La respuesta auditiva del tronco encefálico ( ABR ), también llamada audiometría de respuesta evocada del tronco encefálico ( BERA ) o potenciales evocados auditivos del tronco encefálico ( BAEP ) o respuestas evocadas auditivas del tronco encefálico ( BAER ) [1] [2] es un potencial evocado auditivo extraído de la actividad eléctrica en curso en el cerebro y registrado a través de electrodos colocados en el cuero cabelludo. El registro medido es una serie de seis a siete ondas positivas de vértice de las cuales se evalúan de I a V. Estas ondas, etiquetadas con números romanos en la convención de Jewett y Williston , ocurren en los primeros 10 milisegundos después del inicio de un estímulo auditivo. La ABR se considera una respuesta exógena porque depende de factores externos. [3] [4] [5]
Se cree que las estructuras auditivas que generan la respuesta auditiva del tronco encefálico son las siguientes: [4] [6]
En 1967, Sohmer y Feinmesser fueron los primeros en publicar los ABR registrados con electrodos de superficie en humanos, lo que demostró que los potenciales cocleares se podían obtener de forma no invasiva. En 1971, Jewett y Williston dieron una descripción clara del ABR humano e interpretaron correctamente las ondas posteriores como provenientes del tronco encefálico. En 1977, Selters y Brackman publicaron hallazgos fundamentales sobre latencias interpico prolongadas en casos de tumores (superiores a 1 cm). En 1974, Hecox y Galambos demostraron que el ABR se podía utilizar para la estimación del umbral en adultos y bebés. En 1975, Starr y Achor fueron los primeros en informar sobre los efectos de la patología del sistema nervioso central en el tronco encefálico sobre el ABR. [4]
Long y Allen fueron los primeros en informar sobre potenciales evocados auditivos anormales del tronco encefálico en una mujer alcohólica que se recuperó de un síndrome de hipoventilación central adquirida . Estos investigadores plantearon la hipótesis de que el tronco encefálico de su paciente estaba envenenado, pero no destruido, por su alcoholismo crónico. [8]
El ABR se utiliza para la detección auditiva de recién nacidos , la estimación del umbral auditivo, la monitorización intraoperatoria, la determinación del tipo y grado de pérdida auditiva, la detección de lesiones del nervio auditivo y del tronco encefálico y en el desarrollo de implantes cocleares .
Un uso del ABR tradicional es la prueba del sitio de la lesión y se ha demostrado que es sensible a los tumores acústicos grandes . Sin embargo, tiene poca sensibilidad a los tumores de menos de 1 centímetro de diámetro. En la década de 1990, hubo varios estudios que concluyeron que el uso de ABR para detectar tumores acústicos debería abandonarse. Como resultado, muchos médicos solo usan la RMN para este propósito en la actualidad. [9]
La razón por la que el ABR no identifica tumores pequeños se puede explicar por el hecho de que los ABR dependen de los cambios de latencia del pico V. El pico V está influenciado principalmente por fibras de alta frecuencia, y los tumores se pasarán por alto si esas fibras no se ven afectadas. Aunque el clic estimula una amplia región de frecuencia en la cóclea, la cancelación de fase de las respuestas de frecuencia más baja se produce como resultado de retrasos de tiempo a lo largo de la membrana basilar. [10] Si un tumor es pequeño, es posible que esas fibras no se vean lo suficientemente afectadas como para ser detectadas por la medición tradicional del ABR.
