Кохлеарная протезирующая система, система стимуляции и машиночитаемый носитель информации (варианты)

Кохлеарная протезирующая система, система стимуляции и машиночитаемый носитель информации (варианты)

Иллюстрации

Показать все

Реферат

Область техники, к которой относится изобретение

Настоящее изобретение относится к электрическим нейростимуляторам, и, в частности, к электростимуляции нервов, на основании специфической для канала последовательности выборки.

Уровень техники

Кохлеарные имплантаты (внутриушные протезы) являются возможностью помощи практически глухим или слабослышащим лицам. В отличие от обычных средств помощи слуху, которые всего лишь подают усиленный и преобразованный звуковой сигнал, кохлеарный имплантат основан на прямом электрическом возбуждении слухового нерва. Назначение кохлеарного имплантата заключается в электрической стимуляции структур нервной системы во внутреннем ухе таким образом, чтобы было получено звуковое ощущение, сходное с нормальным слухом.

Фиг.1 отображает традиционный кохлеарный протез. Кохлеарный протез состоит из двух основных частей, речевого процессора 101, который, обычно, расположен вблизи и снаружи уха, и имплантированного стимулятора 105. Речевой процессор 101 содержит источник энергии (батарейки) для всей системы и используется для осуществления обработки сигнала для акустического сигнала с целью извлечения параметров симуляции. Стимулятор 105 формирует симулирующие структуры и передает их нервной ткани при помощи матрицы электродов 107, которая простирается в барабанную лестницу 109 во внутреннем ухе. Соединение между речевым процессором и стимулятором устанавливается либо с помощью радиочастотной связи (через кожу) с использованием первичных катушек 103 и вторичных катушек внутри стимулятора 105, или с использованием разъема в коже (подкожно).

Одной из успешных стратегий стимуляции является так называемая "непрерывная выборка чередующихся данных" (НВЧД), описанная в статье Wilson B.S., Finley C.C, Lawson D.T., Wolford R.D., Eddington D.K., Rabinowitz W.M., "Better speech recognition with cochlear implants," Nature, vol. 352, 236-238 (July 1991) [далее, Wilson и др., 1991], включенной в настоящее описание в качестве ссылки. Обработка сигналов для стимуляции с использованием взаимодействия каналов (СВК) в речевом процессоре содержит следующие операции:

а) разбивка диапазона звуковой частоты на спектральные диапазоны с использованием гребенчатого фильтра,

b) определение огибающей каждого из выходных сигналов фильтра, и

с) моментальное нелинейное сжатие огибающей сигнала (матричное преобразование).

В соответствии с распределением тональной чувствительности улитки уха, каждый стимулирующий электрод в барабанной лестнице связан с полосовым фильтром внешнего гребенчатого фильтра. Для стимуляции прикладываются симметричные двухфазные импульсы тока. Амплитуды стимулирующих импульсов непосредственно формируются из сжатых огибающих сигналов (указанная выше операция (с)). Данные сигналы формируются последовательно, и стимулирующие импульсы прикладываются в строго не перекрывающейся последовательности. Соответственно, типичным свойством СВК является использование только одного активного канала в любой заданный момент времени. При этом общая частота стимуляции, относительно велика. Например, предположим, что полная частота стимуляции составляет 18 тысяч импульсов в секунду, а с использованием 12-канального гребенчатого фильтра, частота стимуляции на канал составляет 1500 импульсов в секунду. Такая частота стимуляции на канал обычно является достаточной для адекватного представления во времени сигнала огибающей.

Максимальная полная частота стимуляции ограничена минимальной длительностью фазы каждого импульса. Длительность фазы не может быть выбрана произвольно короткой, так как, чем короче импульсы, тем выше должны быть амплитуды тока, для обеспечения потенциала действия на нейроны, а амплитуды тока ограничены различными практическими соображениями. Для общей частоты стимуляции 18 тысяч импульсов в секунду, длительность фазы составляет 27 мкс, что является нижним пределом.

