测量临床测听参数的装置和方法与流程

本发明涉及一种以简单、非侵入、可靠且经济的方式测定中耳导抗用于临床测听研究的装置和方法。本发明基于mems麦克风技术，利用压力-压力探针同时测定声压波和相应的声速波。本发明主要涉及耳阻抗测定法，也称为鼓室测压法，用于确定人类或具有听骨鼓室系统和外耳道的其它动物(例如狗或猫)中耳鼓膜状态的诊断应用。

背景技术：

1、典型的鼓室测压法允许对外耳和中耳的功能状态进行客观分析，以诊断主要病理。这种测定法包括发送通常大约226、678、800和1000hz的单频声波，并评估在鼓膜水平测定的声体积阻抗随外耳道中人工产生的压力(通常在-600至+400dapa的范围内)变化而变化的情况。

2、这种典型的鼓室测压法具有一些缺点。事实上，典型的鼓室测压法通过使用单频刺激的间接测量和侵入性方法进行，由于外部促使耳道内静压发生变化，特别是对婴儿和儿童来说，这尤其令人烦躁。

3、作为这种典型鼓室测压法的替代方案，还开发了一种采用p-v微探针的宽频鼓室测压法，这种方法检测系统(包括耳道和鼓膜)的特定导纳与恒定静压下50hz至8khz的声波频率的关系。这种方法基于采用mems技术(微电子机械系统)的微探针p-v(压力-速度)，能够直接测定响应外部刺激时的压力值和速度值。

4、但是，这种技术的缺点是p-v探针成本高，而且速度探针比较脆弱，容易破损。

技术实现思路

1、本发明的目的是克服上述缺点，以可靠、非侵入且经济的方式对耳朵的功能状态进行临床测听研究。

2、据kren monrad等人在"reproducing ear-canal reflectance usingtwo measurement techniques in adult ears",the journal ofthe acousticalsociety ofamerica,american institute of physics for the acoustical societyofamerica,new york,ny,us,vol.147,no.4,17april 2020(2020-04-17),2334-2344页,xpo12246238,issn:0001-4966,doi:10.1121/10.0001094中的报道，通过使用两种不同的测量技术再现耳道反射测量，研究了与传统测量技术相关的耳道反射的测量不确定度。

3、本发明的具体主题是一种用于临床测听研究的测定耳道导纳的方法，所述方法包括程序的至少一次或多次迭代，其中每次迭代与阻抗探针和耳道之间的相应耦合配置(q、q1、q2)相关联，其中所述程序包括以下步骤：

4、a.将具有已知空气体积v探针的校准密封阻抗探针通过其第一端部与耳道耦合，以便：

5、-阻抗探针内密封的空气体积v探针和耳道内的空气体积v耳道构成总空气体积v总，以及

6、-阻抗探针的纵轴基本上与耳道的纵轴重合；

7、b.通过阻抗探针的扬声器向耳道发送宽频激励声信号s(t)，所述扬声器位于阻抗探针与第一端部相对的第二端部；

8、c.通过包含在阻抗探针中并输出电信号r1(t)和r2(t)的麦克风阵列，在分别位于阻抗探针(1)的纵轴上、其间距离为δx12的至少两个点x1和x2处，直接检测从耳道返回的声压p1(t)、p2(t)；和

9、d.获取并离散化来自所述麦克风阵列的输出电信号r1(t)和r2(t)，分别获得离散化信号r1(n)和r2(n)，其中n∈[1；n]，

10、e.通过下述方程式计算第一脉冲响应和第二脉冲响应

11、

12、

13、其中s′(t)是时间反转宽频声信号s(t)，fft是快速傅里叶变换，ifft是快速傅里叶逆变换；

14、f.计算沿阻抗探针纵轴在测量点x0处的空气粒子的声压p1(t)和p2(t)的脉冲响应和速度脉冲响应

15、

16、

17、所述测量点x0是点x1和x2之间的中心点；

18、g.如下所示，将压力和速度的脉冲响应分别乘以先验已知的校准常数α和β，将压力和速度的脉冲响应转换为压力和速度物理单位：

19、

20、

21、h.如下所示，通过快速傅里叶变换分别计算(270)压力和速度脉冲响应的频谱

22、

23、其中ωm是离散频率，其中m∈[1；n/2]；

24、i.计算导纳其是声压脉冲响应谱和声速脉冲响应谱的交叉谱与声压脉冲响应谱的自谱之比：

25、

26、l.根据下式，通过先验已知的校准函数γ(ωm)获得导纳的校准频谱

27、

28、所述步骤d至l由控制处理设备执行。

29、根据本发明的另一方面，所述校准常数α和p以及校准函数γ(ωm)是先验已知的，任选由麦克风制造商提供。

30、根据本发明的另一个方面，所述激励声信号s(t)可以是扫频信号，任选是线性或对数正弦信号，在时间t扫频小于10秒、任选等于2秒、更任选等于1秒的时间内，从大于100hz的最小频率f最小变化至小于5000hz的最大频率f最大。

