技术领域
本发明涉及听觉诱发电位客观听力测试领域，具体涉及基于过采 样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置。
背景技术
在临床的听阈评价测试方法中，分为主观听力测试和客观听力测 试。主观侧听是让受试者对所听到的声音信号进行主观表达，或是测 试者通过受试者的听觉行为加以判定。常用的方法包括：纯音测听、 声场测听、筛选仪测听和言语测听等。主观测听由于是靠主观加以判 定的测听，易受各种因素的影响，诸如心理、精神、智力、环境和身 体因素等，对测试者技巧要求较高。客观测听则无需受试者配合，不 受主观意识影响，因此，客观测听方法在听力门诊工作中占相当重要 的地位，尤其用于不能或不愿配合行为测听人群，如：婴幼儿，情感 或者人之功能障碍者，昏迷或者麻醉病人以及为了索赔、劳保等特殊 因素而有夸大听力损失倾向不愿配合测听的患者。
听觉诱发电位测试属于客观测听，目前临床应用比较广泛的有听 性脑干反应(ABR)、40Hz相关电位(40Hz AERP)和多频稳态听觉诱 发反应(multiple auditory steady-state evoke responses，ASSR)。 ABR因其刺激声是短声，频率特性差，刺激强度不够大，以至很多聋 儿得不到结果。40Hz相关电位频率特性要好于ABR，但主要反映的是 低频区听力状况，其结果不能反映中、高频区的听力状况，且受睡眠 影响大，测试结果不稳定。多频稳态听觉诱发反应测试是近年来发展 起来的一种客观听力检测技术，因为其测试结果频率特异性高，客观 性强，可适用于重度和极重度耳聋患者，所以在临床应用上面越来越 受重视。
ASSR是由周期性调幅(AM)、调频(FM)、既调幅又调频的持续 声或者刺激速率在1-200Hz的短声或短纯音诱发的稳态脑电反应， 反应的相位与刺激信号相位具有稳定的关系。ASSR由整个听觉系统 产生，可于头皮记录到随时间周期性变化的波形即时域波形。
ASSR的测听基本原理是：当调制声波刺激耳蜗基底膜上相应部 位听觉末梢感受器时，其听觉神经发出神经冲动，经听觉传导通路传 到听觉中枢，并引起头皮表面电位变化。当一定强度的刺激声音按照 低频正弦波进行变化时，不同的载波刺激声音会引起不同部位听觉末 梢感受器兴奋，并且这种兴奋能按照调制频率来产生。整个听觉传导 通路、大脑皮层和头皮表面的神经冲动或者电位也是按照同样频率变 化。采集诱发电位信号，在频谱上估算在调制频率点上诱发电位的响 应幅度，即可测量和评价听觉末梢感受器对每个载波声音的反应。
ASSR临床多采用调制频率为70-110Hz的AM音测试音频(250- 4000Hz)阈值。因为AM纯音频率特异性好，频谱窄，不像短声和短 纯音发生频谱畸变，而且容易被助听器和人工耳蜗处理，没有时间的 中断，声音放大时信号畸变小。当调制频率为80-105Hz时，可同 时双耳给声，每侧多达4个载频，只要同侧的各载频之间相差一个倍 频程，目前国际标准采用0.5、1、2、4KHz，强度在75dB SPL以下 不会影响反应振幅。
然而传统的ASSR测听技术存在一系列缺点：
1.目前临床听力测试只对载频为0.5、1、2、4KHz等四种频率 附近的声音的听觉反应进行测试，而人耳的听觉模型是类似于由一组 25个带通滤波器构成，只采用四种频率声音，无法针对听障人士听 觉系统中有损伤的频段进行全面的分析或者重点检查。而且，人实际 的听觉频响曲线是一条平滑曲线，由4个频点连接而成的曲线无法完 全反映真实听觉频响特性。
2.在采用多频调制声音同时刺激时，由于现有采用的频谱分析 技术落后，频谱分辨率低，同侧各载频之间须要相差一个倍频程，在 80-105Hz的频段范围内，最多只能分配8个频点作为调制频率(每 侧4个)，制约了同时能检查的频率数目，检查效率低，检查耗时长。 例如测试婴儿双耳8种频率的听力阈值约需要58分钟。另外，声音 长时间对人耳的刺激容易造成耳朵与大脑疲劳，抑制听觉诱发反应的 产生，影响检查结果的准确性。
3.听觉诱发电位在脑电波信号中属于弱信号，单纯采用加权平 均的方法难以在低信噪比环境对弱信号的反应幅度进行精确估计。因 而只能判断检查对象的听阈，不能对各级响度的等响曲线进行检查。
发明内容
