王倩 劉晶 李楠 李進(jìn) 陳艾婷 洪夢(mèng)迪 冀飛

目前采用聽(tīng)覺(jué)輔助裝置對(duì)聽(tīng)力損失的干預(yù)手段主要有助聽(tīng)器(hearing aid，HA)和人工耳蝸(cochlear implant，CI)兩種。為了讓患者像健聽(tīng)人一樣達(dá)到雙耳聆聽(tīng)，臨床上更加注重患者雙側(cè)助聽(tīng)設(shè)備的使用，即雙模式聽(tīng)力（bimodal hearing）,指患者在植入人工耳蝸后，在有殘余聽(tīng)力的對(duì)側(cè)耳配戴助聽(tīng)器[1]。我國(guó)聽(tīng)力損失者雙模式配戴人工耳蝸（CI）和助聽(tīng)器（HA）工作開(kāi)展已久，但是關(guān)于雙模式概念、適應(yīng)證選擇、兩種設(shè)備的調(diào)試、康復(fù)手段以及康復(fù)后效果評(píng)估等過(guò)程中仍然存在一定問(wèn)題，其臨床操作流程的規(guī)范化仍有待規(guī)范和完善[2]。同時(shí)雙模式聆聽(tīng)存在兩種不同助聽(tīng)設(shè)備相互融合的技術(shù)難點(diǎn)。本文就目前進(jìn)口人工耳蝸及助聽(tīng)器設(shè)備技術(shù)融合及調(diào)機(jī)設(shè)置的新技術(shù)進(jìn)展進(jìn)行了匯總。

1 雙耳聆聽(tīng)的優(yōu)勢(shì)

雙耳聽(tīng)覺(jué)（binaural hearing）較單耳聽(tīng)覺(jué)的優(yōu)勢(shì)體現(xiàn)在雙側(cè)聆聽(tīng)對(duì)聲音信號(hào)的處理上，雙耳處理是基于腦干核團(tuán)對(duì)兩耳的信號(hào)差異提供信息的分析與利用，進(jìn)而產(chǎn)生對(duì)聲音的感知[3]。雙耳聽(tīng)覺(jué)具有雙耳總和效應(yīng)（binaural loudness summation）、頭影效應(yīng)（head shadow effect）及雙耳靜噪效應(yīng)（binaural release from masking or binaural squelch）。雙耳整合效應(yīng)是指當(dāng)同一聲信號(hào)同時(shí)到達(dá)雙耳時(shí)，傳入的信號(hào)經(jīng)中樞整合后信號(hào)聲增強(qiáng)，提高人耳的敏感度，本質(zhì)上是一種強(qiáng)度的疊加，與單耳相比，聽(tīng)閾至少改善3 dB[4]；失去雙耳整合效應(yīng)后，單耳聽(tīng)力的言語(yǔ)清晰度也比雙耳降低約2～3 dB[5]。頭影效應(yīng)是頭顱對(duì)聲波的衍射，患側(cè)耳接受聲波需要繞過(guò)頭部才能到達(dá)健側(cè)，致使聲音衰減，從而降低言語(yǔ)識(shí)別能力。頭影效應(yīng)使抵達(dá)雙耳的聲信號(hào)在信噪比上發(fā)生了改變。缺失該效應(yīng)后，在接近聽(tīng)閾的刺激聲強(qiáng)度下，言語(yǔ)識(shí)別能力明顯變差。雙耳靜噪效應(yīng)是指當(dāng)不同信噪比的聲信號(hào)同時(shí)輸入雙耳后，經(jīng)過(guò)聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)的分析整合，選擇性呈遞給中樞系統(tǒng)的一種效應(yīng)。在噪聲背景下，健聽(tīng)者雙耳的聲級(jí)差(interaural level difference，ILD) 和雙耳時(shí)間差（interaural timing difference，ITD）幫助其既快又準(zhǔn)地聽(tīng)清聲音[3],ILD主要用于高頻聲定位,而ITD用于低頻聲定位。在聽(tīng)中樞對(duì)雙耳信息的加工過(guò)程中,上橄欖復(fù)核(superior olive complex，SOC)是接受雙耳傳入信息,并對(duì)ITD和ILD進(jìn)行加工的第一級(jí)中樞[6]。中樞聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)通過(guò)分析耳間強(qiáng)度差及時(shí)間差，不僅使雙耳聆聽(tīng)者在噪聲中的言語(yǔ)識(shí)別閾比單耳聆聽(tīng)者改善3 dB，而且能更好地定位聲音來(lái)源[7]。沒(méi)有雙耳壓制效應(yīng)，言語(yǔ)識(shí)別率會(huì)降低2～4.9 dB[8]。

