CN110430919A - 用于耳蜗植入物的快速客观匹配测量 - Google Patents

Abstract

描述了一种匹配系统，用于匹配植入到植入患者耳蜗内的耳蜗植入物电极阵列的电极触点。测试刺激发生器以可变电荷水平和随时间的可变刺激速率向至少一个电极触点传输测试刺激序列，其中，所述电荷水平和所述刺激速率作为由所述植入患者对于所述测试刺激序列所感受到的定义的响度的函数而反向相关。响应测量模块获得受到所述测试刺激序列影响的所述植入患者的听觉神经组织的客观响应测量。匹配映射模块基于所述客观响应测量来定义用于所述耳蜗植入物电极阵列的所述电极触点的患者特定的匹配图。

Description

用于耳蜗植入物的快速客观匹配测量

本申请要求2017年2月28日提交的美国临时专利申请62/464,521的优先权，该临时专利申请通过引用整体并入本文。

技术领域

本发明涉及听力植入物系统，更具体地说，涉及诸如耳蜗植入物的听力植入系统的定制匹配。

背景技术

正常人耳将如图1所示的声音通过外耳101传递到鼓膜(耳膜)102，鼓膜使中耳103的小骨(锤骨，砧骨和镫骨)振动。镫骨足板位于卵圆窗106中，所述卵圆窗106形成与充满流体的内耳(耳蜗)104的界面。镫骨的移动在耳蜗104内产生压力波，所述压力波刺激听觉系统的感觉细胞(毛细胞)。耳蜗104是围绕其中心轴(称为蜗轴)螺旋盘绕大约两圈半的长而窄的管道。耳蜗104包括被称为前庭阶的上部通道，被称为中阶的中间通道，和被称为鼓阶的下部通道。毛细胞连接到位于蜗轴中的耳蜗神经105的螺旋神经节细胞。响应于由中耳103发送的被接收到的声音，充满流体的耳蜗104用作换能器以产生电脉冲，所述电脉冲被传输到耳蜗神经105，并最终传输到大脑。

当在沿耳蜗104的神经基底将外部声音转换成有意义的动作电位的能力存在问题时，听力受损。为了改善受损的听力已开发了听觉假体。例如，当损伤涉及中耳103的运作时，可以使用传统的助听器或中耳植入物向听觉系统提供具有放大的声音的形式的声学-机械刺激。或者在损伤与耳蜗104相关时，带有植入的刺激电极的耳蜗植入物可以使用通过沿电极分布的多个电极触点传输的小电流来电刺激听觉神经组织。

图1也示出了典型的耳蜗植入物系统的一些部件，其包括向外部信号处理器111提供音频信号输入的外部麦克风，在所述信号处理器111中可以实现多种信号处理方案。然后将处理后的信号转换成数字数据格式，例如数据帧序列，以用于传输到植入物108中。除了接收处理后的音频信息之外，植入物108还执行附加的信号处理，例如纠错，脉冲形成等，并且产生刺激模式(基于提取的音频信息)，所述刺激模式通过电极引线109被发送到植入电极阵列110。电极阵列110包括在其表面上的多个电极触点112(也称为电极通道)，所述表面提供耳蜗104的选择性刺激。

相对较少数量的电极通道每个与相对宽的频带相关，使得每个电极触点112以电刺激脉冲寻址一组神经元，所述电刺激脉冲具有电荷，所述电荷从所述频带内的信号包络的瞬时幅值导出。当前的耳蜗植入物编码策略将不同的声音频率通道映射到耳蜗内的不同位置上。图2示出了使用耳蜗植入物刺激(CIS)刺激策略来处理信号的一个示例。图2的顶部示出了声级为67.2dB的口语“A”(/ay/)的声压特性。图2中的中间波形显示了正常的健康听觉系统响应。图2中的底部波形显示了在CIS刺激下的听神经纤维的神经反应。

图3示出了信号处理装置中的多种功能块，所述信号处理装置用于根据典型的听力植入物系统向植入的耳蜗植入物阵列中的电极触点产生电极刺激信号。这种设计的伪代码示例可以表示为：

