許其華 蘇俊

耳蝸參與組成內耳，其結構精細、功能復雜。位于基底膜上的Corti器是主要的聲音感知器官，包括內毛細胞（inner hair cell，IHC）、外毛細胞（outer hair cell，OHC）、支持細胞、網狀膜、蓋膜等。耳蝸的功能狀態(tài)對聲音傳導至關重要。很多因素如創(chuàng)傷、強聲、藥物等都會影響耳蝸功能。為判斷耳蝸的功能狀態(tài)，本文將耳蝸功能檢測方法按主、客觀分類綜述。

1 耳蝸功能的主觀檢測方法

耳蝸能對聲波刺激產生的行波進行主動調節(jié)，即調諧性，是由基底膜、內外毛細胞等共同作用實現，包括耳蝸的非線性響應特性、高敏感性、頻率選擇性。當耳蝸中某結構受損，耳蝸的調諧性將出現障礙，表現為聽覺靈敏度和分辨力下降、噪聲下難以識別信號等?；诖?，研究者設計出包括心理物理調諧曲線及閾值均衡噪聲測試等主觀檢測方法。

1.1 心理物理調諧曲線（psychophysical tuning curves，PTC）

IHC作為聽覺受體細胞，與神經元直接形成突觸，將沖動發(fā)送到大腦，IHC受損或缺失會減少聽神經誘發(fā)的動作電位數量，使大腦無法感知[1，2]。Chistovich[3]和Small[4]提出了PTC，表現為純音掩蔽中掩蔽聲頻率接近信號聲頻率時會出現最大掩蔽效應。Zwicker等[5]首次將其簡化用于臨床測試，給予一耳固定強度和頻率的純音信號，同時給予掩蔽噪聲，直到恰好能掩蔽信號，從而測量所需掩蔽聲的強度和頻率的對應關系。該檢查可用來評估耳蝸的頻率選擇性，對于耳蝸正常的測試耳，當掩蔽聲的頻率越接近信號聲，掩蔽聲所需的聲強級越低，因此PTC曲線呈V形；如果耳蝸受損、尖端遠離，說明耳蝸的頻率選擇性出現障礙。

PTC涉及不同特征頻率的一組神經，對于檢測耳蝸的特征頻率很有價值，具有可靠性，成為檢測耳蝸頻率選擇性的“金標準”[6]，但由于耗時長，受試者易疲勞，臨床應用受限。為更方便地進行檢測，Moore等[7，8]經過多次改良提出了快速心理物理調諧曲線方法Fast-PTC，其基于Békésy的跟蹤方法，使用掩蔽噪聲帶，在頻率上從低到高（正向掃描）或從高到低（反向掃描）緩慢向上或向下掃頻，最后特征頻率的估算通過正向和反向掃描尖端的平均值獲得。Myers等[9]建議在處理數據時使用二次函數法，其具有較高的尖端估計成功率和最佳的重測可靠性。Fast-PTC相對于傳統(tǒng)PTC提高了效率，但耗時長，在臨床診斷上難以廣泛應用。

1.2 閾值均衡噪聲測試（threshold equalizing noise，TEN）

Moore等[10]在助聽器調試時對某些頻率進行放大，不但沒有增益效果，還因為過大的聲音損害了患者的語音識別能力，提出了耳蝸死區(qū)概念。耳蝸死區(qū)是指耳蝸上某個或多個區(qū)域的內毛細胞和/或與該位置相關的聽覺神經失活或退化，使基底膜振動的信息不能傳至大腦，當耳蝸存在死區(qū)時，會影響基底膜的機械性能，改變聽覺神經的調諧性和敏感性。在掩蔽噪聲下，純音聽閾必須使用更強的信號聲使死區(qū)周圍有活性的區(qū)域感知，因此存在死區(qū)的掩蔽閾值要遠高于正常耳蝸掩蔽閾值[11]。閾值均衡噪聲（threshold equalization noise，TEN）測試基于此原理，通過一定強度的寬帶噪聲（以dB SPL為單位），測試250～10000 Hz各頻率純音聽閾, 測得的閾值即TEN閾值。無死區(qū)的測試耳TEN閾值約等于噪聲強度，反之TEN閾值會明顯高于噪聲強度[12]。但TEN（SPL）有3個方面的受限：①聽力計的輸出限制；②潛在的破壞性噪聲可能進一步損害聽力；③TEN（SPL）需要以dB SPL為單位進行校準，以dB HL為單位測試閾值，在臨床上使用不便[13]。因此Moore等[14]研發(fā)了被廣泛應用的改良測試即TEN（HL）。

