CN104248439B - 鼓膜声压检测方法和系统 - Google Patents
鼓膜声压检测方法和系统 Download PDFInfo
- Publication number
- CN104248439B CN104248439B CN201310263594.0A CN201310263594A CN104248439B CN 104248439 B CN104248439 B CN 104248439B CN 201310263594 A CN201310263594 A CN 201310263594A CN 104248439 B CN104248439 B CN 104248439B
- Authority
- CN
- China
- Prior art keywords
- impedance
- earphone
- signal
- voltage
- eardrum
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Active
Links
Landscapes
- Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
Abstract
本发明涉及一种鼓膜声压检测方法和系统。所述方法包括：建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数；采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号；测量播放所述调频信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数；根据所述阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值；根据所述入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。上述鼓膜声压检测方法和系统，采用时域或频域的调频刺激信号进行测量，一次性可检测极宽频率范围内的声压，提高了检测效率，且不受个体差异的影响，检测的使用范围广，检测结果准确性高，且提高了频率分辨率及检测的安全性。
Description
技术领域
本发明涉及声学检测技术，特别是涉及一种鼓膜声压检测方法和系统。
背景技术
听觉系统是人类的五大感觉系统之一，是人类感知和理解周围声音世界的重要渠道。人类听觉系统感知声音的过程如下：外耳收集声波，经过耳道传到鼓膜，鼓膜将声音能量（空气压力变化）转变成自身的振动。这种振动由听小骨传给充满液体的耳蜗，耳蜗内毛状细胞的振动引起神经脉冲。这些脉冲由听神经传入听觉中枢，最终由听觉皮层分析和解释为富有含义的声音信息。其中进入耳道的部分声音能量在鼓膜处会被反射并反向传播形成反射波，反射波与传入耳道的声波（即入射波）进行叠加，产生驻波现象。驻波现象的明显特征在于：如果入射波和反射波相位相同时，会互相加强形成波腹（振幅最大）；如果入射波和发射波相位相反，两者会相互抵消形成波节（振幅为0）。驻波的存在对于耳道内声压的测量有着显著影响：（1）实际测得的耳道声压，与耳机播放的声音在频谱上会存在较大差异。比如，由于入射波和反射波的互相抵消，在耳道入口处实际测得的声压幅度在某些频率上会存在凹陷。（2）在耳道不同的位置测得的声压互不相同。比如，在耳道入口处测得的声压与鼓膜处测得的声压之间会存在较大差异。驻波现象给大多数临床声学测量造成了难以避免的影响，例如：（1）临床的标准听力图检测方法只是简单的在外耳道入口记录声压幅度，并没有真正检测到进入中耳的声压值，导致检测到的听力阈值与实际情况可能存在一定的误差；（2）对于听力障碍者佩戴的助听器，驻波会放大或衰减某些频率的信号，从而使受试者产生一定的不舒适感，也会降低助听器的性能；（3）在耳声发射（otoacousticemissions）信号检测中，驻波会影响诱发信号的声音强度的校准，从而降低耳声发射信号检测的精确性。
目前临床上大都是简单的将外耳道记录到的声压值作为进入中耳的声压值，忽略了驻波现象对声压测量的影响，致使测量结果不准确。已有研究证明：鼓膜处的声压与实际进入中耳的声压非常接近，目前鼓膜声压检测方法主要有下述两种：
（1）探头测量法：由于麦克风体积较大，不能直接放至鼓膜附近，因此在麦克风一端安装微型柔软探管，并将该探管一端伸至鼓膜附近几毫米处，直接测量鼓膜附近的声压。微型探管的耳道入口位置通常会做上标记，并让受试者尽量保持安静状态，以防探管滑出耳道。
（2）耳道建模法：研究不同的声学探测位置对声压幅度的影响规律，根据人类耳朵声学性能特性建立统一的耳道理论模型，即将人耳道作为一个固定的模型，先检测外耳道入口的声压幅度，然后根据统一的理论模型估算出鼓膜处的声压值。
然而，探头测量法的缺点主要是：（1）利用纯音（固定频率的正弦波）测量有限的频率点，且测量的频率点相距较大（一般测量0.5，1，2，3，4，5，6，8kHz等标准频率），整个听力频率范围测量时间较长，频率分辨率和检测效率不高；（2）在距离鼓膜几毫米处放置探管进行鼓膜声压测量，会造成受试者强烈的不舒适感，微型探管对鼓膜具有潜在的伤害作用，且长时间的测量极易导致受试者轻微的晃动，从而造成探管挪动，测量结果不准确。
