耳蜗功能检测方法研究进展

许其华 苏俊

耳蜗参与组成内耳，其结构精细、功能复杂。位于基底膜上的Corti器是主要的声音感知器官，包括内毛细胞（inner hair cell，IHC）、外毛细胞（outer hair cell，OHC）、支持细胞、网状膜、盖膜等。耳蜗的功能状态对声音传导至关重要。很多因素如创伤、强声、药物等都会影响耳蜗功能。为判断耳蜗的功能状态，本文将耳蜗功能检测方法按主、客观分类综述。

1 耳蜗功能的主观检测方法

耳蜗能对声波刺激产生的行波进行主动调节，即调谐性，是由基底膜、内外毛细胞等共同作用实现，包括耳蜗的非线性响应特性、高敏感性、频率选择性。当耳蜗中某结构受损，耳蜗的调谐性将出现障碍，表现为听觉灵敏度和分辨力下降、噪声下难以识别信号等。基于此，研究者设计出包括心理物理调谐曲线及阈值均衡噪声测试等主观检测方法。

1.1 心理物理调谐曲线（psychophysical tuning curves，PTC）

IHC作为听觉受体细胞，与神经元直接形成突触，将冲动发送到大脑，IHC受损或缺失会减少听神经诱发的动作电位数量，使大脑无法感知[1，2]。Chistovich[3]和Small[4]提出了PTC，表现为纯音掩蔽中掩蔽声频率接近信号声频率时会出现最大掩蔽效应。Zwicker等[5]首次将其简化用于临床测试，给予一耳固定强度和频率的纯音信号，同时给予掩蔽噪声，直到恰好能掩蔽信号，从而测量所需掩蔽声的强度和频率的对应关系。该检查可用来评估耳蜗的频率选择性，对于耳蜗正常的测试耳，当掩蔽声的频率越接近信号声，掩蔽声所需的声强级越低，因此PTC曲线呈V形；如果耳蜗受损、尖端远离，说明耳蜗的频率选择性出现障碍。

PTC涉及不同特征频率的一组神经，对于检测耳蜗的特征频率很有价值，具有可靠性，成为检测耳蜗频率选择性的“金标准”[6]，但由于耗时长，受试者易疲劳，临床应用受限。为更方便地进行检测，Moore等[7，8]经过多次改良提出了快速心理物理调谐曲线方法Fast-PTC，其基于Békésy的跟踪方法，使用掩蔽噪声带，在频率上从低到高（正向扫描）或从高到低（反向扫描）缓慢向上或向下扫频，最后特征频率的估算通过正向和反向扫描尖端的平均值获得。Myers等[9]建议在处理数据时使用二次函数法，其具有较高的尖端估计成功率和最佳的重测可靠性。Fast-PTC相对于传统PTC提高了效率，但耗时长，在临床诊断上难以广泛应用。

1.2 阈值均衡噪声测试（threshold equalizing noise，TEN）

Moore等[10]在助听器调试时对某些频率进行放大，不但没有增益效果，还因为过大的声音损害了患者的语音识别能力，提出了耳蜗死区概念。耳蜗死区是指耳蜗上某个或多个区域的内毛细胞和/或与该位置相关的听觉神经失活或退化，使基底膜振动的信息不能传至大脑，当耳蜗存在死区时，会影响基底膜的机械性能，改变听觉神经的调谐性和敏感性。在掩蔽噪声下，纯音听阈必须使用更强的信号声使死区周围有活性的区域感知，因此存在死区的掩蔽阈值要远高于正常耳蜗掩蔽阈值[11]。阈值均衡噪声（threshold equalization noise，TEN）测试基于此原理，通过一定强度的宽带噪声（以dB SPL为单位），测试250～10000 Hz各频率纯音听阈, 测得的阈值即TEN阈值。无死区的测试耳TEN阈值约等于噪声强度，反之TEN阈值会明显高于噪声强度[12]。但TEN（SPL）有3个方面的受限：①听力计的输出限制；②潜在的破坏性噪声可能进一步损害听力；③TEN（SPL）需要以dB SPL为单位进行校准，以dB HL为单位测试阈值，在临床上使用不便[13]。因此Moore等[14]研发了被广泛应用的改良测试即TEN（HL）。

