24例双模式患者声源定位能力研究初步探索

龙越 王伟 刘娇 龚树生

首都医科大学附属北京友谊医院耳鼻咽喉头颈外科（北京 100050）

首都医科大学耳聋疾病临床诊治与研究中心（北京 100050）

单侧人工耳蜗植入（Cochlear Implant,CI）患者对侧耳使用助听器（Hearing Aid,HA）的双模式助听方式已经成为一种常见的听力干预手段[1]。双模式患者可以通过这种方式实现双耳聆听，将来自双耳的声音信息分别传递至中枢听觉系统进行进一步分析计算[2]。研究显示双模式助听方式为CI 电刺激增添对侧的低频声音信息（通过HA）可以显著提高噪声环境下的言语理解能力[3,4]，提高生活质量[5]。然而在声源定位方面，不同学者研究结果不尽相同，从显著改善[6-10]到部分改善[11,12]以及没有改善[13,14]均有报道。这种差异性结果可能与声源定位测试设备差异，双模式患者听力损失的年龄、病因、病程、助听时长不同，以及CI和HA 设备调试及匹配程度存在差异等有关。本研究拟对24 名双模式助听患者进行水平方位声源识别任务测试，探索患者在常规使用的设备设置条件下是否能在声源定位方面获益于双模式助听。

1 资料与方法

1.1 研究对象

研究一共纳入24 名双模式受试者，详细信息见表1。所有受试者均为来本院进行人工耳蜗调试时入组。受试者HA 均在其他机构验配，声源定位测试采用受试者HA 常用程序以及CI 调试前日常使用程序。

表1 24名受试者信息Table 1 The information of 24 subjects

1.2 测试条件

声源定位测试在符合GBT16403标准隔声室中进行，背景噪声＜30 dB（A）。测试阵列由位于受试者前方37 个扬声器组成，每个扬声器距离受试者1.2m，每两个扬声器间隔角度为5°，高度与受试者外耳道水平相一致。受试者右方扬声器为0°编号为1，左方扬声器为180°编号为37。测试过程中受试者坐于圆心，面前放置触屏器，触屏器上显示各个扬声器的位置及编号。刺激声信号为0.25，0.5，1，2，4，8 kHz 啭音，强度为CI 助听听阈阈上30 dB SPL，播放时间为2s。测试时要求受试者在声音播放结束前保持头部朝前位置固定，声音停止后可以转头寻找发声扬声器。每次应答完成后无反馈。

1.3 测试方法

1.3.1 预测试

首先对受试者在双模式助听条件下进行预测试，使受试者熟悉实验流程。预测试发声扬声器为1、10、19、28、37 号。测试过程中，扬声器共发出12次刺激声，5 个扬声器伪随机播放，6 个频率刺激声也伪随机产生。

1.3.2 正式测试

声源定位能力测试包括两个条件：（1）仅使用CI 为助听装置；（2）使用双模式助听。每个受试者测试条件顺序随机产生。每个测试条件中，扬声器共发出37 次刺激声，每个扬声器发声一次，6 个频率、37 个扬声器发声顺序伪随机产生。采用均方根误差(Root-Mean-quare Error,RMSE)评估受试者的声源识别能力。

公式中n 为刺激声总数，i为刺激次数，αRESP为应答角度，αSTIM为刺激角度。

1.4 统计方法

使用SPSS 25.0 建立数据库并进行统计分析。采用配对样本t检验比较受试者仅使用CI 和双模式条件下声源定位能力的差异，采用Mann-Witney test分析获益于双模式助听与未获益于双模式助听受试者助听后双耳听阈差值的差异，采用Pearson相关分析年龄、耳聋时长、双模式助听时长与受试者声源定位能力的相关性。P＜0.05 认为差异具有统计学意义。

2 结果

2.1 机会性得分与最差得分

使用Matlab 软件基于公式（1）采用蒙特卡罗模拟计算受试者的机会性得分和最差得分[15]。计算机会性得分时，模拟1000名耳聋患者声源识别任务的完全随机应答反应（每个受试者完成37 次应答，使用Matlab 随机数生成器）。计算最差得分时，模拟1000 名受试者始终应答相同编号扬声器。获得的机会性得分和最差得分分别为74.26°和100.37°。

2.2 单侧CI 助听与双模式助听受试者声源定位能力比较

24 名受试者均完成了使用单侧CI 与双模式助听条件下声源定位测试。在单侧CI 和双模式助听条件下受试者声源定位得分分别为81.95±11.33°和78.98±8.12°，两种助听条件结果无显著差异（t=1.232，P=0.230，图2A）。

图2 CI 与双模式声源定位能力比较n=24（A）；声源定位能力是否获益于双模式助听两亚组耳间助听听阈差值比较（B）。上、下虚线分别代表最差得分和机会性得分。Better：双模式助听声源定位能力优于CI；Worse：双模式助听声源定位能力差于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 影响双模式受试者声源定位能力因素

14 名受试者双模式条件下声源定位能力优于仅CI 助听，10 名受试者双模式条件下声源定位能力差于仅CI 助听。上述两亚组双耳助听听阈差值无显著差异（Z=0.147,P=0.886,图2B）。受试者年龄、耳聋时长、双模式助听时长与受试者声源定位能力无显著相关性（年龄：r=-0.102，P=0.636；耳聋时长：r=-0.312，P=0.137；双模式助听时长：r=0.360，P=0.867）。