在下文的讨论中阐述这种设计的细节。

在图3中所示的信号处理装置中，初始输入声音信号由一个或多个感测麦克风产生，所述麦克风可以是全向的和/或方向性的。预处理器滤波器组301利用一组多个并行带通滤波器(例如，无限冲激响应(IIR)或有限冲激响应(FIR)滤波器)对所述输入声音信号进行预处理，每个滤波器与特定的音频频带相关，例如，使用带有12个6阶无限冲激响应(IIR)类型的数字巴特沃斯带通滤波器的滤波器组，使得声学音频信号被滤波成一些K个带通信号，即U₁至U_K，其中每个信号对应于带通滤波器的一个的频带。用于浊音语音输入信号的充分窄的CIS带通滤波器的每个输出可以大致被认为是由包络信号调制的带通滤波器的中心频率处的正弦波。这也是由于滤波器的品质因数(Q≈3)所导致。在有清音段的情况下，此包络近似是周期性的，并且重复率等于基音频率。替代地但非限制性地，可以基于快速傅立叶变换(FFT)或短时傅立叶变换(STFT)的使用来实施预处理器滤波器组301。基于耳蜗的频率拓扑机理，鼓阶中的每个电极触点典型地与预处理器滤波器组301的特定带通滤波器相关。预处理器滤波器组301也可以执行其他初始信号处理功能，例如但不限于自动增益控制(AGC)和/或降噪和/或降低风噪声和/或波束形成以及其他已熟知的信号增强功能。在Fontaine等的Brian Hears：Online Auditory Processing Using Vectorization OverChannels，Frontiers in Neuroinformatics，3011中给出了基于直接形式II转置结构的无限冲激响应(IIR)滤波器组的伪代码的示例；通过引用将其整体并入本文。

带通信号U₁至U_K(其也可以被认为是电极通道)被输出到包括包络检测器302和精细结构检测器303的刺激定时器306。包络检测器302提取特征包络信号输出Y₁,…,Y_K，其表示通道特定的带通包络。包络提取可以被表示为Y_k＝LP(|U_k|)，其中|.|表示绝对值，并且LP(.)是低通滤波器；例如，使用12个整流器和12个二阶IIR型数字巴特沃斯低通滤波器。替代地，如果带通信号U₁,…,U_K是由正交滤波器产生的，则包络检测器302可以提取希尔伯特包络。

精细结构检测器303用于获得信号通道中的瞬时频率的平滑并且稳健的估计，处理带通信号U₁,…,U_K的被选择的时间精细结构特征以产生刺激定时信号X₁,…,X_K。带通信号U₁,…,U_K可以被假设为实值信号，因此在分析正交滤波器组的特定情况下，精细结构检测器303仅考虑U_k的实值部分。精细结构检测器303由K个独立的、同等结构的并行子模块形成。

所提取的带通信号包络Y₁,…,Y_K来自包络检测器302，并且将来自精细结构检测器303的刺激定时信号X₁,…,X_K从刺激定时器306输出到脉冲发生器304，所述脉冲发生器304产生用于植入的电极阵列305内的电极触点的电极刺激信号Z。脉冲发生器304应用患者特定的映射函数-例如，使用包络信号的瞬时非线性压缩(映射定律)-所述映射函数在植入物匹配期间适应于单独的耳蜗植入物使用者的需要，以实现自然的响度增长。脉冲发生器304可以应用具有形状因子C的对数函数作为响度映射函数，其典型地在所有带通分析通道上是相同的。在不同的系统中，可以使用除对数函数之外的不同的特定响度映射函数，其中对于所有通道仅应用一个相同的函数，或者为每个通道应用一个单独的函数，以产生电极刺激信号。电极刺激信号典型地是一组对称的双相电流脉冲。

为了使例如耳蜗植入物的音频假体正确工作，需要在匹配调节过程中确定患者特定的一些运行参数，其中操作参数的类型和数量取决于设备并且取决于刺激策略。人工耳蜗的可能的患者特定运行参数包括：

·电极1的THR₁(刺激幅值的下检测阈值)

·电极1的MCL₁(最舒适的响度)

·电极1的相持续时间

·电极2的THR₂

·电极2的MCL₂

·电极2的相持续时间

·...