Каждый выход полосовых фильтров СВК может, в грубом приближении, быть рассмотрен как источник синусоидального сигнала на средней частоте полосового фильтра, который модулируется сигналом огибающей. Это является следствием того, что добротность фильтров Q=3. В случае использования голосового сегмента речи, указанная огибающая приблизительно периодическая, а частота повторения равна частоте основного тона речевого сигнала.

В текущей стратегии СВК, для дальнейшей обработки используются только сигналы огибающей, то есть они содержат полную информацию для стимуляции. Для каждого из каналов, огибающая представлена как последовательность двухфазных импульсов с постоянной частотой повторения. Отличительной чертой СВК является то, что указанная частота повторения (обычно 1500 импульсов в секунду) одинакова для всех каналов, а также не существует зависимостей между центральными частотами отдельных каналов. Здесь намеренно задано, что частота повторения не является для пациента очередью во времени, то есть должна быть достаточно большой для того, чтобы пациент не чувствовал тон с частотой, равной частоте повторения. Частота повторения обычно выбирается большей более чем в два раза, чем сигналы огибающей (теорема Найквиста).

Конфигурация электродов 12-канального кохлеарного имплантата с использованием однополярной стимуляции.

Фиг.2 отображает пример конфигурации электродов в 12-канальном кохлеарном имплантате, раскрытом в патенте США №6,600,955. Матрица электродов, содержащая 12 контактов 201 электродов (черные точки), расположена внутри барабанной лестницы улитки уха. Каждый из этих электродов 201 соединен с конденсатором С 203 и парой источников тока 205 и 207, где вторые выводы источников тока 205 и 207 соединены с общим выводом GND 209 имплантата и напряжением питания V_сс 211 имплантата, соответственно. Источники тока 205 и 207 могут быть выполнены, например, с использованием P-канальных и N-канальных МОП полевых транзисторов, соответственно. Таким образом, для удобства описания, источники 205 и 207 изображены как P-источники и N-источники. Электрод сравнения 213 расположен вне улитки уха и соединен с парой ключевых элементов 215 и 217, где выводы ключевых элементов 215 и 217 соединены с общим выводом GND имплантата и напряжением питания V_cc имплантата, соответственно.

Упрощенная модель такой конфигурации с дискретными элементами показана на Фиг.3. Полные сопротивления Z_I 301 представляют полные сопротивления интерфейса между металлическими поверхностями контактов внутренних кохлеарных электродов и жидкости, внутри барабанной лестницы. Полное сопротивление Z_I,REF 303 представляет полное переходное сопротивление электрода сравнения. Внутренняя кохлеарная жидкость представлена активными сопротивлениями R_s 305. Поскольку область поперечного сечения изменяется вдоль барабанной лестницы, обычно R_s предполагается переменным, как показано в статье Krai A., Hartmann R., Mortazavi D., and Klinke R., "Spacial Resolution of Cohlear Implants: The Electrical Field и Excitation of Auditory Afferents," Hearing Research 121, pp.11-28, 1998, которая представлена в настоящем описании в качестве ссылки. Резисторы R_B 307 описывают костные структуры, в которые встроена улитка уха, и также зависят от местоположения. Пространственные зависимости имеют минимальное значение, в связи с чем, для удобства изложения, R_s и R_B предполагаются постоянными. Взамен используется предполагаемая бесконечная сетевая лестница R_s/R_B. Ток стимуляции проходит через структуры с большим сопротивлением в процессе протекания к электроду сравнения.

Полные сопротивления Z_I, и Z_I,REF, в общем, являются комплексными и зависящими от частоты. Однако лабораторные измерения полных сопротивлений показывают, что для обычной геометрии электродов и формах волн с очень короткими импульсами, используемых в обычных случаях использования кохлеарных имплантатов, полные сопротивления переходных слоев могут быть приняты чисто активными.

Как показано в патенте США №6,600,955, стимулирующая конфигурация, показанная на Фиг.3, может быть использована как для (а) формирования одиночных неодновременных стимулирующих импульсов, так и для (b) одновременных импульсов с "согласованной полярностью". Например, две фазы единичного симметричного двухфазного импульса на одном электроде формируются путем первоначальной активации одного из P-источников 313, связанным с указанным электродом, и запиранием ключевого элемента 315, а затем активацией связанного N-источника 311 и запиранием ключевого элемента 317. В первой фазе указанного импульса, ток протекает от пары связанных источников тока через многозвенную сеть пар ключевых элементов, а во второй фазе направление тока меняется на противоположное. Если амплитуды токов и длительности их фаз равны между собой, импульс сбалансирован по заряду, что означает, что сетевой заряд не поступает в многозвенную сеть.