有鉴于此，本发明的目的是提供基于过采样多频多幅联合估计听 觉诱发电位的测听装置，实现快速检测各个响度级的高精度个性化听 觉频响曲线。本发明能够诱发出具有良好频率特异性的听觉诱发电 位，能够快速精确拟合出听觉系统各个响度级平滑的客观听觉频响曲 线，为听障人士配置个性化的助听器提供更具体全面的参数。本发明 的目的通过以下技术方案实现。
基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置，包括设 备控制模块、调制声音发生装置、数据采集装置和数据处理分析模块， 其中，调制声音信号发生装置、数据采集装置和数据处理分析模块分 别与设备控制模块相连接；
所述设备控制模块包括中央控制单元、数据存储器、操作设备以 及显示面板，其中，数据存储器、操作设备和显示面板分别与中央控 制单元相连接，中央控制单元用于控制调制声音发生装置、数据采集 装置和数据处理分析模块的工作，以及各模块之间的数据传输；数据 存储器用于存储采集到的以及处理后的数据；操作设备用于给使用者 提供操作平台；显示面板用于显示操作参数、工作流程以及测试结果；
所述的调制声音发生装置用于输出多频复合的调制声音；
所述的数据采集装置用于采集诱发电位信号，并对其预处理和采 样；
所述的数据处理分析模块用于分析和提取诱发电位信号，数据处 理分析模块向设备控制模块的数据存储器读取采样所得的数据，对样 本数据进行分析处理，提取出听觉诱发电位的信息，拟合出检查对象 的各响度级听觉频响曲线，把处理结果送回设备控制模块。
上述的基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置， 所述的调制声音发生装置能最多同时输出22路的调制声音。
上述的基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置， 所述调制声音发生装置包括调制信号发生器、D/A转换器、音频功率 放大器以及双声道耳机，其中，调制信号发生器、D/A转换器、音频 功率放大器以及双声道耳机依次连接；调制信号发生器内部产生的多 个正弦纯音信号，经过调制合成多个调制信号组成的复合信号输出， 即能够产生调制频率为80-125Hz、载波频率为250Hz-13500Hz的调 制数字信号；由设备控制装置控制输出后，经过D/A转换器转换成连 续的模拟信号，经过音频功率放大器放大，由双声道耳机输出到检查 对象的双耳。
上述的基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置， 所述的数据采集装置包括安置在人头皮表面的诱发电位采集电极、生 理信号放大器、带通滤波器以及A/D转换器，其中，诱发电位采集电 极、生理信号放大器、带通滤波器和A/D转换器依次连接；诱发电位 采集电极采集到连续的诱发电位信号后，由生理信号放大器将其功率 放大，用带通滤波器将部分噪声过滤，最后用A/D转换器对该模拟信 号进行过采样，转换成数字信号输入到设备控制模块的数据存储器。
上述的基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置， 所述的调制声音发生装置同时输出22路的调制声音，利用22个不同 调制频率和载波频率的AM调制声音同时刺激人耳，同时诱发出多个 ASSR；所述数据处理分析模块采用多频多幅联合估计的频谱估计算 法，估算出听觉诱发电位中调制信号的幅度，从而估算出每个调制信 号对应的载波信号的反应，根据各组幅度响应拟合出各级听觉频响曲 线。
上述基于过采样多频多幅联合估计听觉诱发电位的测听装置的 测听流程包括以下步骤：
步骤1：设置检查环境和检查参数。检查需要在标准听力测听室 中进行，房间环境需要达到GBT16403的要求。用户为听力检查对象 带上耳机，将记录电极置于额头，眉心接地，双耳垂分别为参考电极。 在设备上选择检查参数，用户可以选择单耳测试或者双耳同时测试模 式。刺激声音为AM正弦调幅声，设置测试频率的数量M，选择载波 频率为fc1、fc2、fc3、…fcM，对应的调制频率为fm1、fm2、fm3、…fmM。 选择测试听阈曲线到痛域曲线之间各级听觉等响曲线的数目，设置测 试刺激声音的初始强度、测试刺激声强度增加的步长。
