人耳聽力評測軟件的設計與實現

龐劍飛，廖新華

1.中國人民解放軍第117醫院 醫學工程科，浙江 杭州 310013；2.中國人解放軍第三軍醫大學 生物醫學工程學院，重慶 400038

人耳聽力評測軟件的設計與實現

龐劍飛1，廖新華2

1.中國人民解放軍第117醫院 醫學工程科，浙江 杭州 310013；2.中國人解放軍第三軍醫大學 生物醫學工程學院，重慶 400038

本文闡述了一款人耳聽力評測軟件的設計及實現過程。該軟件主要由聽力評測模塊與評測管理模塊組成，可在計算機上運行，并通過計算機產生評測信號、控制信號的強弱以及產生掩蔽，能夠較準確地評估被評測者的聽力狀況，還可配合氣導耳機或骨導耳機進行氣導聽閾或者骨導聽閾的檢測，得到聽閾曲線，并能夠通過產生不同頻率的純音評測受試者的聽覺范圍。此外，應用該軟件還能夠對耳鳴患者進行耳鳴的音調及響度匹配評測。實際評測結果表明，該系統實現了聽力評測與評測結果的管理，具有較強的可行性與實用性。

聽力評測；氣導聽閾；骨導聽閾；純音信號

0 前言

使被評測者可以對自身的聽力狀況進行評估與管理，有利于聽力損失的早期發現。

據第二次全國殘疾人抽樣調查最新數據公報[1]顯示，中國聽力殘疾人數已經達到2004萬人次，聽力損失已經嚴重影響了人們的學習、工作、生活，而聽力損失的早期發現對于聽力保護與治療具有重要意義。聽力評測可確定受試者有無聽力障礙、聽力損失的程度、聽力障礙的性質或部位。臨床上用于聽力評測的儀器主要有純音聽力計，可確定人耳聽覺頻率范圍的聽敏度，從而準確判定患者的聽力狀況。目前進行聽力評測需評測者前往醫院等具有評測儀器的場所，但聽力障礙的早期表現不明顯，許多人對此不夠重視，不能及時在聽力損失早期進行檢查、治療，最終導致聽力損失達到較嚴重的地步，錯失治療良機。此外，由于對被評測者不同時間的聽力評測結果不能進行統一管理，因此無法對其一定時間內的聽力狀況進行分析。鑒于此，本研究設計了一款可以在計算機上運行的聽力評測軟件，

1 聽力評測原理

人耳對聲音強弱的主觀感覺稱為響度。一般來說響度隨著聲強的增大而增加，但二者并不是簡單的線性關系，還與頻率有關，當不同頻率的聲波在人耳中引起相等的響度時，它們的聲強（或聲強級）并不相等[2-3]。以頻率為橫坐標，聲強級為縱坐標，可繪出不同頻率的聲音與1000 Hz的標準聲音等響時的聲強級與頻率的關系曲線即等響曲線。引起聽覺的聲音在頻率（20～20000 Hz）和聲強上都有一定范圍，聲強必須達到某一數值才能引起人耳聽覺，能引起聽覺的最小聲強叫做聽閾，聽閾曲線即為響度級為0昉的等響曲線。純音測聽檢查包括最基礎的骨導聽閾評測和氣導聽閾評測[4]兩個方面，即測聽系統純音的給聲形式有兩種：氣導（AC）和骨導（BC）。評測信號經耳機給聲，經氣導途徑來檢測聽力圖稱為氣導純音測聽法；評測信號經骨振器給聲，經骨導途徑來檢測聽力圖稱為骨導純音測聽法。

2 軟件設計

聽力評測軟件的結構框圖，見圖1。該軟件主要分為聽力評測與評測管理兩個模塊：聽力評測模塊通過純音信號產生與掩蔽功能可實現氣導聽閾測定、骨導聽閾測定、聽覺頻率范圍測定及耳鳴的音調及響度匹配測定等功能；評測管理模塊可實現用戶管理與結果查詢兩項功能；評測數據保存在本地數據庫中，便于查詢。為實現上述功能，軟件首先需產生不同頻率的純音信號，且信號強度可調，調節范圍在0～120 dB；其次，為對被評測者的左右耳分別完成評測，信號聲道需單獨控制并能夠加入指定強度的掩蔽信號；第三，在軟件評測過程中能夠對被評測者進行語音或文字提示，幫助其正確完成評測；最后，軟件應在完成聽力評測后對被評測者的評測結果進行圖形化顯示、保存并給出初步結論與意見。

