基于短聲和掃頻音的聽覺腦干誘發電位比較研究

姜言冰 薛金偉 汪 鑫 孫淑睿 王 程 陳世雄 李光林

1(中國科學院深圳先進技術研究院人機智能協同系統重點實驗室 深圳 518055)

2(中國科學院大學深圳先進技術學院 深圳 518055)

3(重慶理工大學藥學與生物工程學院 重慶 400054)

1 引 言

聽覺腦干誘發電位(Auditory Brainstem Response，ABR)是一種客觀檢測聽力損失的常用方法[1]。通過給人耳一個聲音刺激，誘發聽覺中樞產生一系列的電活動，疊加在頭皮上的電位即為 ABR，可以通過放置在頭皮上的電極進行記錄[2-4]。ABR 信號主要有 5～7 個明顯的峰，按其形態可命名為 Jewett 波 Ⅰ～Ⅶ[5]。一般而言，可以根據 Jewett 波的前 5 個峰 Ⅰ～Ⅴ 的波形形態來診斷聽覺通路的健康狀況[6-7]。

目前，臨床上誘發 ABR 的常用刺激聲有短聲、短音和短純音[8-9]。其中，短聲 ABR 被認為是標準方法，在臨床中應用最廣泛[10-11]。短聲刺激是一種寬頻信號，可以分解成不同的頻率成分，其能量主要集中在 2～4 kHz 的頻率范圍內[12-13]。當短聲傳播到內耳時，耳蝸基底膜受到刺激，耳蝸從蝸尖到蝸底不同部位的毛細胞對各頻率成分的刺激敏感程度不同。其中，耳蝸底部對高頻成分敏感，越往里敏感的成分越低，直至耳蝸尖對低頻成分敏感[14-15]。所以，耳蝸行波從耳蝸底部移動到耳蝸頂端需要一段時間，也就是說蝸底比蝸尖先興奮。因此，連接耳蝸聽覺神經纖維的不同神經單位不會同時興奮，導致誘發出來的神經活動相位也不會同步，最終在頭皮表面疊加時會存在局部抵消和衰減[16]的現象。短音和短純音具有頻率特異性，只能檢測耳蝸特定頻率的聽力狀況。如果需要檢測整個耳蝸所有的頻率范圍，那么只能盡量采用多個頻率點的短音或短純音，但這樣檢測時間也會相應地延長[17]。

綜上可知，刺激聲中的高頻成分刺激耳蝸底部興奮，低頻成分刺激耳蝸尖端興奮，而高頻成分的行波距離比低頻成分近，移動速度又比低頻成分快[18]。因此，理論上，如果高頻成分的出現相對于低頻成分被延遲，那么有可能使得耳蝸不同位置的神經單元在同時被激活，避免不同聽覺神經纖維上神經活動的不同步，從而可以得到最大幅值的 ABR 波形[16,19]?；谏鲜黾僭O，本研究設計了一種掃頻音刺激，根據耳蝸基底膜的延遲特性重新調整不同頻率成分的出現時間。這將有助于實現整個耳蝸基底膜的同步興奮，從而使疊加在頭皮表面的 ABR 達到最大幅值。

本研究在 de Boer 提出的(線性)基底膜模型[20]的基礎上，構建設計了一種掃頻音用于誘發ABR 信號。為測試所設計的掃頻音在誘發 ABR信號方面的效果，在不同聲音強度和不同刺激速率對掃頻 ABR 與傳統的短聲 ABR 波形質量進行比較。此外，本文還比較了不同疊加次數下掃頻ABR 和短聲 ABR 的波形質量。

2 方 法

2.1 受試者

本研究招募了 5 名年齡在 22～28 歲的受試者(2 名男性、3 名女性)。在測試之前，對所有受試者進行了標準聽力圖測試，且所有受試者在250～8 000 Hz 頻率范圍的聽力圖閾值都為 20 dB或更低。整個實驗過程符合中國科學院深圳先進技術研究院人體實驗倫理道德規范(審批文件編號為 SIAT-IRB-180415-H0252)。

2.2 刺激聲

本實驗采用兩種刺激聲：短聲和掃頻音。其中，短聲采用標準的脈寬為 100 μs 的方波脈沖，時域波形如圖 1(a)所示。本研究設計的掃頻音頻率范圍為 200～10 000 Hz、脈寬為 10 ms 的線性調頻信號，時域波形如圖 1(b)所示。為消除刺激聲偽跡，實驗設置刺激聲極性交替播放[21]。

2.3 實驗過程

2.3.1 實驗設備

本實驗使用的采集設備是 Neuroscan Synamp2，收集數據時受試者在電磁屏蔽室中，而實驗者在屏蔽房外操作。在實驗過程中，受試者坐在屏蔽室的軟椅上(如圖 2 所示)，正電極貼在前額發際線下正中間、負電極貼在右耳垂上、右耳給聲音刺激、左耳垂貼電極接地(這 3 個電極均為普通圓盤電極)。其中，刺激聲由筆記本電腦控制的自制電路板產生，通過插入式耳機ER-2 播放提供給右耳，左耳不加掩蔽噪聲。