步骤2：用调制声音刺激检测对象的双耳，提取听觉诱发电位信 号。信号发生装置以初始设定的最小强度发出持续的多频调制信号， 通过耳机发出多频调制声音刺激检查对象耳膜。诱发电位记录电极采 集检查对象的听觉诱发电位，将其进行信号放大和滤波，对预处理后 的模拟信号按照fs的采样频率(采样周期为TS)进行过采样，当采 样点数目达到L*N时停止采样。其中，L、N为正整数，且需要满足 N*TS的时间必须为复合调制刺激声音的各个调制信号周期的最小公 倍数。
步骤3：将时域表示的诱发电位信号转换成用频域表示，在调制 频率的频谱区间找出M个谱峰。对把采样所得的听觉诱发电位数字信 号划分为L个长度为N的区间段。将这L段区间中对应的每个采样点 的值进行加权平均，计算出y(n)，0＜n＜N-1。把y(n)用频域表示为 Y(ωk)。在频谱上，分别以混合调制刺激声音的M个调制频率为中心， 划分M个子区间段，在每个子区间中的谱峰为k0，谱峰频率为ω*， 幅度为Y(ω0)。
步骤4：估算听觉系统对每种频率的调制声音的响应幅度和频率。 利用多频多幅联合估计算法估算出每个调制信号的响应幅度 A ^ 3 , · · · A ^ M , ]]>以及调制频率 ω ^ 1 , ω ^ 2 , ω ^ 3 , · · · ω ^ M . ]]>其中，幅度估算 公式为：
A ^ = ( Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 | Y ( ω k ) | 2 si n 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 ( sin 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) ) 2 ) 1 3 ]]>
调制频率估算公式为
ω ^ = | Y 1 | 2 - | Y - 1 | 2 u ( | Y 1 | 2 + | Y - 1 | 2 ) + v | Y 0 | 2 + k 0 ω s ]]>
把估算得的频率与调制频率ω1、ω2、ω3、…ωM相比较，分别计算 出误差若大于可接受误差σM，则认为该频点上的测试声音 并未被检查对象所感知，或者受噪声影响较大而不予采用。人听阈响 度的声响诱发出的听觉诱发反应，其频谱上幅度响应的经验值至少为 Amin0。若某个小于Amin0，则认为该频点的调制刺激声未被检查对象 所感知。
步骤5：拟合听阈响度上的听觉频响曲线。在没有产生稳态听觉 诱发反应的频点上，将其调制声音的强度提高一个单位步长，而对于 能诱发出稳态听觉诱发反应的频点，其调制声音强度保持不变。重复 步骤2到步骤4，当在M个频点上都刚好能诱发出频响幅度为Amin0的 稳态听觉诱发电位时停止。记录各个调制频率ωM所对应的声级强度， 即各个fcM所对应的声级强度。利用最小二乘法把M个数据拟合出一 条平滑曲线，该曲线就是检查对象的听阈频响曲线。
步骤6：同时提高每个频点的声级强度，把参考稳态听觉诱发电 位的频响幅度依次提高至AminⅠ、AminⅡ、AminⅢ…，参照步骤2到步骤5 的方法，即可依次拟合出从听阈到痛阈之间响度级为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ…的 听觉频响曲线。
与现有技术相比，本发明具有以下优点和技术效果：
1.在一般的诱发电位测听过程中，只能用特定频率的声音刺 激听觉系统，无法对检查对象在各频段的听力状况进行全面分析。在 本发明中，诱发电位信号频率和幅度的估计只跟谱峰与其左右共三根 谱线，以及采样点数有关。当采样点数越多，结果就越能接近CR边 界。因此在对信号进行过采样的基础上，具有非常高的频谱分辨率， 能够在低信噪比的环境下进行频谱估计。在窄频段内可以分配多个不 受相邻频率所干扰的频点作为调制频率。当多频调制声音同时刺激人 耳时，载频之间的距离可以缩短，不须要相隔至少一个倍频程。因此， 本发明能够实现最多同时对听力系统的22种频率的声音频响进行检 测，检测时间也大幅缩短，实现快速检测。
2.对于不同的患者，可以根据其实际情况选取不同的测试模 式，调整测试参数。对听力上有问题的频段可以增加测试的频点重点 检查。对正常的频段可以降低检测频点的密集度。在保证检查数据的 准确度的前提下，节省检查时间。