改良后的TEN（HL）测试选择的频率范围为500～4000 Hz，以dB HL为单位掩蔽，改善了上述TEN（SPL）的局限性，但也存在争议：①当以单独一个频率测试发现不确定死区时，重测TEN（HL）并不完全可靠；②很多成年受试者对测试中的高强度宽带噪声感到疲劳，儿童难以理解测试规则；③可使用的最大TEN阈值为90 dB HL，最高频率为4 kHz，强度和频率有限是测试的固有局限性[15]。目前TEN测试在临床上还在不断探索研究，主要用于助听器的选择和调试、人工耳蜗植入评估等。

由于TEN测试的临床应用时间相对较短，需要进一步的临床验证，当需要判断耳蜗调谐性时，在TEN和PTC结果不一致的情况下，PTC的结果更为可靠[16]。

2 耳蜗功能的客观检测方法

对耳蜗功能的主观检测方法依赖于患者的主观感受，会出现假阳性，因此，在判断耳蜗功能时需结合客观检测方法，包括耳声发射、耳蜗生物电反应等。

2.1 耳声发射（otoacousticemissions，OAEs）

OHC的运动反映了耳蜗的非线性响应特性和高敏感性，当选择性破坏OHC时，耳蜗放大器的增益减少，调谐性消失，OHC通过增强基底膜的共振效应加强耳蜗的调谐能力[1，16]。Kemp[17]提出的耳声发射（OAEs）是目前应用最广泛的听力学检查方法。OAEs是因OHC的运动使得基底膜振动产生机械能，经中耳传播至外耳道，利用敏感麦克风记录信号。包括自发性耳声发射（spontaneousotoacousticemissions，SOAEs）和诱发性耳声发射（evokedotoacousticemissions，EOAEs），其中EOAE包括瞬态诱发耳声发射（tencentevoked otoacoustic emissions，TEOAEs）、畸变产物耳声发射（distortionproduction otoacousticemissions，DPOAEs）、刺激频率耳声发射（stimulus frequency otoacoustic emissions，SFOAEs）和电诱发耳声发射（electrically evoked otoacoustic emissions，EEOAEs）。

目前临床应用最广泛的是DPOAE和TEOAE，主要用于新生儿听力筛查/听力学评估和某些疾病的鉴别诊断。检查结果一般采用信噪比判断，同时要考虑OAE引出的潜伏期和幅值。通过观察幅值可检测噪声诱发内耳损伤的早期迹象，低水平OAE预示未来听力损失风险增加，与隐性听力损失有关[18]。在9～16 kHz频率范围内进行测量的超高频耳声发射，能在耳蜗损伤未到达低频前发现潜在听力损失风险，为检测人耳的隐性听力损失提供了参考[19～21]。此外，使用对侧声抑制耳声发射，通过给对侧耳白噪声，记录上橄榄复合体对一侧耳OHC声音放大作用的抑制效果，以潜伏期和幅值的变化评估听觉传出系统功能[22，23]，从而判断或辅助某些疾病的诊断。但OAE能量较低，且受中、外耳影响，会出现检测不到或假阳性情况。

2.2 耳蜗生物电反应

耳蜗生物电反应是目前在实验室应用较多的客观听功能测试之一，主要包括由声刺激诱发的耳蜗内电位（endocochlear potential，EP）、耳蜗微音电位（cochlear microphonics，CM）、耳蜗总和电位（summating potential，SP）和复合听神经动作电位（compound action potential，CAP），这些不同的电位成份分别起源于耳蜗内不同的结构组织。耳蜗生物电反应比引自任何听觉中枢的听觉诱发电位更能准确反映耳蜗及周边的功能状态［24～27］，是直接反映耳蜗功能的最佳观察指标。

2.2.1 EP是由类似细胞内液的内淋巴产生的80 mV的正电位，是耳蜗发挥调谐性的基本驱动力，反映了血管纹的功能状态[28]。EP主要用于动物实验，通过观察EP可及时发现血管纹细胞的异常。与噪声、药物、年龄、自身免疫病、局部或全身炎症等有关的听力损失，大都与血管纹细胞功能受损有关，包括血管的完整性受破坏、血管纹内结构改变，以及内淋巴状态紊乱等[28]。

