способ настройки кохлеарного импланта

Формула изобретения

Способ настройки кохлеарного импланта, включающий стимуляцию трехканальными полосовыми акустическими сигналами и определение по ответной реакции имплантированного пациента на поданные стимулы комфортного уровня громкости звука, отличающийся тем, что каждую одноканальную полосу приводят к одному уровню звукового давления, а комфортный уровень определяют по суммарному сигналу с последующей корректировкой уровней стимулирующего тока по отдельным каналам при уровнях звукового давления вне значений 102-107 дБ.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицине, а именно к оториноларингологии и аудиологии, и может найти применение при настройке речевого процессора кохлеарного импланта.

Реабилитация больных с глубокой степенью тугоухости и глухотой является сложной проблемой ввиду отсутствия действенных методов лечения и низкой эффективности электроакустической коррекции для значительной части таких больных. В настоящее время в качестве одного из наиболее перспективных направлений реабилитации людей с большими потерями слуха и их интеграции в среду слышащих можно рассматривать кохлеарную имплантацию (далее КИ).

КИ - это операция, в процессе которой во внутреннее ухо пациента вводится цепочка электродов, обеспечивающая восприятие звуковой информации посредством электрической стимуляции сохранившихся волокон слухового нерва.

В отличие от обычного слухового аппарата, который усиливает акустические сигналы, кохлеарный имплант преобразует их в последовательность электрических импульсов, возбуждающих слуховой нерв. Использование КИ основано на том обстоятельстве, что при сенсоневральной тугоухости наиболее часто поражены рецепторы улитки (волосковые клетки), в то время как волокна слухового нерва долгое время (до 10-15 лет) остаются сохранными. Однако для обеспечения адекватного слухового восприятия требуется преобразование акустического сигнала, в норме воспринимаемого волосковыми клетками, в последовательность электрических импульсов, стимулирующих волокна слухового нерва. Эту функцию при поврежденных волосковых клетках и выполняет КИ.

Кохлеарный имплант состоит из наружной и имплантируемой частей. Наружная часть - это микрофон, речевой процессор (далее РП) и передатчик. Микрофон воспринимает и передает сигналы в РП, который крепится или за ухом пациента, или на его одежде, как карманный слуховой аппарат. В РП происходит переработка речевого сигнала в импульсы, которые по проводу подаются на передатчик, удерживаемый с помощью магнита за ухом пациента над имплантированным приемником. Передатчик по радиоканалу передает информацию и энергию для питания импланта на приемник.

Имплантируемая часть включает в себя приемник с индукционной катушкой и цепочку (до 22) электродов. Приемник имплантируется под кожу в углубление, сделанное в височной кости, а цепочка электродов вводится в барабанную лестницу на глубину до 30 мм через отверстие около круглого окна. Имплантируемая часть не имеет никаких внешних разъемов, ее питание и передача информации происходит по радиоканалу.

Операцию проводят под общим наркозом, продолжительность ее составляет около 3 часов. На следующий день пациенты встают и передвигаются без проблем. Их выписывают через 3-5 дней, а первое включение и настройку РП производят через один месяц. Точная настройка речевого процессора в большой степени определяет успех реабилитации пациентов после кохлеарной имплантации.

Из литературы известен способ настройки речевого процессора у имплантированных пациентов путем регистрации пороговых уровней интраоперационного стапедиального рефлекса [1].

Способ включает регистрацию сокращения стапедиальной мышцы противоположного уха в ответ на электрическую стимуляцию импланта. Зарегистрированные на отдельных электродах уровни порога рефлекса используют для настройки речевого процессора.

Недостатками данного способа является то, что, во-первых, стапедиальный рефлекс может быть зарегистрирован не у всех обследуемых, во-вторых, пороговый уровень рефлекса не является окончательным значением при настройке, а может служить лишь опорной точкой для настройки речевого процессора КИ.

