نوشته هاي من

Gorga و همكارانش، (1988) پيشنهاد كردند كه اين همگرايي در عملكرد در بين فركانسهاي مورد آزمون در بالاترين سطوح شدتي براي محركهايي با فركانس كم، مربوط به گسترش فعاليت به سوي مناطق فركانس بالا است.

10 سال زودتر، (1978) Teas , Klein چنين تمايلي را در زمان نهفتگي در محركهاي Filtered click (فركانسهاي اكتاوي از 500 تا 8000) به ازاي عملكرد شدت، گزارش كرده بودند. ويژگيهاي ABR برانگيخته شده با تن‌برست با جزئيات بيشتر در فصل 8 مورد بررسي قرار مي‌گيرد.

توضيح فيزيولوژيك براي عملكرد شدت – زمان نهفتگي:

چندين توضيح براي كاهش زمان نهفتگي و افزايش دامنه با زاي افزايش شدت محرك كليك ذكر شده است. اگرچه يك محرك كليك، انرژي را در پهنة فركانسي وسيعي داراست، اما مكان توليد ABR در طول غشاي قاعده‌اي حداقل به صورت نسبي، بستگي به شدت دارد. سطوح شدتي خيلي بالا، حلزون را در نزديكي قاعده تحريك مي‌كنند. مكان فعاليت حلزون سپس به صورت پيشرونده‌اي براي سطوح شدتي پايين‌تر به سمت راس، حركت مي‌كند. در پايين‌ترين سطوح شدتي، (مثلاً آستانة طبيعي) بخش‌هايي از حلزون كه مربوط به فركانسهاي 1000 تا 2000 هرتز هستند، ABR را ايجاد مي‌كنند.

اين تغيير به سوي راس «apical shift»، در مكان اولية تحريك در طول غشاي قاعده‌اي يك افزايش زمان نهفتگي 1ميلي‌ثانيه‌اي ايجاد مي‌كند. از آنجا كه زمان نهفتگي موج V از 5.5 به 8 ميلي‌ثانيه افزايش مي‌يابد، مي‌بايست مكانيسم ديگري در سمعك oticon عملكرد شدت – زمان نهفتگي وجود داشته باشد. يك فرضيه اين است كه پتانسيل‌هاي تحريكي پس سيناپسي (EPSP) براي سطوح شدتي بالاتر سريعتر به آستانه مي‌رسند و لذا، زمان انتقال سيناپسي كاهش مي‌يابد كاهش زمان نهفتگي توام با افزايش شدت محرك آني (تن‌برست يا كليك) به دليل پتانسيل مولد پيشرونده‌اي است كه در حلزون با سرعت بيشتري بر مي‌خيزد و به صورت مشابه، توسعة سريعتر پتانسيل‌هاي تحريكي پس سيناپسي يا EPSP. (مولد 1981)

زمان نهفتگي Compound AP مستقيماً به اين كه با چه سرعتي پتانسيل‌هاي گيرنده و EPSP افزايش مي‌يابند و به آستانة firing مي‌رسند، بستگي دارد. محرك با شدت بيشتر، ممكن است فعاليت غير خطي داخل حلزون را هم وارد بازي كند و باعث پهن شدن منحني‌هاي كوك شود. اين محرك، تغييري در مكان بيشترين تحريك حلزون در طول غشاي قاعده‌اي به سمت قاعده ايجاد مي‌كند. زمان جابجايي از دريچة بيضي تا اين منطقة بيشتر قاعده‌اي، البته كوتاهتر است و بنابراين زمان نهفتگي Compound AP نيز كوتاهتر خواهد بود.

در حاليكه گاهي اينطور هست اما همواره افزايش در زمان نهفتگي با كاهش در شدت ممكن است به دقت و به صورت موازي بين موج I و موج V ديده نشود. (يا به طور كلي در بين امواج)

يك تغيير زمان نهفتگي بيشتر (افزايش)، توام با كاهش گارانتي سمعك شدت ممكن است در موج I نسبت به موج V در افراد نرمال بزرگسال اتفاق بيفتد كه منجر به كوتاه شدن فاصلة بين I و V، در حدود 0.20 ميلي‌ثانيه يا حتي بيشتر در سطوح شدتي پايين‌تر مي‌شود.

