0 引言

    听觉诱发电位(Auditory Evoked Potential，AEP)是听觉系统收到特定的声音后，中枢神经系统产生的与外界刺激相关的生物电变化^[1]，按潜伏期分为听性脑干反应(Auditory Brainstem Response，ABR)、中潜伏期反应(Middle Latency Response，MLR)和晚潜伏期反应(Late Latency Response，LLR)。听觉诱发电位是研究听觉疾病的重要手段，在临床有广泛应用，采用常规刺激率诱发的听性脑干反应可用于听力筛查、听阈评估、听神经和脑干病变及神经性耳聋诊断等方面^[2]。目前，AEP的临床应用还处于研究阶段，有些新的AEP检测和分析方法对常规设备的刺激方案和数据提取处理算法提出了更高和更多的要求^[2-3]，因此，方便可靠的检测设备是必须的。传统听觉诱发电位仪，采用封闭式设计的专门电路，价格昂贵且体积庞大、新技术应用落后。目前高性能的计算机声卡是一种声学指标优异的模拟输入输出接口，其各项指标完全可以满足AEP检测中刺激声音的输出功能。而声卡的输入端口的带宽可达240 MHz，满足常规AEP的带宽要求^[1]。

    利用高性能声卡的上述特性，本文设计一种基于USB声卡的便携式听觉诱发电位检测系统，以计算机作为主要工作平台，利用USB多媒体声卡来完成声音发放和数据采集的功能，同时利用多余的输入输出通道实现刺激和采集同步信息的获取；并配合输入端口的技术指标，设计了一个信号预处理模块实现和脑电电极的阻抗匹配和模拟放大。上位机程序设计可实现USB声卡的控制，完成不同刺激模式下AEP的采集。本系统具有操作方便、刺激模式灵活、便携性、低功耗及低成本的优点。

1 系统设计

    本检测系统的结构框图如图1所示，主要由USB声卡、预处理电路、耳机和电极、电源电路及便携式计算机等部分构成。本系统以便携式计算机作为主要工作平台，以外置USB声卡作为数据采集工具；以耳机及电极作为传感器，通过Windows操作系统下编程实现对USB声卡的控制，实现同步的刺激声发放和AEP数据采集，配合上位机程序完成AEP的处理分析、结果显示及数据管理。

2 硬件平台设计

2.1 USB声卡

    本系统采用创新Sound Blaster的USB多媒体声卡替代传统数据采集卡的功能，实现信号的D/A及A/D转换，充分提高便携性。本声卡具有24 bit高采样精度、96 kHz高采样率及高共模抑制比（Common Mode Rejection Ratio，CMRR）等特点，利用声卡LineOut端口完成对音频数字信号的D/A转换，实现刺激声发放；利用声卡LineIn端口完成对AEP信号的A/D转换，实现信号数据采集。声卡具有体积小巧、低功耗、噪声低、可移植性强等性能。此外，该声卡基于USB传输协议与便携式计算机进行数据通信，全双工工作方式满足了实际AEP检测中刺激声发放和AEP数据采集同步进行要求。

    听觉诱发电位是幅度为μV级的微弱信号，而幅度一般为几十至几百mV的背景噪声干扰远比AEP要大，AEP则易被这些噪声所淹没^[4]，因此需要用锁相叠加平均算法处理AEP，提高其信噪比并提取出有效的AEP成分。因为AEP在声音刺激后的固定时间内，具有锁相保持和极性不变的特性，噪声干扰信号则无此特性^[5]。因此，AEP检测要求刺激声发放和信号采集的同步进行，并记录同步标记位，即刺激声的起始位置，用于信号锁相分段的叠加平均算法。如图2所示，本声卡具有双LineIn和LineOut端口的特点，利用高性能屏蔽线把USB声卡的LineOut1和LineIn2连接，通过回采的形式把所发放的刺激声记录下来，作为同步标记信号，用于叠加平均算法时AEP数据的锁相分段。