耳道建模法的缺点主要是：由于人类耳道具有很强的个体差异性，例如，儿童耳道的声学特性（长度、截面积、弯曲度等）与成人有较大的差异，随着年龄的增长，这种差异呈现出一定的改变。因此不同年龄段的人群的耳道模型是完全不同的，采用统一的耳道模型检测鼓膜声压的方法的适用范围极窄，检测的准确度低。
发明内容
基于此，有必要提供一种检测效率高且准确度高的鼓膜声压检测方法。
此外，还有必要提供一种检测效率高且准确度高的鼓膜声压检测系统。
一种鼓膜声压检测方法，包括：
建立模型及获取模型参数的步骤，建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数；
播放调频刺激信号的步骤，采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号；
获取耳道阻抗参数的步骤，测量播放所述调频刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数；
获取入射波声压幅值的步骤，根据所述阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值；以及
估算鼓膜声压幅值的步骤，根据所述入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
在其中一个实施例中，所述建立模型及获取模型参数的步骤包括：
建立模型步骤，将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型；
测量步骤，获取所述外接阻抗的多组阻抗值，并测量所述多组外接阻抗两端的电压值；以及
获取模型参数步骤，根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为所述耳机声学特性参数。
在其中一个实施例中，所述获取模型参数步骤包括：
根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；
或者，计算所述外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。
在其中一个实施例中，所述与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，所述试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管；
所述测量步骤包括：
将所述试管的一端与耳机相连，另一端通过活塞封闭；
移动所述活塞得到多组所述试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
在其中一个实施例中，所述在建立模型及获取模型参数的步骤之后，播放调频刺激信号的步骤之前还包括：
产生所述调频刺激信号的步骤，包括：
定义调频刺激信号的基本参数，并根据所述基本参数计算频率线性递增算子；
根据所述频率线性递增算子更新所述调频信号的各点的相位；
根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值；以及
生成频率随时间线性变化的调频信号，将所述调频信号作为调频刺激信号。
在其中一个实施例中，所述调频刺激信号为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
一种鼓膜声压检测系统，包括：
建模模块，用于建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数；
播放模块，用于采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号；
第一获取模块，用于测量播放所述调频刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数；
第二获取模块，用于根据所述阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值；以及
估算模块，用于根据所述入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
在其中一个实施例中，所述建模模块包括：
建模单元，用于将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型；
测量单元，用于获取所述外接阻抗的多组阻抗值，并测量所述多组外接阻抗两端的电压值；以及
参数获取单元，用于根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为所述耳机声学特性参数。
在其中一个实施例中，所述参数获取单元还用于根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；
或者，所述参数获取单元还用于计算所述外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。
在其中一个实施例中，所述与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，所述试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管；
所述测量单元还用于将所述试管的一端与耳机相连，另一端通过活塞封闭，以及移动所述活塞得到多组所述试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