فاصلة شدت – زمان نهفتگي بين امواج كه يك يافتة پر اهميت است، ممكن است متاثر از عوامل فردي نظير سن (در كودكان)، عوامل مربوط به تحريك (غير از شدت)، شكل اديوگرام و البته اختلالات وراي حلزوني و ساقة مغز باشد.

دامنة ABR حتي براي موج V در سطوح خيلي بالاي شدتي، بندرت از 1.0 ميكروولت فراتر مي‌رود. توام با كاهش سطح شدت، دامنة همة امواج، به صورت پيوسته‌اي كاهش مي‌يابد. اين منحني همانند «زمان نهفتگي» معمولاً خطي نيست، اگرچه برخي محققين يك رابطه خطي را گزارش كرده‌اند. علاوه بر اين، تغييرات دامنة وابستة به شدت، مشخصاً از تغييرات «زمان نهفتگي» در افراد در همة رده‌هاي سني، تغيير پذيري بيشتري دارند.

تعاملات شناخته شده‌اي بين شدت محرك، نرخ تكرار، ديرش، و فركانس، وجود دارند. نكات پيش گفته، اغلب به تاثير شدت بر زمان نهفتگي و دامنة سيگنال‌هاي كليك در ABR پرداخته‌اند. Gorga و همكارانش (1988)، عملكردهاي شدت – زمان نهفتگي را براي محركهاي تن‌برست از فركانس 250 هرتز تا 8000 هرتز توصيف كردند (غير مجاز مي باشدine2 gating functions) داده‌ها متعلق به 20 فرد با شنوايي نرمال بود. زمان نهفتگي براي فركانسهاي بالاكوتاه‌تر بود. همچنين بوضوح، با افزايش شدت تحريك، زمان نهفتگي در همة فركانسها كاهش مي‌يافت. تغيير پذيري بين فردي براي فركانسهاي پايين‌تر بيشتر از فركانسهاي بالاتر بود. به نظر مي‌رسيد كه شيب شدت – زمان نهفتگي براي فركانسهاي پائين‌تر، تندتر بود. بنابراين، كاهش در زمان نهفتگي در ازاي شدت، براي فركانسهاي پايين بيشتر از فركانس‌هاي بالا بود.

كه در آن n بالاترين جزء قابل اهميت است. اين سه عامل مربوط به قضاوت ادراكي صوت هاي موسيقيايي هستند. بسياري از آلات داراي صداهاي نويز مانند هستند كه كيفيت درك آنها را تحت تاثير قرار مي دهند. براي مثال يك فلوت سمعك ساختار تقريبا هارمونيكي دارد اما تن هاي مصنوعي با همان ساختار  شبيه صداي فلوت نيستند مگراينكه به دنبال هر نت ، نويز كوتاهي داشته باشيم.به طور كلي، تن هاي آلات موسيقي استاندارد به ندرت توسط فركانس هاي جزء ثابت برانگيخته مي شوند زيرا چنين سنتزي  نميتواند تنوع پويايي با مشخصه هاي زماني اين آلات توليد كند. بنابراين، دستگاه هاي سنتي الكترونيكي كه تن هايي با بسته هاي صوتي ثابت توليد مي كرد ميتوانست شبيه سازي خوبي از نيانبان توليد كند اما هيچ وقت مثل پيانو به نظر نمي رسيد. تركيب كننده هاي جديد شكل بسته هاي صوتي كه توليد مي كنند را تعيين ميكنند و بنابراين قادر هستند تقليدي دقيق تر از يك آلت موسيقي داشته باشند. براي اينكه يك شبيه سازي متقاعد كننده به نظر برسد معمولا دادن بسته هاي زماني متفاوت به هامونيك هاي مختلف در يك صداي پيچيده ضروري است.