31、根据本发明的另一方面，所述距离δx12可以等于12mm。

32、根据本发明的另一方面，所述步骤b可包括子步骤：

33、b.1通过信号发生器合成数字扫频信号s(n)，

34、b.2将数字扫频信号s(n)转换为宽频激励声信号s(t)，通过d/a转换器输入到扬声器。

35、根据本发明的另一方面，所述步骤d可通过与d/a转换器同步的a/d转换器执行。

36、根据本发明的另一方面，所述导纳的校准频谱可进一步被输入到显示器进行显示。

37、根据本发明的另一方面，所述阻抗探针和所述耳道可以耦合到第一耦合配置(q1)中，所述激励声音信号s(t)可以是频率在小于1秒的时间内变化的快速扫频信号s快(t)，以获得第一校准导纳并且所述程序可以进一步包括附加步骤：

38、m.检查所述校准导纳中的共振条件是否满足，从而所述第一校准导纳的所述模块的峰值对应于其相位的零交叉，并且其中：

39、-如果没有出现共振条件，则执行包括步骤a至m的所述程序的另一迭代，其中阻抗探针和耳道以不同于先前耦合配置(q1)的另一耦合配置(q2)耦合，并且激励声信号s(t)是快速扫频信号s快(t)；

40、-如果发生共振条件，则执行该程序的步骤b至l，其中耦合配置是发生共振条件的配置，激励声信号s(t)是频率在大于快速扫频信号s快(t)的时间内变化的扫频信号，并且所述程序的所述一次或多次迭代结束。

41、本发明的另一个具体主题是一种临床测听研究方法，包括本发明所述用于测定耳道导纳的方法，其中所述研究在最后一次或多次迭代的耦合配置(q、q1、q2)中执行，并且其中激励声信号s(t)的频率在时间大于或等于1秒内变化。

42、本发明的另一个具体主题是一种用于执行权利要求1至7中任一项所述的测定耳道导纳的方法的装置，其包括：

43、-配置用于与耳道(6)耦合的阻抗探针，其具有

44、-盒状主体，其具有经配置与所述耳道耦合的第一端部，

45、-扬声器，靠近所述盒状主体与第一端部相对的第二端部，其经配置发射激励声信号，所述盒状主体被密封，内含体积v探针的常压空气，

46、-容纳在盒状主体内经配置用于检测从耳道返回的信号的麦克风阵列，所述麦克风阵列包括至少第一麦克风和至少第二麦克风，它们之间的距离为δx12并取决于激励声信号s(t)的频率，每个麦克风经配置直接检测随时间t变化的返回声压p(x，t)，并输出电信号r(x，t)；

47、-控制处理设备，配置为控制和处理阻抗探针的输入和输出信号并执行步骤b至l，其具有：

48、-产生单元，经配置产生数字信号s(n)，并通过可拆卸地耦合到扬声器的d/a转换板将其发送到扬声器，及

49、-声音采集板，经配置通过可拆卸地耦合到麦克风阵列(8)的a/d转换板从麦克风阵列采集输出信号，

50、所述阻抗探针和所述控制处理设备可拆卸地耦合在它们之间。

51、根据本发明的另一方面，所述控制处理设备可进一步被配置用于执行所述步骤m。

52、根据本发明的另一方面，所述盒状主体可以是中空圆柱形。

53、根据本发明的另一方面，所述设备可被配置为输入频率100hz至5000hz的宽频激励声信号s(t)，其中距离δx12等于12mm。

54、根据本发明的另一方面，所述第二端部配备适配器，所述适配器经配置易于与耳道耦合，任选所述适配器是可拆卸的。

55、根据本发明的另一方面，所述适配器为截锥形，任选由橡胶胶乳制造。

56、与现有技术的解决方案相比，本发明所述方法所提供的优点众多并且很重要。

57、本发明的方法不是侵入性的，因为它可以在环境压力下测量耳朵入口的声导纳，同时并不会改变患者耳道的静压。另一个优点是允许分析耳朵在较宽频率范围内的功能状态。此外，使用p-p(压力-压力)技术测量耳朵的声导纳允许使用基于mems技术的压力探针，即麦克风，从而降低阻抗探针的生产成本。

58、为了测量耳道中的声导纳，即声阻抗的倒数，必须测量响应入口处发出的声音刺激而获得的压力和速度信号。p-p技术基于欧拉声波方程，该方程允许通过对随时间变化的声压的梯度信号进行数值积分来重构声粒子的速度信号。从计量角度来看，这种选择在许多方面并不是最佳的，但在应用所需的频率范围内是令人满意的，并且由于mems技术应用于压力麦克风的商业成功，目前可显著降低探针的生产成本。