王杰 李永新

骨導(dǎo)（bone-conduction，BC）聽覺技術(shù)是利用骨導(dǎo)聽覺機(jī)制將外界聲音傳遞至內(nèi)耳基底膜，進(jìn)而感知外界聲音從而提高聽力。骨導(dǎo)途徑刺激內(nèi)耳基底膜是氣導(dǎo)途徑刺激內(nèi)耳基底膜之外的另一種聽覺途徑[1，2]。各種體內(nèi)噪聲即通過骨導(dǎo)途徑感知，骨導(dǎo)聽覺也是水下聽覺感知的重要方式。臨床行純音骨導(dǎo)聽閾值檢測用于鑒別傳導(dǎo)性與感音神經(jīng)性聽力損失。為了補(bǔ)償傳導(dǎo)性聽力損失以及輕度感音神經(jīng)性聽力損失，骨導(dǎo)聽覺刺激相關(guān)產(chǎn)品，如BAHA、振動聲橋以及骨橋等裝置相繼在臨床得到應(yīng)用。由此帶來了骨導(dǎo)聽覺機(jī)制、骨導(dǎo)聽力檢測、骨導(dǎo)聽覺刺激相關(guān)產(chǎn)品的臨床應(yīng)用相關(guān)問題。

1 骨導(dǎo)聽覺機(jī)制研究

骨導(dǎo)聽力現(xiàn)象已經(jīng)被人類認(rèn)識了幾個世紀(jì)。雖然骨導(dǎo)刺激整個骨性耳蝸結(jié)構(gòu)，但骨導(dǎo)刺激最終導(dǎo)致的基底膜振動仍遵循行波理論，產(chǎn)生的行波從底周傳遞至頂周[2]。該理論首次由Békésy GV提出，認(rèn)為骨導(dǎo)聽覺與傳統(tǒng)氣導(dǎo)聽覺一樣作用并引起內(nèi)耳基底膜振動，從而被感知。其進(jìn)一步實(shí)驗觀察到：于400 Hz處氣導(dǎo)與骨導(dǎo)刺激導(dǎo)致的基底膜振幅可以相互抵消[2]。此后，Zwislocki[1]以及Tonndorf[3]等均觀察到類似現(xiàn)象。

關(guān)于骨導(dǎo)聽覺機(jī)制，在經(jīng)典的“壓縮式”與“移動式”骨導(dǎo)機(jī)制基礎(chǔ)上，目前認(rèn)知骨導(dǎo)刺激基底膜通過如下4種路徑[4,5]：中耳聽骨鏈與內(nèi)耳淋巴液的慣性；外耳道內(nèi)聲能輻射；顳骨巖部壓縮與舒張；顱內(nèi)非骨性成份，如腦脊液對內(nèi)耳淋巴液的刺激。其中，顳骨巖部受骨導(dǎo)刺激壓縮與舒張刺激基底膜，與其它三種骨導(dǎo)機(jī)制不同，該機(jī)制最終刺激基底膜的程度與聽骨鏈及圓窗膜活動度有關(guān)[6]。骨導(dǎo)刺激導(dǎo)致在圓窗處的耳蝸外淋巴液流動不同于其在前庭窗處的流動[7]。與之相比，氣導(dǎo)引起基底膜振動僅使圓窗膜與前庭窗膜處的振動相位相反。

骨導(dǎo)聽覺傳導(dǎo)途徑具有頻率特異性。既往對骨導(dǎo)機(jī)制認(rèn)識多集中于顳骨標(biāo)本實(shí)驗[2，8]，活體骨導(dǎo)機(jī)制研究尚少[9]。由于顱骨受激振動具有頻率特異性[10]。在800～1000 Hz以下頻率范圍內(nèi)，顱骨整體呈剛性，不會產(chǎn)生壓縮與舒張[11]。此外，振動波在顱骨不同部位傳遞速度不同，且具有頻率特異性[11]。因此，由于顱骨振動導(dǎo)致耳蝸骨性結(jié)構(gòu)壓縮與舒張導(dǎo)致基底膜振動現(xiàn)象也具有頻率特異性。耳聲發(fā)射幅值，可能由于骨導(dǎo)聽覺刺激通過多種方式同時刺激耳蝸所至[19]。刺激聲頻率耳聲發(fā)射（stimulus-frequency otoacoustic emissions，SFOAEs）能提供更好的頻率特異性。然而，氣導(dǎo)誘發(fā)的SFOAEs在外耳道內(nèi)不能與同頻率的刺激聲相鑒別。骨導(dǎo)誘發(fā)的OAEs避免了該問題。

2 骨導(dǎo)聽覺檢測技術(shù)