Если прикладывается более одного стимулирующего импульса одновременно, такие импульсы являются субъектами "согласования знака", то есть, либо несколько P-источников активированы одновременно и ключевой элемент 315 закрыт, либо несколько N-источников активированы одновременно и ключевой элемент 317 закрыт, но при этом не возникает смешанная активация Р- и N-источников. Таким образом, обеспечивается условие, заключающееся в том, что сумма токов всегда протекает через электрод сравнения (то есть полное сопротивление Z_I,REF). Такая организация стимуляции называется "распределенной однополярной".

Электрические потенциалы, которые возникают, например, в процессе первой фазы одиночного двухфазного импульса, показаны с помощью Фиг.4. Пусть P-источник 401 формирует частную амплитуду l_p, вызывающую падение напряжения U_p (следует отметить, что связанный N-источник 403 не активен в этой фазе). Предположим, что конденсатор 405 разряжен перед импульсом, в результате чего ток I_p сформирует напряжение U_c на конденсаторе 405, которое линейно возрастает во времени. Однако если предположить, что емкость достаточно большая, к концу первой фазы на конденсаторе 405 сформируется относительно малое падение напряжения. Обычно, U_c составляет не более нескольких десятков мВ, и, таким образом, обычно является незначительным, по сравнению с другими падениями напряжений в омической сети. Полное сопротивление Z_I интерфейса формирует значительное падение напряжения U_I=Z_II_p. Ток I_p распределяется внутри бесконечной многозвенной сети, состоящей из горизонтальных резисторов R_S и вертикальных резисторов R_B. Распределение падений напряжения вдоль вертикальных резисторов R_B отражает экспоненциальный закон, где максимальное падение напряжения U_B формируется на резисторе 409, а падения напряжений вдоль соседних резисторов R_B с двух сторон, будут снижаться экспоненциально, то есть αU_B на резисторах 411 и 413, α²U_B на резисторах 415 и 417, α³U_B на резисторах 419 и 421, и так далее. Коэффициент α является функцией только отношения R_S/R_B, a простой расчет дает формулу

Сумма всех токов, протекающих через резисторы R_B, также равна I_p, который протекает назад, к общему выводу имплантата через полное сопротивление Z_I,RЕF 423 и закрытый ключевой элемент 425. Напряжение U_I,RЕF через Z_I,RЕF задается равным U_I,RЕF=Z_I,RЕFI_p и в предположении идеальных ключевых элементов, не существует падения напряжения через закрытый ключевой элемент 425. Суммирование всех падений напряжения дает напряжение питания V_сс имплантата, которое равно:

Общее потребление энергии такой цепью равно:

В настоящей заявке Р_ТОТ предпочтительно выбирается минимальным из возможных. Для заданной амплитуды тока I_p, общее потребление энергии минимизируется, если минимизируется напряжение питания имплантата.

В типичном численном примере, можно предположить, что полные сопротивления интерфейсов Z_I=5 кΩ и Z_I,RЕF=250 Ω, полные сопротивления многозвенной сети R_S=450 Ω и R_B=9 кΩ (дают в результате α=0,8), и амплитуду тока I_p=800 мкА. Такое предположение дает в результате U_I=4 В, U_B=0,8 В, и U_I,RЕF=0,2 В. Подстановка в формулу (I) с пренебрежением напряжением, U_C через конденсатор, дает результат V_CC-U_p=U_l+U_B+U_I,RЕF=5 В. Если предположить, что P-источник 401 может работать с пренебрежимо малым напряжением U_p, можно получить в результате, что минимальное напряжение питания имплантата V_CC=5 В. Подстановка в уравнение (2) дает результирующую мощность Р_ТОТ=4 мВт. Несомненно, что 80% Р_ТОТ поглощается полным сопротивлением интерфейса Z_I, то есть P_l=U_lI_p=3,2 мВт, и указанная энергия не вкладывается в собственно стимуляцию. Таким образом, любое уменьшение падения напряжения U_l желательно с точки зрения, как уменьшения напряжения питания имплантата, так и снижения потребления энергии при стимуляции.

