安美君，孫迎，陳兆學(xué)

（上海理工大學(xué) a.光電信息與計(jì)算機(jī)工程學(xué)院；b.醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海210093）

聽覺(jué)誘發(fā)電位測(cè)量系統(tǒng)設(shè)計(jì)

安美君a，孫迎b，陳兆學(xué)b

（上海理工大學(xué) a.光電信息與計(jì)算機(jī)工程學(xué)院；b.醫(yī)療器械與食品學(xué)院，上海210093）

本文詳細(xì)描述了聽覺(jué)誘發(fā)電位測(cè)量?jī)x的系統(tǒng)構(gòu)成和測(cè)量原理，介紹了短聲刺激發(fā)生和誘發(fā)電位數(shù)據(jù)采集及同步的方法。在信號(hào)的實(shí)時(shí)采集和處理階段，采用不同的數(shù)據(jù)處理策略對(duì)所獲取數(shù)據(jù)進(jìn)行處理，通過(guò)幾家醫(yī)院現(xiàn)場(chǎng)使用證明該系統(tǒng)能夠滿足醫(yī)院使用要求。

聽覺(jué)誘發(fā)電位儀；聽覺(jué)誘發(fā)電位；信號(hào)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(huì)自然科學(xué)基金項(xiàng)目(04EB25)資助，主要研制聽覺(jué)誘發(fā)電位的測(cè)量和數(shù)

據(jù)處理儀器，內(nèi)容包括生物電信號(hào)采集裝置選擇、同步聲刺激信號(hào)產(chǎn)生電路設(shè)計(jì)、電極接觸電阻測(cè)量方法設(shè)計(jì)、信號(hào)實(shí)時(shí)分析處理策略，小波基選擇、小波變換和重構(gòu)處理。結(jié)合醫(yī)院的具體要求，開發(fā)簡(jiǎn)捷方便的控制軟件。

應(yīng)用要點(diǎn)：儀器在測(cè)試過(guò)程中，必須保證接地良好，屏蔽工頻干擾。整個(gè)測(cè)試過(guò)程在靜音室或比較安靜的環(huán)境中完成。

聽覺(jué)誘發(fā)電位(Auditory Evoked Potential,AEP)系指給予聲音刺激,從耳蝸毛細(xì)胞起至各級(jí)中樞產(chǎn)生相應(yīng)的電位活動(dòng)。聽覺(jué)過(guò)程包括聲→電→化學(xué)→電→神經(jīng)沖動(dòng)→中樞信息等環(huán)節(jié)。由于聽覺(jué)誘發(fā)電位的檢測(cè)具有無(wú)創(chuàng)性、不受受試者意識(shí)影響，具有客觀、準(zhǔn)確、靈敏等特殊性，其在新生兒及嬰幼兒聽力篩選、器質(zhì)性耳聾和功能性耳聾的測(cè)定以及聽神經(jīng)瘤的預(yù)測(cè)和多發(fā)性硬化等方面得到廣泛的應(yīng)用[1-6]。

目前國(guó)外生產(chǎn)的聽覺(jué)誘發(fā)電位測(cè)試儀器價(jià)格非常昂貴，國(guó)內(nèi)的誘發(fā)電位儀產(chǎn)品性能、功能均不理想。為使這項(xiàng)新技術(shù)在我國(guó)醫(yī)療衛(wèi)生工作中得到更大程度的發(fā)展應(yīng)用，縮短我國(guó)在這項(xiàng)技術(shù)上與發(fā)達(dá)國(guó)家的差距，我們提出了一種聽覺(jué)誘發(fā)電位儀設(shè)計(jì)方案，該儀器采用微弱信號(hào)檢測(cè)技術(shù)、先進(jìn)的低噪聲放大技術(shù)，并結(jié)合疊加平均和小波變換數(shù)字濾波原理，實(shí)現(xiàn)對(duì)聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)的快速提取。該儀器設(shè)置方便、操作簡(jiǎn)便，通過(guò)簡(jiǎn)單培訓(xùn)醫(yī)生就能比較準(zhǔn)確地給出診斷結(jié)果。