早于19世紀(jì)，音叉Weber試驗與Rinne試驗就開始利用骨導(dǎo)現(xiàn)象診療疾病。進(jìn)入20世紀(jì)，開始使用純音聽力計鑒別傳導(dǎo)性與感音神經(jīng)性聽力損失，使用氣導(dǎo)與骨導(dǎo)純音閾值差量化傳導(dǎo)性聽力損失[12]。目前臨床通常使用B71（radioear corporation，pennsylvania，USA）骨振器頻響范圍窄（0.25～4 kHz）、動態(tài)范圍?。?0～70 dB HL），并且該振子由于其本身物理結(jié)構(gòu)限制使得低頻區(qū)諧響應(yīng)失真明顯，通常僅用于500～4000 Hz間骨導(dǎo)閾值測試[13]。

骨導(dǎo)聽覺刺激也可用于聽覺電生理檢測[14,15]。聽覺誘發(fā)電位（auditory evoked potential，AEP）是純音測聽以外可以評估聽敏度的工具[15]。如Clicks誘發(fā)的聽覺誘發(fā)電位反應(yīng)閾值與潛伏期在評估聽敏度中臨床應(yīng)用價值極高。骨導(dǎo)聽覺刺激可以單純誘發(fā)聽覺誘發(fā)電位[14]，且所誘發(fā)的聽覺誘發(fā)電位V波潛伏期隨著刺激強(qiáng)度降低較氣導(dǎo)刺激時的V波潛伏期顯著延長[16]?？赡苡捎诠菍?dǎo)聽覺刺激較氣導(dǎo)聽覺刺激時的高頻能量弱，因此骨導(dǎo)誘發(fā)高頻區(qū)放電較氣導(dǎo)晚。而骨導(dǎo)誘發(fā)聽覺穩(wěn)態(tài)誘發(fā)電位（ASSR）也可在不同年齡段人群中有效記錄[15，17]。

此外，骨導(dǎo)聽覺刺激還可以誘發(fā)耳聲發(fā)射（OAE）[18]，但檢測到單位幅值高于氣導(dǎo)誘發(fā)的

3 骨導(dǎo)聽覺刺激產(chǎn)品

為了補(bǔ)償傳導(dǎo)性聽力損失，骨導(dǎo)聽覺刺激裝置較傳統(tǒng)氣導(dǎo)助聽器無“堵耳效應(yīng)”等優(yōu)點(diǎn)，近年出現(xiàn)了可供臨床選用的產(chǎn)品。依據(jù)植入體內(nèi)程度不同，可分為全植入式與部分植入式，以及體外配戴式。關(guān)鍵技術(shù)是將外界聲音處理后轉(zhuǎn)化為振動。隨著科技進(jìn)步，到上世紀(jì)50年代，實(shí)現(xiàn)85 dB SPL輸出的振子耗能為28000 mA，而目前達(dá)到同樣輸出時耗能減小至3 mA。從而市面上出現(xiàn)了多種有別于傳統(tǒng)氣導(dǎo)途徑刺激內(nèi)耳基底膜的聽覺刺激裝置，將外界聲能轉(zhuǎn)化為振動刺激聽骨或顳骨，統(tǒng)稱為中耳植入裝置。如國內(nèi)引進(jìn)的骨錨式助聽器（bone anchored hearing aid，Baha）,振動聲橋（vibration soundbridge，VSB）、骨橋（bone bridge，BB）等。

隨著骨融合技術(shù)發(fā)展，1987年出現(xiàn)了部分植入式骨導(dǎo)聽覺刺激裝置[20]。微電子技術(shù)、中耳力學(xué)、數(shù)字信號處理等技術(shù)發(fā)展，促進(jìn)了振子技術(shù)發(fā)展，中耳植入裝置的發(fā)展。一種利用激光在砧骨體鉆微孔固定體內(nèi)振子的新型裝置由Otologic MET公司研發(fā)，經(jīng)過10年發(fā)展成為一種全植入術(shù)中耳植入裝置，最大輸出可達(dá)130 dB SPL。

4 骨導(dǎo)聽覺技術(shù)臨床應(yīng)用存在問題

骨導(dǎo)聽覺與氣導(dǎo)聽覺均作用于內(nèi)耳基底膜。但就某一特定聲能經(jīng)骨導(dǎo)刺激內(nèi)耳基底膜時，骨導(dǎo)聽覺的4種機(jī)制中分別貢獻(xiàn)多少？研究結(jié)果提示[21]，骨導(dǎo)刺激時，外耳道聲輻射、中耳成份的慣性、振動經(jīng)顱內(nèi)軟組織刺激均影響不顯著，耳蝸受骨導(dǎo)刺激舒縮與內(nèi)淋巴液慣性作用較大[21]。如耳硬化癥時，臨床觀察到氣導(dǎo)最大聽力損失可達(dá)60 dB，而骨導(dǎo)聽力不受影響。同時，鼓膜張肌腱收縮也導(dǎo)致不同程度氣導(dǎo)聽力損失，骨導(dǎo)聽力也不受影響。然而，后二者哪種機(jī)制作用為主尚存爭議[21]。曾經(jīng)認(rèn)為低頻區(qū)壓縮機(jī)制占主導(dǎo)作用，然而近年研究提示4～5 kHz區(qū)壓縮機(jī)制作用顯著[5,6]。