2.3.2 實驗操作

圖1 短聲刺激和掃頻音刺激的時域波形Fig.1 The temporal waveforms of the click and the swept-tone stimuli

圖2 實驗過程示意圖Fig.2 Schematic diagram of the experimental process

在貼電極之前，實驗操作人員通過使用酒精棉清潔皮膚，使電極與皮膚之間的阻抗保持在5 kΩ 以下。實驗中，所有受試者均選擇右耳提供刺激，且要求受試者保持安靜、同時盡可能地保持不動。為減少工頻干擾的影響，實驗開始時把屏蔽房內的照明燈關掉，并直至實驗結束。實驗開始，首先選擇刺激聲強 80 dB nHL(normal Hearing Level)、刺激速率 20/s，分別采集短聲ABR 和掃頻音 ABR。然后，將刺激強度降到60 dB nHL，其他參數保持不變，繼續采集兩種刺激聲的 ABR 信號。最后，將刺激速率改為50/s，刺激強度仍為 80 dB nHL，再次采集 ABR信號。每次采集開始直至刺激聲播放至少 3 000次后中止，為一次實驗測試；每個刺激條件的測試重復兩次，以檢測 ABR 波形的重復性。

采集設備 Neuroscan Synamp2的采樣率設為 20 kHz，濾波器選擇 100～3 000 Hz 的帶通濾波。數據采集完成后，使用 EEGLAB 處理原始數據(.CNT 文件)[22]。首先，采用 100～1 500 Hz的帶通濾波器再次濾波。然后，將數據以刺激聲打標點為準分割成較短的時間序列，每段 20 ms(以每次刺激開始前 5 ms 開始，到每次刺激開始后 15 ms 結束)。其中，利用每段的前 5 ms 數據進行基線校正，并對各小段進行去除偽跡，即在基線校正后的所有小段中，若有小段中包含大于30 μV 或小于－30 μV 的電位，則刪除這樣的小段。最后，使用 MATLAB 對 EEGLAB 處理后的數據進行疊加取平均處理并繪制 ABR 波形。

3 結 果

為驗證掃頻音誘發的 ABR 的優勢，本研究比較了 3 種不同條件下掃頻 ABR 和短聲 ABR 的波形，并主要針對 ABR 的波形形態展開分析。需要說明的是，以下示例結果均來自同一受試者。

3.1 短聲 ABR 與掃頻音 ABR 在不同刺激強度下的波形比較

圖3 所示為掃頻 ABR 與短聲 ABR 在80 dB nHL 和 60 dB nHL 聲強下的波形比較。該波形在 20/s 的刺激速率、3 000 次響應疊加獲得。圖 3(a, c)為短聲 ABR 波形圖：在 80 dB nHL時，其 Ⅲ 和 Ⅴ 波明顯，但 Ⅰ 波幅值較小，不明顯；在 60 dB nHL 時，波形與 80 dB nHL 時相似。而從圖 3(b, d)可知，掃頻 ABR 的 Ⅰ、Ⅲ 和Ⅴ 波在 80 和 60 dB nHL 下都是較為清晰的。這表明掃頻 ABR 波形形態優于短聲 ABR。

圖3 短聲 ABR 和掃頻音 ABR 在不同刺激強度下的波形對比Fig.3 The waveforms of click ABR (a, c) and swept-tone ABR (b, d) obtained at 80 and 60 dB nHL

3.2 短聲 ABR 與掃頻音 ABR 在不同刺激速率下的波形比較

圖4 為短聲 ABR 和掃頻 ABR 在刺激速率為 20/s 和 50/s 時的波形，此時采用的聲強都為80 dB nHL、疊加次數為 3 000 次。從圖 4 可以看出，當刺激速率為 20/s 時，短聲 ABR 和掃頻ABR 的 Ⅰ、Ⅲ 和 Ⅴ 波都比較明顯，但此時掃頻 ABR 具有更好的波形形態。當刺激速率為 50/s時，結果與刺激速率為 20/s 時的相似。這可以看出現，與短聲 ABR 相比，掃頻 ABR 有更好的分化。