在其中一个实施例中，所述系统还包括：
信号产生模块，用于产生所述调频刺激信号，包括：
初始化单元，用于定义调频刺激信号的基本参数，并根据所述基本参数计算频率线性递增算子；
更新单元，用于根据所述频率线性递增算子更新所述调频信号的各点的相位；
信号幅值计算单元，用于根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值；以及
生成单元，用于生成频率随时间线性变化的调频信号，将所述调频信号作为调频刺激信号。
在其中一个实施例中，所述调频刺激信号为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
上述鼓膜声压检测方法和系统，采用时域或频域的调频刺激信号进行测量，一次性可检测极宽频率范围内的声压，提高了检测效率，且不受个体差异的影响，检测的使用范围广，检测结果准确性高。此外，因采用时域或频域的调频刺激信号，频率分辨率提高了；将耳机放置在耳道入口处，利用耳机声学传输线模型进行估算鼓膜处的声压幅值，不需将探头防止在距离鼓膜很近的地方，提高了检测的安全性；不需长时间检测，减少了因长时间检测对受试者造成疲劳，引入强烈的噪声干扰而影响检测准确性的几率。
另外，通过最小二乘法或平均值计算耳机声学特性参数，简单方便；采用带活塞的试管作为负载，方便获取多组测量数据。
附图说明
图1为一个实施例中鼓膜声压检测方法的流程图；
图2为一个实施例中建立模型及获取模型参数的流程图；
图3为耳机的声学传输线模型示意图；
图4为耳机声学特性参数估算中耳机与试管的连接示意图；
图5为产生调频刺激信号的流程图；
图6为入射波和反射波示意图；
图7为鼓膜声压测量示意图；
图8为一个实施例中鼓膜声压检测系统的结构框图；
图9为图8中建模模块的内部结构框图；
图10为另一个实施例中鼓膜声压检测系统的结构框图；
图11为图10中信号产生模块的内部结构框图；
图12为估算的鼓膜声压幅值与实际测得的鼓膜声压幅值的对比示意图。
具体实施方式
下面结合具体的实施例及附图对鼓膜声压检测方法和系统的技术方案进行详细的描述，以使其更加清楚。
如图1所示，为一个实施例中一种鼓膜声压检测方法的流程图。该鼓膜声压检测方法，包括：
步骤S102，建立模型及获取模型参数的步骤，建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数。
在一个实施例中，如图2所示，步骤S102包括：
步骤S202，建立模型步骤，将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型。
具体的，将用于播放调频刺激信号的耳机等效为具有内接阻抗ZS(f)的电压源Ps(f)，与耳机相连的对象等效为外接阻抗Z(f)，在对象入口测的声压可视为等效路端电压P(f)，如图3所示，32为耳机，34为负载端。根据电子电路的欧姆定律，可建立方程（1）：
其中，ZS(f)、Ps(f)、Z(f)、P(f)表示为幅度和相位随频率变化的复数函数。
步骤S204，测量步骤，获取该外接阻抗的多组阻抗值，并测量该多组外接阻抗两端的电压值。
具体的，与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，该试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管等。
本实施例中，将带可移动活塞的试管作为负载接入耳机的声学传输线模型中，将试管的一端与耳机相连，试管的另一端通过活塞封闭；移动该活塞得到多组该试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
具体的，有效长度L是指耳机与活塞封闭的试管的空间长度。试管的阻抗值Z0(f)的计算公式如式（2）所示：
Z0(f)＝-jρccot(2πfL/c) （2）
其中，ρ是空气密度，c是声音在空气中的传播速度。耳机播放调频刺激信号（瞬时频率在1秒内由0kHz线性增加到20kHz），同时麦克风记录试管端对应的声压幅度函数为P0(f)，将活塞移至不同的位置，便可得到不同的试管有效长度L，以及不同的Z0(f)和P0(f)。本实施例中，采用5组有效长度，分别为1厘米、2厘米、3厘米、4厘米和5厘米，进行测量，再根据式（1）列出5个关于耳机声学特性参数的方程。
如图4所示，为耳机声学特性参数估算中耳机与试管的连接示意图，42为耳机、44为麦克风，46为试管，48为活塞，耳机与活塞封闭的试管的空间长度为有效长度。
步骤S206，获取模型参数步骤，根据该外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为该耳机声学特性参数。
具体的，根据该外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；或者，计算该外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。该耳机声学特性参数包括耳机的内接阻抗ZS(f)的阻抗值和电压源Ps(f)的电压值。
步骤S104，播放调频刺激信号的步骤，采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号。
具体的，调频刺激信号可为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
