PL224517B1 - System rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego i sposób rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego - Google Patents

Description

Opis wynalazku

Przedmiotem wynalazku jest system rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, a także sposób rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego.

Postępująca urbanizacja spowodowała, że na ludzi oddziałuje coraz więcej dźwięków o coraz większym natężeniu, co z czasem przekłada się na problemy z układem słuchowym, zwłaszcza u osób pracujących w przedsiębiorstwach, gdzie generowany jest hałas o dużym natężeniu. Wczesne wykrycie problemów z układem słuchowym może skutkować rozpoczęciem leczenia prowadzącego co najmniej do niepogłębiania się problemów ze słuchem.

Najczęściej stosowaną metodą diagnozowania układu słuchowego jest generowanie określonych dźwięków, które są następnie powtarzane przez osobę badaną. Stopień poprawności odtworzenia wygenerowanego dźwięku świadczy o sprawności układu słuchowego.

Z opisu JPH08266518A pt. „Earphone unit for audition test device jest znany zestaw słuchawkowy dla urządzenia testującego słuch, który jest bardzo wygodny w użyciu dla osoby przeprow adzającej test i dla osoby testowanej. Ten zestaw słuchawkowy jest skonstruowany w ten sposób, że wspólny przewód jest podłączony do urządzenia testującego słuch, a element łącznika odp owiedzi, który generuje sygnał odpowiedzi, jest podłączony do jego zakończenia. Element łącznika odpowiedzi służy do wysyłania sygnału odpowiedzi do urządzenia głównego obsługiwanego przez osobę przeprowadzającą test na podstawie tego, czy testujący ton jest słyszany przez osobę t estowaną czy też nie.

Inną znaną metodą diagnozowania układu słuchowego jest metoda elektrofizjologicznej diagnostyki systemu słuchowego, która oparta jest na pośredniej rejestracji biopotencjałów elektrycznych, będących wynikiem aktywizacji kolejnych odcinków drogi słuchowej układu nerwowego wywołanej bodźcem akustycznym. Ich rejestracja wykonywana jest za pomocą technik wywodzących się z EEG, przy czym rejestracji podlegają potencjały wtórne, które możemy zmierzyć na powierzchni skóry gł owy. Badanie zwane AEP, pochodzące od słów Auditory Evoked Potentials, polega na zarejestrowaniu elektrycznej aktywności, która jest obserwowana na powierzchni czaszki, przetworzeniu jej w sposób niosący informacje dotyczące reakcji mózgu na bodziec akustyczny oraz na wskazaniu ich charakterystycznych cech istotnych z punktu widzenia przeprowadzanego badania.

Techniki EEG i badania ABR nawiązujące do metod diagnozowania układu słuchowego są znane z publikacji pt. „Human Sleep and Sleep EEG, której autorem jest K. Śuśmakova, z publikacji pt. „Bone-Conduction ABR: Clinically Feasible And Clinically Valuable, której autorem jest James W. Hall III i z pt. publikacji „Pediatric Auditory Brainstem Response Assessment: The Cross-Check Principle Twenty Years Later”, której autorami są Katheryn Rupp Bachmann i James W. Hall III.

Z kolei z publikacji US2011224569 A1 pt. „Method and device for removing EEG artifacts są znane systemy i sposoby do automatycznego identyfikowania segmentów sygnału EEG lub sygnału innych aktywności mózgu, które zawierają artefakty. Segmenty takie po identyfikacji mogą być edytowane w celu ich usunięcia z sygnału.

Zadaniem wynalazku jest stworzenie systemu rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego o prostej konstrukcji, który byłby łatwy w obsłudze, oddzielałby sygnał do diagn ostyki układu słuchowego od szumów i zakłóceń i przedstawiałby sygnał do diagnostyki układu słuchowego umożliwiający łatwą analizę sygnału do diagnostyki układu słuchowego.

Zadaniem wynalazku jest również stworzenie sposobu rejestracji i obróbki sygnałów do diagn ostyki układu słuchowego, który umożliwiałby w krótkim czasie oddzielenie sygnału do diagnostyki układu słuchowego od szumów i zakłóceń i przedstawienie go w formie graficznej.

Istotą wynalazku jest system rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego zawierający elektrody do podpięcia na skórze głowy i w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego, układ do stymulacji akustycznej układu słuchowego, układy do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG i sygnału słuchowych potencjałów wywołanych pnia mózgu (sygnału ABR) wywołanych stymulacją akustyczną, wzmacniacze i filtry, układy do zapisywania przebiegów sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w czasie, układ do analizy i obróbki sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w celu uzyskania informacji dotyczącej reakcji mózgu na bodziec akustyczny i usunięcia artefaktów wywołanych ruchem elektrod lub kabli oraz artefaktów mięśniowych i układ do przedstawienia sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w postaci wykresów, charakteryzujący się tym, że układ do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu EEG lub

PL 224 517 B1

EOG lub EMG lub ich kombinacji zawiera niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod podpiętych na skórze głowy obiektu badanego, komunikujący się z układem informującym o zaobserwowaniu fazy snu przez wejście, generującym sygnał aktywujący i posiadającym wyjście sygnału aktywującego, a układ do mierzenia sygnału ABR wywołanego stymulacją akustyczną posiada układ automatycznej aktywacji niezależnego toru ABR z wejściem sygnału akt ywującego komunikujące się wyjściem sygnału aktywującego układu informującego o zaobserwowaniu fazy snu i niezależny tor pobierania sygnału ABR z elektrodami do podpięcia w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego, uaktywniany przez wejście linii po otrzymaniu sygnału aktywującego z wyjścia układu automatycznej aktywacji toru ABR, wzmacniacze wzmacniające sygnał ABR do 500 mV, otrzymany z niezależnego toru pobierania sygnału ABR i ograniczające pasmo przenoszenia za pomocą filtrów do zakresu od 0 Hz do 5000 Hz, konwerter sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR z analogowego na cyfrowy, układ rejestrujący sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w konfigurowalnym przedziale czasowym mierzonym od stymulacji akustycznej i układ do przedstawienia sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w formie graficznej.

Niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor pobierania sygnału ABR może być połączony poprzez procesor systemu za pośrednictwem interfejsu komunikacji układów komunikacji zewnętrznej wraz z urządzeniem transmitującym z jednostką odbi erającą i przetwarzającą dane z pomiarów dokonanych przez niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor pobierania sygnału ABR.

Ideą wynalazku jest również sposób rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, zgodnie z którym po podpięciu elektrod na skórze głowy i w pobliżu układu słuchowego, pobiera się sygnały bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacje, a także sygnał słuchowych potencjałów wywołanych pnia mózgu (sygnał ABR) wywołany stymulacją akustyczną układu słuchowego, który przetwarza się w formę graficzną w celu uzyskania informacji dotyczącej reakcji mózgu na bodziec akustyczny, usuwając artefakty wywołane ruchem elektrod lub kabli i artefakty mięśniowe, i po rejestracji przedstawia się jego przebieg w czasie w postaci wykresu, charakteryzujący się tym, że najpierw pobiera się sygnał bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni za pomocą niezależnego toru pomiarowego sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod podpiętych na skórze głowy, który konwertuje się z analogowego na cyfrowy, i po zaobserwowaniu optymalnej do rozpoczęcia badania ABR fazy snu generuje się sygnały stymulacji akustycznej układu słuchowego za pomocą toru stymulacji akustycznej i sygnał aktywujący generowany przez układ informujący o zaobserwowaniu optymalnej do rozpoczęcia badania ABR fazy snu, który podaje się do układu automatycznej aktywacji niezależnego toru pobierania sygnału ABR, a następnie aktywuje się automatycznie niezależny tor pobierania sygnału ABR i pobiera się sygnał ABR za pomocą elektrod umieszczonych w pobliżu układu słuchowego i niezależnego toru pobierania sygnału ABR, który wzmacnia się za pomocą wzmacniaczy do napięcia nie większego niż 500 mV i ogranicza się pasmo przenoszenia do zakresu od 0 Hz do 5000 Hz za pomocą filtrów, a następnie przeprowadza się konwersję sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR z analogowego na cyfrowy i rejestruje się sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w konfigurowalnym przedziale czasowym mierzonym od stymulacji akustycznej, po czym sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR przedstawia się w formie graficznej na ekranie lub na papierze.

Korzystnie, sygnał bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu pobrany za pomocą niezależnego toru pomiarowego sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod podpiętych na skórze głowy i sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR, po konwersji z analogowych na cyfrowe, przesyła się za pośrednictwem interfejsu komunikacji układów komunikacji zewnętrznej wraz z urządzeniem transmitującym do jednostki odbierającej i przetwarzającej dane z pomiarów dokonanych przez niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor pobierania sygnału ABR.

Dzięki zastosowaniu niezależnego toru pomiarowego sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależnego toru pobierania sygnału ABR, który jest uruchamiany dopiero po wykryciu fazy snu, znacznie skrócono i uproszczono czas rejestracji i obróbki danych do diagnostyki układu słuchowego.