此外，骨導(dǎo)響度與氣導(dǎo)響度不同[22]。當(dāng)僅有輕中度感音神經(jīng)性聾時，BAHA功能增益僅5 dB。當(dāng)同時存在傳導(dǎo)性聽力損失時，與傳統(tǒng)氣導(dǎo)助聽器相比，BAHA功能增益顯著增加[23]。但另有研究提示，活體人顱骨在0.1～10 kHz頻率內(nèi)，高達(dá)77 dB HL刺激時仍呈線性特征[24]。但是，如果氣導(dǎo)與骨導(dǎo)聽覺刺激的響度均為線性，兩種刺激產(chǎn)生的聽覺響度應(yīng)該一致[22]。

雙耳聽覺刺激可以增加空間方位感、提高噪聲環(huán)境下信噪比，雙耳骨導(dǎo)聽覺刺激是否也可以有同樣優(yōu)點(diǎn)？通常認(rèn)為，雙耳利用聲音信息時域差處理1000 Hz以下聲音信號，而高于1000 Hz聲音信號通過耳間聲音強(qiáng)度差識別。雙耳骨導(dǎo)刺激時，低頻區(qū)時域差不明顯，而由于顱骨傳遞振動波速度高達(dá)400米/秒，氣導(dǎo)途徑的頭影效應(yīng)在骨導(dǎo)現(xiàn)象中不顯著。但是，臨床觀察到雙耳骨導(dǎo)聽閾基本一致時，雙側(cè)骨導(dǎo)聽覺刺激可以提高聲源定位能力。

鑒于骨導(dǎo)聽覺機(jī)制復(fù)雜，臨床活體研究困難，數(shù)值模型研究可能是一種比較有前途的方法[21]。但是骨導(dǎo)數(shù)值模型復(fù)雜，模擬活體骨導(dǎo)環(huán)境的有效骨導(dǎo)刺激方式困難，尚需進(jìn)一步探索。

骨導(dǎo)聽閾測試是選擇骨導(dǎo)聽覺刺激裝置的重要依據(jù)。不需受試者配合的聽覺誘發(fā)電位反應(yīng)閾臨床價值極大。然而，由于氣導(dǎo)ASSR在低頻區(qū)與純音聽閾相關(guān)性差，傳統(tǒng)氣導(dǎo)ASSR提供的頻率特異性價值有限[25]。有文獻(xiàn)報道骨導(dǎo)誘發(fā)的ASSR于低頻區(qū)較傳統(tǒng)氣導(dǎo)誘發(fā)的ASSR反應(yīng)閾低，可能彌補(bǔ)氣導(dǎo)ASSR不足[26]。骨振器放置位置、有無堵耳、刺激聲校準(zhǔn)等均影響ASSR測試結(jié)果[17]。尤其是測試重度聽力損失耳時，可能骨振器的偽跡或者低頻區(qū)誘發(fā)前庭反應(yīng)也影響ASSR結(jié)果[15]。即使校準(zhǔn)后的骨導(dǎo)振子，由于不同頭顱大小以及骨導(dǎo)振子放置位置的骨表面組織對聲音傳導(dǎo)阻抗不同， 實(shí)際刺激顱骨的聲能也有差異。此外，骨導(dǎo)誘發(fā)ABR也存在偽跡明顯問題，尤其是高強(qiáng)度刺激時對I波影響較明顯。關(guān)于骨導(dǎo)誘發(fā)的AEPs臨床應(yīng)用尚需進(jìn)一步探究。

隨著傳統(tǒng)氣導(dǎo)助聽器技術(shù)及人工耳蝸技術(shù)的發(fā)展，植入術(shù)骨導(dǎo)聽覺裝置不僅市場縮小，而且研發(fā)費(fèi)用日益增高，從實(shí)驗室轉(zhuǎn)化到市場需要更長時間。此外，部分骨導(dǎo)聽覺植入裝置需要進(jìn)一步研發(fā)，致使廠商運(yùn)營出現(xiàn)問題。如日本于1985年推出的RION（一種部分植入式的聽覺刺激裝置），臨床植入80例經(jīng)過10年臨床觀察，由于觀察時間過長、影響因素混雜以及體外裝置容易損壞，而不得不終止[27]。新型的骨導(dǎo)聽覺刺激裝置，避免堵耳效應(yīng)、高頻區(qū)失真、無反饋嘯叫、近似于自然聲，且能夠全部植入體內(nèi)將是未來發(fā)展的方向。

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