Известен также электрофизиологический способ настройки процессора кохлеарного импланта, включающий телеметрию нервного ответа [2].

Способ включает регистрацию потенциалов ствола мозга в ответ на электрическую стимуляцию, производимую на исследуемое ухо.

Недостатком данного способа является то, что он недостаточно надежен, так как вызванные потенциалы регистрируются лишь у 80% пациентов. Кроме того, следует отметить, что этот способ не дает возможности точно устанавливать необходимые уровни электрических стимулов на отдельных электродах. Это подтверждается слабой корреляционной связью между установками уровней по объективным измерениям и субъективным оценкам, поскольку коэффициент корреляции не превышает 50-60%.

Известен также способ настройки речевого процессора кохлеарного импланта Combi-40/40+ и Tempo+ [3].

Для проведения настройки используют компьютер, специальную программу и согласующее устройство. Компьютер соответствующим образом подключают к речевому процессору, запускают программу и далее управление всеми параметрами работы КИ производят с клавиатуры компьютера.

Способ включает подачу электрических стимулов на каждый отдельный электрод поочередно и определение по реакции пациента комфортного и порогового уровней восприятия тока. После определения необходимых параметров стимулов в каждом из электродов их значения вводят в память речевого процессора. По окончании процедуры настройки проводят активацию процессора, и пациент начинает слышать окружающие звуки.

Данный способ позволяет производить настройку речевого процессора КИ по прикосновению к дискомфорту. Иначе говоря, для определения максимально комфортного уровня восприятия громкости пациенту необходимо ощутить минимально дискомфортный уровень звука, вызываемый электрическими стимулами. При этом оценку восприятия громкости производят в каждом электроде по очереди, а установленные таким образом уровни стимулов определяют комфортный уровень восприятия речи.

Недостатком данного способа является то, что комфортный уровень громкости определяют при стимуляции каждого электрода по отдельности. При этом возникает ощущение того или иного узкополосного стимула: от низкочастотного стимула до высокочастотного стимула. Из-за значительных различий ощущений на разных электродах даже не все взрослые справляются с этой задачей, некоторые из них сами отмечают трудность оценки громкости стимулов разных полосовых спектров.

Ребенку еще сложнее оценить громкость стимулов на отдельном электроде, в связи с тем, что ребенок вследствие отсутствия слухового опыта не полностью отдает отчет в своих ощущениях и поэтому никак не отражает своего суждения о громкости. В таком случае трудно получить достоверную оценку.

У взрослых пациентов возможен такой вариант, что при оценке громкости на отдельном электроде они определяют в каждом из них комфорт, а при активации процессора и проверке разговорной речью пациент не удовлетворен громкостью.

Таким образом, оценка комфорта при стимуляции каждого отдельного электрода недостаточно надежный критерий для оптимальной настройки процессора данного пациента. Кроме того, после активации процессора и проверки восприятия речи с полным спектром при обнаружении негативной реакции неясно, на каких электродах произошло превышение комфортного уровня.

Также известно, что высокочастотные составляющие речевого спектра имеют значительно меньшую интенсивность, чем низкочастотные, поэтому оценка уровней настройки высокочастотных каналов живой речью затруднена или даже совсем невозможна.

Наиболее близким по технической сущности к заявляемому решению является способ настройки кохлеарного импланта, включающий оценку громкости при одновременной стимуляции нескольких каналов с помощью суммарных полосовых акустических сигналов [4].

В данном способе электроды стимулируют группами с помощью полосовых акустических сигналов, и каждая последующая группа частично перекрывает предыдущую группу, а уровень громкости звука на отдельном электроде определяют по ощущению сигналов, воспринятых пациентом с этого электрода в разных группах.

В качестве звуковых стимулов были использованы полосовые шумы, вырезанные из синтезированного белого шума с уровнем интенсивности, равным 100 дБ. Спектральные полосы имели ширину, равную суммарной ширине трех соседних полос 8-канального импланта.