1 測(cè)量原理

聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)很微弱，強(qiáng)度大約在幾微伏范圍內(nèi)，而背景噪聲干擾和自發(fā)腦電活動(dòng)干擾比聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)遠(yuǎn)遠(yuǎn)大得多，因此通常采用疊加平均的方法提取聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)[1]。這是因?yàn)槁犛X(jué)誘發(fā)電位一般在刺激后的固定時(shí)間內(nèi)（潛伏期）出現(xiàn)，表現(xiàn)出確定性信號(hào)特征，背景噪聲則通常具有隨機(jī)特征，每次測(cè)量其頻譜、波幅、極性和波形每次表現(xiàn)都不相同。通過(guò)對(duì)包含背景噪聲和聽覺(jué)誘發(fā)電位的信號(hào)多次疊加，有確定性規(guī)律的聽覺(jué)誘發(fā)電位得到加強(qiáng)，而隨機(jī)無(wú)規(guī)律的背景噪聲信號(hào)則逐漸被抑制，我們就可以將微弱信號(hào)從背景噪聲中檢測(cè)出來(lái)，疊加次數(shù)越多，信號(hào)的信噪比就越高。由于多次刺激下容易引起神經(jīng)系統(tǒng)習(xí)慣性及疲勞性反應(yīng)，在一定程度上會(huì)影響誘發(fā)響應(yīng)信號(hào)的波形，所以疊加次數(shù)也并非越多越好。

信號(hào)疊加平均處理方法，沒(méi)有考慮不同頻率信號(hào)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(duì)聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)進(jìn)行濾波，保持腦干聽覺(jué)誘發(fā)電位持續(xù)期的高頻小波系數(shù)，而將晚期低頻成分期間的高頻小波系數(shù)置零以消除這里的高頻噪聲，再經(jīng)過(guò)逆小波變換重構(gòu)聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)，即可得到時(shí)頻濾波后的信號(hào)，不僅保留了早期波峰，而且還得到光滑的晚期成分，同時(shí)可大大減少刺激次數(shù)，提高波形的可辨識(shí)性[2]。

信號(hào)疊加平均處理方法原理相對(duì)簡(jiǎn)單,但檢測(cè)精度有局限,可對(duì)聽覺(jué)誘發(fā)電位進(jìn)行粗檢測(cè)。小波變換方法可以通過(guò)子帶信號(hào)處理較精確地保持聽覺(jué)誘發(fā)電位原始波形，一般可用在聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)的精確分析和檢測(cè)。在我們的設(shè)計(jì)方案中，信號(hào)疊加平均處理方法用于實(shí)時(shí)監(jiān)測(cè)采集的聽覺(jué)誘發(fā)信號(hào)，采集數(shù)據(jù)以數(shù)據(jù)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(duì)聽覺(jué)誘發(fā)信號(hào)進(jìn)行精確分析。

2 系統(tǒng)硬件組成

聽覺(jué)誘發(fā)電位測(cè)量系統(tǒng)由短聲刺激發(fā)生器、信號(hào)放大器、誘發(fā)電位儀電極接觸電阻檢測(cè)模塊、信號(hào)采集和同步模塊、控制計(jì)算機(jī)等幾部分構(gòu)成，如圖1所示。

圖1 系統(tǒng)硬件組成

2.1 短聲刺激發(fā)生器

聽覺(jué)神經(jīng)功能測(cè)試和腦干神經(jīng)學(xué)及臨床聽力學(xué)研究的刺激聲是短聲。短聲刺激發(fā)生器的主要技術(shù)指標(biāo)包括：頻率、強(qiáng)度、波形、刺激次數(shù)等。為保證短聲刺激信號(hào)和誘發(fā)電位信號(hào)采集動(dòng)作同步進(jìn)行，本方案使用外同步信號(hào)控制短聲刺激發(fā)生器的動(dòng)作，短聲刺激頻率從1Hz～1kHz之間可調(diào)，短聲刺激強(qiáng)度在0～110dB之間可調(diào)。通過(guò)構(gòu)造不同形狀的同步控制信號(hào)，可輸出短聲或白噪聲，同步信號(hào)的數(shù)量決定信號(hào)的總持續(xù)時(shí)間。