Przedmiot wynalazku zostanie przedstawiony w przykładzie wykonania na rysunku, na którym Fig. 1 przedstawia zapisy wyidealizowanych słuchowych potencjałów wywołanych pnia mózgu, Fig. 2 - system rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, Fig. 3 - system rejestracji

PL 224 517 B1 i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego prowadzonej na odległość, Fig. 4 - schemat blokowy przykładowego urządzenia ABR, Fig. 5 - schematycznie widmo amplitudowe zakłóceń i sygnału ABR, Fig. 6 - schemat blokowy algorytmu wykrywania fazy snu, Fig. 7 - schemat blokowy algorytmu wykrywania sygnału ABR, Fig. 8A, 8B i 8C przedstawiają schemat blokowy układu do wykryw ania fal, Fig. 9A, 9B, 9C i 9D - schemat blokowy ilustrujący procesy komunikacji urządzenia ABR z aplikacją sterującą, Fig. 10A i 10B - schemat blokowy algorytmu wykrywania fazy snu, Fig. 11 przedstawia przebieg sygnału EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z częścią pokazującą występowanie fazy snu 2, 3 lub 4, Fig. 12A i 12B przedstawiają schemat blokowy rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR, Fig. 13 przedstawia przebieg sygnału ABR, Fig. 14A, 14B i 14C przedstawiają schemat blokowy wydzielenia sygnału ABR i Fig. 15 przedstawia zestaw wykresów sygnałów ABR osoby poprawnie słyszącej przy zmniejszającym się natężeniu sygnału akustycznego.

System 1 rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, przedstawiony na Fig. 2, 3 i 4, a także sposób rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego przedstawiony poniżej odnosi się do słuchowego potencjału wywołanego, określanego mianem zapisu bioelektrycznej aktywności mózgu wywołanej stymulacją akustyczną. Część tego potencjału, który obejmuje czas od zadziałania bodźca akustycznego do około 10 ms po zakończeniu stymulacji, jest naz ywany słuchowym potencjałem wywołanym z pnia mózgu (Auditory Brainstem Response, w skrócie ABR) lub potencjałem szybkim. Potencjał wywołany z pnia mózgu nazywany dalej sygnałem ABR 2, przedstawiony na Fig. 1, wyróżnia kilka charakterystycznych szczytów, które nazywane są falami, oznaczanymi cyframi rzymskimi I-VII, których wyszukiwanie opiera się na morfologicznej analizie zarejestrowanego sygnału oraz na analizie latencji i amplitud poszczególnych fal w funkcji natężenia sygnału pobudzającego, z których na Fig. 1 zaznaczono tylko fale I-V. W przedstawionych przykładach wykonania wynalazku jako sygnał pobudzający używany jest trzask lub ton, którego natężenie jest zmniejszane stopniowo w trakcie wykonywania badania. Dla każdego natężenia otrzymuje się przebieg sygnału ABR, na którym można zaznaczyć wyżej wymienione fale I-V i interwały l_I, I i I_V. W zapisie sygnału ABR występują trzy do pięciu przeważających maksimów, które zależą od natężenia i rodzaju bodźca, wieku, płci oraz rodzaju uszkodzenia słuchu. Próg słyszenia odpowiada takiemu natężeniu dźwięku, przy którym w zapisie sygnału ABR daje się jeszcze wyodrębnić strukturę odpowiadającą fali V, natomiast dalsze osłabienie sygnału powoduje całkowity zanik fali V. W zaprezentowanych przykładach wykonania wynalazku potencjały wywołane rejestruje się prawie wyłącznie za pomocą elektrod powierzchniowych, które znajdują się w różnej odległości od poszczególnych struktur układu słuchowego biorących udział w generowaniu poszczególnych potencjałów, przykładowo usyt uowanych na wyrostkach sutkowatych czy płatkach małżowiny usznej. W tej sytuacji elektrody zbierają przede wszystkim czynność bioelektryczną kory mózgowej, a aktywność pnia mózgu czy ślimaka, które znajdują się w większej odległości od elektrod, ginie w spontanicznej czynności bioelektrycznej kory mózgowej.

Tak jak wspomniano wcześniej, w układzie słuchowym obserwuje się kilkanaście różnych potencjałów generowanych w ślimaku, nerwie słuchowym, pniu mózgu, ośrodkach podkorowych i korze mózgowej. Potencjały te rozróżnia się poprzez czas upływający od podania bodźca do pojawienia się szczytów poszczególnych fal. Ten czas określa się terminem latencja (w języku angielskim latency), z tym, że w nazewnictwie polskim stosowany jest również termin „czas utajenia”. Wartość latencji zawiera się w przedziale od kilku do kilkuset milisekund i jest zależna od obszaru układu słuchowego, z którego pochodzą potencjały. Wyróżnia się trzy rodzaje potencjałów, a mianowicie potencjały krótk olatencyjne (w języku angielskim short latency responses, w skrócie SLR), gdzie czas od podania bodźca do jego pojawienia się wynosi do 10 ms, potencjały średniolatencyjne (w języku angielskim middle latency responses, w skrócie MLR), generowane w przedziale 10-100 ms, oraz potencjały długolatencyjne (w języku angielskim long latency responses, w skrócie LLR), generowane powyżej 100 ms. Potencjały krótkolatencyjne zawierają serię kilku fal, a ich pojawienie się przypisyw ane jest aktywacji jąder słuchowych klasycznej drogi słuchowej w pniu mózgu, w tym ślimakowych grzbietowych, brzusznych oraz jądra oliwki i jąder wstęgi bocznej. Potencjały średnio- i długolatencyjne wywoływane są podczas aktywacji kory mózgowej, co powoduje mniejszą czytelność i większą zmienność osobniczą.

Zapisy słuchowych potencjałów wywołanych pnia mózgu, zgodnie z wynalazkiem, są rejestrowane w ciągu zadanej liczby milisekund po podaniu bodźca, przykładowo 10 ms po podaniu bodźca

PL 224 517 B1 akustycznego. Wyidealizowaną odpowiedź składającą się z kilku fal oznaczono na Fig. 1 zgodnie z przyjętą nomenklaturą cyframi rzymskimi, gdzie

- Fala I generowana jest w części dystalnej nerwu słuchowego;

- Fala II generowana jest w części proksymalnej;

- Fala III generowana jest w jądrach ślimakowych grzbietowym i brzusznym;

- Fala IV generowana jest głównie w zespole oliwki górnej;

- Fala V generowana jest głównie w jądrach wstęgi bocznej.

Cechami prawidłowej odpowiedzi ABR w postaci przebiegu sygnału ABR, która powinna zostać zarejestrowana przez system rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego są:

- prawidłowa morfologia, w przypadku której w zapisie widoczne są fale I, III, V z zachowanymi proporcjami pomiędzy amplitudami poszczególnych fal, przy czym amplituda fali V jest największa, nieco mniejsza jest amplituda fali III, a najmniejsza jest amplituda fali I;

- przy zachowaniu takich samych parametrów stymulacji wysoka powtarzalność odpowiedzi;

- prawidłowe wartości interwałów czasowych i latencji;

- właściwy stosunek interwałów I-III i III—V, i mimo, iż wartości interwałów mogą mieścić się w normie, system musi umożliwić sprawdzenie, czy interwał I-III jest nieco dłuższy od interwału III—V.

Jakakolwiek patologia w obrębie struktur anatomicznych związanych z układem słuchu może spowodować zmianę morfologii zapisu oraz parametrów czasowych, czyli latencji i interwałów, a także amplitud poszczególnych fal. W przypadku poważnej patologii, która prowadzi do głuchoty neurogennej, może spowodować całkowity brak odpowiednich struktur w przebiegu rejestrowanego sygnału.

System 1 pobierania i rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, w skrócie system 1, przedstawiony na Fig. 2, umożliwia prowadzenie obiektywnych badań słuchu metodą słuchowych potencjałów wywołanych (ABR) nawet w miejscu, w którym znajduje się badany obiekt. System 1 zawiera urządzenie ABR 10 umieszczone w obudowie, w którym znajduje się układ do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z niezależnym torem pomiarowym sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji, przedstawiony dokładniej na Fig. 4, z elektrod 11, 21,22 podpiętych na skórze głowy obiektu badanego 5, komunikujący się z układem informującym o zaobserwowaniu fazy snu, pokazanym na Fig. 4, generującym sygnał aktywujący i posiadającym wyjście sygnału aktywującego, który może być oddzielnym układem lub częścią procesora sterującego całym systemem 1. Urządzenie ABR 10, które jest częścią systemu 1, zawiera również układ, przedstawiony dokładniej na Fig. 4, do mierzenia sygnału ABR, wywołanego stymulacją akustyczną z niezależnym torem pobierania sygnału ABR, pokazanym na Fig. 4, z elektrodami 13, 31 do podpięcia w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego 5, uaktywniany po otrzym aniu sygnału aktywującego z układu automatycznej aktywacji toru ABR, pokazanego na Fig. 4. Ponadto urządzenie ABR 10, które jest częścią systemu 1, zawiera wzmacniacze wzmacniające sygnał ABR do 500 mV otrzymany z niezależnego toru pobierania sygnału ABR wywołanego stymulacją akustyczną za pomocą toru audio z urządzeniem nagłaśniającym 41, przykładowo słuchawkami, i ograniczające pasmo przenoszenia za pomocą filtrów do zakresu od 0 Hz do 5000 Hz, konwerter sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR z analogowego na cyfrowy, układ rejestrujący sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w konfigurowalnym przedziale czasowym m ierzonym po stymulacji akustycznej i układ do przedstawienia stanu urządzenia ABR i sygnałów generowanych przez urządzenie ABR 10 w formie graficznej, przykładowo wyświetlacz lub ekran 103, wyposażone w układ sterujący, przykładowo procesor, pokazany na Fig. 4, do którego polecenia są przekazywane za pomocą klawiatury 104 lub ekranu dotykowego, a wyniki pomiarów sygnału ABR mogą być przekazywane za pomocą urządzenia transmitującego 53 do jednostki 60 odbierającej i przetwarzającej dane, pokazanej na Fig. 3. W przypadku, gdy procesor urządzenia ABR 10 ma wystarczającą moc obliczeniową, to urządzenie ABR 10 może stanowić system 1, za pomocą którego sygnał ABR z zaznaczonymi falami I—V po rejestracji i obróbce jest przedstawiany na ekranie 103 urządzenia ABR 10.