Один из подходов к уменьшению падения напряжения вдоль Z_I заключается в попытке уменьшения самого Z_I. Например, при использовании больших поверхностей электродов будет уменьшаться Z_I. Однако размер поверхностей электродов, обычно, не может быть бесконечно увеличен, так как существуют геометрические ограничения, такие как уже достигнутое расстояние между электродами. Другой подход основан на том наблюдении, что Z_I не стабильно во времени, а повышается в течение нескольких недель после вживления имплантата. Объясняется это ростом соответствующих тканей, покрывающих поверхности электродов. Использование кортикоидов в процессе хирургического вмешательства, предположительно, уменьшает указанный дополнительный рост тканей и сохраняет полное сопротивление, по крайней мере, на уровне начальных значений.

Раскрытие изобретения

В первом аспекте изобретения предложен способ для одновременной активации электродов в многоканальной матрице электродов, имеющей монополярную конфигурацию электродов. Способ содержит определение желаемого потенциала для заданного положения относительно матрицы электродов. Амплитуды одновременных, согласованных по знаку импульсов, связанных, по крайней мере, с двумя электродами многоканальной матрицы, определяются таким образом, чтобы обеспечить общий потенциал в заданном месте, в существенной степени, эквивалентным желаемому потенциалу. По крайней мере, два электрода активируются одновременно в функции определенной амплитуды, для достижения желаемого потенциала в заданном месте, где, по крайней мере, два электрода, при активации, имеют пространственное взаимодействие каналов.

В соответствии с зависимым вариантом изобретения, определенные амплитуды может содержать добавление результирующего потенциала из каждого из импульсов с согласованной полярностью в заданном месте. Каждая из определенных амплитуд может быть меньше, чем амплитуда, необходимая для активации электрода в многоканальной матрице электродов с использованием стратегии непрерывной выборки чередующихся данных для достижения желаемого потенциала. Энергия, необходимая для активации, по крайней мере, двух электродов с использованием одновременных, согласованных по знаку импульсов может быть меньше, чем энергия, необходимая для активации, по крайней мере, двух электродов в многоканальной матрице с использованием стратегии непрерывной выборки чередующихся данных для достижения желаемого потенциала. Матрица электродов может быть имплантирована в живой объект. Например, матрица электродов может быть использована для стимулирования слухового нерва. В другом аспекте изобретения, способ активации электродов в многоканальной матрице электродов, содержит определение последовательной стимулирующей последовательности, содержащей ритм импульсов последовательной стимулирующей последовательности и среднюю амплитуду импульсов последовательной стимулирующей последовательности. Последовательная стимулирующая последовательность предназначена для формирования желательных потенциалов в заданных положениях относительно многоканальной матрицы электродов. Последовательной стимулирующей последовательностью может быть, например, последовательность непрерывной выборки чередующихся данных (НВЧД), преобразованная в последовательность взаимодействия каналов (ВК) с использованием одновременных импульсов с согласованием полярности и компенсацией взаимодействия каналов. Последовательность ВК имеет ритм импульсов ВК и среднюю амплитуду импульсов ВК. Последовательность ВК предназначена для формирования результирующих потенциалов, которые, в существенной степени, эквивалентны желаемым потенциалам в заданных местах.

В соответствии с зависимым вариантом изобретения, электроды могут затем быть активированы в функции последовательности ВК. Средняя амплитуда импульса для последовательности ВК может быть меньше, чем средняя амплитуда импульса для последовательной стимулирующей последовательности. Стимулирующая энергия, необходимая для последовательности ВК, может быть меньше, чем стимулирующая энергия, необходимая для последовательной стимулирующей последовательности. Последовательная стимулирующая последовательности и/или последовательность ВК могут содержать симметричные двухфазные импульсы тока. Многоканальная матрица может использовать монополярную конфигурацию электродов, содержащую удаленный общий вывод.

