24例雙模式患者聲源定位能力研究初步探索

龍越 王偉 劉嬌 龔樹生

首都醫科大學附屬北京友誼醫院耳鼻咽喉頭頸外科（北京 100050）

首都醫科大學耳聾疾病臨床診治與研究中心（北京 100050）

單側人工耳蝸植入（Cochlear Implant,CI）患者對側耳使用助聽器（Hearing Aid,HA）的雙模式助聽方式已經成為一種常見的聽力干預手段[1]。雙模式患者可以通過這種方式實現雙耳聆聽，將來自雙耳的聲音信息分別傳遞至中樞聽覺系統進行進一步分析計算[2]。研究顯示雙模式助聽方式為CI 電刺激增添對側的低頻聲音信息（通過HA）可以顯著提高噪聲環境下的言語理解能力[3,4]，提高生活質量[5]。然而在聲源定位方面，不同學者研究結果不盡相同，從顯著改善[6-10]到部分改善[11,12]以及沒有改善[13,14]均有報道。這種差異性結果可能與聲源定位測試設備差異，雙模式患者聽力損失的年齡、病因、病程、助聽時長不同，以及CI和HA 設備調試及匹配程度存在差異等有關。本研究擬對24 名雙模式助聽患者進行水平方位聲源識別任務測試，探索患者在常規使用的設備設置條件下是否能在聲源定位方面獲益于雙模式助聽。

1 資料與方法

1.1 研究對象

研究一共納入24 名雙模式受試者，詳細信息見表1。所有受試者均為來本院進行人工耳蝸調試時入組。受試者HA 均在其他機構驗配，聲源定位測試采用受試者HA 常用程序以及CI 調試前日常使用程序。

表1 24名受試者信息Table 1 The information of 24 subjects

1.2 測試條件

聲源定位測試在符合GBT16403標準隔聲室中進行，背景噪聲＜30 dB（A）。測試陣列由位于受試者前方37 個揚聲器組成，每個揚聲器距離受試者1.2m，每兩個揚聲器間隔角度為5°，高度與受試者外耳道水平相一致。受試者右方揚聲器為0°編號為1，左方揚聲器為180°編號為37。測試過程中受試者坐于圓心，面前放置觸屏器，觸屏器上顯示各個揚聲器的位置及編號。刺激聲信號為0.25，0.5，1，2，4，8 kHz 囀音，強度為CI 助聽聽閾閾上30 dB SPL，播放時間為2s。測試時要求受試者在聲音播放結束前保持頭部朝前位置固定，聲音停止后可以轉頭尋找發聲揚聲器。每次應答完成后無反饋。

1.3 測試方法

1.3.1 預測試

首先對受試者在雙模式助聽條件下進行預測試，使受試者熟悉實驗流程。預測試發聲揚聲器為1、10、19、28、37 號。測試過程中，揚聲器共發出12次刺激聲，5 個揚聲器偽隨機播放，6 個頻率刺激聲也偽隨機產生。

1.3.2 正式測試

聲源定位能力測試包括兩個條件：（1）僅使用CI 為助聽裝置；（2）使用雙模式助聽。每個受試者測試條件順序隨機產生。每個測試條件中，揚聲器共發出37 次刺激聲，每個揚聲器發聲一次，6 個頻率、37 個揚聲器發聲順序偽隨機產生。采用均方根誤差(Root-Mean-quare Error,RMSE)評估受試者的聲源識別能力。

公式中n 為刺激聲總數，i為刺激次數，αRESP為應答角度，αSTIM為刺激角度。

1.4 統計方法

使用SPSS 25.0 建立數據庫并進行統計分析。采用配對樣本t檢驗比較受試者僅使用CI 和雙模式條件下聲源定位能力的差異，采用Mann-Witney test分析獲益于雙模式助聽與未獲益于雙模式助聽受試者助聽后雙耳聽閾差值的差異，采用Pearson相關分析年齡、耳聾時長、雙模式助聽時長與受試者聲源定位能力的相關性。P＜0.05 認為差異具有統計學意義。