محلي سازي صداها

 نشانه هاي دوگانه

مدت زيادي است به اين نتيجه رسيده اند كه تغييرات اندك در صوت هايي كه به هر دو گوش ميرسند ميتواند در محلي سازي صداها مورد استفاده قرار گيرند. دو نشانه ي اصلي تفاوت در زمان رسيدن صدا به هر دو گوش و تفاوت در شدت صداها است. براي مثال، صدايي كه از سمت چپ وارد گوش مي شود، داراي شدت بيشتري در گوش سمت چپ است. براي صداهاي سينوسي پايدار، تفاوت در زمان رسيدن برابر است با تفاوت فاز بين صداها در دو گوش. با اين حال، تفاوت هاي فازي در طول محدوده ي شنوايي هميشه مورد استفاده نيستند. آزمايشاتي كه در آنها صدا از طريق هدفون وارد گوش مي شود نشان مي دهند كه تفاوت فاز در دو گوش مي تواند تشخيص داده شود و مكان صداها را براي زير 1500 هرتز براي فرد قابل تشخيص بكند. اين امر كاملا منطقي است زيرا در فركانس هاي بالا طول موج صدا در مقايسه با ابعاد سر كوچك است و شنونده نمي تواند تعيين كند كدام حلقه در گوش چپ مربوط به حلقه ي گوش راست است. ممكن است دوره هايي زيادي با تفاوت فازي وجود داشته باشند. بنابراين، تفاوت هاي فازي در فركانس هاي بالا مبهم و ناپايدار مي شوند. از سويي ديگر، در فركانس هاي پايين، دقت ما در تشخيص تغييرات به طور نسبي در هر دو گوش خوب است. تغييراتي 10 تا 20 قابل تشخيص هستند كه برابر است با حركت يك الي دو درجه اي صدا هنگامي كه صدا از جلوي سر مي آيد.

تفاوت در شدت صداها در فركانس هاي بالا زياد است. دليل اين امر اين است كه فركانس هاي پايين، در اطراف سر پراكنده هستند و تفاوت كمتري در شدت صدا وجود دارد - جداي از اينكه منبع صدا چيست - به جز هنگامي كه منبع صدا بسيار نزديك به سر باشد. در فركانس هاي بالا، سر نقشي شبيه به سايه دارد و بالاي 2 تا 3 كيلوهرتز تفاوت در شدت صوت نشانه هاي مفيدي را فراهم مي كند. براي صوت هاي پيچيده كه داراي محدوده اي از فركانس ها هستند، تفاوت در الگوي طيف آنها در دو گوش ممكن است از اهميت خاصي برخوردار باشد. اين ايده كه محلي سازي صوت برا اساس تفاوت در زمان رسيدن صداها در فركانس پايين است و شدت صدا در اين فركانس را نظريه ي دوبلكس محلي سازي صدا مي گويند كه توسط لورد ريلي مطرح شد. اما، صداهاي پيچيده كه فركانس هاي بالا دارند، مي توانند به شرطي كه ساختار زماني مناسبي داشته باشند بر اساس تاخير در زمان رسيدن محلي سازي شوند.

آناليز زماني -  فركانسي سيگنال:

يكي از مشكلاتي كه در بررسي رفتارهاي يك طيف صدا وجود دارد اين است كه نمي توان اجراي فركانسي آن را در هر لحظه از زمان بررسي نمود. با ابداع كامپيوتر، روشهاي محاسباتي مختلفي جهت بررسي مجموعه هاي موجي ارائه گرديد كه قيمت سمعك اتيكن متداول ترين آنها آناليز Fourier است. بر اساس آناليز فورير يك سيگنال يا يك سيستم، طيف ثابتي است كه انرژي توزيع شدۀ آن در تمام لحظات امواج يكنواخت و همگن است و در كل زمان تشكيل دهندۀ طيف موجي اجزا فركانسي آن تغيير نمي نمايند. بعبارتي سيستم مجموعه اي است خطي كه ورودي و خروجي آن برابر است (بطور مثال موج سينوسي پيورتن). اما گفتار كه از اجزا همخوان وواكه تركيب شده مي تواند در يك لحظه از زمان پريوديك (صدا آ ) و در لحظۀ ديگري از زمان آپريوديك (صداي ش) باشد.