改良后的TEN（HL）測試選擇的頻率范圍為500～4000 Hz，以dB HL為單位掩蔽，改善了上述TEN（SPL）的局限性，但也存在爭議：①當以單獨一個頻率測試發(fā)現不確定死區(qū)時，重測TEN（HL）并不完全可靠；②很多成年受試者對測試中的高強度寬帶噪聲感到疲勞，兒童難以理解測試規(guī)則；③可使用的最大TEN閾值為90 dB HL，最高頻率為4 kHz，強度和頻率有限是測試的固有局限性[15]。目前TEN測試在臨床上還在不斷探索研究，主要用于助聽器的選擇和調試、人工耳蝸植入評估等。

由于TEN測試的臨床應用時間相對較短，需要進一步的臨床驗證，當需要判斷耳蝸調諧性時，在TEN和PTC結果不一致的情況下，PTC的結果更為可靠[16]。

2 耳蝸功能的客觀檢測方法

對耳蝸功能的主觀檢測方法依賴于患者的主觀感受，會出現假陽性，因此，在判斷耳蝸功能時需結合客觀檢測方法，包括耳聲發(fā)射、耳蝸生物電反應等。

2.1 耳聲發(fā)射（otoacousticemissions，OAEs）

OHC的運動反映了耳蝸的非線性響應特性和高敏感性，當選擇性破壞OHC時，耳蝸放大器的增益減少，調諧性消失，OHC通過增強基底膜的共振效應加強耳蝸的調諧能力[1，16]。Kemp[17]提出的耳聲發(fā)射（OAEs）是目前應用最廣泛的聽力學檢查方法。OAEs是因OHC的運動使得基底膜振動產生機械能，經中耳傳播至外耳道，利用敏感麥克風記錄信號。包括自發(fā)性耳聲發(fā)射（spontaneousotoacousticemissions，SOAEs）和誘發(fā)性耳聲發(fā)射（evokedotoacousticemissions，EOAEs），其中EOAE包括瞬態(tài)誘發(fā)耳聲發(fā)射（tencentevoked otoacoustic emissions，TEOAEs）、畸變產物耳聲發(fā)射（distortionproduction otoacousticemissions，DPOAEs）、刺激頻率耳聲發(fā)射（stimulus frequency otoacoustic emissions，SFOAEs）和電誘發(fā)耳聲發(fā)射（electrically evoked otoacoustic emissions，EEOAEs）。

目前臨床應用最廣泛的是DPOAE和TEOAE，主要用于新生兒聽力篩查/聽力學評估和某些疾病的鑒別診斷。檢查結果一般采用信噪比判斷，同時要考慮OAE引出的潛伏期和幅值。通過觀察幅值可檢測噪聲誘發(fā)內耳損傷的早期跡象，低水平OAE預示未來聽力損失風險增加，與隱性聽力損失有關[18]。在9～16 kHz頻率范圍內進行測量的超高頻耳聲發(fā)射，能在耳蝸損傷未到達低頻前發(fā)現潛在聽力損失風險，為檢測人耳的隱性聽力損失提供了參考[19～21]。此外，使用對側聲抑制耳聲發(fā)射，通過給對側耳白噪聲，記錄上橄欖復合體對一側耳OHC聲音放大作用的抑制效果，以潛伏期和幅值的變化評估聽覺傳出系統(tǒng)功能[22，23]，從而判斷或輔助某些疾病的診斷。但OAE能量較低，且受中、外耳影響，會出現檢測不到或假陽性情況。

2.2 耳蝸生物電反應

耳蝸生物電反應是目前在實驗室應用較多的客觀聽功能測試之一，主要包括由聲刺激誘發(fā)的耳蝸內電位（endocochlear potential，EP）、耳蝸微音電位（cochlear microphonics，CM）、耳蝸總和電位（summating potential，SP）和復合聽神經動作電位（compound action potential，CAP），這些不同的電位成份分別起源于耳蝸內不同的結構組織。耳蝸生物電反應比引自任何聽覺中樞的聽覺誘發(fā)電位更能準確反映耳蝸及周邊的功能狀態(tài)［24～27］，是直接反映耳蝸功能的最佳觀察指標。

2.2.1 EP是由類似細胞內液的內淋巴產生的80 mV的正電位，是耳蝸發(fā)揮調諧性的基本驅動力，反映了血管紋的功能狀態(tài)[28]。EP主要用于動物實驗，通過觀察EP可及時發(fā)現血管紋細胞的異常。與噪聲、藥物、年齡、自身免疫病、局部或全身炎癥等有關的聽力損失，大都與血管紋細胞功能受損有關，包括血管的完整性受破壞、血管紋內結構改變，以及內淋巴狀態(tài)紊亂等[28]。