2 結果

2.1 機會性得分與最差得分

使用Matlab 軟件基于公式（1）采用蒙特卡羅模擬計算受試者的機會性得分和最差得分[15]。計算機會性得分時，模擬1000名耳聾患者聲源識別任務的完全隨機應答反應（每個受試者完成37 次應答，使用Matlab 隨機數生成器）。計算最差得分時，模擬1000 名受試者始終應答相同編號揚聲器。獲得的機會性得分和最差得分分別為74.26°和100.37°。

2.2 單側CI 助聽與雙模式助聽受試者聲源定位能力比較

24 名受試者均完成了使用單側CI 與雙模式助聽條件下聲源定位測試。在單側CI 和雙模式助聽條件下受試者聲源定位得分分別為81.95±11.33°和78.98±8.12°，兩種助聽條件結果無顯著差異（t=1.232，P=0.230，圖2A）。

圖2 CI 與雙模式聲源定位能力比較n=24（A）；聲源定位能力是否獲益于雙模式助聽兩亞組耳間助聽聽閾差值比較（B）。上、下虛線分別代表最差得分和機會性得分。Better：雙模式助聽聲源定位能力優于CI；Worse：雙模式助聽聲源定位能力差于CI；ns：P≥0.05。Fig.2 Comparison of the ability of sound localization between CI and bimodal (A); The comparison of the interaural hearing threshold difference between the two subgroups divided according to the benefit of bimodal fitting of sound localization (B).The upper and lower dotted lines represent scores of the worst level and chance level,respectively.Better: The ability of sound localization of bimodal use is better than CI;Worse: The ability of sound localization of bimodal use is worse than CI;ns:P≥0.05.

2.3 影響雙模式受試者聲源定位能力因素

14 名受試者雙模式條件下聲源定位能力優于僅CI 助聽，10 名受試者雙模式條件下聲源定位能力差于僅CI 助聽。上述兩亞組雙耳助聽聽閾差值無顯著差異（Z=0.147,P=0.886,圖2B）。受試者年齡、耳聾時長、雙模式助聽時長與受試者聲源定位能力無顯著相關性（年齡：r=-0.102，P=0.636；耳聾時長：r=-0.312，P=0.137；雙模式助聽時長：r=0.360，P=0.867）。

3 討論

大多數受試者兩種助聽條件下聲源定位能力處于機會性得分與最差得分之間（15 名，62.5%）。增加使用HA 后，14 名受試者聲源定位能力提高，而10 名受試者反而下降，與前期研究報道的雙模式助聽不能很好的改善受試者聲源定位能力相一致[11-14,16]。然而這不同于前期假設：對側耳HA 為非植入耳提供低頻增益，補償一部分時間精細結構，與CI 一起提供雙耳聽覺線索，提高單側CI 受試者聲源定位能力。同時我們也并未發現雙耳聽閾差異、年齡、耳聾時長、雙模式助聽時長對聲源定位能力的影響。雙模式患者面臨著相較于上述四個因素更加影響其聲源定位能力的問題。

水平方位的聲源方向主要由雙耳時間差（Interaural Time Difference，ITD）和雙耳強度差（Interaural Level Difference，ILD）確定[17]，然而CI+HA 并不能幫助受試者獲得良好的ITD和ILD。

3.1 設備延遲

不同助聽設備聲音處理延遲不同，導致兩耳之間的時間不同步。CI側聲音首先通過言語處理器，再經過植入芯片解碼，最后直接通過電信號刺激聽神經[18]，Wess 等[19]研究報道Cochlear 和Advanced Bionics 耳蝸相較于正常人耳聲音處理延遲分別為10.5-12.5ms 和9-11ms，Zirn 等[20]研究顯示MED-EL耳蝸時間延遲接近于正常生理延遲（主要由基底膜行波產生的延遲）。HA 一側設備處理聲音信號產生一定的延遲[21]之后聲音穿過中耳和內耳刺激聽神經，其聲音延遲是設備處理延遲與頻率相關行波延遲之和。顯然大多數情況下，通過CI和HA 聽到的聲音延遲是不同的，差異可達數十毫秒，神經刺激首先發生在時間延遲較短一側。當聲音位于側方90°時，由頭顱遮掩產生的最大ITD 約為700μs[18]，雙模式助聽引起的雙耳延遲差異可達這一數值的13 倍（9ms）[15]。雖然10ms 數量級的時間差異可能不會影響言語識別[22]，但它很可能影響聲源定位。從技術上講，向處理速度較快設備添加延遲是可以實現的。Zirn 等[22]和Angermeier 等[1]通過增加CI 的延遲時間來平衡ITD，發現當CI 和HA 延遲時間差異減少時，雙模式受試者聲源定位會得到顯著改善。