В соответствии с дополнительными вариантами изобретения, ритм импульсов ВК может быть, в существенной степени, эквивалентен ритму импульсов последовательной стимулирующей последовательности так, что последовательность ВК содержит временные промежутки между импульсами. Ритм импульсов ВК может быть увеличен, при уменьшении временного промежутка между импульсами. Амплитуды импульса последовательности ВК могут быть уменьшены при увеличении длительности фазы импульса так, что заряд, переносимый каждым импульсом, остается, преимущественно, неизменным, при уменьшении временного промежутка между импульсами. В еще одном аспекте изобретения, система кохлеарного протеза содержит стимулятор, выполненный с возможностью имплантации, причем стимулятор содержит многоканальную матрицу электродов, имеющую монополярную конфигурацию электродов. К стимулятору функционально подключен процессор. Процессор сконфигурирован с возможностью определения амплитуды одновременных, согласованных по знаку импульсов связанных с, по крайней мере, двумя электродами многоканальной матрицы так, что общий потенциал в заданном положении относительно многоканальный матрицы электродов эквивалентен желаемому потенциалу, по крайней мере, двух электродов, имеющих пространственное взаимодействие каналов. Процессор дополнительно сконфигурирован с обеспечением возможности одновременной активации, по крайней мере, двух электродов в функции определенной амплитуды для достижения желаемого потенциала в заданном месте.

В соответствии с зависимым вариантом изобретения, общий потенциал равен сумме результирующих потенциалов каждого из одновременных, согласованных по знаку импульсов в заданном месте. Каждая из определенных амплитуд может быть меньше, чем амплитуды импульса, необходимого для активации электрода многоканальный матрицы электродов с использованием стратегии непрерывной выборки чередующихся данных для достижения желаемого потенциала в заданном месте. Энергия, необходимая для одновременной активации, по крайней мере, двух электродов с использованием импульсов с согласованной полярностью, может быть меньше, чем энергия, необходимая для активации, по крайней мере, двух электродов с использованием стратегии непрерывной выборки чередующихся данных для достижения желаемого потенциала.

В еще одном аспекте изобретения, система кохлеарного протеза содержит стимулятор, выполненный с возможностью имплантации, причем стимулятор содержит многоканальную матрицу электродов, имеющую монополярную конфигурацию электродов. К стимулятору функционально подключен процессор стимулятор. Процессор сконфигурирован с возможностью определения последовательной стимулирующей последовательности, содержащей ритм импульсов последовательной стимулирующей последовательности и среднюю амплитуду импульсов последовательной стимулирующей последовательности, так что желаемый потенциал формируется в заданном положении относительно многоканальной матрицы электродов. Кроме того, процессор преобразует последовательную стимулирующую последовательность в последовательность взаимодействия каналов (ВК) с использованием одновременных, согласованных по знаку импульсов и компенсации взаимодействия каналов. Последовательность ВК содержит ритм импульсов ВК и среднюю амплитуду импульсов ВК, причем последовательность ВК предназначена для формирования результирующих потенциалов, которые, в существенной степени, эквивалентны желаемым потенциалам в заданных местах.

В соответствии с зависимым вариантом изобретения, процессор может быть сконфигурирован с возможностью одновременной активации, по крайней мере, двух электродов многоканальной матрицы электродов в функции последовательности ВК для достижения желаемого потенциала в заданном месте. Средняя амплитуда импульса для последовательности ВК может быть меньше, чем средняя амплитуда импульса последовательной стимулирующей последовательности. Стимулирующая энергия, необходимая для последовательности ВК, может быть меньше, чем стимулирующая энергия, необходимая для последовательной стимулирующей последовательности. Последовательная стимулирующая последовательность и последовательность ВК могут содержать симметричные двухфазные импульсы тока. Ритм импульсов ВК может быть, в существенной степени, эквивалентен ритму импульсов последовательной стимулирующей последовательности так, что последовательность ВК содержит временные промежутки между импульсами. Процессор может быть дополнительно сконфигурирован с обеспечением увеличения ритма импульсов ВК, при уменьшении временного промежутка между импульсами. Процессор может быть дополнительно сконфигурирован с обеспечением уменьшения амплитуды импульса последовательности ВК, при увеличении длительности фазы импульса так, что заряд, переносимый каждым импульсом, остается, преимущественно, неизменным, при уменьшении временного промежутка между импульсами. Последовательной стимулирующей последовательностью может быть последовательность непрерывной выборки чередующихся данных (НВЧД).