3.传统听觉频响的测试，测试频点少，所描画的听觉曲线只 把四个表示检查结果的点用直线连接起来。而人的听觉频响曲线是平 滑的连续曲线。由于本发明的可测试频点最多可达22个，因此可以 拟合出更平滑的听觉频响曲线，更接近人实际的听力状况。
4.传统客观测听只能通过用大量数据进行加权平均，以此来 判定是否产生诱发反应来获得患者的听阈。本发明能够精确估计出诱 发电位的幅度与频率，测试结果比原来的方法更准确。能够检测出患 者从听阈到痛域之间的听觉等响曲线。检测结果对检查对象的听力评 估更全面，为听障人士配置舒适的个性助听器提供更多的参考数据。
附图说明
图1是本发明装置的结构示意图；
图2是多频稳态听觉诱发反应在频谱上的示意图；
图3是本发明实施例中数据采集和分析处理的流程图。
具体实施方式
下面结合实施例及附图对本发明作进一步详细的描述，但本发明 的实施方式不限于此。
如图1所示，所述装置包括了设备控制模块1、调制声音信号发 生装置2、数据采集装置3和数据处理分析模块4。
所述装置的设备控制模块1包括了中央控制单元11、数据存储 器12、操作设备13以及显示面板14。其中，中央控制单元11采用 ARM作为内核，用于控制调制声音信号发生源2、数据采集装置3和 数据处理分析模4块等外围设备的工作，以及各部分模块之间的数据 传输。数据存储器12用于存储检测数据，可供中央控制单元11和数 据处理分析模块4进行读写数据。操作设备13于给使用者提供操作 平台，显示面板14用于显示操作参数、工作流程以及检查结果。
所述的调制声音发生装置2用于输出多频混合的调制声音，能最 多同时输出22路的调制声音。其包括了调制信号发生器21、D/A转 换器22、音频功率放大器23以及双声道耳机24。调制信号发生器 21内部产生的多个正弦纯音信号，经过调制合成多个复合调制信号。 能够产生调制频率在80-125Hz之间、载波频率在250Hz-13500Hz之 间的调制数字信号。由设备控制装置控制输出后，经过D/A转换器 22转换成连续的模拟信号，经过音频功率放大器23放大，由双声道 耳机24输出到检查对象的双耳。
所述的数据采集装置3用于采集诱发电位信号，并对其预处理和 采样。其包括了安置在人头皮表面的诱发电位采集电极31、生理信 号放大装置32、10Hz-300Hz的带通滤波器33以及A/D转换器34。 诱发电位采集电极31采集到连续的诱发电位信号后，由生理信号放 大器32将其功率放大，用带通滤波器33将部分噪声过滤，最后用 A/D转换器34以频率为fs的采样率对该模拟信号进行过采样，所得 的数字信号通过USB接口输入到设备控制模块1中的数据存储器12， 以备数据处理分析模块4进行读取。
所述的数据处理分析模块4用于分析和提取诱发电位信号，采用 数字信号处理器(DSP)来实现其功能。DSP向数据存储器12读取采 集数据，利用本发明多频多幅联合估计的算法，将听觉诱发电位的信 号提取出，然后加以分析，拟合出检查对象的听觉频响曲线，把结果 送到设备控制模块。
如图3所示，是本发明数据采集和分析处理的流程图，具体包括 了以下步骤：
步骤1：设置检测条件和检测要求。检测需要在标准听力测听室 中进行，房间环境需要达到GBT16403的要求。用户为参加听力检查 的对象平躺在床上，带上通用的气压式双声道耳机24，将诱发电位 采集电极31置于额头，眉心接地，双耳垂分别为参考电极。在操作 设备13上面选择检测参数，用户可以选择单耳测试或者双耳同时测 试模式。选择刺激声音为AM正弦调幅声，设置测试频率的数目，选 择载波频率对与对应的调制频率。
测试频率的数目、载波频率对和调制频率的选择是根据人耳存在 的听觉掩蔽效应来决定。当两个响度不等的声音作用于人耳时，响度 较高的频率成分的存在会影响到响度较低的频率成分的感受，使其变 得不易察觉，即由于一个声音的存在，使另一个声音的听阈上升。因 为人的听觉系统就像是一个频率的分析器，范围大致是从20Hz到 20kHz左右，所以可以将这个听觉系统划分为24个临界频带。若一 个纯音可以被以它为中心频率，并且具有一定频带宽度的连续噪声所 掩蔽，如果在这一频带内噪声功率等于该纯音的功率，这是该纯音处 于刚能被听到的临界状态，即称这一带宽为临界带宽，这一个带为该 中心频率的临界带。