لذا جهت بررسي مجموعه هاي گفتاري ضروري به نظر مي رسد كه سيستم توليد گفتار را مشابه يك سيستم مولد صورت در هر لحظه از زمان و براساس   Short time fourier transfotm  (STFT) بررسي نمود. STFT  در سال 1950 توسط Bell ابداع گرديد.

براساس اين آناليز يك مجموعۀ موجي مركب به پنجره هاي زماني متعددي تقسيم مي شود و آناليز فركانسي هر مجموعۀ كوچك به صورت جدا انجام مي شود.

به اين ترتيب رفتار فركانسي يك مجموعۀ مركب در زمانهاي بسياري كوچك بررسي مي شود و انجام اين مكانيسم در مورد گفتار Voice print يا Speech Spectograoh ناميده مي شود. بعبارتي گفتار به عنوان فانكشني از زمان و فركانس تجزيه مي گردد.

در اين بررسي مدت زمان ياresolution  Temporal (آناليز وتجزيهء سيگنال مركب به واحدهاي زماني كوچكتر)توسط طول پنجره ها و  Frequncy resolution (آناليز وتجزيهء سيگنال مركب به واحدهاي فركانسي كوچكتر) توسط تجزيه فركانسي پنجره ها انجام مي شود.

روش ديگر براي آناليز فركانسي- زماني گفتار و امواج مركب وجود دارد كه Wavlet يا موجك ناميده مي شود. براساس آناليز موجك يك موج به مجموعه هاي كوچكتري به نام موجك تقسيم گردد و بر اساس زمان و فركانس آناليز مي شود. هر موج مركب از تعداد زيادي فيلترهاي پهنه گذر ايجاد شده كه پهنۀ وسعت هر فيلتر در صد ثابتي از فركانس مركزي است كه مشابه مكانيسم انتقال موج مسافر در عشاء پايه حلزون است. 

آرايش سمعك ، يكي از فاكتور هاي بسيار تاثيرگذار بر مدل ترجيح بهره كلي در 189 كاربر بود . بر اساس آزمون t  مستقل مشخص شد كه در تجويز قيمت سمعك يك طرفه ، افراد نسبت به بهره NAL-NL1 ، 2 dB بهره كمتر را ترجيح دادند ، اما با توجه به تعديل دو گوشي اعمال شده در فرمول NAL- NL1 نيازي به تغيير بهره نبود .

در فرمول NAL-NL1، جمع بندي بلندي بيشتري براي سطوح ورودي بالاتر در نظر گرفته مي شود . براي ورودي در حد 65 dBSPL تفاوت بهره تجويزي بين فيتينگ يك طرفه و دوطرفه در كم شنوايي متقارن بيشتر از 5 dB است .

تصحيح دوگوشي كه در فرمول NAL-NL1 در نظر گرفته مي شود بر اساس مطالعاتي است كه در گوش هاي هنجار پيشنهاد شده است ، جمع بندي دوگوشي بلندي نزديك به آستانه باعث افزايش 3 dB و در سطوح راحت و بسيار بالا منجر با افزايش 6 تا 10 دسي بل مي شود . داده هاي محدودي نيز در دسترس است كه بيان مي كند جمع بندي بلندي دوگوشي در گوش هاي كم شنوا مشابه يا قدري كمتر از گوش هاي هنجار است.

در نتيجه ، فرمول NAL-NL1براي فيتينگ يك طرفه 3 dB بهره بيشتري را نسبت به فيتينگ دوطرفه در سطوح ورودي كمتر از 40dBSPL تجويز مي نمايد و با افزايش ورودي تا 90 dBSPLو بالاتر با افزايش خطي تا 8 dB مي رسد . وابستگي به سطح ورودي بدان معني است كه فيتينگ يك طرفه ، نسبت هاي تراكم ( CR ) بالاتري را نسبت به فيتينگ دوطرفه در نظر مي گيرد .