在一个实施例中，首先要产生调频刺激信号。如图5所示，该产生调频刺激信号的步骤包括：
步骤S502，定义调频刺激信号的基本参数，并根据该基本参数计算频率线性递增算子。
具体的，定义调频刺激信号的基础参数，包括调频刺激信号的幅度A、调频刺激信号的时间T、信号长度N、调频刺激信号的起始频率f1和截止频率f2。其中，根据调频刺激信号的起始频率f1和截止频率f2及时间计算频率线性递增算子lncψ，lncψ＝2π(f1-f2)/T。
步骤S504，根据该频率线性递增算子更新该调频刺激信号的各点的相位。
具体的，初始化相位增量Δψ＝0，并设置变量i＝0，更新的相位增量为初始的相位增量加上频率线性递增算子之和，即Δψ＝Δψ+lncψ，更新调频刺激信号的各点的相位为初始的相位加上更新的相位增量之和，即ψ＝ψ+Δψ。
步骤S506，根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值。
具体的，更新后的各点相位的信号幅值为信号的幅度与正弦的乘积，即X(i)＝A*sinψ。循环计算完信号长度N个相位的信号幅值。
步骤S508，生成频率随时间线性变化的调频信号，将该调频信号作为调频刺激信号。
此外，为了防止信号时域上的瞬间激励给受试者带来不舒适感，将生成的调频刺激信号通过预定长度的窗函数进行乘积处理，使调频刺激信号缓慢上升和下降。该窗函数可为0.03秒或0.05秒的余弦函数对半拆分得到。
步骤S106，获取耳道阻抗参数的步骤，测量播放该调频刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数。
具体的，耳机和麦克风放置于受试者的耳道，播放调频刺激信号时，鼓膜会反射一部分声音能量，其中，反射率为反射波声压P-(f)与入射波声压P+(f)的比值，记为R，如图6所示，实线为入射波，虚线为反射波。外耳道记录的声压幅值为反射波声压与入射波声压之和，为PL(f)，鼓膜处的声压幅值记为PE(f)，如图7为鼓膜声压测量示意图。由式（1）和耳机的声学特性参数可求出耳道的阻抗参数ZL(f)，计算公式如式（3）：
式（3）中，ZS(f)、Ps(f)为得到的耳机声学特性参数。
步骤S108，获取入射波声压幅值的步骤，根据该阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值。
具体的，声学传播函数：
根据式（3）和式（4）得到入射波的声压幅值如式（5）：
步骤S110，估算鼓膜声压幅值的步骤，根据该入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
具体的，根据声波反射的物理原理，鼓膜处的声压幅值约为入射波声压幅值的两倍，即
|PE(f)|＝2|P+(f)| （6）
上述计算得到的声压幅值均采用电压值表示，可将其转换为相应的分贝值。
上述鼓膜声压检测方法，采用时域或频域的调频刺激信号进行测量，一次性可检测极宽频率范围内的声压，提高了检测效率，且不受个体差异的影响，检测的使用范围广，检测结果准确性高。此外，因采用时域或频域的调频刺激信号，频率分辨率提高了；将耳机放置在耳道入口处，利用耳机声学传输线模型进行估算鼓膜处的声压幅值，不需将探头防止在距离鼓膜很近的地方，提高了检测的安全性；不需长时间检测，减少了因长时间检测对受试者造成疲劳，引入强烈的噪声干扰而影响检测准确性的几率。
如图8所示，为一个实施例中鼓膜声压检测系统的结构框图。该鼓膜声压检测系统，包括建模模块820、播放模块840、第一获取模块860、第二获取模块880和估算模块890。其中：
建模模块820用于建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数。
如图9所示，建模模块820包括建模单元820a、测量单元820b和参数获取单元820c。其中：
建模单元820a用于将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型。
具体的，将用于播放调频刺激信号的耳机等效为具有内接阻抗ZS(f)的电压源Ps(f)，与耳机相连的对象等效为外接阻抗Z(f)，在对象入口测的声压可视为等效路端电压P(f)，如图3所示。根据电子电路的欧姆定律，可建立方程（1）：
其中，ZS(f)、Ps(f)、Z(f)、P(f)表示为幅度和相位随频率变化的函数。
测量单元820b用于获取该外接阻抗的多组阻抗值，并测量该多组外接阻抗两端的电压值。
具体的，与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，该试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管等。
本实施例中，将带可移动活塞的试管作为负载接入耳机的声学传输线模型中，测量单元820b将试管的一端与耳机相连，试管的另一端通过活塞封闭；移动该活塞得到多组该试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
具体的，有效长度L是指耳机与活塞封闭的试管的空间长度。试管的阻抗值Z0(f)的计算公式如式（2）所示：
Z0(f)＝-jρccot(2πfL/c) （2）
