聽覺誘發電位測量系統設計

安美君，孫迎，陳兆學

（上海理工大學 a.光電信息與計算機工程學院；b.醫療器械與食品學院，上海210093）

聽覺誘發電位測量系統設計

安美君a，孫迎b，陳兆學b

（上海理工大學 a.光電信息與計算機工程學院；b.醫療器械與食品學院，上海210093）

本文詳細描述了聽覺誘發電位測量儀的系統構成和測量原理，介紹了短聲刺激發生和誘發電位數據采集及同步的方法。在信號的實時采集和處理階段，采用不同的數據處理策略對所獲取數據進行處理，通過幾家醫院現場使用證明該系統能夠滿足醫院使用要求。

聽覺誘發電位儀；聽覺誘發電位；信號疊加平均；小波變換

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課題/研究背景：課題受上海市教育委員會自然科學基金項目(04EB25)資助，主要研制聽覺誘發電位的測量和數

據處理儀器，內容包括生物電信號采集裝置選擇、同步聲刺激信號產生電路設計、電極接觸電阻測量方法設計、信號實時分析處理策略，小波基選擇、小波變換和重構處理。結合醫院的具體要求，開發簡捷方便的控制軟件。

應用要點：儀器在測試過程中，必須保證接地良好，屏蔽工頻干擾。整個測試過程在靜音室或比較安靜的環境中完成。

聽覺誘發電位(Auditory Evoked Potential,AEP)系指給予聲音刺激,從耳蝸毛細胞起至各級中樞產生相應的電位活動。聽覺過程包括聲→電→化學→電→神經沖動→中樞信息等環節。由于聽覺誘發電位的檢測具有無創性、不受受試者意識影響，具有客觀、準確、靈敏等特殊性，其在新生兒及嬰幼兒聽力篩選、器質性耳聾和功能性耳聾的測定以及聽神經瘤的預測和多發性硬化等方面得到廣泛的應用[1-6]。

目前國外生產的聽覺誘發電位測試儀器價格非常昂貴，國內的誘發電位儀產品性能、功能均不理想。為使這項新技術在我國醫療衛生工作中得到更大程度的發展應用，縮短我國在這項技術上與發達國家的差距，我們提出了一種聽覺誘發電位儀設計方案，該儀器采用微弱信號檢測技術、先進的低噪聲放大技術，并結合疊加平均和小波變換數字濾波原理，實現對聽覺誘發電位信號的快速提取。該儀器設置方便、操作簡便，通過簡單培訓醫生就能比較準確地給出診斷結果。

1 測量原理

聽覺誘發電位信號很微弱，強度大約在幾微伏范圍內，而背景噪聲干擾和自發腦電活動干擾比聽覺誘發電位信號遠遠大得多，因此通常采用疊加平均的方法提取聽覺誘發電位信號[1]。這是因為聽覺誘發電位一般在刺激后的固定時間內（潛伏期）出現，表現出確定性信號特征，背景噪聲則通常具有隨機特征，每次測量其頻譜、波幅、極性和波形每次表現都不相同。通過對包含背景噪聲和聽覺誘發電位的信號多次疊加，有確定性規律的聽覺誘發電位得到加強，而隨機無規律的背景噪聲信號則逐漸被抑制，我們就可以將微弱信號從背景噪聲中檢測出來，疊加次數越多，信號的信噪比就越高。由于多次刺激下容易引起神經系統習慣性及疲勞性反應，在一定程度上會影響誘發響應信號的波形，所以疊加次數也并非越多越好。

信號疊加平均處理方法，沒有考慮不同頻率信號的不同作用，該處理方法存在一定的缺陷。本儀器采用小波變換方法對聽覺誘發電位信號進行濾波，保持腦干聽覺誘發電位持續期的高頻小波系數，而將晚期低頻成分期間的高頻小波系數置零以消除這里的高頻噪聲，再經過逆小波變換重構聽覺誘發電位信號，即可得到時頻濾波后的信號，不僅保留了早期波峰，而且還得到光滑的晚期成分，同時可大大減少刺激次數，提高波形的可辨識性[2]。