System 1 przedstawiony na Fig. 3 umożliwia przeprowadzanie badań zdalnie w optymalnej porze dnia lub nocy, przykładowo podczas snu fizjologicznego, który zawiera urządzenie ABR 10, obsł ugiwane przez aplikację sterującą zainstalowaną na jednostce 60 odbierającej i przetwarzającej dane i przeznaczonej dla osoby badanej lub opiekuna w miejscu 3 przebywania obiektu badanego 5, przykładowo na dodatkowym komputerze, z którym urządzenie ABR 10 komunikuje się za pomocą układu komunikacji zewnętrznej, przykładowo za pomocą urządzenia Bluetooth 52 pokazanego na Fig. 4. Ponadto, system 1 zawiera system centralny 80 z jednostką obliczeniową 85 i ekranem, przeznaczony

PL 224 517 B1 dla osoby lub osób obsługujących 90 proces zdalnego pobierania i rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego i znajdujących się w pomieszczeniach 4 poza miejscem przebywania obiektu badanego 5, przykładowo w szpitalu lub w jednostce badawczej. System centralny 80, w przykładzie wykonania przedstawionym na Fig. 3, komunikuje się z jednostką 60 odbierającą i przetwarzającą dane za pośrednictwem sieci internetowej 70, do której wyniki pomiarów sygnałów ABR i EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji w przedstawionym przykładzie wykonania są przekazywane za pomocą urządzenia Bluetooth 52.

Urządzenie ABR 10 pozwala na wykonanie zdefiniowanych poniżej czynności, a mianowicie pomiaru impedancji elektrod, akwizycję sygnału EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji, akwizycję i uśrednianie sygnału ABR, programowanie, kalibrację i dostarczanie bodźców osobie badanej, wyświetlanie użytkownikowi podstawowych informacji, takich jak aktualny tryb pracy czy stan naładow ania baterii, dwukierunkową komunikację z komputerem sterującym poprzez interfejs, przykładowo Bluetooth, przy użyciu dedykowanego protokołu transferu danych.

Jednostką sterującą przykładowego urządzenia ABR, przedstawionego w szczegółach na Fig. 4, jest procesor 100, przykładowo mikrokontroler 32-bitowy z rdzeniem ARM 7 - AT91SAM7SE512 pracujący z częstotliwością zegara 96 MHz. Procesor 100 odpowiada za sterowanie wszystkimi urządzeniami peryferyjnymi i obsługę komunikacji z komputerem dodatkowym 60, pokazanym na Fig. 3, w przypa dku gdy procesor 100 nie ma wystarczającej mocy obliczeniowej. Posiada on wydajność około 50 MIPS. Urządzeniami peryferyjnymi procesora jest interfejs magistrali szeregowej USART 54 do komunikacji z modułem przesyłającym dane, przykładowo modułem Bluetooth 52, magistrala szeregowa SPI 34, która komunikuje się z przetwornikiem analogowo-cyfrowym 33 toru ABR 30 i programuje kodek audio, magistrala szeregowa I2S 44 do komunikacji z procesorem DSP i przetwornikiem audio oraz interfejs pamięci typu NAND FLASH 102 używany do zapisu bieżącego sygnału. Procesor w najprostszym przykładzie wykonania posiada 32 kB pamięci wewnętrznej typu RAM 101 oraz 521 kB pamięci wewnętrznej programu. Do zapamiętania rzeczywistego sygnału ABR zastosowano pamięć NAND FLASH NAND512W3A 102 o pojemności 64 MB, co wystarczy na zapisanie około 20000 odpowiedzi, czyli sygnałów ABR i EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji.

Procesor zapewnia możliwość zdalnego przeprowadzenia rejestracji sygnałów ABR oraz innych czynności, takich jak monitoring urządzenia czy aktualizacja oprogramowania za pomocą ekranu 103 i klawiatury 104. W układzie tym możliwe jest zaimplementowanie obsługi wszystkich funkcjonalności, które są konieczne do zdalnej obsługi urządzenia. Dodatkowo, aby urządzenie mogło być zdalnie zarządzane, jest ono wyposażone w odpowiedni interfejs komunikacji układów 50 komunikacji zewnętrznej wraz z urządzeniem transmitującym 53 przesyłającym dane do jednostki 60 odbierającej i przetwarzającej dane, pokazanej na Fig. 3. Jako podstawa do tego interfejsu służy wymienny moduł komunikacyjny. Konstrukcja urządzenia umożliwia zastosowanie dwóch typów transmisji bezprzewodowej, przykładowo Bluetooth 52 czy Wi-Fi 51 lub innego 153 podobnego. W przedstawionym przykładzie wykonania, domyślnie, komunikacja odbywa się poprzez Bluetooth, natomiast konstrukcja urządzenia umożliwia wpięcie modułu Wi-Fi w miejsce modułu Bluetooth, w celu umożliwienia połączenia urządzenia z komputerem z większych odległości, przykładowo w przypadku oddzielnych pięter mieszkania. Komunikacja przez Bluetooth umożliwia transmisję sygnału na odległość do 10 m. W przypadku komunikacji z wykorzystaniem modułu Bluetooth w przykładowym rozwiązaniu zastosowano jednostkę Bluegiga WT12-A-Al, która obsługuje pełną komunikację i komunikuje się z procesorem sterującym za pośrednictwem magistrali USART. Komputer sterujący łączy się z urządzeniem za pośrednictwem linii 54, za pomocą standardowego portu COM. Transmisja danych odbywa się z szybkością 230400 bodów. W przypadku komunikacji z komputerem z wykorzystaniem łącza Wi-Fi 51 transmisja odbywa się za pośrednictwem modułu Wiznet WizFi 210. Moduł ten zawiera wbudowany kompletny stos TCP, a komunikacja odbywa się przy użyciu standardowego routera posiadającego obsługę Wi-Fi. Przykładowa szybkość transmisji wynosi 230400 bodów, a komunikacja z komputerem przebiega również po standardowym porcie COM, przez co moduły mogą pracować wymiennie i całkowicie przejrzyście dla aplikacji sterującej. Jest to niewątpliwa zaleta oraz zapewnienie elastyczności poprzez umożliwienie doboru wersji urządzenia pod konkretne potrzeby. Stosując taki układ komponentów, a mianowicie obsługę komunikacji urządzenia z komputerem sterującym przez Bluetooth oraz zapewniając komunikację aplikacji sterującej z serwerem centralnym systemu centralnego 80, pokazanym na Fig. 3, jest zapewniona możliwość prowadzenia zarówno zdalnych operacji na urządzeniu, jak i aktualizacji samego oprogramowania urządzenia ABR 10.

PL 224 517 B1

Jednym z trzech torów urządzenia ABR 10 jest niezależny tor sygnału ABR, w skrócie tor ABR 30. Pierwszy stopień stanowią wzmacniacze i filtry 32, w tym instrumentalny wzmacniacz operacyjny INA333, zapewniający wysoki poziom tłumienia sygnału wspólnego. Wzmocnienie różnicowe stopnia wynosi 34 dB, co zapewnia przetwarzanie sygnału przy obecności sygnału stałego różnicowego do 100 mV, odpowiadającemu potencjałowi kontaktowemu skóra - elektroda z elektrod 13, 22, 31. Kolejne stopnie wzmacniaczy i filtrów 32 zapewniają dalsze wzmocnienie sygnału i ograniczenie pasma realizowane na układzie AD8609 z filtrem drugiego rzędu. Pasmo przenoszenia wzmacniacza wynosi 0 Hz - 5000 Hz. Wzmocnienie całego toru ABR wynosi 51 dB, co w połączeniu z 24-bitowym przetwornikiem daje rozdzielczość 0,6 nV/bit. Konwersja sygnału z analogowego na cyfrowy odbywa się za pomocą przetwornika analogowo-cyfrowego 33 w wymienionym wyżej 24-bitowym przetworniku ADUA1761. Jest to specjalizowany procesor audio, który umożliwia konwersję sygnału oraz obliczanie filtrów cyfrowych sygnału akustycznego w czasie rzeczywistym. W urządzeniu ABR 10 da się wyo drębnić układ do mierzenia sygnału ABR wywołanego stymulacją akustyczną, który zawiera układ 106 automatycznej aktywacji niezależnego toru ABR 30 z wejściem 39 sygnału aktywującego komunikujące się wyjściem 29 sygnału aktywującego układu 105 informującego o zaobserwowaniu fazy snu i wspomniany niezależny tor 30 pobierania sygnału ABR z elektrodami 13, 22, 31 do podpięcia w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego, uaktywniany przez wejście 35 linii 36 po otrzymaniu s ygnału aktywującego z wyjścia 37 układu 106 automatycznej aktywacji toru ABR.