其中，ρ是空气密度，c是声音在空气中的传播速度。耳机播放调频刺激信号（瞬时频率在1秒内由0kHz线性增加到20kHz），同时麦克风记录试管端对应的声压幅度函数为P0(f)，将活塞移至不同的位置，便可得到不同的试管有效长度L，以及不同的Z0(f)和P0(f)。本实施例中，采用5组有效长度，分别为1厘米、2厘米、3厘米、4厘米和5厘米，进行测量，再根据式（1）列出5个关于耳机声学特性参数的方程。
参数获取单元820c用于根据该外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为该耳机声学特性参数。
具体的，参数获取单元820c用于根据该外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；或者，计算该外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到该耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。该耳机声学特性参数包括耳机的内接阻抗ZS(f)的阻抗值和电压源Ps(f)的电压值。
播放模块840用于采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号。
具体的，调频刺激信号可为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
第一获取模块860用于测量播放所述调频刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数。
具体的，耳机和麦克风放置于受试者的耳道，播放调频刺激信号时，鼓膜会反射一部分声音能量，其中，反射率为反射波声压P-(f)与入射波声压P+(f)的比值，记为R，如图6所示。外耳道记录的声压幅值为反射波声压与入射波声压之和，为PL(f)，鼓膜处的声压幅值记为PE(f)。由式（1）和耳机的声学特性参数可求出耳道的阻抗参数ZL(f)，计算公式如式（3）：
式（3）中，ZS(f)、Ps(f)为得到的耳机声学特性参数。
第二获取模块880用于根据该阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值。
具体的，声学传播函数：
根据式（3）和式（4）得到入射波的声压幅值如式（5）：
估算模块890用于根据该入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
具体的，根据声波反射的物理原理，鼓膜处的声压幅值约为入射波声压幅值的两倍，即
|PE(f)|＝2|P+(f)| （6）
上述鼓膜声压检测系统，采用时域或频域的调频刺激信号进行测量，一次性可检测极宽频率范围内的声压，提高了检测效率，且不受个体差异的影响，检测的使用范围广，检测结果准确性高。此外，因采用时域或频域的调频刺激信号，频率分辨率提高了；将耳机放置在耳道入口处，利用耳机声学传输线模型进行估算鼓膜处的声压幅值，不需将探头防止在距离鼓膜很近的地方，提高了检测的安全性；不需长时间检测，减少了因长时间检测对受试者造成疲劳，引入强烈的噪声干扰而影响检测准确性的几率。
如图10所示，为另一个实施例中鼓膜声压检测系统的结构框图。该鼓膜声压检测系统，除了包括建模模块820、播放模块840、第一获取模块860、第二获取模块880和估算模块890，还包括信号产生模块810。其中：
信号产生模块810用于产生所述调频刺激信号。如图11所示，信号产生模块810包括初始化单元810a、更新单元810b、信号幅值计算单元810c和生成单元810d。其中：
初始化单元810a用于定义调频刺激信号的基本参数，并根据该基本参数计算频率线性递增算子。
具体的，定义调频刺激信号的基础参数，包括调频刺激信号的幅度A、调频刺激信号的时间T、信号长度N、调频刺激信号的起始频率f1和截止频率f2。其中，根据调频刺激信号的起始频率f1和截止频率f2及时间计算频率线性递增算子lncψ，lncψ＝2π(f1-f2)/T。
更新单元810b用于根据所述频率线性递增算子更新所述调频信号的各点的相位。具体的，初始化相位增量Δψ＝0，并设置变量i＝0，更新的相位增量为初始的相位增量加上频率线性递增算子之和，即Δψ＝Δψ+lncψ，更新调频刺激信号的各点的相位为初始的相位加上更新的相位增量之和，即ψ＝ψ+Δψ。
信号幅值计算单元810c用于根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值。具体的，更新后的各点相位的信号幅值为信号的幅度与正弦的乘积，即X(i)＝A*sinψ。循环计算完信号长度N个相位的信号幅值。
生成单元810d用于生成频率随时间线性变化的调频信号，将所述调频信号作为调频刺激信号。
此外，为了防止信号时域上的瞬间激励给受试者带来不舒适感，将生成的调频刺激信号通过预定长度的窗函数进行乘积处理，使调频刺激信号缓慢上升和下降。该窗函数可为0.03秒或0.05秒的余弦函数对半拆分得到。
上述鼓膜声压检测方法和系统，通过实验与探头检测法进行对比，该探头检测法为在耳道距离鼓膜处几毫米放置一个灵敏的麦克风，播放相同的调频刺激信号，检测鼓膜处的实际声压幅值。将实际声压幅值与上述鼓膜声压检测方法估算的鼓膜声压幅值进行对比，如图12所示，对比结果表明，在听力频率范围内，估算的鼓膜声压幅值曲线112和实际测量的鼓膜声压幅值曲线114基本重合，最大误差不超过2dB（分贝），由此可见，上述鼓膜声压检测方法和系统可快速准确的检测人耳鼓膜声压幅值。