Недостатком данного способа является то, что одноканальные полосы, входящие в трехканальные полосы, имеют разные уровни звукового давления. Чем шире полоса, тем больше ее уровни звукового давления (далее УЗД), поскольку спектральная плотность белого шума постоянна. Следовательно, одноканальные полосы в разной степени участвуют в формировании ощущения громкости трехканальных полос.

Кроме того, при вырезании полос из белого шума с одинаковой спектральной плотностью суммарная ширина трех соседних полос с меньшими номерами (низкочастотный диапазон) значительно меньше, чем полос с большими номерами и, следовательно, УЗД разных тестовых полос будут различаться. Так, например, ширина полосы, состоящей из полос 1, 2 и 3-го каналов, равна 581 Гц, а из 6, 7 и 8 каналов - 3600 Гц. Измерение УЗД тестовых полос, используемых в прототипе, проведено на искусственном ухе 4152 фирмы «Bruel&Kjar». В таблице 1 на фиг.1 представлены результаты измерений.

Таким образом, кроме различного вклада полос отдельных каналов, входящих в частотные границы полос трех соседних каналов, имеются также различия в уровнях звукового давления трех соседних полос в зависимости от их спектрального состава (низко-, средне- или высокочастотные полосы), что также является недостатком прототипа.

Технический результат изобретения состоит в повышении точности настройки процессора кохлеарного импланта у пациентов с потерей слуха, включая детей, с которыми отсутствует речевой контакт, путем уменьшения влияния субъективного фактора при оценке ощущений, возникающих при стимулировании импланта.

Для достижения указанного технического результата в способе настройки кохлеарного импланта, включающем стимуляцию импланта трехканальными полосовыми акустическими сигналами и определение по ответной реакции имплантированного пациента на поданные стимулы комфортного уровня громкости звука, согласно предложению каждую одноканальную полосу приводят к одному уровню звукового давления, а комфортный уровень определяют по суммарному сигналу с последующей корректировкой уровней стимулирующего тока по отдельным каналам при уровнях звукового давления вне значений 102-107 дБ.

Наличие отличительных признаков свидетельствует о соответствии заявляемого технического решения критерию патентоспособности «новизна».

В прототипе при настройке КИ для одновременной стимуляции нескольких электродов использовались полосы трех каналов, вырезанные из белого шума с постоянной спектральной плотностью. В таком трехканальном стимуле главную роль в создании ощущения громкости играла полоса с большей шириной, а более узкие полосы оказывали влияние в меньшей степени.

В заявляемом способе также были использованы полосы трех каналов, но сначала каждый из них был приведен к одному и тому же уровню звукового давления (УЗД), а затем они были сложены. Поэтому вклад каждой из полос из такого суммарного сигнала в создание громкости был одинаков. Это повышает точность оценки звуков и, следовательно, настройки КИ, поскольку каждая из трех полос в равной степени определяет громкость.

На фиг.3 представлены полосы белого шума 3-4-5 с равной спектральной плотностью, а на фиг.4 - полосы одинаковые по уровню звукового давления. При одинаковых УЗД полос можно создавать их любые комбинации. На фиг.4 комбинация полос 1-7-8 (более темная). Она тоже использовалась в эксперименте.

Заявляемый способ максимально приближен к реальным условиям, так как пациент оценивает громкость звуковых сигналов, которые окружают его в реальной жизни, позволяет повысить точность настройки КИ за счет уменьшения влияния субъективного фактора вследствие определения лишь негативных реакций пациента, оценить работоспособность микрофона речевого процессора.

Из вышесказанного следует, что технический результат изобретения достигается новой совокупностью существенных признаков как вновь введенных, так и известных, следовательно, заявляемый способ соответствует критерию патентоспособности «изобретательский уровень».