Do akwizycji sygnału służącego do detekcji odpowiedniej fazy snu do przeprowadzenia badania ABR zastosowano niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji, zbudowany na specjalizowanym układzie ADS1298, w skrócie tor EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji 20 z wyjściem 26, wchodzący w skład układu mierzenia sygnału EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji wraz z układem 105 informującym o zaobserwowaniu fazy snu i posiadającym wejście 27 i wyjście 29. Niezależny tor pomiarowy 20 sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji jest kompletnym torem sygnałowym z przetwornikiem analogowo-cyfrowym 23, przykładowo 24bitowym. Procesor sterujący 100 komunikuje się z układem niezależnym torem EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji za pośrednictwem magistrali SPI 24. Ponadto, przetwornik ADS1298 realizuje pomiar rezystancji kontaktu elektrod ze skórą oraz pozwala na wytwarzanie sygnału RLD zwiększającego tłumienie sygnału wspólnego w postaci zakłóceń sieciowych.

Układ PCM3010 odpowiada również za generację sygnałów stymulacji akustycznej z wykorzystaniem toru bodźców akustycznych, w skrócie toru audio 40. Sygnał z wyjścia przetwornika generatora sygnału 43 jest wzmacniany do właściwego poziomu za pomocą wzmacniacza sygnału, przykładowo w specjalizowanym wzmacniaczu mocy TPA6110A2. Układ audio jest dwukanałowy, co umożliwia ewentualnie równoczesne wykonanie badań dla obu kanałów. Sygnały pobudzeń przekazywane do urządzenia nagłaśniającego 41, przykładowo słuchawek, generowane są przez procesor sterujący za pośrednictwem magistrali I2S 44. Tor bodźców akustycznych obsługuje generację dowolnych dźwięków, dających się zapisać w 24-bitowym sygnale, przykładowo w postaci tonu 1000 Hz czy trzasku 500 Hz. Aby uzyskać wymagany poziom sygnału akustycznego bodźców stymulacji, zastosowano dodatkowy wzmacniacz sygnału 42, zrealizowany w układzie aplikacyjnym TPA6120A2.

W celu zapewnienia odpowiedniego poziomu napięć dla poszczególnych układów urządzenia zastosowano zasilacz 55 wraz z liniami zasilającymi 38. Posiada on niezależne stabilizatory dla wzmacniaczy analogowych, układów cyfrowych i analogowych wzmacniaczy wyjściowych. Taka konstrukcja zapewnia zmniejszenie zakłóceń w sygnale pomiarowym od współpracujących części urządzenia. W przedstawionym rozwiązaniu urządzenie zasilane jest z baterii lub akumulatorów ładowanych w zewnętrznej ładowarce, przykładowo dwóch baterii lub akumulatorów typu AA, i nie ma przewodowego połączenia z innymi urządzeniami. Wpływa to na zmniejszenie występujących sygnałów zakłócających sieciowych oraz upraszcza konstrukcję z uwagi na zapewnienie bezpieczeństwa. Zasilacz stanowią przetwornice step-up, przykładowo układy MCP1640, podwyższające napięcie do wymaganych poziomów, to jest 3,3V i 5V. Tor wzmacniacza audio posiada niezależną część zasilającą, aby uniezależnić się od zakłóceń powodowanych sygnałem stymulacji poprzez linie zasilania. Wzmacniacze analogowe wejściowe zasilane są napięciem 5V - wyższy zakres zasilania jest wymagany w celu zapewnienia możliwie dużego wzmocnienia stopnia pierwszego - zwiększa to tłumienie sygnału wspólnego. Zasilanie części analogowej realizuje układ MAX1595, przetwornica pojemnościowa w układzie aplikacyjnym.

Urządzenie ABR może być umieszczone w obudowie dostępnej na rynku lub w obudowie dedykowanej. Do przyłączenia elektrod 11, 13, 21, 22, 31, które są mocowane w określonych miejscach

PL 224 517 B1 badanego obiektu, przykładowo osoby badanej, zastosowano gniazda touch-prof. 1,5 mm. Gniazda te są powszechnie stosowane przy podłączeniach elektrod EEG, co zapewnia uniwersalność i możliwość podłączenia dostępnych na rynku kabli elektrodowych. W konfiguracji przedstawionej na Fig. 2, 3 i 4 urządzenie ABR posiada wejścia na 5 elektrod, a mianowicie na elektrodę L 31, umieszczaną na lewym wyrostku sutkowatym, elektrodę R 13, umieszczaną na prawym wyrostku sutkowatym, elektrodę EEG L 21, umieszczaną na lewej skroni, elektrodę EEG R 11, umieszczaną na prawej skroni i elektrodę N 22, umieszczaną na czole.

Jako wyjście audio do emisji bodźca, w przykładzie wykonania przedstawionym na Fig. 2, 3 i 4, zastosowano standardowe gniazdo typu mini-jack. Jest ono kompatybilne z większością modeli słuchawek, również z najpopularniejszymi audiometrycznymi, przykładowo Sennheiser HDA200. W jednym z przykładów wykonania urządzenie ABR zostało wyposażone w ekran 103, przykładowo w monochromatyczny, dwustanowy, graficzny wyświetlacz LCD DOGS102 o rozdzielczości 102 x 64 pikseli umieszczony na przedniej części obudowy. Przy jego pomocy urządzenie jest w stanie informować użytkownika o aktualnym stanie pracy oraz wartościach podstawowych parametrów. Po zastosowaniu innego wyświetlacza jest możliwe graficzne przedstawianie sygnału EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i ABR.

Na Fig. 6A, 6B i 6C jest przedstawiony schemat blokowy ilustrujący procesy komunikacji urządzenia ABR z aplikacją sterującą, która jest oprogramowaniem będącym pośrednikiem między urządzeniem ABR a systemem centralnym. Procesy komunikacji mają za zadanie przedstawić kolejność zdarzeń w systemie, nie posiadają natomiast odwzorowania w realnych nazwach komend na poziomie protokołu komunikacji. W przykładzie wykonania przedstawionym na Fig. 2 oprogramowanie to zainstalowano na komputerze użytkownika. Aplikacja ta może realizować automatyczny oraz manualny model badania i implementować pełną obsługę urządzenia. W celu zapewnienia przejrzystości i prostoty w obsłudze interfejsu użytkownika i maksymalnej automatyzacji, domyślnym systemem operacyjnym w przedstawionym przykładzie wykonania jest system Microsoft Windows w wersji 7 i wyższej, co nie wyklucza zastosowania innych systemów.

Po rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR dla określonych z góry parametrów rejestracji, którymi mogą być rodzaj bodźca, polaryzacja, liczba uśrednień, częstość powtarzania i kanały otrzymania danych, system przetwarza sygnały i obrabia je, ponieważ oprócz sygnału ABR, wykresy zawierają także sygnały zakłócające, gdyż elektrody zbierają nie tylko sygnał ABR, ale także wszystkie potencjały występujące w organizmie. Na Fig. 5 pokazano schematycznie widmo amplitudowe zakłóceń 201, 202, 203, 204, 205, 207, 208 oraz widmo sygnału ABR 206. Widać wyraźnie, że sygnał ABR prawie całkowicie znajduje się w szumie i nie można go odzyskać stosując proste filtry pasmowe. Najważniejszymi źródłami artefaktów jest mózg (elektroencefalogram (EEG)) wytwarzający zakłócenia 203, 204, oczy (elektrookulogram (EOG) i elektronystagmogram (ENG)) wytwarzające zakłócenia 202, serce (elektrokardiogram (EKG)) i mięśnie szkieletowe, głównie karku i głowy (elektromiogram (EMG)) wytwarzające zakłócenia 207, które bardziej szczegółowo są opisane poniżej.

Elektroencefalogram obrazuje aktywność elektryczną mózgu. U człowieka śpiącego jego amplituda wynosi około 400 μν natomiast dominująca częstotliwość to około 10 Hz. W czasie czuwania amplituda wynosi 70-100 pV, a pasmo częstotliwości to 3-40 Hz. Amplituda zakłóceń generowanych przez ruchy gałek ocznych i nerw wzrokowy wynosi 400-1000 μν, a zakres częstotliwości to 0,5-10 Hz. Artefakty pochodzące od oczu mają bardzo dużą, w porównaniu z sygnałem ABR, amplitudę i mogą doprowadzać do nasycenia wzmacniacza. Amplituda zakłóceń pochodzących od pracy serca (EKG), mierzona na głowie człowieka dorosłego, jest rzędu 500 μV, a zakres częstotliwości to 1-50 Hz. U dzieci, z uwagi na mniejszą odległość głowy od serca, amplituda ta może sięgać 800 μV. Szersze jest też pasmo częstotliwości. Aktywność mięśni generuje bardzo silne artefakty, których amplituda waha się w granicach 100-500 μν. Artefakty mięśniowe występują zawsze u osób w stanie czuwania. Artefakty te w dużym stopniu znikają we śnie fizjologicznym lub indukowanym, stąd badanie ABR przeprowadzano zwykle we śnie. Okazuje się, że artefakty mięśniowe mogą występować nawet wt edy, gdy nie obserwuje się ruchów ciała. Zakres częstotliwości elektromiogramu (EMG) to 30-500 Hz, co w dużej części pokrywa się z zakresem częstotliwości sygnału ABR od 30 do 3000 Hz. Pokrywanie się obu zakresów częstotliwości powoduje, że artefakty mięśniowe stanowią najbardziej szkodliwe i trudne do odfiltrowania zakłócenie. Wystąpienie artefaktu mięśniowego pod koniec badania może doprowadzić do całkowitego zniekształcenia sygnału ABR i konieczności powtórzenia pomiaru. Aby usunąć wpływ artefaktów mięśniowych można stosować specjalne techniki numerycznej obróbki syPL 224 517 B1 gnału oraz wielokrotnie, przykładowo od 500 do 2000 razy, powtarzać ten sam pomiar, co pokazano poniżej na figurach przedstawiających schematy blokowe odpowiednich układów i procedur rejestracji oraz obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego.