2.2 信號(hào)放大器

信號(hào)放大器將人體的微弱信號(hào)放大，同時(shí)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(shù)，會(huì)使其信噪比高、失真度小、抗干擾能力強(qiáng)。為了確保人體的安全，與人體接觸的部分檢測(cè)電路，應(yīng)采用光電耦合技術(shù)將人體與整個(gè)測(cè)量?jī)x器隔離開來(lái)。本系統(tǒng)采用AEP-20聽覺(jué)誘發(fā)電位放大通道，采用了雙層屏蔽驅(qū)動(dòng)與浮地跟蹤技術(shù)，分辯力0.35μV,噪聲≤0.75μV，帶通100Hz～3kHz，增益50000，共模抑制比CMRR達(dá)到126dB，通道輸入阻抗1000MΩ，較好地滿足了測(cè)試要求。

2.3 誘發(fā)電位儀電極接觸電阻檢測(cè)電路

前置放大器中對(duì)測(cè)量電極阻抗的測(cè)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(hào)的可靠性和可信度。在開始測(cè)量聽覺(jué)誘發(fā)電位之前，本系統(tǒng)通過(guò)DAQ-2214卡的一路A/D輪流測(cè)量接觸電阻檢測(cè)電路的輸入電壓值，就能有效檢測(cè)各電極包括頭皮電極和耳電極是否已經(jīng)固定，并且檢測(cè)出各電極之間的電阻值是否在標(biāo)準(zhǔn)范圍內(nèi)以便及時(shí)更換不合要求的電極；在測(cè)量誘發(fā)電位的過(guò)程中，該電路不會(huì)對(duì)誘發(fā)電位采集系統(tǒng)產(chǎn)生干擾。

2.4 信號(hào)采集

數(shù)據(jù)采集與控制是本系統(tǒng)的核心部分，我們選擇使用DAQ-2214信號(hào)采集卡來(lái)實(shí)現(xiàn)整個(gè)系統(tǒng)的數(shù)據(jù)采集。在DAQ-2214中有2個(gè)可用的12位D/A輸出通道，其中一路輸出本系統(tǒng)用來(lái)控制聲刺激發(fā)生器的強(qiáng)度。

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

我們將采樣值從緩沖區(qū)取出放入圖形區(qū)域，可實(shí)時(shí)顯示動(dòng)態(tài)測(cè)量結(jié)果。同時(shí)，這些數(shù)據(jù)經(jīng)過(guò)疊加平均與小波變換處理后，作為耳聽覺(jué)誘發(fā)電位輔助診斷結(jié)果。

2.5 波形發(fā)生部分

DAQ-2214信號(hào)采集卡帶有40MHz的內(nèi)部時(shí)鐘，通過(guò)設(shè)置時(shí)間計(jì)數(shù)器參數(shù)，可以輸出不同周期、不同占空比、不同形狀的波形，當(dāng)使用此信號(hào)控制短聲刺激發(fā)生器時(shí)，可以精確控制刺激生頻率、波形；同時(shí)以該信號(hào)作為采集卡外觸發(fā)信號(hào)時(shí)，能保證采集動(dòng)作精確同步。

