دل نوشته هاي يك متخصص

 براي مقايسه‌، دامنه ABR در محدوده 1/0 تا μV1 و دامنه ASSR در محدوده 10 تا 50 nV واقع است. معدل گيري وزني روشي براي كاهش تجويز سمعك تاثيرات آرتيفكت EMG در ثبت ABR است. با استفاده از اين روش، دوره هايي از ثبت (پاسخ) كه محتوي نويز آرتيفكتي بيشتري هستند، نسبت به دوره ‌هايي كه نسبتا آرام هستند، وزن كمتري را از معدل كلي، دريافت مي نمايند. در سيستم Integrity از كمپاني Vivosonic اين كار با روشي به نام: Minimum mean – Square Error Filtering يا Kalman Filtering صورت مي پذيرد. اين روش خطا را در هر اندازه گيري بر مبناي واريانس اندازه گيري، برآورد مي كند و به صورت مداومي اين برآورد را تصحيح درمان وزوز گوش مي نمايد. با استفاده از اين اطلاعات فيلتر Kalman برآوردي از سيگنال AER بدست مي دهد، مثلا ABR كه در آن احتمال خطا در برآورد دامنه در هر نقطه زمان نهفتگي به حداقل رسيده است. با كاهش تاثيرات نويز EMG متناوب، روش فيلترينگ Kalman اجازه ثبت دقيق ABR در طي فعاليتهاي عضلاني قابل توجه بيمار يعني مثلا حركت بيمار، خوردن، مكيدن، سخن گفتن، را عليرغم آرتيفكت هاي EMG قوي كه ممكن است بيش از RMS 100μV باشد را فراهم مي كند. از ديدگاه كلينيكي اين همه بدين معني است كه فعاليتهاي عضلاني بيماران، كلينيسين را مجبور نخواهد كرد كه برنامه تست را متوقف كند، به تعويق بيندازد يا اينكه به صورت ناكاملي آن را تمام كند. 
تعداد تكرار محرك: (Sweeps)استانداردي براي تعداد تحريكات در اندازه گيري AER وجود ندارد. هدف كلي اين است كه   مطلوب به دست آيد. هنگاميكه سيگنال قويتر است، تعداد تحريك كمتري لازم است و برعكس.براي مقدار معيني نويز تعداد تحريكات بيشتري براي پاسخهاي كوچكتر با زمان نهفتگي كوتاهتر در مقايسه با پاسخهاي بزرگتر و با زمان نهفتگي طولاني‌تر، لازم است. شايد  افزايش شدت تحريك براي افزايش شدت خدمات سمعك سيگنال به صورت كلينيكي، مهمترين روش باشد. ليكن استراحت و Relaxation كافي موثرترين روش در كاهش نويز است. 

يك راه ساده براي به تصويركشيدن اين پديده (يعني تداخل ناشي از 60 هرتز)، معدلگيري EEG بدون تحريك است. (مثلا مي توان سيم هدفون را كشيد) نرخ تحريك سمعك استخواني در سطح 60 هرتز تنظيم مي شود اگر تداخل 60 هرتز در اندازه گيري AER وجود داشته باشد، به آساني خود را نشان خواهد داد.
مباني آماري براي تعيين كفايت معدل گيري: سالهاست كه معيار آماري در تعيين حضور  و يا غياب پاسخ، شناخته شده است. اين معيار قبلا به كار رفته و مزاياي ثبات (consistency) و كارايي efficiency را به همراه آورده است. به اين ترتيب اگر بر مبناي ارزيابي آماري داده هاي AER، به احتمال 8/99 درصد پاسخ وجود داشته باشد، صرفنظر از تعداد تحريكهاي ارائه شده، مي توان معدل گيري را متوقف كرد. به عبارت ديگر اگر پس از يك سطح بالايي از پيش تعيين شده، براي تعداد جاروب ها (مثلا 12000 تا) معيار آماري به دست نيامد، معدل گيري متوقف مي شود. و نتيجه گيري مي شود كه پاسخي وجود ندارد، در حال حاضر چندين سيستم انتخابي AER امكان اين را دارند كه به صورت دوره اي شكل موج AER را در حين معدل گيري به واحد آماري بدهند تا به صورت اتوماتيك و دقيق مشخص شود كه چه هنگامي تعداد از كجا سمعك بخرم كافي تحريك ارائه شده و معدل گيري متوقف مي شود. در طراحي ثبت پاسخ هاي ASSR، تشخيص اتوماتيك پاسخ هاي برانگيخته شنيداري صورت مي پذيرد. هنوز هم با اغلب روشهاي اندازه گيري AER، تصميم بر مبناي مشاهده بصري AER معدل گيري شده براي توقف معدل گيري كاملا رايج است. 
Weighted Averaging : (معدل گيري وزني)براي ثبت مرسوم AEP لازم است بيمار خيلي آرام باشد، دراز بكشد، راحت باشد، خوابيده باشد، يا حتي كلينيك سمعك خوابانيده شده باشد، زيرا فعاليت عضلاني آرتيفكت هاي قابل توجهي (EMG) را در محدوده فركانسي 50 تا 500 هرتز ايجاد مي كند، كه اين محدوده درست در محدوده فركانسي ABR و ASSR واقع است. دامنه اين پاسخ ها ممكن است تا بيشتر از RMS 100μV برسد.