·脉冲速率

·精细结构通道的数量

·压缩

·频率参数→电极映射

·描述电场分布的参数

这些患者特定的运行参数被保存在称为匹配图的文件中。给定的系统可以具有针对不同收听环境的患者特定的多个匹配图；例如，对于安静的环境可能存在一个匹配图，而对于嘈杂的环境，可能存在不同的匹配图。匹配图越好，则来自电刺激信号的听觉体验越接近于未受损个体的自然听觉经验。

用于匹配调整的一种常见方法是在行为上找到每个单独电极触点的阈值(THR)和最舒适响度(MCL)值。例如参见：Fitting Guide for First Fitting with MAESTRO2.0,MED-EL,Fürstenweg 77a,6020Innsbruck,1.0Edition,2007.AW 5420Rev.1.0(English_EU)；通过引用将其并入本文。其他替代/扩展有时与减少的运行参数组组合使用；例如通过如下文献所建议：Smoorenburg,Cochlear Implant Ear Marks,UniversityMedical Centre Utrecht,2006；和美国专利申请20060235332；通过引用将其并入本文。典型地，每个刺激通道被单独匹配，而不使用来自已匹配的通道的信息。给定的电极上的刺激电流典型地从零逐步增加直到达到MCL或THR。

用于客观测量MCL和THR的一种方法基于ECAP(电诱发复合动作电位)的测量，如通过Gantz等人所述，Intraoperative Measures of Electrically Evoked Auditory NerveCompound Action Potentials,American Journal of Otology 15(2):137-144(1994)，通过引用将其并入本文。在此方法中，使用内耳的鼓阶中的记录电极。在非常接近神经激发位置的情况下测量听觉神经对电刺激的总响应。这种神经反应是由轴突膜外侧的单个神经反应的超位置引起的。测量位置处的ECAP的幅值典型地在μV的范围内。当在现有耳蜗植入物系统中进行例如ECAP测量的客观测量时，通常分开地扫描可植入电极阵列的每个电极触点，即从零或非常低的水平逐步增加电极触点上的刺激信号电流，直到检测到ECAP响应为止。也已知其他客观测量方法，例如电诱发的镫骨肌反射阈值(eSRT)。

一旦基于客观测量最初建立了例如MCL和THR的匹配参数，则听力学家可以基于其经验和来自个体患者的任何可利用的主观反馈来进一步微调匹配图，以通过缩放、倾斜、平滑或更改匹配图的形状的方式修改现有的匹配图。然而，进行匹配的听力学家需要具有多年的临床经验并且匹配过程可能非常耗时。即使测试一些可能的调整组合也并非是轻而易举的。此外，患者反馈并不总是可利用的；例如，当患者是儿童时。

在基于例如ECAP的客观测量来建立患者特定的匹配图时，ECAP阈值(ECAP_thrs)典型地对于植入患者是可听见的。平均而言，ECAP_thrs大约为电动力范围的60％。为了排除不应效应，ECAP测量典型地在<100pps的固定的刺激速率下进行。但是可以发现，在找到ECAP_thrs之前，可能超过患者特定的MCL。因此，在患者清醒的情况中测量ECAP测量值的幅值增长函数(AGF)可能非常地受限——在发现ECAP_thrs之前达到MCL时必须手动停止ECAP测量。在被镇静的患者的情况中，可以进行与MCL无关的测量，但是作为结果的ECAP与患者清醒时测量的ECAP不同。

发明内容

本发明的实施例涉及用于匹配植入在植入患者的耳蜗内的耳蜗植入物电极阵列的电极触点的设备。测试刺激发生器以可变电荷水平和随时间的可变刺激速率向电极触点的至少一个传输测试刺激序列，其中，电荷水平和刺激速率作为由植入患者对于测试刺激序列的定义的响度感知的函数而反向相关。响应测量模块获得受到测试刺激序列影响的植入患者的听觉神经组织的客观响应测量。匹配映射模块基于客观响应测量来定义用于耳蜗植入物电极阵列的电极触点的患者特定的匹配图。

在特定的实施例中，响应测量模块可以被配置为获得客观响应测量，其包括电诱发复合动作电位(ECAP)测量值，例如ECAP阈值测量。被测试刺激发生器使用的定义的响度感知可以基于患者特定的最大舒适响度(MCL)。被测试刺激发生器使用的定义的响度感知的函数可以表示指数电荷幅值因子和指数刺激速率因子的缩放的乘积。测试刺激发生器可以被配置为将测试刺激序列传输到多个电极触点；例如，传输到每个电极触点。