Las principales razones por las que no es práctico enviar a todos los pacientes a hacerse una resonancia magnética son el alto coste de la resonancia magnética, su impacto en la comodidad del paciente y la disponibilidad limitada en zonas rurales y países del tercer mundo. En 1997, el Dr. Manuel Don y sus colegas publicaron un artículo sobre el ABR apilado como una forma de mejorar la sensibilidad del ABR para detectar tumores más pequeños. Su hipótesis era que la nueva amplitud del ABR de banda derivada apilada con ABR podría detectar pequeños tumores acústicos que no se detectan con las mediciones estándar de ABR. [11] En 2005, afirmó que sería clínicamente valioso tener disponible una prueba de ABR para detectar tumores pequeños. [9] En una entrevista de 2005 en Audiology Online, el Dr. Don del House Ear Institute definió el ABR apilado como "... un intento de registrar la suma de la actividad neuronal en toda la región de frecuencia de la cóclea en respuesta a un estímulo de clic". [6]
El ABR apilado es la suma de la actividad neuronal sincrónica generada a partir de cinco regiones de frecuencia a lo largo de la cóclea en respuesta a la estimulación con clic y al enmascaramiento del ruido rosa de paso alto. [9] El desarrollo de esta técnica se basó en el trabajo sobre el potencial de acción compuesto del octavo nervio craneal realizado por Teas, Eldredge y Davis en 1962. [12]
El ABR apilado es una composición de la actividad de TODAS las regiones de frecuencia de la cóclea, no solo de las de alta frecuencia. [6]
Cuando las formas de onda derivadas representan la actividad de regiones más apicales a lo largo de la membrana basilar, las latencias de la onda V se prolongan debido a la naturaleza de la onda viajera. Para compensar estos cambios de latencia, el componente de la onda V para cada forma de onda derivada se apila (alinea), se suma y luego se mide la amplitud resultante. [10] En 2005, Don explica que en un oído normal, la suma del ABR apilado tendrá la misma amplitud que el ABR evocado por clic. Pero, la presencia de incluso un tumor pequeño da como resultado una reducción en la amplitud del ABR apilado en comparación con el ABR evocado por clic.
Con la intención de detectar la presencia de tumores acústicos pequeños (menores o iguales a 1 cm), el ABR apilado es: [11]
(Nota: Se obtuvo una sensibilidad del 100% con una especificidad del 50%)
En un estudio comparativo de 2007 sobre anomalías en los ABR en pacientes con tumores acústicos, Montaguti y sus colegas mencionan la promesa y el gran interés científico que presenta el ABR apilado. El artículo sugiere que el ABR apilado podría permitir identificar pequeños neuromas acústicos que no se detectan con los ABR tradicionales. [13]
El ABR apilado es una herramienta de detección valiosa para la detección de pequeños tumores acústicos porque es sensible, específica, ampliamente disponible, cómoda y rentable.
La ABR de ráfaga de tonos se utiliza para obtener umbrales para niños que son demasiado pequeños para responder de manera confiable a estímulos de sonido de frecuencia específica. Las frecuencias más comunes probadas son 500, 1000, 2000 y 4000 Hz, ya que generalmente se cree que estas frecuencias son necesarias para la programación de audífonos.
La respuesta auditiva en estado estable es un potencial evocado auditivo, obtenido con tonos modulados, que se puede utilizar para predecir la sensibilidad auditiva en pacientes de todas las edades. Es una respuesta electrofisiológica a estímulos auditivos rápidos y crea un audiograma estimado estadísticamente válido (potencial evocado utilizado para predecir los umbrales auditivos de personas con audición normal y de aquellas con pérdida auditiva). La ASSR utiliza medidas estadísticas para determinar si existe un umbral y cuándo, y es una "verificación cruzada" con fines de verificación antes de llegar a un diagnóstico diferencial.
En 1981, Galambos y sus colegas informaron sobre el "potencial auditivo de 40 Hz", que es un tono continuo de 400 Hz "modulado en amplitud" sinusoidal a 40 Hz y a 70 dB SPL. Esto produjo una respuesta muy específica en cuanto a frecuencia, pero la respuesta era muy susceptible al estado de excitación. En 1991, Cohen y sus colegas descubrieron que al presentar una frecuencia de estimulación superior a 40 Hz (>70 Hz), la respuesta era menor pero menos afectada por el sueño. En 1994, Rickards y sus colegas demostraron que era posible obtener respuestas en recién nacidos. En 1995, Lins y Picton descubrieron que los estímulos simultáneos presentados a frecuencias en el rango de 80 a 100 Hz permitían obtener umbrales auditivos. [3]
Los mismos o similares montajes de grabación tradicionales utilizados para las grabaciones ABR se utilizan para el ASSR. Se colocan dos electrodos activos en el vértice o cerca de él y en el lóbulo de la oreja/mastoides ipsilateral con conexión a tierra en la frente baja. Si se recogen datos de ambos oídos simultáneamente, se utiliza un preamplificador de dos canales. Cuando se utiliza un sistema de grabación de un solo canal para detectar la actividad de una presentación binaural, se puede colocar un electrodo de referencia común en la nuca. Los transductores pueden ser auriculares de inserción, auriculares, un oscilador óseo o un campo de sonido y es preferible que el paciente esté dormido. A diferencia de los ajustes de ABR, el filtro de paso alto puede ser de aproximadamente 40 a 90 Hz y el filtro de paso bajo puede ser de entre 320 y 720 Hz con pendientes de filtro típicas de 6 dB por octava. Los ajustes de ganancia de 10 000 son comunes, el rechazo de artefactos se deja "activado" y se cree que es ventajoso tener una "anulación" manual para permitir que el médico tome decisiones durante la prueba y aplique correcciones de curso según sea necesario. [14]