Способ иллюстрируется чертежами, где на фиг.1 представлена таблица 1, где показаны уровни звукового давления, используемые в прототипе полос (дБ), в зависимости от их состава (номеров одноканальных полос); на фиг.2 представлена таблица 2, где показаны номера каналов, одновременно стимулируемых трехканальными полосовыми акустическими сигналами при использовании 8-канального имплантата; на фиг.3 представлены полосы белого шума с одинаковой спектральной плотностью; на фиг.4 представлены полосы белого шума одинаковые по уровню звукового давления (УЗД).

Способ осуществляют следующим образом.

Экспериментально установлено, что при самостоятельной установке уровня интенсивности трехканальных суммарных полосовых шумов опытными имплантированными пациентами порог дискомфортной громкости достигается при УЗД акустических стимулов в пределах от 102 до 107 дБ.

Данное исследование было проведено на шести опытных постлингвальных пациентах. В качестве звуковых стимулов были использованы сигналы, состоящие из суммы трех полосовых шумов, вырезанных из синтезированного белого шума.

Для полосовой фильтрации была использована созданная сотрудниками ФГУ «Санкт-Петербургский НИИ ЛОР Росздрава» компьютерная программа спектральной переработки акустического сигнала [5].

Программа дает возможность выделять из полного спектра частотные полосы различной ширины. Спектр белого шума обрабатывали в диапазоне частот 300-5500 Гц.

Акустические сигналы создавались следующим образом. Из белого шума вырезали полосы, по ширине равные ширине полос, обрабатываемых в каждом канале системы КИ. Далее при одном и том же положении регулятора громкости усилителя с помощью искусственного уха 4152 фирмы Bruel&Kjar уровни интенсивности каждой из этих полос были приведены к одному и тому же уровню звукового давления, равному 100 дБ. Изменение уровней интенсивности одноканальных полос до звуковой карты проводили с помощью программы «COOL». Далее в результате суммирования полос трех каналов были получены суммарные трехканальные полосы. В таблице 2 представлены номера каналов, на которые одновременно подавались полосовые акустические (трехканальные) сигналы.

Речевой процессор импланта с микрофоном располагали под амбушюром телефона, на который подавали трехканальные полосы. Испытуемый должен регулятором громкости усилителя установить УЗД акустического стимула, который он оценивал как порог дискомфорта.

Нами были исследованы восприятия громкости трехканальных полосовых стимулов у шести опытных имплантированных пациентов. Уровни комфортной громкости электрических стимулов у всех испытуемых были определены четко и записаны в программу речевого процессора, которой каждый из них преимущественно пользовался в повседневной жизни.

Было обнаружено, что все пациенты оценивали трехканальные стимулы с УЗД, в среднем равным 104±4,5 дБ, как порог дискомфорта. Отмечался незначительный разброс результатов разных испытуемых от 102 до 107 дБ, а также близкие значения установок УЗД на пороге дискомфорта были зафиксированы при различных комбинациях спектральных полос, например 1-2-3 и 7-8-1.

Из полученных результатов выявлено, что настройка речевых процессоров может проводиться с помощью полосовых шумов. Причем, как отмечали испытуемые, громкость полос им оценивать было проще, чем громкость электрических стимулов по отдельным каналам. По результатам исследований мы приняли УЗД, равный 105 дБ, как граничный уровень для детей.

Так как стимулы - это реальные акустические сигналы, то наряду с оценкой параметров настройки речевого процессора кохлеарного импланта проводится также корректировка установок программы к амплитудно-частотной характеристике микрофона. Поскольку при настройке устанавливается амплитуда электрического стимула, то ее максимальное значение определяет комфортную громкость. Но амплитуда прямо связана со звуковой энергией полосы, обрабатываемой в данном канале, а энергия (суммарная) - интегралом площади. При этом амплитудно-частотная характеристика микрофона имеет неравномерности, и, несмотря на то, что амплитуды тока по каналам установлены на комфортных уровнях, вследствие неравномерности характеристики микрофона выходной электрический сигнал не создает комфортное ощущение. То есть комфорт по току не равен комфорту по звуку.