В другом аспекте изобретения, система стимуляции содержит стимулятор, содержащий многоканальную матрицу электродов, имеющую монополярную конфигурацию электродов. Процессор функционально подключен к стимулятору. Процессор сконфигурирован с возможностью определения последовательности взаимодействия каналов (ВК) с использованием одновременных, согласованных по знаку импульсов и компенсации взаимодействия каналов, причем последовательность ВК содержит ритм импульсов ВК и среднюю амплитуду импульсов ВК. Последовательность ВК предназначена для формирования результирующих потенциалов, которые, в существенной степени, эквивалентны желаемым потенциалам в заданных положениях, относительно многоканальной матрицы. В соответствии с зависимым вариантом изобретения, стимулятор может быть выполнен с возможностью имплантации, и может быть частью кохлеарного имплантата. Процессор может быть сконфигурирован с возможностью одновременной активации, по крайней мере, двух электродов многоканальной матрицы электродов в функции последовательности ВК для достижения желаемого потенциала в заданном месте. Последовательность ВК может содержать симметричные двухфазные импульсы тока.

В соответствии с еще одним зависимым вариантом изобретения, последовательность ВК может содержать временные промежутки между импульсами. Процессор может быть дополнительно сконфигурирован с обеспечением увеличения ритма импульсов ВК, так, что временной промежуток между импульсами уменьшается. Процессор может быть дополнительно сконфигурирован с обеспечением уменьшения амплитуды импульса последовательности ВК при увеличении длительности фазы импульса так, что заряд, переносимый каждым импульсом, остается, преимущественно, неизменным и временной промежуток между импульсами уменьшается.

В соответствии с еще одним аспектом изобретения, система стимуляции содержит стимулятор, содержащий многоканальную матрицу электродов, имеющую монополярную конфигурацию электродов. Средства управления управляют стимулятором. Средства управления определяют последовательность взаимодействия каналов (ВК) с использованием одновременных, согласованных по знаку импульсов и компенсации взаимодействия каналов. Последовательность ВК имеет ритм импульсов ВК и среднюю амплитуду импульсов ВК и формирует результирующие потенциалы, которые, в существенной степени, эквивалентны желаемым потенциалам в заданном положении относительно многоканальной матрицы. В соответствии с зависимым вариантом изобретения, стимулятор может быть выполнен с возможностью имплантации и может быть частью кохлеарного имплантата. Средства управления могут одновременно активизировать, по крайней мере, два электрода многоканальной матрицы электродов в функции последовательности ВК для достижения желаемого потенциала в заданном месте. Последовательность ВК содержит симметричные двухфазные импульсы тока.

В соответствии с еще одним зависимым вариантом изобретения, последовательность ВК может содержать временные промежутки между импульсами. Средства управления могут увеличивать ритм импульсов ВК так, что временной промежуток между импульсами уменьшается. Процессор средств управления может быть дополнительно сконфигурирован с обеспечением уменьшения амплитуды импульса последовательности ВК при увеличении длительности фазы импульса так, что заряд, переносимый каждым импульсом, остается, преимущественно, неизменным, а временной промежуток между импульсами уменьшается.

В еще одном аспекте изобретения, предлагается машиночитаемый носитель информации, содержащий машиночитаемый программный код для одновременной активации электродов в многоканальной матрице электродов, имеющей монополярную конфигурацию электродов. Машиночитаемый программный код содержит программный код для определения последовательности взаимодействия каналов (ВК) с использованием одновременных, согласованных по знаку импульсов и компенсации взаимодействия каналов, причем последовательность ВК содержит ритм импульсов ВК и среднюю амплитуду импульсов ВК, и последовательность ВК предназначена для формирования результирующих потенциалов, которые, в существенной степени, эквивалентны желаемым потенциалам в заданных положениях относительно многоканальной матрицы.