信號疊加平均處理方法原理相對簡單,但檢測精度有局限,可對聽覺誘發電位進行粗檢測。小波變換方法可以通過子帶信號處理較精確地保持聽覺誘發電位原始波形，一般可用在聽覺誘發電位信號的精確分析和檢測。在我們的設計方案中，信號疊加平均處理方法用于實時監測采集的聽覺誘發信號，采集數據以數據文件方式保存，再用小波變換的方法基于疊加平均所得信息對聽覺誘發信號進行精確分析。

2 系統硬件組成

聽覺誘發電位測量系統由短聲刺激發生器、信號放大器、誘發電位儀電極接觸電阻檢測模塊、信號采集和同步模塊、控制計算機等幾部分構成，如圖1所示。

圖1 系統硬件組成

2.1 短聲刺激發生器

聽覺神經功能測試和腦干神經學及臨床聽力學研究的刺激聲是短聲。短聲刺激發生器的主要技術指標包括：頻率、強度、波形、刺激次數等。為保證短聲刺激信號和誘發電位信號采集動作同步進行，本方案使用外同步信號控制短聲刺激發生器的動作，短聲刺激頻率從1Hz～1kHz之間可調，短聲刺激強度在0～110dB之間可調。通過構造不同形狀的同步控制信號，可輸出短聲或白噪聲，同步信號的數量決定信號的總持續時間。

2.2 信號放大器

信號放大器將人體的微弱信號放大，同時抑制噪聲干擾，要有較高的輸入阻抗，合理地采用隔離、屏蔽、接地等技術，會使其信噪比高、失真度小、抗干擾能力強。為了確保人體的安全，與人體接觸的部分檢測電路，應采用光電耦合技術將人體與整個測量儀器隔離開來。本系統采用AEP-20聽覺誘發電位放大通道，采用了雙層屏蔽驅動與浮地跟蹤技術，分辯力0.35μV,噪聲≤0.75μV，帶通100Hz～3kHz，增益50000，共模抑制比CMRR達到126dB，通道輸入阻抗1000MΩ，較好地滿足了測試要求。

2.3 誘發電位儀電極接觸電阻檢測電路

前置放大器中對測量電極阻抗的測量功能可以保證電極與皮膚之間的良好接觸，從而保證信號的可靠性和可信度。在開始測量聽覺誘發電位之前，本系統通過DAQ-2214卡的一路A/D輪流測量接觸電阻檢測電路的輸入電壓值，就能有效檢測各電極包括頭皮電極和耳電極是否已經固定，并且檢測出各電極之間的電阻值是否在標準范圍內以便及時更換不合要求的電極；在測量誘發電位的過程中，該電路不會對誘發電位采集系統產生干擾。

2.4 信號采集

數據采集與控制是本系統的核心部分，我們選擇使用DAQ-2214信號采集卡來實現整個系統的數據采集。在DAQ-2214中有2個可用的12位D/A輸出通道，其中一路輸出本系統用來控制聲刺激發生器的強度。

DAQ-2214有16路AI，為獲得最大噪聲抑制，本系統采用雙端模式。為保證刺激聲和信號采集同步，采用外觸發方式進行信號采集。采集到的信號采用多緩沖隊列存儲方式，交替使用、讀取緩沖隊列，保證采樣速度要求。

我們將采樣值從緩沖區取出放入圖形區域，可實時顯示動態測量結果。同時，這些數據經過疊加平均與小波變換處理后，作為耳聽覺誘發電位輔助診斷結果。

2.5 波形發生部分

DAQ-2214信號采集卡帶有40MHz的內部時鐘，通過設置時間計數器參數，可以輸出不同周期、不同占空比、不同形狀的波形，當使用此信號控制短聲刺激發生器時，可以精確控制刺激生頻率、波形；同時以該信號作為采集卡外觸發信號時，能保證采集動作精確同步。