. البته اين حالت، كمتر اتفاق مي افتد. تفاوتهاي زمان نهفتگي اندك در AERs با محركهاي متوالي به صورت طبيعي، مورد انتظار است و ناهمزماني كلينيك سمعك هاي بيشتر پاسخ، ويژه ضايعات سيستم عصبي مركزي است. تفاوتهاي زمان نهفتگي ممكن است با محرك هم مرتبط باشد. مثلا زمان نهفتگي كوتاهتر ABR براي محرك Rarefaction در مقابل condensation  تفاوت پذيري قابل توجهي در پاسخ به محرك متناوب ايجاد مي كند. ناسازگاريهاي هنگام اندازه گيري و مربوط به عوامل اندازه گيري مي تواند به تفاوت پذيري زمان نهفتگي پاسخ، منجر شود. يك مثال در اين مورد تغيير در شدت محرك ارائه شده در هنگامي كه هدفون با دست نگاه داشته مي شود، است.همچنين نويزي كه هنگام ثبت AER با ان برخورد مي كنيم، همواره تصادفي نيست تجويز سمعك بلكه ممكن است به صورت منظم در فركانس مشخصي، رخ دهد. (تعداد تكرار مشخصي در ثانيه). در نتيجه تداخل پيچيده بين نرخ محرك، نويز الكتريكي، و AERچندان نادر نيست. احتمالا مورد قبول ترين مشكل در اين زمينه ناشي از تداخلات برق شهر 60 هرتز است. به اين پديده گاها، هياهوي 60 هرتز مي گوييم. زيرا اگر انرژي الكتريكي به انرژي آكوستيكي تبديل شود، صداي همهمه (hom) ايجاد خواهد شد. اگر نرخ ارائه محرك، حتي مقسوم عليه هاي زوج 60 هرتز باشد (مثل 10 ثانيه، 20 ثانيه، ...) اين احتمال هست كه قسمتي از محرك، همزمان (همفاز) با نويز 60 هرتز در پاسخ ظاهر شود.تداخل الكتريكي، در 60 هرتز يا هارمونيك هاي 60 هرتز، ممكن است از طريق الكترود يا حتي در يكي از نقاط محافظت نشده الكترود يا سيم الكترود بين بيمار وآمپلي فاير ايجاد شود. از آنجا كه برخي از شماره هاي زوج تحريك به صورت تناوب با تداخل هاي الكتريكي وابسته به زمان هستند، پاسخ در حين معدل گيري گاهي كه تداخل غلبه مي كند دچار موج زدگي مي شود و سپس دوباره شبيه پاسخ مطلوب مي شود. معدل گيري سيگنال اضافه تري براي كاهش تاثيرات آرتيفكت 60 هرتز (و نه حذف آن) لازم است. يك راه حل نسبي براي مشكل تداخل الكتريكي باطري سمعك 60 هرتز، استفاده روتين از نرخ تحريك فرد است. (مثلا 1/21 ثانيه، 3/27 ثانيه) اين اعداد به 60 قابل قسمت نيستند.