2 針對(duì)雙模式聆聽(tīng)的助聽(tīng)器驗(yàn)配公式優(yōu)化-APDB驗(yàn)配公式

隨著Phonak Naída助聽(tīng)器的引入，為使雙模式患者獲得更好的聆聽(tīng)體驗(yàn)，一種新的自適應(yīng)Phonak數(shù)字雙模式驗(yàn)配公式被開(kāi)發(fā)（adaptive phonak digital bimodal，APDB)。其功能用于匹配N(xiāo)aída CI處理器和Naída Link助聽(tīng)器之間的頻率響應(yīng)、響度增長(zhǎng)函數(shù)和自動(dòng)增益控制（automatic gain control，AGC）特性[9]。新的驗(yàn)配公式具備以下優(yōu)點(diǎn)：（1）比傳統(tǒng)助聽(tīng)器處方（如NAL-NL2，DSL v5）更匹配CI的電刺激處理，對(duì)于兩種助聽(tīng)裝備（CI和HA）的聽(tīng)覺(jué)融合是必要的。例如，傳統(tǒng)的擬合處方公式側(cè)重于對(duì)重要語(yǔ)音理解頻率區(qū)域（1～4 kHz）的放大，而低頻（250～750 Hz）對(duì)于雙模式的聆聽(tīng)感受可能更重要[10]。（2）與Naída CI的壓縮比設(shè)置更加匹配。通常助聽(tīng)器需要低壓縮拐點(diǎn)和中等壓縮比，而人工耳蝸的輸入/輸出功能則截然不同。新的匹配技術(shù)通過(guò)在助聽(tīng)器中實(shí)現(xiàn)Naída CI人工耳蝸的輸入-輸出功能調(diào)整響度增長(zhǎng)。（3）對(duì)助聽(tīng)器的AGC系統(tǒng)進(jìn)行優(yōu)化，通過(guò)將Naída CI雙環(huán)路AGC移植到助聽(tīng)器中調(diào)整動(dòng)態(tài)壓縮[11]。助聽(tīng)器通常執(zhí)行音節(jié)壓縮（啟動(dòng)/釋放時(shí)間<50 ms），而人工耳蝸使用慢動(dòng)作自動(dòng)增益控制（啟動(dòng)/釋放>1 s）。通過(guò)AGC的優(yōu)化，避免傳統(tǒng)驗(yàn)配公式導(dǎo)致雙模式的頻率響應(yīng)失調(diào)、響度增長(zhǎng)和動(dòng)態(tài)行為。

通過(guò)軟件編程實(shí)現(xiàn)對(duì)兩種助聽(tīng)器設(shè)備（Naída CI與Phonak助聽(tīng)器）頻率響應(yīng)、響度增長(zhǎng)和動(dòng)態(tài)特性的匹配。大多數(shù)情況下，使用APDB擬合公式可以自動(dòng)獲得最佳帶寬和均衡響度。APDB是在Phonak Target驗(yàn)配軟件中實(shí)現(xiàn)，因此可以使用簡(jiǎn)單、易于執(zhí)行的步驟對(duì)Naída Link助聽(tīng)器進(jìn)行編程。驗(yàn)配師只需將Naida助聽(tīng)器與電腦連接，在Target軟件中選擇APDB驗(yàn)配公式即可。

3 個(gè)性化雙模式調(diào)試技術(shù)

不同于人工耳蝸電刺激直接作用于內(nèi)耳螺旋神經(jīng)節(jié)，聲音從助聽(tīng)器內(nèi)置受話器需要經(jīng)過(guò)外耳、中耳，才能傳達(dá)至內(nèi)耳[12]。因此，CI和HA在聲音處理延遲方面不同步，即CI比HA用更少的時(shí)間處理延遲，向聽(tīng)覺(jué)系統(tǒng)傳輸聲音信息。奧地利MED-EL耳蝸公司將CI系統(tǒng)與Phonak型Una M和Bolero Q90助聽(tīng)器系統(tǒng)進(jìn)行研究，發(fā)現(xiàn)聽(tīng)覺(jué)腦干激活的差異與頻率無(wú)關(guān)，兩種助聽(tīng)器設(shè)備延遲時(shí)間近似值高達(dá)7 ms[13]。對(duì)于助聽(tīng)器可容忍的延遲研究表明，一例耳的跨頻延遲大于9 ms時(shí)，患者聽(tīng)力感覺(jué)受到干擾；而延遲大于15 ms時(shí)，患者的音節(jié)識(shí)別能力顯著降低[14]。然而，聲音定位可能更依賴于雙側(cè)助聽(tīng)設(shè)備延遲匹配[15]，因此，對(duì)于延遲時(shí)間處理技術(shù)也是雙模式設(shè)備有待優(yōu)化的技術(shù)之一。

