聽性腦干反應（ABR）是聽覺誘發電位從大腦中的正在進行的電活動提取并通過放置在頭皮電極記錄。測量的記錄是一系列6到7個頂點的正波，其中I到V被評估。這些波，在Jewett和Williston慣例中用羅馬數字標記，發生在聽覺刺激開始后的前10毫秒。ABR被認為是外源性反應，因為它取決于外部因素。

產生聽覺腦干反應的聽覺結構被認為如下：

• I波到III波–由顱神經VIII和更低的聽覺分支產生
• 波IV和V–由上腦干產生
• 更深入的位置——I波源自聽覺神經纖維的樹突，II波來自耳蝸核，III顯示上橄欖復合體的活動，以及與外側丘系相關的IV-V波。

1967年，Sohmer和Feinmesser率先發表了用人體表面電極記錄的ABR，表明可以非侵入性地獲得耳蝸電位。1971年，Jewett和Williston清楚地描述了人類ABR，并將后來的波正確解釋為來自腦干。1977年，Selters和Brackman發表了關于腫瘤病例（大于1厘米）中延長的峰間潛伏期的里程碑式發現。1974年，Hecox和Galambos表明ABR可用于成人和嬰兒的閾值估計。1975年，Starr和Achor率先報道了腦干中CNS病理學對ABR的影響。

Long和Allen率先報告了一名從獲得性中樞通氣不足綜合征中恢復過來的酗酒女性的腦干聽覺誘發電位(BAEP)異常。這些研究人員假設他們的病人的腦干是由于她的慢性酒精中毒中毒，但沒有被破壞。龍，KJ；Allen,N.（1984年10月）。“在Ondine的詛咒之后，異常的腦干聽覺誘發電位”。拱。神經病。41(10):1109–10。doi：10.1001/archneur.1984.04050210111028。PMID6477223。

• 電極蒙太奇：最常使用垂直蒙太奇（高額頭，耳垂或乳突，低額額
• 阻抗：5kΩ或更小（電極之間也相等）
• 濾波器設置：30–1500Hz帶寬
• 時間窗口：10ms（最小）
• 采樣率：通常高采樣率約20kHz
• 強度：通常從70dBnHL開始
• 刺激類型：點擊（100us長）、chirp或toneburst
• 換能器類型：插入式、骨振動器、聲場、耳機
• 刺激或重復率：21.1（例如）
• 放大倍數：100-150K
• n（平均數/掃描次數）：最少1000（推薦1500）
• 極性：推薦稀疏或交替

在解釋ABR時，我們會考慮振幅（神經元放電的數量）、延遲（傳輸速度）、峰間延遲（峰值之間的時間）和耳間延遲（耳朵之間的V波延遲差異）。ABR表示從耳蝸底部開始并在4毫秒內向耳尖移動的起始活動。峰值在很大程度上反映了耳蝸最基底區域的活動，因為干擾首先到達基底端，當它到達頂點時，會發生大量的相位抵消。

ABR用于新生兒聽力篩查、聽閾估計、術中監測、確定聽力損失類型和程度、聽覺神經和腦干病變檢測以及人工耳蝸的開發。

傳統ABR的一種用途是病變部位測試，它已被證明對大的聲學腫瘤敏感。然而，它對直徑小于1厘米的腫瘤的敏感性較差。在1990年代，有幾項研究得出結論，應該放棄使用ABR來檢測聽覺腫瘤。因此，許多從業者現在僅將MRI用于此目的。

ABR不能識別小腫瘤的原因可以解釋為ABR依賴峰值V的潛伏期變化。峰值V主要受高頻纖維影響，如果這些纖維不受影響，腫瘤將被遺漏。盡管咔嗒聲會刺激耳蝸上的寬頻率區域，但由于沿基底膜的時間延遲，會發生低頻響應的相位抵消。如果腫瘤很小，則這些纖維可能不會受到足夠的影響而無法被傳統的ABR測量檢測到。

簡單地將每個患者送入MRI是不切實際的主要原因是MRI的高成本、它對患者舒適度的影響以及在農村地區和第三世界國家的可用性有限。1997年，ManuelDon博士及其同事在StackedABR上發表了文章，作為一種提高ABR檢測較小腫瘤敏感性的方法。他們的假設是，新的ABR疊加派生波段ABR幅度可以檢測到標準ABR測量遺漏的小聲學腫瘤。2005年，他表示，使用ABR測試來篩查小腫瘤具有臨床價值。在2005年AudiologyOnline的一次采訪中，HouseEarInstitute的Don博士將StackedABR定義為“..嘗試記錄耳蝸整個頻率區域響應點擊刺激的神經活動總和。”

疊加的ABR是響應點擊刺激和高通粉紅噪聲掩蔽從耳蝸的五個頻率區域產生的同步神經活動的總和。這項技術的發展是基于Teas、Eldredge和Davis在1962年完成的第8腦神經復合動作電位工作。

疊加的ABR是來自耳蝸所有頻率區域的活動的復合物——不僅僅是高頻。

• 步驟1：獲得對點擊和高通粉紅色掩蔽噪聲（同側掩蔽）的點擊誘發的ABR響應
• 步驟2：獲取派生頻段ABR(DBR)
• 第3步：移動和對齊DBR的波V峰值–因此，“堆疊”波形V對齊
• 第4步：將波形相加
• 步驟5：將StackedABR的幅度與來自同一只耳朵的點擊誘發ABR的幅度進行比較