圖1 聽力評測軟件的結構框圖

臨床上，純音聽力評測方法受到聽力計的限制，聲強調節比較粗糙，為提高評測的準確性，該軟件在確定某一頻率的聽閾時增加了聲強調節范圍及精度（-100～100 dB）。

該軟件的聽力大致評測流程，見圖2。評測開始后，被評測者登錄系統，之后選擇評測項目，當其熟悉評測內容后，開始進行評測，評測完成后給出評測結果。其中，評測某一頻率的過程為：開始評測時，受試者自主調節聲強，直至受試耳不再聽到為止；反復評測3次，將3次測量的中位數確定為受試耳的聽閾；繼續評測其他頻率。最后復測1000 Hz，若復測的結果與評測的結果相差＜5 dB，則可進行另一耳的評測，否則需要進行重測。

圖2 軟件聽力大致評測流程圖

3 模塊實現

評測軟件采用Microsoft Visual Studio2008 C#開發工具設計，運行在.NET Framework3.5平臺；采用Matlab編寫生成純音信號的函數文件，將其編譯為動態鏈接庫（DLL）文件，以供C#調用；數據庫采用Access實現。

3.1 評測信號的合成

由于在評測過程中需要播放不同頻率、不同強度的純音信號，因此需在評測時合成對應的純音信號，本文利用Matlab合成語音信號。其中，50 Hz時域信號及其頻譜分析結果，見圖3～4，核心代碼如下：

Fs=48100；％采樣

bits=16；

duration=5；％時長

f=50；％純音信號頻率

t=0：duration/（fs*duration）：duration；％生成時間序列

y=sin（2*pi*f*t）；％生成純音信號

sound（y,fs,bits）％播放。

圖3 50 Hz純音信號時域波形

圖4 50 Hz純音信號頻譜分析結果

3.2 掩蔽

掩蔽是指某一個頻率的聽閾因另一個掩蔽聲音的存在而上升的現象，可能導致評測結果不準確。當有掩蔽現象時應通過掩蔽法評測純音聽力。掩蔽法[5]即在對側耳使用聲音使其聽覺感受器忙于應付而無法接受來自被測一側的聲音信號。使用掩蔽法評測聽力時應考慮兩側氣導聽閾的差別、患者的聽力水平等，一般情況下兩側氣導聽閾相差≥40 dB或雙耳骨導聽閾值相差≥15 dB時在評測聽力較差耳時考慮給以窄帶噪聲掩蔽。

產生掩蔽的信號一般采用窄帶噪聲，在對單側耳進行評測時，可選擇是否在對側耳進行掩蔽，產生窄帶噪聲的Matlab核心代碼如下：

Y=wgn（1,length（t）,5）；％產生5 dBW的高斯白噪聲

h=fdesign.bandpass（Fstop1, Fpass1, Fpass2, Fstop2, Astop1, Apass, Astop2, Fs）；％設計帶通濾波器

Hd=design（h, 'butter', 'MatchExactly', match）；y=filter（Hd,Y）；％生成窄帶噪聲。

3.3 氣導聽閾和骨導聽閾測定

依據臨床純音聽力的檢測方法，可通過佩戴氣導耳機或骨導耳機對評測者特定頻率的聽敏度進行評測，繪制聽力曲線，以此來評估評測者的聽力水平。

在被評測者熟悉實驗后，將1000 Hz的評測音（強度40 dB）給予被試耳，當被評測者聽到聲音并能正確做出反應后，即可進行正式評測。

氣導聽閾閾值測定涉及整個聽覺系統，包括傳導部分的外耳及中耳、感音神經部分的耳蝸及聽神經功能的完整性，是聽力學評定的最基本部分。臨床上測聽頻率的順序為：1000、2000、4000、8000、250、500、1000 Hz，若相鄰頻率之間的閾值超過15 dB，則應補測中間頻率（3000、6000 Hz），一般先測較佳耳或健耳，若兩次1000 Hz閾值差別≥5 dB，則應重新進行評測，如兩個倍頻頻率的閾值相差≥20 dB，則應做半倍頻頻率閾值測定。給聲時間持續1～2 s，間隔時間不短于給聲時間，且給聲時間及間隔時間不規則。具體評測流程圖，見圖5。

圖5 聽力具體評測流程圖

骨導聽閾評測的目的是直接了解耳蝸的聽敏度，使用刺激聲繞過外耳及中耳直接作用于耳蝸，從而與氣導閾值進行比較，以確定聽力損失類型。評測頻率通常僅作250～4000 Hz倍頻，評測順序為1000、2000、4000、500、1000 Hz。首先評測氣導閾較佳耳，采用與氣導聽閾相同的評測手法及步驟，分別在不加掩蔽噪聲和加掩蔽噪聲情況下測出各頻率的骨導聽閾。