Similitudes:
Diferencias:
El análisis se basa en las matemáticas y depende del hecho de que los eventos bioeléctricos relacionados coinciden con la tasa de repetición del estímulo. El método específico de análisis se basa en el algoritmo de detección estadística del fabricante. Ocurre en el dominio espectral y está compuesto de componentes de frecuencia específicos que son armónicos de la tasa de repetición del estímulo. Los primeros sistemas ASSR consideraban solo el primer armónico, pero los sistemas más nuevos también incorporan armónicos más altos en sus algoritmos de detección. [14] La mayoría de los equipos proporcionan tablas de corrección para convertir los umbrales ASSR en audiogramas HL estimados y se encuentran dentro de los 10 dB a 15 dB de los umbrales audiométricos. Aunque existen variaciones entre los estudios. Los datos de corrección dependen de variables como: equipo utilizado, frecuencias recopiladas, tiempo de recopilación, edad del sujeto, estado de sueño del sujeto, parámetros del estímulo. [15]
En ciertos casos en los que no se pueden alcanzar los umbrales conductuales, se pueden utilizar los umbrales ABR para la adaptación de audífonos . Las nuevas fórmulas de adaptación, como DSL v5.0, permiten al usuario basar los ajustes del audífono en los umbrales ABR. Existen factores de corrección para convertir los umbrales ABR en umbrales conductuales, pero varían mucho. Por ejemplo, un conjunto de factores de corrección implica reducir los umbrales ABR de 1000 a 4000 Hz en 10 dB y reducir el umbral ABR a 500 Hz en 15 a 20 dB. [16] Anteriormente, se ha utilizado la audiometría del tronco encefálico para la selección de audífonos mediante el uso de funciones de intensidad-amplitud normales y patológicas para determinar la amplificación adecuada. [17] La idea principal de la selección y adaptación del audífono se basó en el supuesto de que las amplitudes de los potenciales del tronco encefálico estaban directamente relacionadas con la percepción de la sonoridad. Bajo este supuesto, las amplitudes de los potenciales del tronco encefálico estimulados por los dispositivos auditivos deberían exhibir valores cercanos a los normales. Los umbrales de ABR no necesariamente mejoran en la condición de audífono. [18] ABR puede ser un indicador inexacto del beneficio del audífono debido a la dificultad para procesar la cantidad adecuada de fidelidad de los estímulos transitorios utilizados para evocar una respuesta. Los umbrales de ABR de conducción ósea se pueden utilizar si existen otras limitaciones, pero los umbrales no son tan precisos como los umbrales de ABR registrados a través de la conducción aérea. [19]
Las ventajas de la selección de audífonos mediante audiometría del tronco encefálico incluyen las siguientes aplicaciones:
Las desventajas de la selección de audífonos mediante audiometría del tronco encefálico incluyen las siguientes aplicaciones:
Hay alrededor de 188.000 personas en todo el mundo que han recibido implantes cocleares . Solo en los Estados Unidos, hay alrededor de 30.000 adultos y más de 30.000 niños que son receptores de implantes cocleares. [20] Este número sigue creciendo a medida que la implantación coclear se acepta cada vez más. En 1961, el Dr. William House comenzó a trabajar en el predecesor del implante coclear actual. William House es otólogo y es el fundador del House Ear Institute en Los Ángeles, California. Este dispositivo innovador, que fue fabricado por la empresa 3M, fue aprobado por la FDA en 1984. [21] Aunque se trataba de un dispositivo de un solo canal, allanó el camino para futuros implantes cocleares multicanal. Actualmente, a partir de 2007, los tres dispositivos de implante coclear aprobados para su uso en los EE. UU. Son fabricados por Cochlear , Med-El y Advanced Bionics. El implante coclear funciona de la siguiente manera: el sonido es recibido por el micrófono del implante coclear, que capta la información que debe procesarse para determinar cómo los electrodos recibirán la señal. Esto se hace en el componente externo del implante coclear, llamado procesador de sonido. La bobina transmisora, también un componente externo, transmite la información del procesador de voz a través de la piel utilizando ondas de radio de frecuencia modulada. La señal nunca se convierte de nuevo en un estímulo acústico, a diferencia de un audífono. Esta información es recibida por los componentes internos del implante coclear. El estimulador receptor proporciona la cantidad correcta de estimulación eléctrica a los electrodos apropiados en el conjunto para representar la señal de sonido que se detectó. El conjunto de electrodos estimula las fibras restantes del nervio auditivo en la cóclea, que llevan la señal al cerebro, donde se procesa.