В соответствии с еще одним зависимым вариантом, машиночитаемый носитель информации дополнительно содержит программный код для одновременной активации, по крайней мере, двух электродов многоканальной матрицы электродов в функции последовательности ВК для достижения желаемого потенциала в заданном месте. Последовательность ВК может содержать симметричные двухфазные импульсы тока.

В соответствии с еще несколькими вариантами реализации изобретения, последовательность ВК содержит временные промежутки между импульсами. Машиночитаемый носитель информации может, кроме того, содержать программный код для увеличения ритма импульсов ВК так, что временной промежуток между импульсами уменьшается.

Машиночитаемый носитель информации может, кроме того, содержать программный код для уменьшения амплитуды импульса последовательности ВК при увеличении длительности фазы импульса так, что заряд, переносимый каждым импульсом, остается, преимущественно, неизменным и временной промежуток между импульсами уменьшается.

Краткое описание чертежей

Вышеупомянутые признаки изобретения станут более понятными при обращении к следующему ниже детальному описанию, взятому со ссылками на приложенные чертежи, на которых:

Фиг.1 отображает традиционный кохлеарный протез;

Фиг.2 отображает блок-схему монополярной конфигурации электродов, использованной в 12-канальном кохлеарном имплантате;

Фиг.3 отображает упрощенную сосредоточенную модель конфигурации электродов, изображенной на Фиг.2;

Фиг.4 отображает подробно токи и напряжения схемы, изображенной на Фиг.2, при установлении одной фазы стимулирующего импульса.

Фиг.5 отображает два (нормализованных) потенциала барабанной лестницы в результате приложения двух последовательно приложенных стимулирующих импульсов равных амплитуд;

Фиг.6 отображает два (нормализованных) потенциала барабанной лестницы в результате приложения двух одновременно приложенных стимулирующих импульсов КВК, в соответствии с вариантом реализации изобретения;

Фиг.7 отображает последовательные импульсы в типовой СВК;

Фиг.8 отображает одновременные импульсы в последовательности ВК, в соответствии с вариантом реализации изобретения;

Фиг.9 отображает последовательность ВК, показанную на Фиг.8 увеличенной длительностью фазы импульса, в соответствии с вариантом реализации изобретения;

Фиг.10 отображает способ увеличения скорости поступления информации стимуляции, в соответствии с вариантом реализации изобретения; и

Фиг.11 отображает способ уменьшения требований к энергии и напряжению стимуляции, в соответствии с вариантом реализации изобретения.

Осуществление изобретения

В иллюстративных вариантах реализации представлены система и способ для одновременной активации электродов в многоканальной матрице электродов. Последовательность одновременной стимуляции, такая как последовательность взаимодействия каналов (ВК), содержит одновременные, согласованные по знаку импульсы компенсации взаимодействия каналов, а также временные промежутки между импульсами. Последовательность ВК может быть, например, основана на последовательной стимулирующей последовательности так, что ритм импульсов ВК, в существенной степени, эквивалентен ритму импульсов последовательной стимулирующей последовательности. Для реализации "стратегий качественной структуры", ритм импульсов ВК увеличивается путем заполнения временных промежутков между импульсами дополнительными импульсами так, что увеличивается скорость предоставления информации. В других вариантах выполнения, амплитуды импульсов последовательности ВК могут уменьшаться без увеличения числа импульсов в секунду, что обеспечивает при низкой потребляемой мощности и при низком напряжении, реализовать стандартную стратегию последовательной стимуляции. Детали иллюстративных вариантов реализации обсуждаются ниже.

Одновременная стимуляция

На Фиг.3 показано, что падение напряжения Z₁ через полные сопротивления переходного слоя уменьшается при одновременной стимуляции двух и более каналов. Если два или более электродов стимулируются одновременно, как показано ниже, может быть использован эффект от пространственного взаимодействия каналов.