2.2 预处理电路

    为了更好地提取出听觉诱发电位信号，从电极引出的AEP先经过预处理电路调理后，再传入USB声卡的LineIn1端口中，进行A/D转换为数字信号，完成AEP的数据采集。本系统的预处理电路如图3所示，由初级放大部分、右腿驱动部分、带通滤波部分及后级放大部分构成。预处理电路提供高输入阻抗和高共模抑制比，实现了32 500倍的放大、100 Hz～3 500 Hz的带通滤波，从而提高AEP的信噪比。

    (1)初级放大部分

    鉴于AEP强度十分微弱，常淹没在强共模噪声干扰中，因此初级放大电路需要有高输入阻抗、高CMRR及低噪声的性能。本部分采用TI的低功耗仪表放大器INA129作为初级放大主芯片A1，其具有10 GΩ高输入阻抗，130 dB高共模抑制比及低噪声等优点，有利于消除共模干扰。如图3左上部分所示，INA129差分输入的正负端分别作为记录电极ACT和参考电极REF的输入通道，脑电信号首先经过钳位保护电路和低通滤波电路，保护电路利用二极管单向导通特性，实现限幅效果，防止过高的输入电压。低通滤波电路用于实现信号采集的抗混叠，并消除电路的高频噪声。经过限幅和滤波处理的信号就送至INA129进行差分放大，根据芯片增益公式G=1+49.4 kΩ/RG，RG为2个1 kΩ高精度电阻串联组成，初级放大增益约为26倍。

   (2)右腿驱动部分

    在强背景噪声干扰下，微弱AEP极难被提取出来，此时需要电生理信号采集常用右腿驱动技术。右腿驱动技术可以减弱人体的共模信号，提高系统的共模抑制比，从而提高AEP的信噪比。如图3左下部分所示，利用2个高精度2 kΩ电阻组成的平均网络把记录电极和参考电极上的共模电压检出，叠加后经过由运放OPA227组成的反向跟随器A2和GND电极反馈到人体头部，跟人体中原来的共模电压相抵消，形成共模电压负反馈电路，从而减少记录电极及参考电极上共模信号的输入^[6]，提高系统的共模抑制比和利于提取AEP成分。

    (3)带通滤波部分

    经过初级放大后，脑电信号除了含有AEP外，还包括有低频人体运动噪声、工频噪声及高频电路噪声，因此需要采用滤波抑制这些噪声成分。根据AEP有效成分频带为100 Hz～3 500 Hz^[1]，本部分采用一块双运放芯片OPA2227(，130 dB CMRR)构建二阶Sallen-

Key带通滤波。通过设置运放OPA2227外围电阻电容值(如图3中间所示)，使带通滤波范围约为100 Hz～3 500 Hz，有效地滤除噪声。

    (4)后级放大部分

    后级放大部分采用一块OPA2227芯片构成两级放大，放大倍数分别为25倍和50倍。结合初级部分的26倍增益，让预处理电路的增益约为32 500倍，幅度为微伏级的AEP经过预处理电路放大后变为伏特级后输入声卡LineIn1端口。调理后的脑电信号达到声卡LineIn输入端口的技术指标，让经过A/D转换后AEP的数字量可进行更优的数字信号处理。

2.3 笔记本计算机

    笔记本计算机是整个AEP检测系统的控制终端，通过运行内设的上位机程序，可实现系统的基本功能。上位机程序以Visual C#平台编写，协调控制系统各个部分的工作，包括USB声卡通信、刺激声发放及AEP数据采集、信号处理分析及结果显示、相关的数据管理等功能。

2.4 电源电路

    本系统采用浮置电源形式设计供电电源，直接采用便携式计算机USB接口供电。计算机USB接口提供5 V、500 mA电能输出，满足预处理电路的功耗≤1 W的低功耗要求。利用DC-DC升压电源电路将USB接口+5 V转换成预处理电路所需的±9 V电压，避免了使用电池供电时间短、电压转换电路庞大等问题，并可减少整个系统中工频噪声干扰，从而提高系统的共模抑制比。

3 软件平台设计

    为了增加系统软件的可移植性和可靠性，本系统软件选用Window 7操作系统和Visual C#作为编程开发平台，采用多线程控制技术实现对USB声卡的控制，达到AEP检测分析及结果显示的效果。从功能上看：系统软件分为档案建立、声音刺激产生、AEP数据采集、数据存储、数据处理及界面显示6个部分。上位机界面图如图4所示，主要包含声卡通信模块、信号检测模块及数据管理模块。