此外，上述鼓膜声压检测方法和系统还可应用于临床听觉测试，例如标准听力图的检测，助听器的配置以及耳声发射刺激声强度的校准。
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，所述的存储介质可为磁碟、光盘、只读存储记忆体（Read-Only Memory，ROM）或随机存储记忆体（Random AccessMemory，RAM）等。
以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。
Claims (12)
1.一种鼓膜声压检测方法，包括：
建立模型及获取模型参数的步骤，建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数；
播放调频刺激信号的步骤，采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号；
获取耳道阻抗参数的步骤，测量播放所述刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数；
获取入射波声压幅值的步骤，根据所述阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值；以及
估算鼓膜声压幅值的步骤，根据所述入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
2.根据权利要求1所述的鼓膜声压检测方法，其特征在于，所述建立模型及获取模型参数的步骤包括：
建立模型步骤，将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型；
测量步骤，获取所述外接阻抗的多组阻抗值，并测量多组外接阻抗两端的电压值；以及
获取模型参数步骤，根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为所述耳机声学特性参数。
3.根据权利要求2所述的鼓膜声压检测方法，其特征在于，所述获取模型参数步骤包括：
根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；
或者，计算所述外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。
4.根据权利要求2所述的鼓膜声压检测方法，其特征在于，所述与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，所述试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管；
所述测量步骤包括：
将所述试管的一端与耳机相连，另一端通过活塞封闭；以及
移动所述活塞得到多组所述试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
5.根据权利要求1所述的鼓膜声压检测方法，其特征在于，所述在建立模型及获取模型参数的步骤之后，播放调频刺激信号的步骤之前还包括：
产生所述调频刺激信号的步骤，包括：
定义调频刺激信号的基本参数，并根据所述基本参数计算频率线性递增算子；
根据所述频率线性递增算子更新调频信号的各点的相位；
根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值；以及
生成频率随时间线性变化的调频信号，将所述调频信号作为调频刺激信号。
6.根据权利要求1所述的鼓膜声压检测方法，其特征在于，所述调频刺激信号为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
7.一种鼓膜声压检测系统，其特征在于，包括：
建模模块，用于建立耳机声学传输线模型，并得到耳机的声学特性参数；
播放模块，用于采用得到的声学特性参数的耳机播放在时域或频域上合成的调频刺激信号；
第一获取模块，用于测量播放所述刺激信号后外耳道的声压幅值，并利用耳机的声学传输线模型及声学特性参数获取耳道的阻抗参数；
第二获取模块，用于根据所述阻抗参数及声学传播函数获取入射波的声压幅值；以及
估算模块，用于根据所述入射波的声压幅值估算鼓膜声压幅值。
8.根据权利要求7所述的鼓膜声压检测系统，其特征在于，所述建模模块包括：
建模单元，用于将耳机等效为具有内接阻抗的电压源，将与耳机相连的对象等效为具有外接阻抗的负载，根据等效的电压源及负载建立耳机声学传输线模型；
测量单元，用于获取所述外接阻抗的多组阻抗值，并测量多组外接阻抗两端的电压值；以及
参数获取单元，用于根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值，并将所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值作为所述耳机声学特性参数。
9.根据权利要求8所述的鼓膜声压检测系统，其特征在于，所述参数获取单元还用于根据所述外接阻抗的多组阻抗值及电压值通过最小二乘法计算得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值；
或者，所述参数获取单元还用于计算所述外接阻抗的多组阻抗值的平均值及电压值的平均值，得到所述耳机的内接阻抗的阻抗值及电压源的电压值。