Zirn等[16]為了在雙模監(jiān)聽(tīng)器中以足夠的時(shí)間分辨率延遲聲音信號(hào)，使用基于Arduino Due微控制器板的延遲線和內(nèi)置的Atmel SAM3X8E ARM Cortex-M3 CPU[17]。選擇mC板是因?yàn)槠涮峁┠M-數(shù)字轉(zhuǎn)換器及數(shù)字-模擬轉(zhuǎn)換器（每個(gè)轉(zhuǎn)換器具有12位分辨率）、足夠的內(nèi)存（512 KB閃存）和相對(duì)較高的時(shí)鐘速度（84 MHz）。可以使用Arduino IDE在C或Ctt中編程。為了實(shí)現(xiàn)可編程延遲，形成環(huán)形緩沖區(qū)。利用該算法，可得到采樣率倒數(shù)的整數(shù)倍所對(duì)應(yīng)的延遲。圖1顯示了用于延遲雙模監(jiān)聽(tīng)器中CI刺激的設(shè)置。為了捕獲CI側(cè)的聲音信號(hào)，Zirn使用MEDEL OPUS2 CI音頻處理器。處理器與麥克風(fēng)測(cè)試儀相連，聽(tīng)力師通常將此設(shè)備與監(jiān)聽(tīng)耳機(jī)結(jié)合使用，以檢查CI音頻處理器麥克風(fēng)是否正常工作。其麥克風(fēng)測(cè)試儀是一個(gè)模擬放大器，沒(méi)有明顯的處理延遲[16]。圖1中戴在耳后CI處理器的麥克風(fēng)接收信號(hào)、放大（通過(guò)麥克風(fēng)測(cè)試儀）、延遲（通過(guò)延遲線），然后反饋到處理器，后通過(guò)長(zhǎng)電纜和線圈將CI信號(hào)經(jīng)皮傳輸至植入物。通過(guò)延遲CI信號(hào)傳輸達(dá)到與HA匹配。

圖1 采用DL設(shè)備對(duì)CI延遲刺激

目前，Medel人工耳蝸在雙模式資料界面（MAESTRO 9.0版本）可對(duì)SONNET 2及RONDO 3處理進(jìn)行麥克風(fēng)設(shè)置。根據(jù)助聽(tīng)器的延遲時(shí)間設(shè)置耳蝸延遲時(shí)間，以實(shí)現(xiàn)雙側(cè)聆聽(tīng)更好地同步性。

4 助聽(tīng)器與人工耳蝸無(wú)線通信技術(shù)

Busch等[18]研究1000名成年CI患者的CI處理器數(shù)據(jù)日志顯示，許多CI患者大部分時(shí)間都在嘈雜的環(huán)境中度過(guò)，平均每天超過(guò)4小時(shí)。盡管人工耳蝸與助聽(tīng)器定向麥克風(fēng)的引入顯著提高了噪聲聽(tīng)覺(jué)能力，但其使用仍然受到限制，在近場(chǎng)情況才顯現(xiàn)其優(yōu)勢(shì)[19]（即聲源位于附近，指向前方，而背景噪聲位于后面）。當(dāng)語(yǔ)音信號(hào)與噪聲分離時(shí)，雙麥克風(fēng)聲束成形技術(shù)(dual-microphone beamforming technology)最為有效。在現(xiàn)實(shí)生活中，聽(tīng)損患者感興趣的信號(hào)并沒(méi)有很好地從競(jìng)爭(zhēng)噪聲源中分離出來(lái)。Phonak立體聲變焦Stereo Zoom功能是一個(gè)三階定向聲束成形系統(tǒng)（a third-order directional beamforming system），在雙模式（Naída Link HA與AB Naída CI Q90和Q70）或者兩個(gè)Naída CI Q90處理器可以無(wú)線互聯(lián)，組合4個(gè)麥克風(fēng)。首先，每側(cè)的助聽(tīng)裝置對(duì)本身的2個(gè)麥克風(fēng)進(jìn)行處理，以獲得標(biāo)準(zhǔn)的雙麥克風(fēng)系統(tǒng)。定向信號(hào)隨后在HA和CI之間的無(wú)線線路上交換。利用頻率相關(guān)的加權(quán)函數(shù)，HA和CI線性地組合同側(cè)和對(duì)側(cè)方向信號(hào)，以產(chǎn)生雙耳方向性。雙耳波束寬度由加權(quán)函數(shù)控制，通常比簡(jiǎn)單的單耳雙麥克風(fēng)波束形成器窄[20]。Stereo Zoom可以通過(guò)提供比Ultra Zoom更窄的定向波束提高聽(tīng)力（見(jiàn)圖2），從而使雙側(cè)人工耳蝸植入患者或者雙?；颊咧苯泳劢乖谄淝懊娴膯蝹€(gè)講話人方向，同時(shí)減少來(lái)自側(cè)面、背面以及靠近前面的干擾噪聲[21]。