3.1 声卡通信模块

    声卡通信模块，负责完成上位机与声卡间通信。利用微软公司提供的Windows Media Player和DirectSound多媒体组件，结合USB全双工工作模式，实现同步刺激声发放和脑电信号信号采集。

3.2 信号检测模块

    信号检测模块，其中含有ABR检测模块、MLR检测模块和LLR检测模块。三个模块能完成不同刺激模式设置，包括声强、刺激声频率、数字滤波范围、伪迹上限、刺激次数等参数，并能进行叠加平均算法，实现AEP成分提取和AEP的检测结果显示。

3.3 数据存储模块

    数据管理模块负责建立受试者信息档案，可保存受试者信息、刺激模式、原始听觉诱发电位信号数据和检测结果，并可实现相关数据的打印。

4 ABR检测实验

    对本检测系统的检测结果进行了准确性、稳定可重复性及相关性的验证。ABR作为AEP中最弱成分，幅度约为0.5～1 μV，并且其采样率是AEP检测中要求最高的，因此ABR是AEP中较难检测的成分^[1]。本文设计了一个常规ABR检测实验，在本系统下对同一受试者重复进行两次常规ABR记录。本ABR检测中使用长度为51.2 ms的Click刺激声，采样率为20 kHz及刺激次数为1 200，另外，电极安置及实验操作等要求均按照常规ABR检测实验的要求^[1]。ABR是发生在刺激开始后10 ms潜伏期内的反应，包括3-7个反应波，依次标记为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ、Ⅳ、Ⅴ、Ⅵ和Ⅶ波，其中，Ⅰ、Ⅲ及Ⅴ波出现率较高^[7]。上位机保存的ABR原始数据经MATLAB 2013b软件重新画图，图5为两次记录的ABR波形。由图5可看出，两次ABR的结果相似性非常好，并成功引出Ⅰ、Ⅲ及Ⅴ波，这证明了系统的稳定性。表1为同一受试者在美国NeuroScan公司的SynAmps2仪器和本系统记录ABR的结果对比。受试者用本检测系统测得的结果和SynAmps2仪器得到的结果非常一致，而且这一正常受试者的数据与临床所给出的正常人的数据完全吻合^[8]。因此证明了本系统的准确性及稳定可重复性。

5 结论

    本文所提出的基于USB多媒体声卡的便携式听觉诱发电位检测系统，在基于Windows 7操作系统和Visual C#软件平台上，编程控制USB声卡同步完成刺激声发放和AEP数据采集的同步进行，实现AEP的可靠性检测。经ABR检测结果证明，本系统不但满足AEP信号检测的要求，并且具有便携性高、低功耗、低成本、低噪声及抗干扰强的特点，为促进AEP临床上基础科研提供一种操作方便、刺激模式灵活、可靠的便携式多功能检测途径。

参考文献

[1] 李兴启，郑杰夫，郗昕.听觉诱发反应及应用[M].北京：人民军医出版社，2007.

[2] WANG T.A preliminary investigation of the deconvolution of auditory evoked potentials using a session jittering paradigm[J].J Neural Eng，2013，10(2)：026023.

[3] 冯洁婷，颜刚，王涛，等.Tikhonov正则化参数选择对高速率刺激听觉诱发电位重建的影响[J].航天医学与医学工程，2012，25(1)：54-60.

[4] 赵仕波，罗耀华，赵文华.听觉诱发电位仪的设计与实现方案[J].仪器仪表学报，2008，29(3)：594-599.

[5] 陈静，孙迎.听觉诱发电位提取技术进展[J].北京生物医学工程，2013，32(3)：320-324.

[6] 余学飞，叶继伦，张宁，等.现代医学电子仪器原理与设计[M].广州：华南理工大学出版社，2013.

[7] 司峻峰，宁新宝，薛方.听觉诱发电位检测及分析[J].南京大学学报（自然科学），2003，39(1)：68-75.

[8] GORGA MICHAEL P.Auditory brainstem responses to tone bursts in normally hearing subjects[J].J Acoustical Society of America，1987.