مطالعه Epstein و  Florentine ( 2009 ) نشان مي دهد كه جمع بندي بلندي دوگوشي حين شنيدن گفتار زنده كمتر از گفتار ضبط شده و تون هايي است كه از طريق بلندگو يا هدفون ارايه مي شود .  مطالعات اخير نشان مي دهد كه تعديل دوطرفه در NAL-NL1 بسيار بزرگ است ، لذا فاكتور تصحيح دوطرفه در NAL-NL2 كاهش مي يابد تا در فيتينگ يك طرفه براي ورودي هاي كمتر از  40 dBSPL ، 2 dB بهره بيشتري را نسبت به فيتينگ دو طرفه فراهم نمايد و به طور خطي براي ورودي هاي  تا  90 dBSPL و بالاتر مقدار بهره تا 6 dB افزايش مي يابد . ( تصوير 6 ) . يعني براي ورودي  65 dBSPL ، فاكتور تصحيح تا 4 dB كاهش مي يابد كه البته براي كم شنوايي متقارن اعمال مي شود .

دوم: در نظر مي گيريم كه چطور بايد ويژگي هاي مطلوب را انتخاب كنيم؟

و در نهايت بحث مي كنيم كه چطور به خريد سمعك دريافت كارآمد و موثر پاسخ تجويز شده برسيم ؟

 انتخاب نوع سمعك: CIC ،ITC ، ITE ، BTE ، عينكي يا بدني

چندين فاكتور در هنگام  انتخاب نوع سمعك بايد در نظر گرفته شود.مزيت هاي مرتبط با انواع متفاوت سمعك ها به طور خلاصه در  Table 10.1است.

اگر چه سمعك هاي عينكي و بدني شامل آنها هستند، اما اين مدل ها به ندرت استفاده مي شوند.

در بعضي افراد نادر كه سمعك عينكي استفاده مي كنند، بيشتر با پيوست كردن يك سمعك عينكي به سمعك BTE به انجام مي رسانند.

سهولت در جاگذاري و برداشتن:

سمعك هاي CIC ،ITC و ITE آسانترين سمعك ها براي برداشتن و گذاشتن هستند چون در نگه داشتن و در دست گرفتن آسانند.سمعك بي مشكل  در بسته تنها است و با عينك ها دخالتي ندارند.

براي بعضي بيماران، سمعك هاي ITE با helix-lock ممكن است جاگذاري اش نسبت به سمعك هاي ITC يا CIC يا سمعك هاي BTE با نداشتن helix-lock در قالب سخت تر باشد.

سمعك هاي CIC ممكن است براي بعضي بيماران در جاگذاري اش سخت تر باشد اگر كه بيمار مشكل در بينايي، جهت يابي يا به دست آوردن اشياء كوچك داشته باشد.

برداشتن سمعك هاي CIC معمولا راحت است چون يك گره براي برداشتن دارند.

آساني در استفاده از دستكاري كنترل:

براي شخص استفاده كننده سمعك دستكاري كنترل در سمعك CIC مشكل است در حاليكه سمعك در داخل گوش است، مخصوصا اگر به طور كامل در داخل كانال قرار گرفته باشد.

تنظيم بهره هنگامي كه يك ميله قابل انعطاف v.c وصل باشد آسانتر خواهد بود اما اين كار مزيت هاي زيبايي CIC را كم مي كند.

در سمعك هاي بدني، عينكي و BTE  كنترل ها براي اداره كردن آسانتر هستند زيرا بزرگتر هستند و راحت تر قرار داده مي شوند .

افزودن on-Gapsبراي افزايش بلندي و سهولت در استفاده ازv.c براي سمعك هاي ITE ، ITC در برخي از سمعك هاي گران قيمت براي ظاهرشان اغلب سفارش داده مي شود.