10.根据权利要求8所述的鼓膜声压检测系统，其特征在于，所述与耳机相连的对象为带可移动活塞的试管，所述试管为硅胶试管、玻璃试管、铜试管或铝试管；
所述测量单元还用于将所述试管的一端与耳机相连，另一端通过活塞封闭，以及移动所述活塞得到多组所述试管的有效长度，测量每组有效长度下试管的阻抗值及对应的两端电压值。
11.根据权利要求7所述的鼓膜声压检测系统，其特征在于，所述系统还包括：
信号产生模块，用于产生所述调频刺激信号，包括：
初始化单元，用于定义调频刺激信号的基本参数，并根据所述基本参数计算频率线性递增算子；
更新单元，用于根据所述频率线性递增算子更新调频信号的各点的相位；
信号幅值计算单元，用于根据更新后的各点的相位计算各点对应的信号幅值；以及
生成单元，用于生成频率随时间线性变化的调频信号，将所述调频信号作为调频刺激信号。
12.根据权利要求7所述的鼓膜声压检测系统，其特征在于，所述调频刺激信号为时域或频域上产生的线性调频信号、二次抛物线调频信号、对数调频信号、三角函数调频信号、Chirp调频信号中任意一种。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN201310263594.0A CN104248439B (zh) | 2013-06-27 | 2013-06-27 | 鼓膜声压检测方法和系统 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| CN201310263594.0A CN104248439B (zh) | 2013-06-27 | 2013-06-27 | 鼓膜声压检测方法和系统 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| CN104248439A CN104248439A (zh) | 2014-12-31 |
| CN104248439B true CN104248439B (zh) | 2017-09-01 |
Family
ID=52183929
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| CN201310263594.0A Active CN104248439B (zh) | 2013-06-27 | 2013-06-27 | 鼓膜声压检测方法和系统 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| CN (1) | CN104248439B (zh) |
Families Citing this family (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| EP3062532B1 (en) * | 2015-02-27 | 2018-08-01 | Oticon A/s | A method of adapting a hearing device to a user's ear, and a hearing device |
| CN106361347A (zh) * | 2016-09-08 | 2017-02-01 | 佛山博智医疗科技有限公司 | 检测鼓膜振动形态的装置及方法 |
| CN106921904B (zh) * | 2017-04-27 | 2019-03-05 | 维沃移动通信有限公司 | 一种耳机的音质调整方法及终端 |
| CN108924687A (zh) * | 2018-07-05 | 2018-11-30 | Oppo（重庆）智能科技有限公司 | 一种音量设置方法和设备、及计算机存储介质 |
| CN111227842B (zh) * | 2019-12-05 | 2023-03-28 | 北京市医疗器械检验所 | 一种用于耳声阻抗/导纳仪时间特性的测量方法 |
Family Cites Families (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| DE602004010438T2 (de) * | 2004-03-18 | 2008-11-13 | Widex A/S | Verfahren und einrichtung für echte ohrmessungen |
| US20070036377A1 (en) * | 2005-08-03 | 2007-02-15 | Alfred Stirnemann | Method of obtaining a characteristic, and hearing instrument |
| EP1830602B1 (en) * | 2006-03-01 | 2019-07-31 | Sonova AG | A method of obtaining settings of a hearing instrument, and a hearing instrument |
| US8182431B2 (en) * | 2007-03-12 | 2012-05-22 | Mimosa Acoustics, Inc. | System and method for calibrating and determining hearing status |