Кроме того, использование полосовых шумов дает возможность проверить состояние микрофона в случае сомнений в его работоспособности, например после падения процессора на пол или после какого-нибудь удара по нему. Снижение его чувствительности вследствие повреждения приведет к увеличению УЗД звуковых стимулов, при которых достигается порог дискомфорта при исправном микрофоне.

В процессе настройки речевого процессора у маленьких детей были сделаны следующие наблюдения. При отсутствии звукового сигнала дети отображали это своим поведением, при появлении сигнала и повышении уровня звукового давления трехканальных стимулов отчетливо проявлялась реакция ребенка на эти изменения.

При УЗД стимулов, близким к 105 дБ, отмечались негативные реакции, например ребенок морщился, крутил головой, пытался отодвинуться от источника звука. Иногда ребенок, сидя на руках у матери, отворачивался и прижимался к ней. При подаче звука ребенок, сидящий на стуле, попытался уйти. Иногда ребенок указывал на антенну, то есть на имплантированное ухо, и, повернув голову к своему родителю, отображал знаками, что это ему не нравится.

Если при отсутствии дискомфорта не отмечалось никаких негативных реакций при уровнях звукового давления 105 дБ, мы повышали комфортные уровни тока в соответствующих трех каналах. При обнаружении негативных реакций при уровнях стимуляции менее 105 дБ УЗД мы понижали комфортные уровни тока в соответствующих трех каналах.

Настройка процессора у 6 имплантированных детей проводилась на основании проведенных наблюдений.

Способ поясняется следующим примером.

Пациент М., 4,5 лет. При стандартной процедуре настройки процессора кохлеарного импланта у этого ребенка не было отмечено негативной реакции при электрической стимуляции по каждому каналу, а также в режиме SWEEP - при последовательной стимуляции отдельных каналов.

При стимуляции трехканальными суммарными полосовыми шумами зарегистрированы следующие реакции на полосовые стимулы. При приближении к УЗД 100-105 дБ при трехканальных сигналах до 7-8-9 полос включительно ребенок поворачивался к отцу и протягивал ему руку, ища поддержки или защиты. При суммарном сигнале, состоящем из 10, 11 и 12 полос, не отмечено негативной реакции при уровнях стимуляции 105-110 дБ. При настройке на следующий день ребенок знаками показал, что он не хочет повторения вчерашнего обследования.

В соответствии с полученными результатами в каналах 10, 11, 12 уровни стимуляции были повышены. Полученные уровни были записаны во вторую программу. После активации системы никаких негативных реакций не отмечено.

Далее уровни второй программы были увеличены на одну ступень, эта настройка была записана в третью программу. При проверке живой речью отмечена незначительная негативная реакция. Далее уровни второй программы были уменьшены на две ступени и эта настройка записана в первую программу. На этом настройка процессора была закончена.

Из вышесказанного следует, что предлагаемый способ обеспечивает технический результат, не вызывает затруднений, предполагает использование освоенных материалов и стандартного оборудования, что свидетельствует о соответствии заявляемого технического решения критерию патентоспособности «промышленная применимость».

Источники информации

1. Lorens A., Anderson I. ESRT and MCL correlations in experienced paediatric cochlear implant users // Cochlear Implants international, 2004, vol.5, № 1, p.28-37.

2. Dillier N., Lai WK et al. Measurement of the electrically evoked compound action potential via a neural response telemetry system // Ann. Otol. Rhinol. Laryngol, 2002, vol.111, № 5, р.407-414.

3. Петров С.М. Некоторые аспекты настройки речевого процессора кохлеарных имплантов "Combi-40/40+" и "Tempo+" // Вестник оториноларингологии, 2002, № 6, с.16-18.

4. Патент RU № 2297111, H04R 25/00, 2007.

5. Патент RU № 2121242, H04R 25/00, 1998.