اين وضعيت ها براي سمعك هاي چند حافظه اي به كار برده مي شود. تنها تفاوتي كه بيمار ميل بيشتري به استفاده از سمعك دارد، تنوع پاسخ هاي انتخاب شده است.

كنترل فيدبك يا كاهش برنامه ها براي بيماران با نقص سمعك شنوايي شديد تا عميقوبراي بيماراني كه شنوايي تقريبانرمال دارند و يا كم شنوايي فركانس هاي پايين همراه با افت شديد در فركانس هاي بالا مناسب ترند.

هر برنامه پردازش سيگنال براي هر بيمار نياز به تنظيم دارد، بايد با يك متد  تجويزي مناسب انجام شود.

موثرترين راه براي برآورد پاسخ هاي هدف و تنظيم سمعك ها به قابليت انعطاف وابسته است كه ويژگي هاي تقويتي سمعك ها مي توانند تنظيم شوند.

يك هدف كليدي مطابق است با targetپاسخ گوش واقعي.

براي سمعك هايي با ويژگي هاي قابل تنظيم انعطاف پذير، مخصوصا وقتي سمعك ها سفارشي هستند، پاسخ هاي Coupler target يك هدف مهم مياني را فراهم مي كنند.

تصويب كردن شكل آكوستيكي قالب گوش يا shell هنگام برآورد كردن Coupler target تناسب زمان هايي كه سمعك با ويژگي هاي نسبتا انعطاف نا پذير بايد به فاكتورهاي چند گانه باز گردانده شود را كاهش خواهد داد.

Coupler target حتي مي تواند با يكپارچه كردن با گوش واقعي شخص بيمار براي تفاوت كوپلر در تجويز صحيح تر ساخته شود.

اين صحت افزايش يافته احتمالا فقط براي سمعك هايي ارزشمند است كه ويژگي هاي پاسخي خيلي انعطاف پذيري دارند يا براي سمعك هايي كه براي بچه ها استفاده مي شوند، جايي كه اندازه گيريبهره نهايي گوش واقعي سخت است.

چون تجويز OSPL 90 با صحت كامل غير ممكن است، تناسب ماكزيمم خروجي بايد به صورت فعالانه توسط خود بيمار ارزيابي شود قبل از اينكه بيمار كلينيك را ترك كند.

يك تنوعي از شدت صداها شامل گفتار و Narrow band sounds بايد براي بيمار ارائه شود.

سمعك بايد بتواند صداهاي بلند را بسازد بدون اينكه بلندي صداها ناراحت كننده باشند.

اين بخش از اطلاعاتي در فصل هاي گذشته براي راهنمايي پله به پله در چگونگي انتخاب و تنظيم سمعك استفاده مي كند.

اول: در نظر ميگيريم كه چگونه بايد يك سمعك را انتخاب كنيم؟

انتخاب و تنظيم سمعك ها:

چكيده:

تصميم اوليه وقتي است كه يك كلينيسين يا سمعك زيمنس اكسپرينس بيمار يك سمعك اعم از CIC ، ITC ، ITE ، BTE يا بدني را انتخاب مي كند كه مناسب باشد.

در هر نوع سمعكمزيت هايي مرتبط با آساني در جاگذاري، آساني در كنترل دستكاري ها، قابليت ديدن، ميزان بهره، حساسيت به Noise باد، جهت داري، قابليت اعتماد، سازگاري تلفن، تنظيمات قابل انعطاف، سهولت در تميز كردن و اجتناب از انسداد و فيد بك وجود دارد كه اهميت داده شده به هر فاكتور از هر بيمار به بيمار ديگر بسيار متفاوت خواهد بود.

نياز براي ويژگي هاي اختصاصي مثل volume control  ،switch ، telecoil ، ورودي صوتي مستقيم و ميكروفون  دليركشنال بايد بر اساس نيازهاي فردي تعيين شوند. همچنين اين نيازها انتخاب نوع سمعك را تحت تأثير قرار خواهند داد.

در گام دوم برنامه پردازش سيگنال مناسب براي نياز هاي بيمار بايد انتخابشود.