3 系統(tǒng)軟件

圖2 軟件控制流程

系統(tǒng)軟件控制流程如圖2所示。首先初始化系統(tǒng)，設(shè)置采集頻率、聲刺激強(qiáng)度等參數(shù)，然后檢查電極接觸狀況。數(shù)據(jù)處理過(guò)程分成兩個(gè)階段。第一階段接收實(shí)時(shí)采集信號(hào)，信號(hào)保存在內(nèi)存中，采集到10個(gè)刺激信號(hào)數(shù)據(jù)后就進(jìn)行信號(hào)疊加平均處理，并在屏幕上顯示波形；第二階段基于信號(hào)疊加平均處理所得信息對(duì)保存為數(shù)據(jù)文件的信號(hào)進(jìn)行小波變換，提取相應(yīng)頻段的信息后進(jìn)行小波重構(gòu),得到聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)的去除噪聲后的波形。

圖3 小波分解

本系統(tǒng)在上海市新華醫(yī)院進(jìn)行測(cè)試。誘發(fā)ABR刺激聲為波寬0.1ms的交替短聲，刺激強(qiáng)度為75dB,刺激率為11次/s。電極設(shè)置：前額—同側(cè)乳突，眉間接地，分析時(shí)間10.24 ms ,采樣點(diǎn)256(25點(diǎn)/ms)，采用DB5小波進(jìn)行離散小波變換,信號(hào)分解如圖3所示。

圖4 系統(tǒng)軟件界面

由圖3可見(jiàn)，為了減少計(jì)算時(shí)間，我們選擇了5層分解；通過(guò)設(shè)置域值的方法，去除投影值小的系數(shù)，保留超出域值的部分，重構(gòu)時(shí)對(duì)去除系數(shù)設(shè)置零進(jìn)行強(qiáng)制消噪處理。

重構(gòu)后的波形及人機(jī)界面如圖4所示。

4 結(jié)論

本文介紹的聽覺(jué)誘發(fā)電位測(cè)量系統(tǒng)采用DAQ-2214采集卡實(shí)現(xiàn)信號(hào)實(shí)時(shí)采集，通過(guò)外同步信號(hào)實(shí)現(xiàn)采集與短聲刺激信號(hào)同步。此外，我們還通過(guò)設(shè)計(jì)特殊的波形控制刺激聲音的形狀。采用疊加平均方法監(jiān)測(cè)實(shí)時(shí)波形，利用小波變換更加精確的測(cè)量聽覺(jué)誘發(fā)電位信號(hào)。通過(guò)幾家醫(yī)院的實(shí)際應(yīng)用證明，系統(tǒng)能檢查出聽覺(jué)系統(tǒng)的功能異常，可用于聽覺(jué)生理及聽覺(jué)病理生理的研究、耳科聽覺(jué)疾患的診斷、嬰幼兒及聾啞兒的聽力鑒定、神經(jīng)科聽神經(jīng)及腦干部位實(shí)質(zhì)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(jué)腦干反應(yīng)閾值自動(dòng)測(cè)試的應(yīng)用[J]．耳鼻咽喉頭頸外科,1996,3(6):323．

[2]孫迎,葉英．聽覺(jué)誘發(fā)電位提取方法的研究與分析[J]．中國(guó)生物醫(yī)學(xué)工程學(xué)報(bào),2006,25(1):117-120．

[3]趙仕波,羅耀華,趙文華．聽覺(jué)誘發(fā)電位儀的設(shè)計(jì)與實(shí)現(xiàn)方案[J]．儀器儀表學(xué)報(bào),2008,29(3):594．

[4] 徐瑤瑞,等．基于PDA平臺(tái)的誘發(fā)電位測(cè)試系統(tǒng)的設(shè)計(jì)[J]．中國(guó)醫(yī)療設(shè)備,2008(2):17-19．

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

[6]田源,張忠仁,周曙．誘發(fā)電位儀電極接觸電阻檢測(cè)系統(tǒng)的研制方法[J]．中國(guó)醫(yī)學(xué)物理學(xué)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(huì)自然科學(xué)基金(04EB25)資助項(xiàng)目。

本文作者：安美君，高級(jí)工程師，碩士研究生。

作者郵箱：hngdamj@163．com