3 讨论

大多数受试者两种助听条件下声源定位能力处于机会性得分与最差得分之间（15 名，62.5%）。增加使用HA 后，14 名受试者声源定位能力提高，而10 名受试者反而下降，与前期研究报道的双模式助听不能很好的改善受试者声源定位能力相一致[11-14,16]。然而这不同于前期假设：对侧耳HA 为非植入耳提供低频增益，补偿一部分时间精细结构，与CI 一起提供双耳听觉线索，提高单侧CI 受试者声源定位能力。同时我们也并未发现双耳听阈差异、年龄、耳聋时长、双模式助听时长对声源定位能力的影响。双模式患者面临着相较于上述四个因素更加影响其声源定位能力的问题。

水平方位的声源方向主要由双耳时间差（Interaural Time Difference，ITD）和双耳强度差（Interaural Level Difference，ILD）确定[17]，然而CI+HA 并不能帮助受试者获得良好的ITD和ILD。

3.1 设备延迟

不同助听设备声音处理延迟不同，导致两耳之间的时间不同步。CI侧声音首先通过言语处理器，再经过植入芯片解码，最后直接通过电信号刺激听神经[18]，Wess 等[19]研究报道Cochlear 和Advanced Bionics 耳蜗相较于正常人耳声音处理延迟分别为10.5-12.5ms 和9-11ms，Zirn 等[20]研究显示MED-EL耳蜗时间延迟接近于正常生理延迟（主要由基底膜行波产生的延迟）。HA 一侧设备处理声音信号产生一定的延迟[21]之后声音穿过中耳和内耳刺激听神经，其声音延迟是设备处理延迟与频率相关行波延迟之和。显然大多数情况下，通过CI和HA 听到的声音延迟是不同的，差异可达数十毫秒，神经刺激首先发生在时间延迟较短一侧。当声音位于侧方90°时，由头颅遮掩产生的最大ITD 约为700μs[18]，双模式助听引起的双耳延迟差异可达这一数值的13 倍（9ms）[15]。虽然10ms 数量级的时间差异可能不会影响言语识别[22]，但它很可能影响声源定位。从技术上讲，向处理速度较快设备添加延迟是可以实现的。Zirn 等[22]和Angermeier 等[1]通过增加CI 的延迟时间来平衡ITD，发现当CI 和HA 延迟时间差异减少时，双模式受试者声源定位会得到显著改善。

3.2 可利用ILD有限

双模式患者可利用的ILD也是有限的。虽然部分受试者（7 名）在非植入耳低频存在残余听力，但绝大多数受试者（22名）在高频均无可用残余听力，并且助听器对高频声音的补偿能力有限，因此CI与HA对受试者提供的高频信息差异很大，限制了ILD利用，而高频声音定位主要依靠ILD[23]，同时CI 和HA有各自不同的自动增益控制系统[16]，进一步限制了ILD 利用。Francart 等[24]研究显示可通过增加双模式可利用的ILD 提高受试者声源定位能力，Dieudonne 等[25]也报道了通过对侧耳低频声音滤波衰减提高头影效应，可以提高受试者声源定位能力。

3.3 双耳频率失匹配

良好声源定位能力的获得需要频率匹配的ITD 和ILD，虽然CI 和HA 提供的可听频率有所交叉，为双模式患者双耳声音信息比较提供了机会，但是研究显示这并不能帮助患者更好的完成声源辨别任务[16]，这可能是由于双模式患者双耳感知声音频率不匹配导致的。CI 电极提供电刺激与频率相关，目前耳蜗调试过程中电极序列的频率映射通常是耳蜗公司默认设置，而并没有考虑到不同患者电极插入深度的差异，以及正常生理听觉基底膜位置对应的感知声音频率敏感性问题[18]。因此对于双模式患者，相同频率声音经过电刺激和声刺激的传入所听到的声音可能是不同的。

3.4 助听设备调试有待优化

目前双模式患者使用的CI 和HA 通常分别调试，以使每个设备发挥其最好的作用，但这可能限制了双耳最佳听觉线索的获得。CI 和HA 设备技术以往多各自发展，如果两种设备的信号处理经过优化以使其协同工作并且使用适当的拟合程序，可能更有利于双耳听觉信息获得。一些专门为双模式助听开发的设备，其信号处理本质并非为双模式刺激设计，另外对于双模式助听目前尚未有经过科学验证的拟合程序[11]。以往报道双模式助听有助于单侧CI 患者获得更好声源定位能力的研究多为受试者提供了统一的HA，并且给予其最佳增益补偿[6-10]。然而在我们的研究中HA 均为患者自己选配，验配规范性有待考证。一项美国人工耳蜗中心调查表明，31 名双模式受试者中25 名（81%）HA 出现故障或调整不当，HA 更换或重新调整后，19 名受试者（61%）HA 可达到目标增益，而其余12 名（39%）依然没有达到[2]。在我们的临床工作中，双模式患者调试工作也往往侧重于CI 准确编程，而HA 验配通常在CI 中心以外的机构进行，其验配准确性可能会被忽视，这也限制了双模式患者获得更好的双耳聆听效果。

综上所述，通过确定每个双模式患者个性化的设备延迟时间，使声、电刺激产生同步的神经激活;并且优化助听设备的增益补偿使双耳实现相似的响度感知，可能是优化双模式患者双耳聆听线索，提高声源定位能力的有效手段。

本研究尚存在一些不足：（1）由于设备限制未获得HA 实际增益与目标增益的差异，无法精准评估受试者HA 补偿效果；（2）样本量较少，后续研究需进一步扩大样本量。

4 结论

本研究中双模式助听方式并没有显著改善单侧CI 植入患者的声源定位能力，同时并未显示出双耳助听听阈差异、年龄、耳聋时长、双模式助听时长对声源定位能力的影响。受试者声源定位能力差异可能主要取决于助听设备的匹配程度，未来使用相同的CI 和HA 进行研究可能可以更好的评估其他因素对于声源定位能力的影响。