3.2 可利用ILD有限

雙模式患者可利用的ILD也是有限的。雖然部分受試者（7 名）在非植入耳低頻存在殘余聽力，但絕大多數受試者（22名）在高頻均無可用殘余聽力，并且助聽器對高頻聲音的補償能力有限，因此CI與HA對受試者提供的高頻信息差異很大，限制了ILD利用，而高頻聲音定位主要依靠ILD[23]，同時CI 和HA有各自不同的自動增益控制系統[16]，進一步限制了ILD 利用。Francart 等[24]研究顯示可通過增加雙模式可利用的ILD 提高受試者聲源定位能力，Dieudonne 等[25]也報道了通過對側耳低頻聲音濾波衰減提高頭影效應，可以提高受試者聲源定位能力。

3.3 雙耳頻率失匹配

良好聲源定位能力的獲得需要頻率匹配的ITD 和ILD，雖然CI 和HA 提供的可聽頻率有所交叉，為雙模式患者雙耳聲音信息比較提供了機會，但是研究顯示這并不能幫助患者更好的完成聲源辨別任務[16]，這可能是由于雙模式患者雙耳感知聲音頻率不匹配導致的。CI 電極提供電刺激與頻率相關，目前耳蝸調試過程中電極序列的頻率映射通常是耳蝸公司默認設置，而并沒有考慮到不同患者電極插入深度的差異，以及正常生理聽覺基底膜位置對應的感知聲音頻率敏感性問題[18]。因此對于雙模式患者，相同頻率聲音經過電刺激和聲刺激的傳入所聽到的聲音可能是不同的。

3.4 助聽設備調試有待優化

目前雙模式患者使用的CI 和HA 通常分別調試，以使每個設備發揮其最好的作用，但這可能限制了雙耳最佳聽覺線索的獲得。CI 和HA 設備技術以往多各自發展，如果兩種設備的信號處理經過優化以使其協同工作并且使用適當的擬合程序，可能更有利于雙耳聽覺信息獲得。一些專門為雙模式助聽開發的設備，其信號處理本質并非為雙模式刺激設計，另外對于雙模式助聽目前尚未有經過科學驗證的擬合程序[11]。以往報道雙模式助聽有助于單側CI 患者獲得更好聲源定位能力的研究多為受試者提供了統一的HA，并且給予其最佳增益補償[6-10]。然而在我們的研究中HA 均為患者自己選配，驗配規范性有待考證。一項美國人工耳蝸中心調查表明，31 名雙模式受試者中25 名（81%）HA 出現故障或調整不當，HA 更換或重新調整后，19 名受試者（61%）HA 可達到目標增益，而其余12 名（39%）依然沒有達到[2]。在我們的臨床工作中，雙模式患者調試工作也往往側重于CI 準確編程，而HA 驗配通常在CI 中心以外的機構進行，其驗配準確性可能會被忽視，這也限制了雙模式患者獲得更好的雙耳聆聽效果。

綜上所述，通過確定每個雙模式患者個性化的設備延遲時間，使聲、電刺激產生同步的神經激活;并且優化助聽設備的增益補償使雙耳實現相似的響度感知，可能是優化雙模式患者雙耳聆聽線索，提高聲源定位能力的有效手段。

本研究尚存在一些不足：（1）由于設備限制未獲得HA 實際增益與目標增益的差異，無法精準評估受試者HA 補償效果；（2）樣本量較少，后續研究需進一步擴大樣本量。

4 結論

本研究中雙模式助聽方式并沒有顯著改善單側CI 植入患者的聲源定位能力，同時并未顯示出雙耳助聽聽閾差異、年齡、耳聾時長、雙模式助聽時長對聲源定位能力的影響。受試者聲源定位能力差異可能主要取決于助聽設備的匹配程度，未來使用相同的CI 和HA 進行研究可能可以更好的評估其他因素對于聲源定位能力的影響。