域扫频声音信号。

其中，可采用的逆变换为傅里叶逆变换。

例如，由傅里叶逆变换反推得到时域扫频声音信号，如图2d所示，即可得到具有良好频率特性、较宽频谱、较强声强、且能对应补偿耳蜗基底膜行波延迟的扫频abr刺激声。

具体步骤如下：诱发性耳声发射sfoae群延迟与特征频率呈反比曲线关系，而耳蜗基底膜群延迟与特征频率关系为诱发性耳声发射与特征频率关系的1/2倍如下公式所示：

其中，x(f)代表声音信号在各频率处的行波，τbm[x(f),f]代表声音信号各频率在耳蜗基底膜的群延迟，τsfoae(f)，代表诱发性耳声发射在各频率处的群延迟。

因此由公式可知，耳蜗基底膜群延迟与特征频率关系也呈反比曲线关系，即低频信号群延迟大，高频信号群延迟小，因此通过对频率积分得到各频率声音信号的相位谱，如图2b所示。实现在频域调整相位使低频信号先发送，高频信号后发送，再通过设置各频率声音信号的声强幅度，得到相同声强的声音信号幅度谱。由所得时扫频声音信号的幅度谱和相位谱，设置采样频率并补全负频率部分，由傅里叶逆变换反推得到扫频声音信号的时域信号。

按以上步骤合成的时域扫频声音信号即能在各特定频率处补偿耳蜗基底膜的行波延迟，使各频率的声音信号同时到达耳蜗基底膜各特定频率处，同时刺激耳蜗内毛细胞神经元兴奋产生最大电位，即由于保证了各频率处的内毛细胞神经元兴奋的同步性，因而能诱发出反应幅度最大的abr波形。

s203、采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到听性脑干反应abr波形。

在实际临床听觉脑干诱发电位检测中，一般为佩戴耳机听音，因此人耳在佩戴耳机后接收声音的幅度谱和相位谱略有变化，本实施例可通过以上步骤实现在频域对扫频刺激声各频率的相位及声强幅度实时进行调整，使之接近不失真的最优情况，最终达到接收入耳的扫频刺激声能最大化、同步化刺激耳蜗全基底膜振动，同时兴奋产生最大电位，得到最优化abr检测波形的效果。

分别采用现有技术的短声信号和本实施例合成的时域扫频声音信号进行实验。其中，短声信号如图2e所示，其对应的各频率成分如图2f所示。其中，本实施例合成的时域扫频声音信号如图2d所示，其对应的各频率成分如图2g所示。采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到的abr波形如图2h所示，采用合成的时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到abr波形如图2i所示。可见，本实施例合成的时域扫频声音信号具有良好的频率特异性，使得能有效检测听觉系统对某一特定频率的听敏度，又能补偿声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟，使得刺激声各频率成分能同时到达耳蜗基底膜各特定频率处，同时刺激内毛细胞神经元兴奋达到最大电位，产生反应幅度最大化和波形最准确的abr波形。

实施例三

图3为本发明实施例三提供的一种听觉脑干诱发电位检测装置的结构图，本实施例可适用于听觉脑干诱发电位检测的情况，该装置可采用软件和/或硬件的方式实现，该装置可集成在终端设备中或终端设备的应用端中。其中，终端设备可以为但不限于为移动终端(平板电脑或智能手机)、固定终端(台式电脑或笔记本)。

其中，应用端可以为内嵌于终端设备中的某个客户端的插件，或者为所述终端设备的操作系统的插件，与内嵌于终端设备中的听觉脑干诱发电位检测客户端或者终端设备的操作系统中的听觉脑干诱发电位检测应用程序配合使用；应用端也可以为所述终端设备中一个独立的可提供听觉脑干诱发电位检测的客户端，本实施例对此不进行限制。

如图3所示，所述装置包括：声音信号合成模块31和abr波形检测模块32，其中：

声音信号合成模块31用于合成能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的时域扫频声音信号；

abr波形检测模块32用于采用所述时域扫频声音信号对听觉系统进行刺激，得到听性脑干反应abr波形。

本实施例的听觉脑干诱发电位检测装置用于执行上述各实施例的听觉脑干诱发电位检测方法，其技术原理和产生的技术效果类似，这里不再赘述。

在上述各实施例的基础上，所述声音信号合成模块31包括：频域信号合成单元311和频域信号合成单元312。

频域信号合成单元311用于根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，在频域调节声音信号各频率的延迟，得到能够补偿耳蜗基底膜行波延迟的频域扫频声音信号；

逆变换单元312用于对所述频域扫频声音信号进行逆变换得到所述时域扫频声音信号。

在上述各实施例的基础上，所述频域信号合成单元311具体用于：

根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，在频域设置声音信号对应的以下一种或多种频域值：相位、频率和幅度。

在上述各实施例的基础上，所述频域信号合成单元311具体用于：

根据声音传导在耳蜗基底膜的行波延迟模型，拟合出耳蜗基底膜群延迟与特征频率的反比曲线关系；根据所述反比曲线关系设置声音信号的相位谱和/或幅度谱。

在上述各实施例的基础上，所述频域信号合成单元311具体用于：

根据所述曲线关系对频域积分得到声音信号对应的相位与频率关系；和/或，对声音信号各频率设置同样幅度的声音强度。

上述各实施例所提供的听觉脑干诱发电位检测装置可执行本发明任意实施例所提供的听觉脑干诱发电位检测方法，具备执行听觉脑干诱发电位检测方法相应的功能模块和有益效果。

注意，上述仅为本发明的较佳实施例及所运用技术原理。本领域技术人员会理解，本发明不限于这里所述的特定实施例，对本领域技术人员来说能够进行各种明显的变化、重新调整和替代而不会脱离本发明的保护范围。因此，虽然通过以上实施例对本发明进行了较为详细的说明，但是本发明不仅仅限于以上实施例，在不脱离本发明构思的情况下，还可以包括更多其他等效实施例，而本发明的范围由所附的权利要求范围决定。