Ponadto, na wejściu wzmacniacza różnicowego występuje wiele zakłóceń 208 spowodowanych przez pola elektryczne i magnetyczne pochodzące od urządzeń znajdujących się w pobliżu oraz pola o częstotliwościach radiowych, które również są zawarte na wykresie. Zakłócenia od linii zasilających mają częstotliwość 50-60 Hz oraz ich wielokrotności. Linie zasilające indukują prądy w kablu transmisyjnym oraz w samym urządzeniu. Pola elektryczne i magnetyczne występujące w warunkach klinicznych mają zwykle wielokrotnie większe natężenia niż średnie pole ziemskie. Wynika to z obecności dużej liczby zwykle nie ekranowanych urządzeń medycznych, przykładowo MRI, oraz zasilających. Kolejnym niekorzystnym czynnikiem jest fakt, że zakłócenia o częstotliwościach radiowych mogą ze sobą interferować, dając w efekcie niskie częstotliwości leżące w paśmie 30-3000 Hz pokrywającym się z pasmem sygnału ABR. Z Fig. 5 wynika, że najbardziej szkodliwymi z punktu widzenia rejestracji sygnału ABR zakłóceniami są artefakty mięśniowe, oraz w szczególności zakłócenia 203, 204 pochodzące od pracy mózgu (EEG) oraz zakłócenia 202 pochodzące od ruchu gałek ocznych. Odfiltrowanie zakłóceń sieciowych oraz zakłóceń indukowanych przez fale o częstotliwościach radiowych jest nieco prostsze w realizacji, a układy zastosowane w tym celu są znane ze stanu techniki.

Fig. 6 przedstawia układ do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i wykrywania progu, poniżej którego jest podejmowana automatycznie decyzja o rozpoczęciu badania ABR, według procedury opisanej poniżej w powiązaniu z Fig. 10A i 10B. Układ ten zawiera niezależny tor EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji 20 z elektrodami 11, 21 i 22 i przetwornikiem analogowo-cyfrowym 23, pamięcią RAM 101 oraz układem 141 alokacji pamięci, komunikującym się z torem EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji 20, pamięcią RAM 101 oraz układem 143 przetwarzania sygnału komunikującym się z pamięcią RAM 101 oraz układem 142 instrukcji warunkowych, który komunikuje się z układem 105 informującym o zaobserwowaniu fazy snu. Układ 105 informujący o zaobserwowaniu fazy snu, układ 141 alokacji pamięci, układ 142 instrukcji warunkowych i układ 143 przetwarzania sygnału mogą być zaimplementowane w oddzielnych procesorach lub w procesorze 100.

Fig. 7 przedstawia układ do akwizycji sygnału ABR zawierający niezależny tor ABR 30 z elektrodami 13, 22, 31, wzmacniaczem 32, filtrami antyaliasingowymi 132, przetwornikiem analogowocyfrowym 23 i filtrami cyfrowymi 133. Układ do akwizycji sygnału ABR zawiera ponadto RAM 101, układ 106 automatycznej aktywacji toru ABR i moduł 130 wyznaczania sygnału ABR. Moduł 130 w yznaczania sygnału ABR, w rozwiązaniu przedstawionym na Fig. 7, zawiera układ 151 alokacji zasobów, mnożnik i sumator 152, moduł 154 pobierania parametrów badania, moduł 155 filtrujący sygnał ABR, układ 156 obliczeń warunkowych i moduł 157 uśredniania sygnału z mnożnikiem 158 i sumatorem 150. Układ 106 automatycznej aktywacji toru ABR i moduł 130 wyznaczania sygnału ABR mogą być zaimplementowane w oddzielnych procesorach lub w procesorze 100.

Fig. 8A, 8B i 8C przedstawiają układ do wykrywania fal występujących w sygnale ABR, według procedury opisanej poniżej, w powiązaniu z Fig. 14A, 14B i 14C, który zawiera moduły opisane poniżej, które mogą być zaimplementowane w oddzielnych procesorach lub w procesorze 100 pokazanym na Fig. 4. Jednym z nich jest moduł 161 wczytujący dane, który komunikuje się z pamięcią typu R AM 101 pokazaną na Fig. 4, i z modułem 162 pobrania pojedynczego pomiaru. Zadaniem modułu 161 wczytującego dane jest wczytanie częstotliwości próbkowania sygnału, sygnału wejściowego składającego się z wszystkich pomiarów wykonanych dla poszczególnych natężeń i informacji, jaka jest liczba natężeń w sygnale wejściowym, to znaczy ile pomiarów zawiera sygnał wejściowy pobrany z elektrod. Moduł 162 pobrania pojedynczego pomiaru komunikuje się z modułem 163 wykrywania trendu liniowego przebiegu jednego pomiaru sygnału ABR w celu dopasowania go do prostej wyrażonej równaniem y = ax + b, w którym y to wartość funkcji trendu, x kolejna wartość czasowa pomiaru, a a i b to parametry dla całego pomiaru. Moduł 163 komunikuje się z modułem 164 prostującym sygnał, za pomocą którego od pojedynczego sygnału odejmowany jest trend liniowy. Efektem tej operacji jest wyprostowanie sygnału, przykładowo jeżeli sygnał narastał w czasie, to zjawisko to dzięki tej operacji wykonanej przez ten moduł 164 zostaje usunięte. Następnymi modułami układu do wykrywania fal występujących są moduł 165 wykrywania szumu, który wylicza stosunek sygnału do szumu, i moduł 166 usuwania odstających danych, który w ramach pojedynczego pomiaru sprawdza każdą wartość amplitudy, czy nie jest czterokrotnie większa od stosunku sygnału do szumu, to jest wartości wyliczonej przez moduł 165. Jeżeli wartość amplitudy jest czterokrotnie większa, to wartość takiej amplitudy

PL 224 517 B1 jest zamieniana na wartość średnią dwóch najbliższych sąsiadów, którzy znajdują się poniżej tego progu. W ten sposób moduł 166 usuwa pojedyncze duże piknięcia będące szumem, a sygnał ABR po usunięciu szumów jest zapisywany w pamięci typu RAM 101, z którą komunikuje się moduł 167 zamiany próbkowania, za pomocą którego sygnał ABR jest przepróbkowywany na częstotliwość próbkowania 100 kHz przez aproksymację sąsiadujących punktów za pomocą prostej łączącej dwa punkty. Moduł 167 zamiany próbkowania komunikuje się z modułem 168 docinającym sygnał, za pomocą którego każdy sygnał dłuższy niż 10 ms jest skracany. Oznacza to, że nadmiarowe próbki, czyli takie, które mają więcej niż 10 ms, są odrzucane z sygnału za pomocą modułu 168, który komunikuje się z modułem 169 filtracji sygnału, który aproksymuje sygnał za pomocą funkcji gausso-podobnej poprzez eliminację drobnych artefaktów w taki sposób, aby błąd dopasowania był jak najmniejszy. Moduł 169 z kolei komunikuje się z modułem 170 znajdowania punktów przegięcia, który na podstawie drugiej pochodnej z sygnału wylicza punkty przegięcia, i który komunikuje się dalej z modułem 171 wykrywania maksimów. Moduł 171 na podstawie punktów przegięcia ocenia szerokość i wysokość maksimów względem tych punktów przegięcia. Żeby uznać dany punkt za maksimum, jego szerokość musi być odpowiednia, a jego wysokość musi wystawać wystarczająco ponad krotność aproksymacji szumu. Szerokość jest wyliczana na podstawie odległości pomiędzy punktem przegięcia na zboczu opadającym, a punktem przegięcia na zboczu rosnącym. Moduł 171 usuwa maksima zbyt mało prz ewyższające szum oraz takie, które są zbyt wąskie, a prawidłowe maksima są zapisywane w pamięci typu RAM 101 za pomocą modułu 172 zapisu maksimów, z którym komunikuje się moduł 171. Z pamięcią typu RAM 101 komunikuje się moduł 173 tworzący macierz przesunięć, za pomocą którego jest tworzona macierz kwadratowa, której wartości są różnicą pomiędzy maksimami wyznaczonymi dla różnych wartości. W sposób statystyczny ustalono, że różnica odległości pomiędzy danym maksimum, a maksimum na niższym natężeniu powinna się mieścić w przedziale od -0,13 do 0,93. W ten sposób otrzymuje się macierz przesunięć, gdzie elementy spełniające kryterium mają wartości czasowe, a pozostałe elementy przyjmują wartość nieskończoność. Z modułem 173 komunikuje się moduł 174 grupujący maksima z macierzy przesunięć, za pomocą którego tworzy się grupy maksimów wybierając elementy minimalne z macierzy przesunięć. Biorąc pod uwagę wszystkie wyznaczone maksima na pomiarach ABR na różnych natężeniach, moduł 174 uznaje za grupę te maksima, które niewiele różnią się odstępem czasowym względem siebie. Z modułem 174 komunikuje się moduł 175 klasyfikujący grupę maksimów do typu fali, który za pomocą funkcji gęstości prawdopodobieństwa wylicza przynależność do danej fali. Algorytm wylicza prawdopodobieństwo przynależności do fali I, III, V lub 0. Największa wartość prawdopodobieństwa oznacza otrzymanie etykiety danej grupy. Jeżeli dana grupa zostanie sklasyfikowana do grupy 0, to zostaje usunięta. Z modułem 175 komunikuje się moduł 176 ostatecznego stwierdzenia przynależności do danej fali. W przypadku, gdy dana etykieta, to znaczy fala I, III, V, lub żadna fala, zostanie przydzielona tylko raz, wynik jest zwracany w takiej postaci. Jeżeli zdarzy się, że dwie lub więcej grup dostanie tę samą etykietę, to grupa o większym prawdopodobieństwie przynależności do danej etykiety jest uznawana za przynależną do tej etykiety. Pozostałe grupy podpięte pod tę etykietę są usuwane. Dzięki opisanym modułom jest tworzony zestaw 620 wykresów przedstawiony na Fig. 15, przykładowo dla malejącego natężenia sygnału akustycznego. Opisane powyżej moduły są układami elektronicznymi, takimi jak układy sumujące, różniczkujące i całkujące, które są dobrze znane ze stanu techniki.