3.3 短聲 ABR 與掃頻音 ABR 在不同疊加次數下的波形比較

通常情況下，由于 ABR 的振幅很弱，若要獲得 ABR 信號需要數千次響應疊加平均。圖 5是在刺激強度為 80 dB nHL、刺激速率為 20/s 的條件下獲得的 ABR 波形。其中，圖 5(a, b)中的 ABR 波形為經過 1 500 次響應疊加后獲得；圖 5(c, d)中的 ABR 波形為在同一次信號采集中經 3 000 次響應疊加后獲得。從圖 5 可以看出，1 500 次響應疊加出來的短聲 ABR 波形質量較差，但此時掃頻 ABR 已具有較明顯的 Ⅰ、Ⅲ 和Ⅴ 波。3 000 次響應疊加后，二者的波形質量均比 1 500 次疊加出來的要好，雖然短聲 ABR 波形質量已有所提升，但仍較掃頻 ABR 的差?？傊?，無論是 1 500 次還是 3 000 次響應疊加后，掃頻ABR 的波形形態都明顯優于短聲 ABR。這意味著使用掃頻音作為刺激聲可以更快地誘發 ABR。

4 討 論

圖4 短聲 ABR 和掃頻音 ABR 在不同刺激速率下的波形Fig.4 The waveforms of click ABR (a, c) and swept-tone ABR (b, d) obtained at the rates of 20/s and 50/s

圖5 短聲 ABR 和掃頻音 ABR 在不同疊加次數下的波形Fig.5 The waveforms of click ABR (a, c) and sweep-tone ABR (b, d) obtained after 1 500 and 3 000 sweeps

目前，臨床上廣泛采用的短聲 ABR 被認為是標準方法，但因短聲能量主要集中在高頻段，故短聲 ABR 主要用于評估高頻段的聽力損失。針對短聲 ABR 不能使整個耳蝸基底膜同步興奮的缺點，本研究根據 de Boer 提出的人體耳蝸基底膜行波延遲模型[20]，調整掃頻音中不同頻率成分的出現時間，設計了一種掃頻音刺激用于誘發ABR 信號。實驗結果表明，在不同的測試水平(80 和 60 dB nHL)下，掃頻 ABR 的波形形態均優于傳統的短聲 ABR。同時，即使改變刺激速率(20/s 和 50/s)，該結論仍然成立。ABR 信號的波形在形態雖然是一個主觀參數，但臨床醫生通常都是觀察 ABR 波形的外觀，即根據各峰是否存在及幅值大小來判斷該 ABR 信號的質量[23]。掃頻音誘發的 ABR 具有更好的波形形態，有助于臨床醫生對患者的聽力損失情況作出更準確的診斷。此外，從圖 3 和圖 4 可以看出，掃頻 ABR的 Ⅰ、Ⅲ 和 Ⅴ 波與短聲 ABR 的 Ⅰ、Ⅲ 和 Ⅴ 波形態上具有明顯差異。對該現象的一種可能解釋是，所設計的掃頻音可以同時刺激整個耳蝸基底膜興奮，可以使所有聽覺神經纖維同時興奮，從而避免疊加在頭皮表面時產生不同相而發生局部抵消。本研究的掃頻音是從頻域的角度構建，可以精確調整每個頻率成分的相對幅度，從而簡化刺激聲強度的校準過程。Dau 等[19]曾根據 de Boer提供的耳蝸模型設計出了一種 chirp 刺激聲，但他們是從時域的角度進行構建 chirp，且他們的短誘發 ABR 與 chirp 誘發 ABR 的對比效果有限。

本研究的另一個發現是，與短聲 ABR 相比，利用所設計的掃頻音刺激誘發 ABR 可以比較節省檢測時間，目前尚沒有研究對此做出具體的分析。如圖 5 所示，掃頻音刺激誘發的 ABR在經過 1 500 次響應疊加后已經有了較好的波形。然而，在相同的實驗條件下，1 500 次響應疊加出來的短聲 ABR 波形質量較差。這表明掃頻音誘發的 ABR 可以出現得更快，從而可以縮短每一次檢測的時間。對此問題的解釋是，使用短聲刺激時不同頻率成分在耳蝸基底膜的到達時間是不同步的。因此，這會導致耳蝸基底膜不同部位的興奮也不同步，從而使得產生的 ABR 相位不同，最終在頭皮表面疊加形成的時候存在局部抵消，從而減弱 ABR 信號的幅值。此時需要整個耳蝸神經單元的同時激活才會導致較大的ABR 波。本文提出的掃頻音方法可以通過將高頻分量相對于低頻分量延遲出現，從而使所有頻率成分同時到達耳蝸基底膜來解決時間同步性的不足，最終使掃頻誘發 ABR 的出現速度快于短聲誘發 ABR。

5 小 結

本文設計了一種掃頻音用于誘發 ABR 信號，并與傳統的短聲 ABR 在不同的條件下進行比較，從而驗證該掃頻 ABR 的有效性。在本研究所有刺激條件下觀察到，所設計的掃頻 ABR比短聲 ABR 具有更好的波形形態。其中，良好的 ABR 波形形態有助于臨床醫生對聽覺通路病變的診斷。在下一步的研究中，將通過招募更多的受試者并考慮設置更多的聲音強度、刺激速率和響應疊加次數，進一步研究所設計的掃頻 ABR方法的性能。