3 系統軟件

圖2 軟件控制流程

系統軟件控制流程如圖2所示。首先初始化系統，設置采集頻率、聲刺激強度等參數，然后檢查電極接觸狀況。數據處理過程分成兩個階段。第一階段接收實時采集信號，信號保存在內存中，采集到10個刺激信號數據后就進行信號疊加平均處理，并在屏幕上顯示波形；第二階段基于信號疊加平均處理所得信息對保存為數據文件的信號進行小波變換，提取相應頻段的信息后進行小波重構,得到聽覺誘發電位信號的去除噪聲后的波形。

圖3 小波分解

本系統在上海市新華醫院進行測試。誘發ABR刺激聲為波寬0.1ms的交替短聲，刺激強度為75dB,刺激率為11次/s。電極設置：前額—同側乳突，眉間接地，分析時間10.24 ms ,采樣點256(25點/ms)，采用DB5小波進行離散小波變換,信號分解如圖3所示。

圖4 系統軟件界面

由圖3可見，為了減少計算時間，我們選擇了5層分解；通過設置域值的方法，去除投影值小的系數，保留超出域值的部分，重構時對去除系數設置零進行強制消噪處理。

重構后的波形及人機界面如圖4所示。

4 結論

本文介紹的聽覺誘發電位測量系統采用DAQ-2214采集卡實現信號實時采集，通過外同步信號實現采集與短聲刺激信號同步。此外，我們還通過設計特殊的波形控制刺激聲音的形狀。采用疊加平均方法監測實時波形，利用小波變換更加精確的測量聽覺誘發電位信號。通過幾家醫院的實際應用證明，系統能檢查出聽覺系統的功能異常，可用于聽覺生理及聽覺病理生理的研究、耳科聽覺疾患的診斷、嬰幼兒及聾啞兒的聽力鑒定、神經科聽神經及腦干部位實質性或功能性病變的早期診斷。

[1]呂建忠,彭世春,等．相位譜分析在聽覺腦干反應閾值自動測試的應用[J]．耳鼻咽喉頭頸外科,1996,3(6):323．

[2]孫迎,葉英．聽覺誘發電位提取方法的研究與分析[J]．中國生物醫學工程學報,2006,25(1):117-120．

[3]趙仕波,羅耀華,趙文華．聽覺誘發電位儀的設計與實現方案[J]．儀器儀表學報,2008,29(3):594．

[4] 徐瑤瑞,等．基于PDA平臺的誘發電位測試系統的設計[J]．中國醫療設備,2008(2):17-19．

[5]曾利浪,張偉成．腦電圖機電極與頭皮接觸阻抗的檢測[J]．上海生物醫學工程雜志,2003,24(3):57．

[6]田源,張忠仁,周曙．誘發電位儀電極接觸電阻檢測系統的研制方法[J]．中國醫學物理學雜志,2003,20(2):115．

Development of Auditory Evoked Potential Measuring System

AN Mei-juna,SUN Yingb, CHEN Zhao-xueb

(a.School of Optical-Electrical and Computer Engineering; b.School of Medical Equipment and Food,University of Shanghai for Science and Technology, Shanghai 210093,China)

This paper detailedly describes the structure and measuring principle of auditory evoked potential measuring system, also introduces the method about generation of short sound stimulation and auditory evoked potential data capture as well as their synchronization. The system adopts different strategies to process the data during steps of real time capturing and processing.Experimental results shows the system could satisfy application requirements in performance.

auditory evoked potential system; auditory evoked potential; signal overlap average; wavelet transform

TH772+.2

A

1674-1633(2010)01-0012-03

2009-07-06

2009-09-19

上海市教育委員會自然科學基金(04EB25)資助項目。

本文作者：安美君，高級工程師，碩士研究生。

作者郵箱：hngdamj@163．com