Zgodnie z Fig. 9A po starcie w kroku 301, w kroku 302 następuje uruchomienie aplikacji, a w kroku 303 ma miejsce sprawdzenie, czy jest dostępne połączenie internetowe. W przypadku, gdy użytkownik nie ma dostępu do Internetu, w kroku 304 sprawdza się czy jest dostępna zapisana konf iguracja pomiaru lub obiektu badanego i w przypadku, gdy konfiguracja jest zapisana rozpoczyna się sesję pomiarową, w przeciwnym przypadku, w kroku 305 jest podawany komunikat o zakończeniu uruchamiania aplikacji, a w kroku 306 następuje zakończenie aplikacji, w przypadku, gdy dostęp do Internetu jest wymagany. Natomiast w przypadku, gdy użytkownik ma dostęp do Internetu, podaje on adres, który otrzymał od administratora wraz z urządzeniem ABR i licencją na przeprowadzenie bad ania. Użytkownik otrzymuje również kod dostępowy, generowany jednorazowo z system u centralnego, na podstawie którego będzie możliwe połączenie identyfikatora urządzenia z obiektem badanym oraz autentykacja aplikacji i urządzenia w systemie centralnym. Adres i kod dostępu użytkownik podaje na wstępnym ekranie konfiguracyjnym w kroku 307 definiując badanie. Kiedy użytkownik kliknie przycisk nawigujący do następnego ekranu, wyświetlona zostanie informacja o trwającej właśnie konfiguracji aplikacji z systemem centralnym i są wykonywane potrzebne akcje na poziomie komunikacji i konfig uracji aplikacji z systemem centralnym po uzyskaniu połączenia w kroku 308. Efektem jest pobranie

PL 224 517 B1 konfiguracji aplikacji na aktualną sesję badań z systemu centralnego oraz danych obiektu badanego przypisanych w systemie centralnym do danego numeru urządzenia. Od tego etapu, w pasku statusu aplikacja wyświetla informację dla obiektu badanego o stanie podłączenia urządzenia oraz aktualnej konfiguracji i dostępności systemu centralnego. Po konfiguracji aplikacji z systemem centralnym, pobraniu danych obiektu badanego oraz sesji rejestracji, wyświetlany jest ekran startowy i w kroku 309 następuje rozpoczęcie sesji. Na ekranie startowym wyświetlane są maksymalnie łatwe instrukcje potrzebne do prawidłowego podłączenia elektrod oraz uruchomienia urządzenia w celu przeprowadzenia rejestracji. Status podłączenia urządzenia odświeżany jest na bieżąco, aby użytkownik bez problemu mógł stwierdzić, czy wykonał wszystkie czynności konieczne do rozpoczęcia rejestracji. W kroku 310 jest ustalany tryb rejestracji sygnału ABR. Gdy wybrano rejestrację automatyczną, aplikacja wyświetla ekrany odpowiednie dla pracy użytkownika bez asysty technika wykonującego rejestrację. Jako pierwszy wyświetlony zostanie ekran przygotowujący do działania. Na tym ekranie użytkownik jest krótko instruowany w krokach 311,312, 313, pokazanych na Fig. 9B, jak prawidłowo przypiąć elektrody, aby narzucały jak najmniejszą rezystancję. Dodatkowo, użytkownikowi zostają wyświetlone wskaźniki informujące o aktualnej jakości podpięcia elektrod. Gdy użytkownik prawidłowo podłączy elektrody i kliknie przycisk nawigujący do następnego ekranu, zostaje wyświetlona informacja, że urządz enie działa w trybie automatycznym i nie są wymagane jego dodatkowe akcje, i w kroku 314 ma miejsce przejście w tryb nasłuchiwania. Domyślnym trybem, w który wchodzi urządzenie w kroku 315 po podłączeniu elektrod jest tryb EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji, na początku którego w kroku 316 jest wyświetlana ramka EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i ma miejsce aktualizacja ekranu EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i wyświetlanie wykresu w kroku 317, pokazanym na Fig. 9C. Po tym, w kroku 318 sprawdzany jest status EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i wyświetlany aktualny wykres. W trybie EEG lub EOG lub EMG lub ich komb inacji w kroku 319 jest wykrywana optymalna faza snu do rozpoczęcia badania, a wykres EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji jest aktualizowany na bieżąco. Aplikacja kontynuuje swoje dzi ałanie również wtedy, gdy zostanie zamknięte okno główne. Po wykryciu fazy snu w kroku 320, aplikacja przełącza się na kolejny ekran, informujący o wykonywaniu aktualnego kroku badania automatycznego i w kroku 321 rozstrzyga się automatycznie, czy rozpocząć badanie ABR. Ro zpoczęcie badania ABR następuje od kroku 322, pokazanego na Fi g. 9D. Podczas badania wybiera się parametry rejestracji, którymi mogą być rodzaj bodźca, polaryzacja, liczba uśrednień, częstość powtarzania i kanały.

Wybrane parametry rejestracji podano poniżej.

i. Rodzaj bodźca

1. Trzask

2. Tron 0,5 kHz

3. Ton 1 kHz

4. 4, Ton 2 kHz

5. Ton 4 kHz ii. Polaryzacja

1. Dodatnia

2. Ujemna

3. Naprzemienna iii. Liczba uśrednień iv. Częstość powtarzania bodźca, czyli ilość powtórzeń bodźca na sekundę

v. Kanał(y)

1. L

2. P

3. L+P

W przykładzie wykonania przedstawionym na Fig. 9A, 9B, 9C i 9D, podczas rejestracji sygnału ABR prowadzonej od kroku 322 na ekranie wyświetlane są następujące informacje dla użytkownika, a mianowicie aktualny kanał, na którym przeprowadzana jest rejestracja, aktualne natężenie bodźca, aktualny wykres sygnału ABR, na bieżąco odświeżany z urządzenia ABR.

Podobnie jak na poprzednim ekranie, nie jest wymagane, aby okno główne było aktywne po dczas rejestracji. W kroku 322 przeprowadzany jest jeden pomiar ABR, którego wyniki są zapisywane w kroku 323. Po wykonaniu wszystkich żądanych pomiarów ABR, co stwierdza się w kroku 324, wyniki wszystkich przeprowadzonych pomiarów ABR są zapisywane w kroku 325, po czym ma miejsce za12

PL 224 517 B1 kończenie badania ABR, gdzie po kliknięciu przycisku kończącego badania ABR dane są przesyłane do procesora i/lub do komputera dodatkowego i/lub systemu centralnego, a użytkownik może zakończyć pracę z aplikacją.

Podczas rejestracji ABR w trybie manualnym w porównaniu do trybu automatycznego, to technik lub osoba obsługująca ma bieżący wgląd w działanie urządzenia i wydaje manualnie wszystkie komendy na serwerze, które to komendy przy pomocy standardu komunikacji są odbierane przez aplikację sterującą, tłumaczone i przekazywane do urządzenia ABR. Na ekranie oczekującym jest wyświetlana użytkownikowi odpowiednia informacja o aktualnym stanie. W momencie nawiązania połączenia z technikiem użytkownik jest automatycznie przekierowywany do ekranu przygotowania do działania. Jest to ekran analogiczny do ekranu rezystancji elektrod z trybu automatycznego. Różnica polega na tym, iż tutaj w razie potrzeby to technik instruuje użytkownika, jak umiejscowić elektrody i jak poprawić jakość ich przypięcia. Kiedy technik stwierdzi, że elektrody są wystarczająco dobrze przypięte, użytkownik zostaje przekierowany na ekran przygotowania badania i następuje tryb pob ierania sygnału EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji. Od tej chwili użytkownik, podobnie jak w trybie automatycznym, może zamknąć główne okno aplikacji. Zarówno polecenia technika, jak i akwizycja i przesyłanie danych z urządzenia są wykonywane w tle. Kiedy technik ustawi parametry pomiaru i przekieruje urządzenie w tryb akwizycji ABR, aplikacja przekieruje użytkownika na kolejny ekran. Podobnie jak w trybie automatycznym, na tym ekranie wyświetlane są podstawowe parametry aktualnego pomiaru, takie jak kanał, natężenie, i podobne parametry. Technik może dowolną ilość razy przełączać urządzenie między trybami EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i ABR, przez co automatyczna nawigacja między ekranami może nastąpić wiele razy. Podobnie jak w trybie autom atycznym, po zakończeniu badania, użytkownik zostaje przekierowany na ekran podsumowujący i po kliknięciu przycisku kończącego badania, dane są przesyłane do systemu centralnego, a użytkownik może zakończyć pracę z aplikacją.