3.4 聽覺頻率范圍測定

不同人的聽敏度不同，通過檢測被評測者對不同頻率的響應，可以得到其聽覺頻率范圍。

3.5 耳鳴的音調及響度匹配

首先測出被評測者的純音聽力聽閾曲線，然后向耳鳴側或對側耳發出聽閾上10 dB的純音，先從1000 Hz開始，令被評測者比較此純音音調及耳鳴音調，若評測音調高于耳鳴音調，則減低純音頻率；反之，則增高純音頻率至被評測者感到純音音調與對側耳的耳鳴音調相同或相似時，則確定此純音音調即為病人耳鳴的主調。

耳鳴的響度評測是在確定耳鳴音調后，在同側或對側給予該頻率的純音強度，從聽閾值上下反復進行評測，選擇相應響度閾值，找到最匹配的響度。

3.6 聽力評價

世界衛生組織（WHO）采用500、1000、2000 Hz這3個頻率點聽力損失的平均值，作為劃分聽力下降等級的依據[6]（表1）。評測結束后繪制被評測者左右耳氣導或骨導聽閾曲線，對結果進行歸一化處理分析，給出聽力等級以及健康建議。

表1 聽力損失分級

3.7 評測管理

該模塊包括用戶管理與結果查詢兩部分。用戶管理包括個人信息的修改與保存、賬號密碼修改等功能。被評測者的評測結果保存于數據庫中，可通過被評測者的ID號，將其不同時間的評測結果進行關聯，便于了解其一段時間內的聽力狀況。

4 應用效果

聽力評測軟件利用數據庫技術與數字信號技術實現了聽力評測的自動化；被評測者可在計算機上完成對自身聽力水平的評測，操作方便、簡單；且通過建立評測數據庫，實現了評測結果的保存與查詢。

對某健康男性志愿者（24周歲）在安靜環境下進行評測，其左耳的聽閾曲線見圖6。從評測數據來看，該志愿者的聽覺頻率范圍正常，各頻率聽閾在30 dB左右，聽閾稍偏高，可能與評測環境、耳機音質等因素有關[7-8]，可通過與專業聽力評測設備進行比對校準。聽力評測的準確性受到環境噪聲的影響，評測時應選擇安靜的場所進行，整個評測時間不宜過長（≤20 min）。

圖6 某志愿者左耳氣導聽閾曲線

5 討論

本文利用信號處理與數控庫等技術設計并實現了人耳聽力評測軟件。實際評測結果表明，該評測軟件有一定的實用性，在個人聽力評測方面具有較大的應用前景。應用該軟件可進行聽閾、聽覺范圍及耳鳴響度匹配的評測，使被評測者能自主評估自身的聽力水平，對聽力損失進行鑒別；且評測結果可保存于數據庫中，便于被評測者了解自己的聽力狀況。與傳統的聽視力評測方法相比，該軟件具有智能化、成本低、實用性強等特點；且測量過程自動化，易于操作，被評測者能夠獨立完成，評測地點不受限制。但在聽力評價方面，該軟件目前僅能給出聽力損失等級，下一步研究準備進一步增加評價內容，給出針對性的聽覺健康指導意見，以幫助被評測者更好地保護自身聽力；另外，評測結果的準確性易受噪聲影響，下一步將通過開發對應的算法來降低或消除噪聲的影響，保證評測的穩定性。

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Design and Imp lementation of a Hearing Test Software

PANG Jian-fei1, LIAO Xin-hua2
1.Department of Medical Engineering, the 117thHospital of PLA, Hangzhou Zhejiang 310013, China；2.Institute of Biomedical Engineering, Third M ilitary Medical University, Chongqing 400038, China

A software for hearing test and results management has been designed and introduced in this paper, which can been run on the PC machine. An accurate evaluation of hearing can be got by generating test signal, controlling signal strength and masking. The air conduction threshold or bone conduction threshold is detected by using AC earphone or BC earphone and the threshold audiogram is obtained at the same time. The auditory range is tested by generating pure tone w ith different frequency. The pitch and loudness of tinnitus are matched for patients w ith tinnitus. The test result proves that the scheme is feasible and practical.

hearing test；air conduction threshold；bone conduction threshold；pure tone signal

R764.04；TP31

A

10.3969/j.issn.1674-1633.2015.10.010

1674-1633（2015）10-0037-04

2015-01-14

2015-01-28

廖新華，教授。

通訊作者郵箱：xhLiao@tmmu．edu．cn