Una forma de medir el estado de desarrollo y los límites de plasticidad de las vías corticales auditivas es estudiar la latencia de los potenciales evocados auditivos corticales (CAEP). En particular, la latencia del primer pico positivo (P1) del CAEP es de interés para los investigadores. El P1 en los niños se considera un marcador de la maduración de las áreas corticales auditivas (Eggermont y Ponton, 2003; Sharma y Dorman, 2006; Sharma, Gilley, Dorman y Baldwin, 2007). [22] [23] [24] El P1 es una onda positiva robusta que se produce alrededor de los 100 a 300 ms en los niños. La latencia del P1 representa los retrasos sinápticos a lo largo de las vías auditivas periféricas y centrales (Eggermont, Ponton, Don, Waring y Kwong, 1997). [25]
La latencia de P1 cambia en función de la edad y se considera un índice de la maduración auditiva cortical (Ceponiene, Cheour y Naatanen, 1998). [26] La latencia de P1 y la edad tienen una fuerte correlación negativa, la latencia de P1 disminuye con el aumento de la edad. Esto se debe probablemente a una transmisión sináptica más eficiente con el tiempo. La forma de onda de P1 también se hace más amplia a medida que envejecemos. Se cree que los generadores neuronales de P1 se originan en la porción talamocortical de la corteza auditiva. Los investigadores creen que P1 puede ser la primera actividad recurrente en la corteza auditiva (Kral y Eggermont, 2007). [27] El componente negativo que sigue a P1 se llama N1. N1 no se observa de manera constante en niños hasta los 12 años o más.
En 2006, Sharma y Dorman midieron la respuesta P1 en niños sordos que recibieron implantes cocleares a diferentes edades para examinar los límites de plasticidad en el sistema auditivo central. [23] Aquellos que recibieron estimulación con implantes cocleares en la primera infancia (menores de 3,5 años) tuvieron latencias P1 normales. Los niños que recibieron estimulación con implantes cocleares más tarde en la infancia (menores de siete años) tuvieron latencias de respuesta cortical anormales. Sin embargo, los niños que recibieron estimulación con implantes cocleares entre los 3,5 y los 7 años revelaron latencias variables del P1. Sharma también estudió la morfología de la forma de onda de la respuesta P1 en 2005 [28] y 2007. [24] Encontró que en los niños implantados tempranamente la morfología de la forma de onda P1 era normal. Para los niños implantados más tarde, las formas de onda P1 eran anormales y tenían amplitudes más bajas en comparación con la morfología de la forma de onda normal. En 2008, Gilley y sus colegas utilizaron la reconstrucción de la fuente y el análisis de la fuente dipolar derivados de registros de EEG de alta densidad para estimar los generadores de P1 en tres grupos de niños: niños con audición normal, niños que recibieron un implante coclear antes de los cuatro años y niños que recibieron un implante coclear después de los siete años. Los hallazgos concluyeron que la morfología de la forma de onda de los niños con audición normal y los niños con implantes tempranos eran muy similares. [29]
Según la Administración de Alimentos y Medicamentos de Estados Unidos, aproximadamente 188.000 personas en todo el mundo han recibido implantes hasta abril de 2009.
Implantes cocleares
Estudios de potenciales evocados auditivos de la maduración cortical en niños con audición normal y con implantes: correlaciones con cambios en la estructura y la percepción del habla.
Desarrollo auditivo central en niños con implantes cocleares: implicaciones clínicas.
Reorganización cortical inducida por privación en niños con implantes cocleares.
Reorganización cortical inducida por privación en niños con implantes cocleares.
Intervalo interestímulo y potenciales auditivos relacionados con eventos en niños: evidencia de múltiples generadores.
Qué perder y qué aprender: desarrollo bajo privación auditiva, implantes cocleares y límites de la plasticidad cortical.
Latencia P1 como biomarcador del desarrollo auditivo central en niños con discapacidad auditiva