| CN104094615A (zh) * | 2011-11-22 | 2014-10-08 | 福纳克股份公司 | 处理听力仪器中的信号的方法以及听力仪器 |
-
2013
- 2013-06-27 CN CN201310263594.0A patent/CN104248439B/zh active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| CN104248439A (zh) | 2014-12-31 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| CN104248439B (zh) | 鼓膜声压检测方法和系统 | |
| CN106501795B (zh) | 一种利用混响水池进行水声换能器互易校准的方法 | |
| CN101411213B (zh) | 音频系统中的校准方法和装置 | |
| JP2018528735A5 (zh) | ||
| Garg et al. | An averaging method for accurately calibrating smartphone microphones for environmental noise measurement | |
| CN110186546A (zh) | 基于粉红噪声的水听器灵敏度自由场宽带校准方法 | |
| CN107436451B (zh) | 一种自动计算地震数据光缆耦合噪声强弱程度的振幅谱方法 | |
| CN106324278A (zh) | 一种基于声参量阵的风速测量方法 | |
| CN103845061A (zh) | 听力损失的检测方法 | |
| CN104729677A (zh) | 一种非平稳噪声信号的时域数字计权方法 | |
| CN105910702B (zh) | 一种基于相位补偿的异步头相关传输函数测量方法 | |
| Sarkar et al. | Information and linearity of time-domain complex demodulated amplitude and phase data in shallow water | |
| CN103989481A (zh) | 一种hrtf数据库测量装置及其使用方法 | |
| Farina | Validation of the pyramid tracing algorithm for sound propagation outdoors: comparison with experimental measurements and with the ISO–DIS 9613 standards | |
| Guidorzi et al. | A Low-Cost System for Quick Measurements on Noise Barriers in Situ | |
| Xu et al. | Analysis of moving source characteristics using polynomial chirplet transform | |
| CN107582068A (zh) | 一种基于周期自相干原理的畸变产物耳声发射探测方案 | |
| Mokhtari et al. | Efficient computation of HRTFs at any distance by FDTD simulation with near to far field transformation | |
| JP2023553116A (ja) | コヒーレント分散型音響センシングの信号対雑音（ｓｎｒ）を向上させる方法 | |
| Qu et al. | Distance dependent head-related transfer function database of KEMAR | |
| Protheroe et al. | Validation of lateral fraction results in room acoustic measurements | |
| Hiipakka | Estimating pressure and volume velocity in the ear canal for insert headphones | |
| CN105877729A (zh) | 生物讯号量测系统、方法及耳机 | |
| CN110007342A (zh) | 一种用于低信噪比地震信号的时频域直接拾取初至方法及系统 | |
| Illényi et al. | Evaluation of HRTF Data using the Head-Related Transfer Function Differences |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| C06 | Publication | ||
| PB01 | Publication | ||
| C10 | Entry into substantive examination | ||
| SE01 | Entry into force of request for substantive examination | ||
| GR01 | Patent grant | ||
| GR01 | Patent grant |