محدود كننده تراكمي فرم مناسب تري از محدود كننده برش قله است اگر كه بتواند يك حداكثر خروجي در حد بالا فراهم  كند.

علاوه بر محدود كننده تراكمي، يك نسبت تراكمي پايين كه رنج وسيعي از سطح ورودي را فعال مي كند براي بيشتر بيماران مناسب است.

اين نسبت تراكمي پايين وقتي كه تنها يا چند كاناله يا با فعاليت سريع يا آرام باشد مزيت هايي را فراهم خواهد كرد.

چند كاناله هاي تراكمي مزيت هاي بيشتري را براي بيماران با كم شنوايي با شيب قابل توجه فراهم ميكنند.

ساختار چند كاناله با ديگر مشخصه ها مثل سركوب  noise تطبيقي و سركوب فيدبك سازگار است.

مزيت هاي سركوب noise تطبيقي بيشترند براي بيماراني كه سمعك هايشان را در محيط هاي بيشتري مي پوشند  وكساني كه به تقويت سرتاسري رنج وسيعي فركانس هانيازمندند.

داده هاي اوليه در مورد آخرين روش، در كسب ABR (Medium – averaging) اميدبخش بود. اگرچه اين يافته ها تنها براي چهار فرد مبتلا به اختلال شنوايي ارائه گرديد، اما روش ارائه شده، امكان پذير، قابل اطمينان، و نسبت به تاثيرات آرتيفكت فعاليت هاي خارجي سمعك نامرئي (غير از ABR) بخصوص در تعداد اندك جاروب (معدل گيري سيگنال)، آسيب پذيري كمتري داشت. هر روش پردازش سيگنال جديد كه براي ABR معرفي مي شود، مي بايست مورد آزمون هاي كلينيكي سخت توسط كلينيسين ها با گروههاي متنوع بيماران (بيماران با عملكرد شنيداري نرمال و غير نرمال از نوزادان تا بزرگسالي) و در شرايط آزمون پيچيده (NICU) قرار گيرد تا در صورت حصول نتيجۀ مثبت بتوان آن را به عنوان، جايگزين بهتري براي معدل گيري سيگنال مرسوم، در نظر گرفت. فردي كه تازه شروع به ثبت ABR در يك محيط كلينيكي كرده است، اغلب مي پرسد، چه مقدار معدل گيري در ارزيابي ABR لازم است يا اينكه چه تعدد محرك (جاروب) مي بايست قبل از آناليز ABR ارائه گردد؟ پاسخ مبتني بر شواهد به اين سوال منطقي و عملي در انتهاي اين فصل و در پروتكل آزمون ABR، ذكر شده است و نيز در فصل 8.

پاسخ ساده به اين سوال اين است كه مقدار معدل گيري (تعداد جاروب ها) يكسان براي كسب پاسخ هاي مطمئن به طوريكه براي همۀ افراد و در همۀ شرايط، يك ميزان سيگنال ارائه شود، غير موثر و ناكارآمد خواهد بود.

مثلاً در فردي با شنوايي طبيعي در سطوح شدتي بالا، تاكيد متعصبانه به ارائه 2000 نرخ تحريك، باعث اتلاف وقت ارزشمند كلينيكي مي شود، زيرا ABR با  اين تعداد تحريك، به وضوح قابل تشخيص خواهد بود.

Beanie و همكاران، 1992 به صورت تجربي تاييد كردند كه در افراد بزرگسال با شنوايي طبيعي، با 500 تحريك، اطمينان بالايي در تشخيص ABR وجود دارد با معدل گيري اضافي تغيير خيلي اندك با هيچ تغييري در امكان تشخيص، پايايي، زمان نهفتگي و دامنۀ موج I، موج II و موج V ايجاد نمي گردد.

تشخيص صريح امواج عمدۀ ABR، با كمترين ميزان معدل گيري سيگنال به وضوح در تصوير 12-6، نمايش داده شده است.