Na jakość rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR duży wpływ mają zakłócenia wywołane występowaniem artefaktów mięśniowych, które podczas snu albo są bardzo małe, albo zanikają. Jak wykazały badania, najlepszą fazą snu do wykonania rejestr acji słuchowych potencjałów wywołanych z pnia mózgu jest sen głęboki, czyli faza 4. Stwierdzono je dnak, że wykonanie rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego jest możliwe również w fazie 2 i 3 snu. Na Fig. 10A i 10B na schemacie blokowym w postaci algorytmu przedstawiono sposób wykrywania fazy snu, który przeprowadza się przed rejestracją sygnałów do diagnostyki układu słuchowego. Przy wykrywaniu fazy snu przyjęto, że urządzenie ABR powinno wykrywać fazę snu 2, 3 lub 4, być proste w obsłudze, co przekłada się na krótki okres wykrywania fazy snu, radzić sobie z ograniczonym zbiorem informacji, korzystać z jak najmniejszej liczby elektrod, a także umożliwiać analizowanie sygnału na żywo i zwracać informację, czy rozpocząć automatycznie rejestrację sygn ałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR, czy nie. Opierając się na badaniach stwierdzono, że wystarczającym sygnałem do wykrywania fazy snu jest pomiar sygnału EEG lub sygnału EOG horyzontalnego, który jest wywołany ruchem gałek ocznych lub sygnału EMG lub ich kombinacji.

Zgodnie z Fig. 10A i 10B wykrywanie fazy snu rozpoczyna się od startu w kroku 401. W kroku 402 przyjmuje się częstotliwość f próbkowania, przykładowo 100 Hz, i liczbę próbek i, po czym zaczyna się pobieranie sygnału wejściowego y z elektrod. W kroku 403 przyjmuje się okno obliczeniowe, czyli przedział czasu, wynoszący przykładowo 30 s. Po upływie czasu pierwszego okna w kroku 404 oblicza się średnią wartość sygnału z okna, który spłynął z elektrod mierzących horyzontalny ruch gałek ocznych, a w kroku 405 wyznacza się sygnał s, który jest różnicą faktycznego sygnału i obliczonej średniej. Następnie w kroku 406 wyznacza się wektor p składający się z wartości bezwzględnych z wartości sygnału s. Następnym krokiem 407 jest wyliczenie pola powierzchni pod funkcją p i przyjęcie go jako u, po czym w kroku 408 określa się na podstawie funkcji p krzywej zawierającej małe wartości w obrębach zmniejszonego ruchu gałek ocznych, wiedząc, że uzyskana krzywa zawiera bardzo niskie wartości w przypadku występowania fazy snu 2, 3 lub 4, przez co wskazuje obszar, w którym można rozpocząć badanie ABR. W związku z tym, że za dnia czasami występuje mała czynność gałek ocznych i wykres EOG po powyższych przekształceniach również przyjmuje małe wartości w postaci pojedynczych pików w dół, to w kroku 409 odfiltrowuje się minima lokalne ruchomym oknem odchylenia standardowego. W kroku 410 sprawdza się, czy określona z góry ilość kolejnych przedziałów wstecz, przykładowo 20, znajduje się poniżej wyznaczonego progu. Próg dobiera się empirycznie po przeprowadzeniu eksperymentów. Okazało się, że otrzymana część 421 wykresu 420, pokazanego na

PL 224 517 B1

Fig. 11, w momencie występowania fazy 2, 3 lub 4 często znajduje się poniżej wartości 5000. Po wykryciu fazy snu, w kroku 412 podaje się informację o jej wykryciu, po czym w kroku 413 kończy się wykrywanie fazy snu, przy czym faza snu może być również innym, optymalnym momentem do ro zpoczęcia badania ABR. Ze względu na to, że potrzebna jest informacja o pewnej ilości okien wstecz, najwcześniejszym możliwym czasem od podłączenia urządzenia do rozpoczęcia rejestracji sygnałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR jest 14 min i 30 sekund. Samo wykrywanie fazy snu jest oparte na metodach znanych ze stanu techniki, przykładowo z publikacji pt. „Humań Sleep and Sleep EEG, której autorem jest K. Śuśmakova, a optymalnym momentem do rozpoczęcia badania ABR jest uzyskanie wartości poniżej wcześniej opisanego progu wynoszącego 5000. W przypadku, gdy faza snu nie zostanie wykryta, w kroku 411 podaje się informację o kontynuowaniu badania i przechodzi się do kroku 403, w którym przyjmuje sie nowe okno obliczeniowe.

Sama rejestracja sygnałów do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR, niezależnie od trybu pracy urządzenia, jest prowadzona w sposób pokazany na schemacie blokowym na Fig. 12A i 12B. Po starcie w kroku 501 i zdefiniowaniu wielkości tablicy odchyleń Std_tabel i sygnału uśrednionego Y_mean w kroku 502, w kroku 503 dokonuje się pomiaru sygnału y pobieranego z elektrody lub elektrod w czasie określonym z góry. W kroku 504 oblicza się odchylenie standardowe std z całego pomiaru sygnału y, a w kroku 505 sprawdza się, czy dokonano mniej niż dziesięć pomiarów lub czy odchylenie standardowe jest mniejsze niż dwukrotność średniej z tablicy odchyleń. W przypadku, gdy dokonano mniej niż dziesięć pomiarów lub odchylenie standardowe jest mniejsze niż dw ukrotność średniej z tablicy odchyleń, to w kroku 506 dodaje się odchylenie std z bieżącej rejestracji sygnału do tablicy odchyleń jako jeden element tablicy Std_tabel. W kroku 507 sprawdza się, czy w tablicy odchyleń Std_tabel jest zapisany więcej niż jeden element tablicy i w przypadku, gdy w tablicy jest zapisany tylko jeden element tablicy, to w kroku 508 przyjmuje się, że sygnał uśredniony jest równy aktualnej rejestracji sygnału, w przeciwnym przypadku w kroku 509 oblicza się uśrednienie sygnału przy użyciu aktualnej rejestracji lub pomiarze sygnału y i sygnału uśrednionego, zwiększając jednocześnie w kroku 510 liczbę uśrednień o 1. Z kolei w kroku 511 sprawdza się, czy liczba uśrednień jest równa zadanej minimalnej i w przypadku, gdy liczba uśrednień jest równa zadanej minimalnej, to w kroku 512 sygnał uśredniony filtruje się wielomianem piątego stopnia, a w kroku 513 kończy się rejestrację sygnału do diagnostyki układu słuchowego za pomocą urządzenia ABR dla ustalonych warunków rejestracji. Ten sposób obróbki danych kompresuje sygnał ponad 31 -krotnie, a przefiltrowany sygnał jest odporny na pojedyncze, bardzo duże, artefakty mięśniowe. Wynika to z zastosowania wielomianu piątego stopnia, który nie uwzględnia drobnych zmian o dużej amplitudzie. Tak więc to rozwiązanie uodparnia końcowy wynik od występujących szumów, w tym również szumów powstałych pod wpływem podwyższonego tła akustycznego, a eksponuje bardzo dobrze właściwy sygnał, który może znajdować się w szumie. Gdy liczba uśrednień jest mniejsza od zadanej minimalnej, to w kroku 503 dokonuje się kolejnego pomiaru sygnału y pobieranego z elektrody lub elektrod w czasie określonym z góry i cykl rejestracji jest powtarzany.

Jak wykazały pomiary, możliwość wydzielenia sygnału ABR 520, przedstawionego na Fig. 13, wynika z faktu, że jest on skorelowany z pobudzeniem oraz bardzo słabo skorelowany z zakłóceniami. Samo postępowanie wydzielenia sygnału ABR przedstawiono na Fig. 14A, 14B i 14C. Po starcie w kroku 601 i zdefiniowaniu częstotliwości f próbkowania, sygnału wejściowego y_all i liczby natężeń k w sygnale wejściowym w kroku 602, w kroku 603 dokonuje się usunięcia trendu liniowego z sygnału wejściowego y_all oraz usunięcia zakłóceń o dużej częstotliwości przez zastąpienie ich uśrednieniem z najbliższych, zwykle 1000 i więcej sąsiednich odpowiedzi, zakładając brak korelacji zakłóceń z odpowiedzią układu słuchowego, i przyjęcia wyniku jako y1_all. Oznacza to, że algorytm odrzuca pomiary posiadające zbyt duże artefakty. W kroku 604 przeprowadzana jest aproksymacja sygnału y1_all dla określonej częstotliwości próbkowania, przykładowo 100 kFlz oraz odcięcie odstających danych, i przyjęcie wyniku jako y2_all. Z każdym wykonanym pomiarem, pomijając pierwszych 10 pomiarów, wyliczana jest wariancja sygnału. Jeżeli wariancja zadanego sygnału jest większa niż dwukrotność średniej arytmetycznej z poprzednich odchyleń standardowych, to wówczas dany wynik nie jest uwzględniany do uśredniania sygnału. Założono, że jeżeli dana próbka odchyla się od zera więcej niż o 4 odchylenia standardowe sygnału, to zastępowana jest średnią wartością z sąsiednich próbek, które odchylają się od zera mniej niż 4 odchylenia standardowe. W celu zmniejszenia wpływu stanów nieustalonych wskazane jest, aby do analizy sygnału był brany sygnał z przedziału [1,10 ms], gdzie pierwsza próbka odpowiada chwili t =1 ms, a ostania t = 10 ms. W kroku 605 jest przeprowadzona aproksymacja sygnału za pomocą funkcji gausso-podobnej w taki sposób, aby błąd dopasowania był