现实生活中，对人有信息量的声音只集中在一部分，因此，本发 明在检查人听力的时候，只集中针对中心频率为250Hz到13.5kHz的 22个临界频带进行检测。当把多频调制声音对人耳进行刺激的时候， 为了防止各载波声音之间相互掩蔽，各载波频率取值为临界频带的中 心频率。而调制频率则选取在80-125Hz的频段范围，在此范围选取 22个频率点。
本发明中，多频调制刺激声音所选取的调制频率和载波频率，如 表1所示。
表1
参照表1，设置测试频率的数目M为22，选择载波频率对与对应 的调制频率。选择测试听阈曲线到痛域曲线之间各级听觉等响曲线的 数目，设置测试刺激声音的初始强度、测试刺激声强度增加的步长。 把各项测试参数设置完毕，待检查对象平躺十分钟后即可进行测试。
步骤2：用调制声音刺激检测对象的耳朵，提取听觉诱发电位信 号。中央控制单元11向调制信号发生装置2发出指令，调制信号发 生器21以初始设定的最小强度发出持续的多频调制信号，经过D/A 转换器22进行数模转换，音频功率放大器23进行功率放大之后，通 过双声道耳机24发出多频调制声音刺激被测试患者耳膜。此时诱发 电位记录电极31采集到患者稳态的听觉诱发电位。将采集到的听觉 诱发电位信号通过生理信号放大器32进行信号放大，通过带通滤波 器33把10Hz-300Hz范围以外的噪声过滤，对处理得的模拟信号用 A/D转换器34按照fs为1MHz的采样频率(采样周期TS为1μs)进 行过采样，直到采样点数目达到10N为止。其中，N为正整数，且需 要满足N*TS的时间必须为复合调制刺激声音的各个调制信号周期的 最小公倍数。把过采样所得的数据传送到数据存储器12，以备数据 处理分析模块4向其读取数据进行分析处理。
步骤3：将时域的诱发电位信号转换成用频域表示，在调制频率 的频谱区间找出22个谱峰。数据处理分析模块4向数据存储器12读 取采样所得的听觉诱发电位数据，将其分为10个长度为N的区间段， 表示为y1(n)、y2(n)，y3(n)、…y10(n)，0＜n＜N-1。将这10段区间中 对应的每个采样点的值进行加权平均，计算出y(n)。把y(n)进行快速 傅里叶变换(FFT)，得到Y(ωk)，表达式为 Y ( ω k ) = Σ n = 0 2 N - 1 y ( n ) e - j ω k n , ]]>ωk＝kωs。在频谱上，分别以复合调制刺激声音的22个调制频率为 中心，划分22个子区间段，在每个子区间中选择选择响应幅度最大 的谱线kM0(若出现幅度相同的两根谱线，以频率更接近中心频率的 为最佳选择)，作为信号幅度和频率估计的谱峰，该子区间段的谱峰 频率为ωM*，其幅度为Y(ωM0)。
步骤4：利用多频多幅联合频谱估计算法估算检查对象的听觉系 统对每种频率的调制声音的响应幅度与频率。多频多幅联合频谱估计 算法的推导过程如下：
首先对原始信号y(n)以采样率为的ωs＝π/N速率进行采样，然后 进行FFT变换，得到Y(ωk)，其表达式如公式(1)所示：
Y ( ω k ) = Σ n = 0 2 N - 1 y ( n ) e - j ω k n , ω k = k ω s - - - ( 1 ) ]]>
假设谱峰位于第k0条谱线，可以把估计频率写作公式(2)
ω＝ω*+ωα (2)
其中ω*＝arg max{|Y(ωk)|2}＝k0ωs，k＝0，…，2N-1，表示谱峰处的频率， 而ωα是残留频率，由上式可知，谱峰频率是已知的，只要计算出残 留频率，就可以估算出信号的实际频率。
考虑没有噪声时信号的能量谱P(ωk，ω)如公式(3)所示：
P ( ω k , ω ) = A 2 sin 2 ( ( ω k - ω ) N / 2 ) sin 2 ( ( βω k - ω ) / 2 ) - - - ( 3 ) ]]>
对P(ωk)进行泰勒展开得公式(4)
P ( ω k ) = a sin 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) + ]]>