2.2.2 CM是耳蜗受到声音刺激后产生的交流电位变化，源自耳蜗毛细胞，由于OHC数量更多，CM主要由OHC产生[29]。CM没有明确的阈值，最大的特点是完全复制刺激信号波形。CM作为电信号不受声学背景噪声影响，其中包括患者自身的呼吸音等[30，31]，目前可通过听性脑干反应（ABR）和耳蜗电图（electrocochleogram，EChoG）两种方法记录，两者差异无统计学意义[32]。两种方法各有优缺点，ABR作为无创记录，电极放于表皮，操作方便，但具有很大难度，包括CM波的引出识别、伪迹的剔除等；通过耳蜗电图记录能准确识别CM波，但需要正确放置耳道内电极以保证受试者的舒适度[32]。为此，临床上需结合具体情况选择合适的记录方法。随着记录设备和技术的不断进步，目前CM在国外普遍应用于人工耳蜗植入术前评估耳蜗残存功能，判断是否存在正常毛细胞，但只有当患者被确诊为听神经病时才有意义，其还应用于响度重振的客观检查及耳聋预后的判断、客观听阈的评估等。临床上将ABR、神经反应遥测技术等作为人工耳蜗植入术中监测、术后调机的常规方法[33，34]。CM能较准确客观地评估极重度聋患者的部分耳蜗功能，未来有望作为客观评估患者耳蜗功能的常规方法之一[31，32]。CM和OAE的来源相同，但CM不受声学背景噪声影响且在低频响应较好，两者相结合能更准确地反映OHC功能状态。

2.2.3 SP和CAP SP是大小和极性随频率和水平变化的直流电，OHC、IHC和听神经对SP均有贡献，其中OHC具有负极性，IHC和听神经具有正极性。选择性破坏IHC，SP明显降低，更确定了SP主要由IHC产生[35，36]；CAP来自听神经放电活动，反映听神经的同步性，除了阈值外，CAP的振幅和潜伏期同样重要；前者反映了同步放电的听神经数量，后者不仅反映了声刺激在听神经中的传播速度[37]，还能反映OHC的功能[38]。

SP和CAP均通过EChoG记录得到，临床上将SP、CAP的振幅比和面积比作为诊断某些疾病的指标，如梅尼埃、听神经病等，并且为发现隐性听力损失提供参考[39]。其中电诱发CAP能评估人工耳蜗植入者间及自身双耳间的语音理解差异[40，41]。但SP和CAP在人耳中存在变异性，是由于记录电极的放置和生理噪声等固有局限造成[38]，因而SP和CAP在动物实验中应用较多。

目前，耳蜗功能的检测方法并不多且各有局限性，临床上对于疾病的诊断常结合听觉诱发电位（auditory evoked potentia，AEP）。AEP是源自声刺激诱发的听觉系统的电反应，包括皮质电反应测听（cortical electrical response audiometry，CERA）、听觉脑干诱发反应（ABR）、听觉稳态反应（auditory steady state response，ASSR）、40 Hz听觉事件相关电位（auditory event related potential，AERP）等。对于行为听阈不可靠的患者可进行AEP测试，CERA可反映皮层较高级整合中枢的活动，但受主体的清醒状态影响；ABR不受受试者状态影响，是其被广泛应用的原因之一，但ABR刺激是瞬时的，不是特定的频率，且最大输出为90 dB；ASSR是响应正弦和/或频率调制音调引起，在头皮记录的听觉诱发电位，弥补了ABR测试的局限性，其特定频率的最大刺激可达120 dB且由计算机自动分析结果。因此，ASSR测试可用于估计在最大刺激下未表现出ABR患者的听力阈值；40 Hz AERP具有良好的灵敏度，可能是多个神经核团参与，但其结果在很大程度上也取决于受试者状态[42，43]。

由于耳蜗损伤会使声音的感知和处理出现障碍，未来必将聚焦于针对耳蜗损伤定位和程度的检测方法进行探索。