PL 224 517 B1 jak najmniejszy, co powoduje eliminację drobnych artefaktów. W tym celu wykonuje się powtórne próbkowanie (określane w języku angielskim jako resampling) sygnału tak, aby liczba próbek wynosiła 512. Resamplowania dokonuje się, przybliżając sygnał pomiędzy punktami próbkowania funkcją liniową. Na koniec wykonuje się filtrację dolnoprzepustową filtrem cyfrowym o częstości odcięcia równej 0,5 częstotliwości próbkowania. W celu zlokalizowania fali w kroku 606 wyznacza się przedziały maksimów za pomocą drugiej pochodnej, w kroku 607 wyznacza się szerokości pików za pomocą punktów drugiej pochodnej, w kroku 608 odrzuca się maksima zbyt mało przewyższające szum, a w kroku 609 odrzuca się maksima, które są zbyt wąskie. Jeżeli do danej fali należy więcej niż jedna gr upa, to w kroku 610 tworzy się macierz przesunięć D. W kroku 611 grupuje się elementy maksimów po odprowadzeniach odrzucając zbyt odstające, a w kroku 612 wylicza się prawdopodobieństwa przynależności do danej fali za pomocą funkcji gęstości. W kroku 613, z danej fali, do której należy więcej niż jedna grupa, wybiera się tę z największą wartością prawdopodobieństwa i przyjmuje ostateczny kształt przebiegu sygnału ABR, a w kroku 614 kończy się procedurę wykrywania fal.

Zapis sygnału ABR może być udostępniony w postaci graficznej za pomocą komponentu do wizualizacji i opisu sygnału ABR. Program umożliwia użytkownikowi prezentację zapisu sygnału oryginalnego oraz odfiltrowanego przez algorytm. Posiada również możliwość porównania obu sygnałów poprzez ich jednoczesne przedstawienie na ekranie. Wykresy sygnałów mogą być sortowane i rozkładane proporcjonalnie do wartości natężenia bodźca. Użytkownik ma możliwość konfigurowania obszaru roboczego komponentu. Wszystkie badania mogą być wyświetlone pojedynczo, przylegające lub nałożone na siebie. Każdy wykres może zostać przeskalowany niezależnie na osi czasu oraz osi amplitudy. Poszczególne wartości próbek sygnału mogą zostać odczytane przez użytkownika. Prezentowane są wartości amplitud dla wszystkich wyświetlanych sygnałów, zarówno oryginalnego, jak i odfiltrowanego. Wraz z wartościami prezentowane są również interwały pomiędzy punktami charakterystycznymi, przykładowo interwał I-III. Na każdym wykresie 621-630 z zestawu 620 wykresów z Fig. 15, użytkownik może wprowadzić punkty charakterystyczne, przykładowo falę I, wraz z pozost ałymi falami III i V. Wykresy 621 -630 sygnałów ABR są wykresami osoby poprawnie słyszącej przy zmniejszającym się natężeniu sygnału akustycznego. Każdy punkt może zostać opatrzony opisem. System może edytować, usuwać i przesuwać punkty po wykresie. Ponadto komponent udostępnia narzędzia pomocnicze przy pracy nad badaniem, które umownie nazwano „magnes”, „min/max”, „snapshot” i „filtrowanie według typu”. Narzędzie „magnes” ułatwia namierzenie punktów charakterystycznych na wykresie, narzędzie „min/max” wyznacza minimum lub maksimum lokalne na wskazanym obszarze wykresu, narzędzie „snapshot” umożliwia precyzyjne, nawet z dokładnością do poj edynczej próbki, nanoszenie punktów charakterystycznych, a ostatnie z wymienionych narzędzi umożliwia filtrowanie widocznych punktów charakterystycznych według typu.

Claims (4)

1. System rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego zawierający elektrody do podpięcia na skórze głowy i w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego, układ do stymulacji akustycznej układu słuchowego, układy do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału słuchowych potencjałów w ywołanych pnia mózgu (sygnału ABR) wywołanych stymulacją akustyczną, wzmacniacze i filtry, układy do zapisywania przebiegów sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w czasie, układ do analizy i obróbki sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w celu uzyskania informacji dotyczącej reakcji mózgu na bodziec akustyczny i usunięcia artefaktów wywołanych ruchem elektrod lub kabli oraz artefaktów mięśniowych i układ do przedstawienia sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i sygnału ABR w postaci wykresów, znamienny tym, że układ do mierzenia sygnałów bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu lub mięśni EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji zawiera niezależny tor pomiarowy (20) sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod (11, 21, 22) podpiętych na skórze głowy obiektu badanego (5), komunikujący się z układem (105) informującym o zaobserwowaniu fazy snu przez wejście (27), gen erującym sygnał aktywujący i posiadającym wyjście (29) sygnału aktywującego, a układ do mierzenia sygnału ABR wywołanego stymulacją akustyczną posiada układ (106) automatycznej aktywacji niezależnego toru ABR z wejściem (39) sygnału aktywującego komunikujące się wyjściem (29) sygnału aktywującego układu (105) informującego o zaobserwowaniu fazy snu i niezależny tor (30) pobierania

PL 224 517 B1 sygnału ABR z elektrodami (13, 22, 31) do podpięcia w pobliżu układu słuchowego obiektu badanego (5), uaktywniany przez wejście (35) linii (36) po otrzymaniu sygnału aktywującego z wyjścia (37) układu (106) automatycznej aktywacji toru ABR, wzmacniacze (32) wzmacniające sygnał ABR do 500 mV, otrzymany z niezależnego toru (30) pobierania sygnału ABR i ograniczające pasmo przenoszenia za pomocą filtrów do zakresu od 0 Hz do 5000 Hz, konwerter (33) sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR z analogowego na cyfrowy, układ rejestrujący (101, 102) sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w konfigurowalnym przedziale czasowym mierzonym od stymulacji ak ustycznej i układ (103) do przedstawienia sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w formie graficznej.

2. System rejestracji i obróbki sygnałów według zastrz. 1, znamienny tym, że niezależny tor pomiarowy (20) sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor (30) pobierania sygnału ABR jest połączony poprzez procesor (100) systemu (1) za pośrednictwem interfejsu komunikacji układów (50) komunikacji zewnętrznej wraz z urządzeniem transmitującym (53) z jednostką (60) odbierającą i przetwarzającą dane z pomiarów dokonanych przez niezależny tor pomiarowy (20) sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor (30) pobierania sygnału ABR.

3. Sposób rejestracji i obróbki sygnałów do diagnostyki układu słuchowego, w którym po po dpięciu elektrod na skórze głowy i w pobliżu układu słuchowego, pobiera się sygnały EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacje, a także sygnał słuchowych potencjałów wywołanych pnia mózgu (sygnał ABR) wywołany stymulacją akustyczną układu słuchowego, który przetwarza się w formę graficzną w celu uzyskania informacji dotyczącej reakcji mózgu na bodziec akustyczny, usuwając artefakty wywołane ruchem elektrod lub kabli i artefakty mięśniowe, i po rejestracji przedstawia się jego przebieg w czasie w postaci wykresu, znamienny tym, że najpierw pobiera się sygnał bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu za pomocą niezależnego toru pomiarowego sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod podpiętych na skórze głowy, który konwertuje się z analogowego na cyfrowy, i po zaobserwowaniu fazy snu generuje się sygnały stymulacji akustycznej układu słuchowego za pomocą toru stymulacji akustycznej i sygnał aktywujący generowany przez układ informujący o zaobserwowaniu fazy snu, który podaje się do układu automatycznej aktywacji niezależnego toru pobierania sygnału ABR, a następnie aktywuje się automatycznie niezależny tor pobierania sygnału ABR i pobiera się sygnał ABR za pomocą elektrod umieszczonych w pobliżu układu słuchowego i niezależnego toru pobierania sygnału ABR, który wzmacnia się za pomocą wzmacniaczy do napięcia nie większego niż 500 mV i ogranicza się pasmo przenoszenia do zakresu od 0 Hz do 500 Hz za pomocą filtrów, a następnie przeprowadza się konwersję sygnału ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR z analogowego na cyfrowy i rejestruje się sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR w konfigurowalnym przedziale czasowym mierzonym od stymulacji akustycznej, po czym sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR przedstawia się w formie graficznej na ekranie lub na papierze.

4. Sposób rejestracji i obróbki sygnałów według zastrz. 3, znamienny tym, że sygnał bioelektrycznej aktywności mózgu lub oczu pobrany za pomocą niezależnego toru pomiarowego sygnałów EEG i EOG lub EMG lub ich kombinacji z elektrod podpiętych na skórze głowy i sygnał ABR niezależnego toru pobierania sygnału ABR, po konwersji z analogowych na cyfrowe, przesyła się za pośrednictwem interfejsu komunikacji układów komunikacji zewnętrznej wraz z urządzeniem transmitującym do jednostki odbierającej i przetwarzającej dane z pomiarów dokonanych przez niezależny tor pomiarowy sygnałów EEG lub EOG lub EMG lub ich kombinacji i niezależny tor pobierania ABR.