b ( sin ( ω k - ω * ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) 2 sin 4 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) - N sin ( ( ω k - ω * ) N ) 2 sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) ) - - - ( 4 ) ]]>
其中，a＝A2，b＝A2ωα，用样本所得的能量去逼近泰勒展开得能量 谱表达式，根据最小二乘法求解得，如公式(5)(6)所示：
a = Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 | Y ( ω k ) | 2 P ( ω k , ω * ) Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 P 2 ( ω k , ω * ) - - - ( 5 ) ]]>
ω α = | Y 1 | 2 - | Y - 1 | 2 u ( | Y 1 | 2 + | Y - 1 | 2 ) + v | Y 0 | 2 - - - ( 6 ) ]]>
其中u和v为整理后的加权系数，
u = 64 N π 5 + 32 π - - - ( 7 ) ]]>
v = u π 2 4 - - - ( 8 ) ]]>
用代入(3)式代入(5)式得公式(9)：
A = ( Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 | Y ( ω k ) | 2 si n 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) Σ k = k 0 - 1 k 0 + 1 ( sin 2 ( ( ω k - ω * ) N / 2 ) sin 2 ( ( ω k - ω * ) / 2 ) ) 2 ) 1 3 - - - ( 9 ) ]]>
A为原始信号的幅度。通过用(6)式代入(2)式，就可以估计 出原始信号频率ω，如公式(10)所示。
ω = | Y 1 | 2 - | Y - 1 | 2 u ( | Y 1 | 2 + | Y - 1 | 2 ) + v | Y 0 | 2 + k 0 ω s - - - ( 10 ) ]]>
利用幅度估算公式(9)和频率估算公式(10)估算出每个调制 信号的响应幅度 A ^ 1 , A ^ 2 , A ^ 3 , · · · A ^ M , ]]>以及频率 ω ^ 1 , ω ^ 2 , ω ^ 3 , · · · ω ^ M . ]]>把估算得的频率与调制信号频率ω1、ω2、ω3、…ωM相比较，分别 计算出若大于可接受误差σM，则认为该频 点上的测试声音未被检查对象所感知，或者此结果受噪声影响较大而 不予采用。根据大量统计所得，由人听阈响度的声响诱发出的听觉诱 发反应，其频谱上幅度响应的经验值至少为Amin0。若某个小于Amin0， 则认为该频点的调制刺激声响度未有被患者所感知。多频稳态听觉诱 发反应在频谱上的示意图，如图2所示。
步骤5：拟合听阈响度上的听觉频响曲线。在没有产生稳态听觉 诱发反应的频点上，将其相应的调制声音的强度提高一个单位步长， 而对于能诱发出稳态听觉诱发反应的频点，其调制声音的强度保持不 变。重复步骤2到步骤5，当在22个频点上都刚好能诱发出频响幅 度为Amin0的稳态听觉诱发电位时停止。记录下各个ωM所对应的声级 强度，即可得出各个fcM所对应的声级强度。以载波频率fcM为横坐标， 以声级强度为纵坐标，把所检测出的22个结果在坐标轴上用点表示 出，利用最小二乘法把22个点拟合成一条平滑曲线，该曲线就是患 者的听阈频响曲线。把处理结果送回数据存储器12。
步骤6：同时提高每个频点的声级强度，把参考稳态听觉诱发电 位的频响幅度依次提高至AminⅠ、AminⅡ、AminⅢ…，参照步骤2到步骤5 的方法，即可依次拟合出从听阈到痛阈之间响度级为Ⅰ、Ⅱ、Ⅲ…的 听觉频响曲线。中央控制单元11将数据存储器12中所存储的检测结 果由显示面板14显示出来，用户即可得知检查对象的听力状况。
上述实施例为本发明较佳的实施方式，但本发明的实施方式并不 受上述实施例的限制，其它的任何未背离本发明的精神实质与原理下 所作的改变、修饰、替代、组合、简化，均应为等效的置换方式，都 包含在本发明的保护范围之内。