當導出的波形代表沿基底膜的更多頂端區域的活動時，由于行波的性質，波V延遲會延長。為了補償這些延遲偏移，每個導出波形的波V分量被堆疊（對齊），加在一起，然后測量產生的幅度。2005年，Don解釋說，在正常耳朵中，堆疊ABR的總和將與點擊誘發的ABR具有相同的幅度。但是，與點擊誘發的ABR相比，即使是小腫瘤的存在也會導致StackedABR的振幅降低。

為了篩查和檢測小的（小于或等于1cm）聲學腫瘤的存在，堆疊ABR是：

• 95%靈敏度
• 83%特異性

（注：xxx的靈敏度是在50%的特異性下獲得的）

在2007年對聽覺腫瘤患者ABR異常的比較研究中，Montaguti及其同事提到了StackedABR的前景和巨大的科學興趣。該文章表明，堆疊ABR可以識別傳統ABR遺漏的小型聽神經瘤。

StackedABR是一種用于檢測小聲學腫瘤的有價值的篩查工具，因為它靈敏、特異、廣泛可用、舒適且具有成本效益。

Tone-burstABR用于為太小而無法對特定頻率的聲音刺激做出可靠的行為響應的兒童獲得閾值。最常見的測試頻率為500、1000、2000和4000Hz，因為這些頻率通常被認為是助聽器編程所必需的。

聽覺穩態反應是一種聽覺誘發電位，由調制音調引起，可用于預測所有年齡段患者的聽力敏感度。它是對快速聽覺刺激的電生理反應，并產生統計上有效的估計聽力圖（誘發電位用于預測正常聽力個體和聽力損失者的聽力閾值）。ASSR使用統計測量來確定閾值是否存在以及何時存在，并且是在到達鑒別診斷之前用于驗證目的的“交叉檢查”。

1981年，Galambos及其同事報告了“40Hz聽覺電位”，這是一個連續的400Hz音調，以40Hz和70dBSPL正弦“調幅”。這產生了非常特定于頻率的響應，但該響應非常容易受到喚醒狀態的影響。1991年，Cohen及其同事了解到，通過以高于40Hz(>70Hz)的刺激頻率呈現，反應更小，但受睡眠的影響較小。1994年，Rickards及其同事表明，可以在新生兒中獲得反應。1995年，Lins和Picton發現以80到100Hz范圍內的頻率呈現的同步刺激使得獲得聽覺閾值成為可能。

ASSR使用與用于ABR錄音的傳統錄音蒙太奇相同或相似的內容。兩個有源電極放置在或靠近頂點和同側耳垂/乳突處，前額低處接地。如果同時從雙耳采集，則使用雙通道前置放大器。當使用單通道記錄系統檢測雙耳呈現的活動時，公共參考電極可能位于頸背。換能器可以是插入式耳機、頭戴式耳機、骨振蕩器或聲場，如果患者睡著了xxx。與ABR設置不同，高通濾波器可能約為40到90Hz，低通濾波器可能在320到720Hz之間，典型濾波器斜率為每倍頻程6dB。增益設置為10,000是常見的，工件拒絕保持“開啟”，

相似之處：

• 兩者都記錄來自排列在類似記錄陣列中的電極的生物電活動。
• 兩者都是聽覺誘發電位。
• 兩者都使用通過插入物（xxx）傳遞的聲學刺激。
• 兩者都可用于估計不能或不會參與傳統行為測量的患者的閾值。

區別：

• ASSR著眼于頻譜（頻率）域中的幅度和相位，而不是幅度和延遲。
• ASSR取決于頻譜上的峰值檢測，而不是時間與幅度波形的峰值檢測。
• ASSR是使用以高重復頻率呈現的重復聲音刺激而不是以相對低重復頻率呈現的突然聲音引起的。
• ABR通常一次在一只耳朵中使用咔嗒聲或音調突發刺激，但ASSR可以雙耳使用，同時評估寬帶或四個頻率（500、1k、2k和4k）。
• 在典型的輕度-中度-重度聽力損失中，ABR估計閾值基本上為1-4k。ASSR還可以估計相同范圍內的閾值，但可以更快地提供更多頻率特定信息，并且可以估計重度至極重度聽力損失范圍內的聽力。
• ABR高度依賴于幅度/延遲函數的主觀分析。ASSR使用響應概率的統計分析（通常在95%置信區間）。
• ABR的單位是微伏（百萬分之一伏），而ASSR的單位是納伏（十億分之一伏）。

分析以數學為基礎，并依賴于相關生物電事件與刺激重復率一致的事實。具體分析方法以廠家統計檢測算法為準。它出現在頻譜域中，由特定頻率分量組成，這些分量是刺激重復率的諧波。早期的ASSR系統僅考慮一次諧波，但較新的系統也在其檢測算法中加入了更高的諧波。大多數設備提供了用于將ASSR閾值轉換為估計的HL聽力圖的校正表，并且發現在聽力閾值的10dB到15dB范圍內。盡管研究之間存在差異。校正數據取決于變量，例如：使用的設備、收集的頻率、收集時間、受試者的年齡、受試者的睡眠狀態、刺激參數。