2.2.2 CM是耳蝸受到聲音刺激后產生的交流電位變化，源自耳蝸毛細胞，由于OHC數量更多，CM主要由OHC產生[29]。CM沒有明確的閾值，最大的特點是完全復制刺激信號波形。CM作為電信號不受聲學背景噪聲影響，其中包括患者自身的呼吸音等[30，31]，目前可通過聽性腦干反應（ABR）和耳蝸電圖（electrocochleogram，EChoG）兩種方法記錄，兩者差異無統(tǒng)計學意義[32]。兩種方法各有優(yōu)缺點，ABR作為無創(chuàng)記錄，電極放于表皮，操作方便，但具有很大難度，包括CM波的引出識別、偽跡的剔除等；通過耳蝸電圖記錄能準確識別CM波，但需要正確放置耳道內電極以保證受試者的舒適度[32]。為此，臨床上需結合具體情況選擇合適的記錄方法。隨著記錄設備和技術的不斷進步，目前CM在國外普遍應用于人工耳蝸植入術前評估耳蝸殘存功能，判斷是否存在正常毛細胞，但只有當患者被確診為聽神經病時才有意義，其還應用于響度重振的客觀檢查及耳聾預后的判斷、客觀聽閾的評估等。臨床上將ABR、神經反應遙測技術等作為人工耳蝸植入術中監(jiān)測、術后調機的常規(guī)方法[33，34]。CM能較準確客觀地評估極重度聾患者的部分耳蝸功能，未來有望作為客觀評估患者耳蝸功能的常規(guī)方法之一[31，32]。CM和OAE的來源相同，但CM不受聲學背景噪聲影響且在低頻響應較好，兩者相結合能更準確地反映OHC功能狀態(tài)。

2.2.3 SP和CAP SP是大小和極性隨頻率和水平變化的直流電，OHC、IHC和聽神經對SP均有貢獻，其中OHC具有負極性，IHC和聽神經具有正極性。選擇性破壞IHC，SP明顯降低，更確定了SP主要由IHC產生[35，36]；CAP來自聽神經放電活動，反映聽神經的同步性，除了閾值外，CAP的振幅和潛伏期同樣重要；前者反映了同步放電的聽神經數量，后者不僅反映了聲刺激在聽神經中的傳播速度[37]，還能反映OHC的功能[38]。

SP和CAP均通過EChoG記錄得到，臨床上將SP、CAP的振幅比和面積比作為診斷某些疾病的指標，如梅尼埃、聽神經病等，并且為發(fā)現隱性聽力損失提供參考[39]。其中電誘發(fā)CAP能評估人工耳蝸植入者間及自身雙耳間的語音理解差異[40，41]。但SP和CAP在人耳中存在變異性，是由于記錄電極的放置和生理噪聲等固有局限造成[38]，因而SP和CAP在動物實驗中應用較多。

目前，耳蝸功能的檢測方法并不多且各有局限性，臨床上對于疾病的診斷常結合聽覺誘發(fā)電位（auditory evoked potentia，AEP）。AEP是源自聲刺激誘發(fā)的聽覺系統(tǒng)的電反應，包括皮質電反應測聽（cortical electrical response audiometry，CERA）、聽覺腦干誘發(fā)反應（ABR）、聽覺穩(wěn)態(tài)反應（auditory steady state response，ASSR）、40 Hz聽覺事件相關電位（auditory event related potential，AERP）等。對于行為聽閾不可靠的患者可進行AEP測試，CERA可反映皮層較高級整合中樞的活動，但受主體的清醒狀態(tài)影響；ABR不受受試者狀態(tài)影響，是其被廣泛應用的原因之一，但ABR刺激是瞬時的，不是特定的頻率，且最大輸出為90 dB；ASSR是響應正弦和/或頻率調制音調引起，在頭皮記錄的聽覺誘發(fā)電位，彌補了ABR測試的局限性，其特定頻率的最大刺激可達120 dB且由計算機自動分析結果。因此，ASSR測試可用于估計在最大刺激下未表現出ABR患者的聽力閾值；40 Hz AERP具有良好的靈敏度，可能是多個神經核團參與，但其結果在很大程度上也取決于受試者狀態(tài)[42，43]。

由于耳蝸損傷會使聲音的感知和處理出現障礙，未來必將聚焦于針對耳蝸損傷定位和程度的檢測方法進行探索。