а. Пространственное взаимодействие каналов

Пространственное взаимодействие каналов возникает, когда активируются различные стимулирующие электроды (расположенные в барабанной лестнице) и существует значительное геометрическое перекрытие электрических полей в месте расположения возбудимой нервной ткани. Таким образом, при стимуляции различных электродов, активируются одни и те же нейроны. Стимуляция конкретного электрода относительно электрода удаленного общего вывода (монополярная стимуляция) формирует электрический потенциал внутри барабанной лестницы, что в грубом приближении может быть представлено двумя спадающими экспонентами по обе стороны от электрода, с типичной пространственной постоянной (для человеческого организма) λ≈10 мм.

В стратегии СВК, влияние пространственного взаимодействия каналов снижается путем использования импульсов, которые не перекрываются во времени (перемежающаяся дискретизация). Проводимость барабанной лестницы, в таком случае, приводит к значительному распылению и размытию электрического поля в месте расположения возбудимой ткани. Однако возникает дополнительный эффект, если рассматривается несогласованная одновременная стимуляция двух и более электродов относительно удаленного электрода общего вывода. В этом случае, электропроводящая среда представляет собой шунтирующую проводимость между активными электродами, что, в общем случае, дает усиливающую и ослабляющую суперпозицию электрических полей в местах расположения нейронов. Например, если два канала одновременной стимуляции формируют токи с равными амплитудами, но разные по знаку, значительная часть тока будет протекать через шунтирующую проводимость и не достигнет нейрона, в отношении которого производилось воздействие.

b. Согласованные по знаку импульсы

Предпочтительные варианты реализации изобретения используют одновременную активацию двух или более электродов в барабанной лестнице, относительно удаленного электрода сравнения (при однополярной конфигурации электродов). Более того, все импульсы, положительные и отрицательные, начинаются и заканчиваются, соответственно, строго в одни и те же моменты времени. Кроме того, все одновременные фазы имеют одинаковую полярность. Как использовано в описании, такие одновременные импульсы обозначены, как импульсы с "согласованной полярностью".

Использование импульсов с согласованной полярностью гарантирует, что сумма отдельных стимулирующих токов всегда протекает через электрод сравнения. Таким образом, в местах расположения возбудимых нейронов протекает только усиливающая сумма токов.

с. Компенсации взаимодействия каналов (КВК)

"Компенсация взаимодействия каналов (КВК)", как показано в патенте США №6,594,525, используется для преобразования набора последовательных амплитуд в набор одновременных амплитуд, в то время, как потенциалы внутри барабанной лестницы в местах расположения активируемых электродов остаются неизменными. Пример с использованием двух электродов проиллюстрирован на Фиг.5, 6. На Фиг.5 (решение, известное из уровня техники) отображается два (нормализованных) потенциала барабанной лестницы, возникших в результате последовательного приложения стимулирующих импульсов одинаковой амплитуды. Расстояние между активными электродами составляет 12 мм. Каждое из распределений потенциалов отображает экспоненциальное затухание, с постоянной λ=10 мм с каждой из двух сторон. Фиг.6 отображает результирующий потенциал (сплошная линия), если два стимулирующих импульса прикладываются одновременно, и после того, как амплитуды были установлены с использованием КВК, в соответствии с вариантом реализации изобретения. Следует отметить, что пиковые потенциалы в местах расположения электродов не изменялись, по сравнению с верхней диаграммой. Указанная кривая является результатом суперпозиции двух отдельных потенциалов (пунктирные линии). Относительно максимальных амплитуд отдельных потенциалов, ясно, что имеет место уменьшение, по сравнению с потенциалами на Фиг.5. В этом примере уменьшение составляет 23%.

Снижение энергии стимуляции

а. Снижение энергии стимуляции с использованием одновременной стимуляции

Общей чертой КВК, если принять во внимание пространственное взаимодействие каналов, является уменьшение амплитуды импульсов стимуляции. Таким образом, любая стратегия стимуляции, использующая одновременную стимуляцию в сочетании с КВК, ведет к общему снижению энергии стимуляции, если указанная стратегия сравнивается со стандартной СВК с использованием того же числа стимулирующих импульсов в секунду. Общее значение снижения зависит от различных параметров, таких как число одновременно используемых каналов, расстояния между каналами, и постоянных пространственного затухания. Общее значение снижения также зависит от вероятностного распределения последов