معدل گيري بيش از 250 تا 500 جاروب در سطح شدتي بالا، در فردي با شنوايي نرمال كه همكاري خوبي دارد، مطلقاً اختلاف وقت محسوب مي شود. در ارزيابي عملكرد شنوايي از طريق ABR براي كودكاني كه به خواب طبيعي رفته اند، محدود كردن شديد، معدل گيري اضافي غير لازم، به تنها تعداد تحريكي كه براي تشخيص ابتدايي پاسخ لازم است، زمان تست را به حداقل خواهد رسانيد. با محدود كردن مقدار معدل گيري سيگنال به حداقل لازم، اما تكرار هميشگي امواج، نويسنده (Hall) قادر است، در كمتر از 20 دقيقه، يك آناليز ABR نرولوژيك بهمراه، برآورد آستانه شنوايي وابسته به فركانس را (حداقل در 500 و 1000 و 4000 Hz) انجام دهد. در غير اينصورت با اتكاء به تعداد جاروب هاي ثابت (مثلاً 2000 تا)، و بدون تغييرات ديگر در پروتكل آزمون، كل زمان لازم براي ارزيابي ABR، فراتر از 40 دقيقه خواهد بود. كودكاني كه خوابانيده نشده اند، قبل از اتمام اين زمان 40 دقيقه اي ناآرام مي شوند.

كاربرد كلينيكي ABR با تحريك يك گوشي در مقابل دو گوشي:

همانگونه كه قبلا گفته شده، يك توافق عمومي براين نكته وجود دارد كه تحريك تك گوشي بر تحريك دو گوشي براي كاربردهاي نرودياگنوستيك ABR مرجح است.

حساسيت ABR به پاتولويهاي گوناگون با تحريك دو گوشي كاهش مي يابد، زيرا يك پاسخ طبيعي را در صورتي مي توان مشاهده كرد كه حداقل يكپارچگي يكطرفه ساقه مغز شنوايي وجود داشته باشد. با توجه به تحقيقات بسيار در مورد تداخل قيمت سمعك زيمنس دو گوشي در افراد نرمال تعجب آور است كه تعداد معدودي از مطالعات كلينيكي در مورد مقايسه ABR بين تحريك يك گوشي و دو گوشي وجود دارد. فقدان افزايش دامنه ABR كه به صورت طبيعي موردانتظار است در تحريك دو گوشي در مقابل تك گوشي در بيماران با ضايعات متفاوت گزارش شده از جمله MS يا مالتيپل اسكلروزيس، و Spasmodic dysphonia.

مباني فرض شده براي اين يافته در MS غيرقرينگي در زمان هاي نهفتگي ABR (و ويژگيهاي فازي) براي تحريك يك گوش در مقابل گوش ديگر، است كه تجمع عصبي پاسخ را مي كاهد.

Hausler و Levine (1980) ناهنجاريهاي آشكار ABR را در تحريك يك گوشي در 18 تا از 29 بيمار مبتلا به MS، گزارش كردند كه از امواجي با مرفولوژي خوب، اما داراي تاخير زمان نهفتگي بين موجي تا امواجي كه هيچ جزئي پس از موج I ندارد را دربرمي گيرد.

اين محققين، در هر صورت هيچ همبستگي بين ABRهاي تك گوشي و توانايي بيمار در تشخيص تفاوتهاي شدت بين دو گوشي، نيافتند. ABRهاي دو گوشي، ثبت نشدند.

Hall (1981)، يك نسبت دامنه دو گوشي به تك گوشي، كاهش يافته را در موج III (و نه موج V) در 7 بيمار با Spasmodic dysphonia گزارش كرد. او اين داده ها را با گروه كنترل همسان از نظر جنسيتي و سن مقايسه كرد. او به يك اختلال احتمالي در تداخل دو گوشي در ساقه مغز Caudal در اين گروه از بيماران فكر كرد.

اينكه ارزيابي BI با ABR يا ديگر AERها، ارزش احتمالي كلينيكي داشته باشد، خيلي مشخص نيست اما براي شكاك بودن، دلايلي هست.