圖2 使用單個(gè)噪聲源從不同角度獲得的全向麥克風(fēng)、UltraZoom和StereoZoom的極坐標(biāo)圖

5 無(wú)線遠(yuǎn)程麥克風(fēng)和雙模聽(tīng)覺(jué)的聯(lián)合技術(shù)

多數(shù)使用助聽(tīng)設(shè)備的患者在安靜環(huán)境下有較好的言語(yǔ)識(shí)別能力，但在嘈雜聲中交談仍是一項(xiàng)挑戰(zhàn)[22]。雙模式助聽(tīng)降噪技術(shù)的另一種提高言語(yǔ)分辨方法是使用無(wú)線遙控麥克風(fēng)系統(tǒng)。系統(tǒng)包括一個(gè)放在說(shuō)話者嘴邊的麥克風(fēng)接收語(yǔ)音，將其轉(zhuǎn)換成電波形式，并將信號(hào)直接傳送到聆聽(tīng)者佩戴的接收器。通過(guò)在聲源處或聲源附近獲取信號(hào)，以提高患者信噪比，從而減少環(huán)境噪聲以及距離和混響的負(fù)面影響[23]。The Roger pen是Phonak Roger系統(tǒng)的一部分，它利用數(shù)字信號(hào)傳輸和處理實(shí)現(xiàn)自適應(yīng)增益調(diào)整。此設(shè)備將聲音信號(hào)從麥克風(fēng)輸入更改成兩部分,即Roger pen輔助輸入和助聽(tīng)設(shè)備（CI和HI）的麥克風(fēng)一定比例混合，且聽(tīng)力師可以通過(guò)編程軟件調(diào)整為更好的聆聽(tīng)安靜環(huán)境中的輕聲語(yǔ)音，De Ceulaer等[24]建議混合比例為50:50。與單獨(dú)使用CI的無(wú)線麥克風(fēng)相比，在雙模式助聽(tīng)情況下使用無(wú)線麥克風(fēng)提供了額外的好處[25]?；颊咴陔p模式助聽(tīng)設(shè)備都是全向性麥克工作時(shí)，Roger pen僅連接CI或連接CI和HA在噪聲效果方面沒(méi)有差異，患者的信噪比都可以改善2.1 dB[23]。

為了開(kāi)發(fā)全球最智能的雙模解決方案，澳大利亞科利耳公司和瑞聲達(dá)聽(tīng)力集團(tuán)成立智能聽(tīng)力聯(lián)盟共享技術(shù)，如音頻直流技術(shù)、與智能手機(jī)無(wú)線直連配對(duì)，給雙模式患者帶來(lái)了極大便利；同時(shí)簡(jiǎn)化了配對(duì)流程[26]，減少了兩種不同設(shè)備配對(duì)所需的時(shí)間[27]。Cochlear Nucleus7和ReSound ENZO Q提供獨(dú)特的適用于助聽(tīng)器和人工耳蝸的連接方案，ReSound和Cochlear共享無(wú)線直連技術(shù)，使患者可以同時(shí)從兼容的iOS或Android設(shè)備直連耳蝸和助聽(tīng)器，不需要使用中間設(shè)備；患者可以通過(guò)智能手機(jī)進(jìn)行實(shí)時(shí)調(diào)整或程序更改，以適應(yīng)不同的環(huán)境[27]?；颊咴谑褂檬謾C(jī)無(wú)線直連人工耳蝸和助聽(tīng)器時(shí)，在安靜和嘈雜環(huán)境下，言語(yǔ)識(shí)別能力分別提高25%和23%[28]；另一項(xiàng)使用迷你Mini Mic設(shè)備進(jìn)行雙模式噪聲下言語(yǔ)識(shí)別研究表明，與沒(méi)有Mini Mic相比，信噪比平均提高了6.3 dB[29]。這一顯著的信噪比提升可能意味著在嘈雜環(huán)境言語(yǔ)理解的區(qū)別[27]。

6 總結(jié)和展望

對(duì)于臨床進(jìn)行雙模式驗(yàn)配，聽(tīng)力師還需要不斷提升驗(yàn)配經(jīng)驗(yàn)及獲得更多新技術(shù)的支持。未來(lái)聽(tīng)力師對(duì)于雙模式驗(yàn)配工作的開(kāi)展還有諸多方向需要努力。首先，需要更規(guī)范化和標(biāo)準(zhǔn)化的雙模式驗(yàn)配流程。其次，需要推廣雙模式配戴理念，以幫助聽(tīng)損患者干預(yù)從雙耳聆聽(tīng)中獲益。同時(shí)，臨床上缺乏對(duì)雙模式效果統(tǒng)一而高效的測(cè)評(píng)體系，這不利于不同個(gè)體評(píng)估適用的驗(yàn)配策略。這些都需要在進(jìn)一步的臨床實(shí)踐和科學(xué)研究中努力探索。