本发明的实施例还包括使用任何上述方法匹配于植入患者的耳蜗植入物系统。

附图说明

图1示出带有耳蜗植入物系统的典型的人耳的解剖结构。

图2示出使用耳蜗植入物刺激(CIS)刺激策略的信号处理的示例。

图3示出用于典型耳蜗植入物系统的信号处理设备中的多种功能块。

图4示出根据本发明一个具体实施例的耳蜗植入物匹配系统的框图。

图5示出根据本发明实施例的匹配系统内的多种功能块。

图6是根据本发明的实施例的匹配设备中的刺激率和电荷的图。

具体实施方式

本发明的实施例涉及耳蜗植入物匹配设备，其比现有方法更快地产生患者特定的匹配图，而不带有不期望地提高过度刺激的风险(不超过MCL)。

图4示出了根据本发明的实施例的耳蜗植入物匹配系统的方框图。用于记录和刺激的控制单元401，例如Med-El Maestro耳蜗植入物(CI)系统，生成刺激信号并且分析响应测量。连接到控制单元401的是接口盒402，例如诊断接口系统，例如通常与Maestro CI系统一起使用的DIB II，其在控制单元401和植入到患者406体内的系统部件之间格式化和分发输入和输出信号。例如，如在图4中所示，可以存在接口引线403，其一端连接到接口盒402，另一端具有电极插头407，然后所述电极插头407被分到耳蜗植入物电极404和耳蜗外接地电极405。在输送刺激脉冲之后，耳蜗植入物电极404可以被用作感测元件以确定相邻组织的电流和电压特性。

控制单元401如在图5所示被配置为用于匹配植入的耳蜗植入物电极阵列405的电极触点。匹配处理器504包括至少一个硬件植入的处理器装置，并由通过软件指令被控制以执行匹配过程，包括指令测试刺激发生器501将来自刺激模式数据库505的测试刺激序列传输到至少一个电极触点，所述刺激模式数据库505处于可变电荷水平和随时间的可变刺激速率，其中电荷水平和刺激速率作为植入患者对于测试刺激序列的定义的响度感知的函数而反向相关；例如，定义的响度感知可以具体地是患者特定的最大舒适响度(MCL)。更具体地，测试刺激发生器501可以被配置为输送测试刺激序列以匹配多个电极触点；例如，植入的电极阵列中的每个电极触点。这将在下文中更详细地被描述。

然后，匹配处理器504执行进一步的指令，以导致响应测量模块502获得受到测试刺激序列影响的植入患者的听觉神经组织的客观响应测量——例如ECAP_thrs测量。匹配处理器504也执行指令，以导致匹配映射模块503基于客观响应测量来定义用于耳蜗植入物电极阵列的电极触点的患者特定匹配图，将所定义的匹配图存储在患者特定的匹配图数据库505中，以用于随后适配耳蜗植入物系统。

更具体地，关于测试刺激发生器501的运行，已知电刺激的感知的响度主要取决于电荷水平和刺激率。通常，更高的刺激率导致更大的感知响度。在ECAP测量的情况下，电荷扫描典型地以固定的刺激速率进行，通常在刺激速率<100pps情况下进行，以避免不应效应。对于给定的幅值刺激，低刺激率降低了超过MCL的风险，但是测量时间被延长。本发明的实施例使用动态变化的刺激率来实现匹配时间与控制超过MCL的风险之间的最优的权衡——这在低电荷水平、高刺激率(例如100pps)，和高电荷水平、低速率(例如10pps)情况中使用。

因此，被测试刺激发生器501使用的定义的响度感知的函数可以表示指数电荷幅值因子和指数刺激速率因子的缩放乘积。更具体地，电响度L可以通过以下方式建模：

L＝k*(A-A_min)^Eamp*R^Erate

其中k是比例因子，A定义刺激电荷，Amin是最小可听电荷水平，Eamp是幅值指数，R是刺激率，Erate是速率指数。在Fu等人"Effects of noise and spectral resolution onvowel and consonant recognition:Acoustic and electric hearing."The Journal ofthe Acoustical Society of America 104.6(1998):3586-3596中所描述的实验确定了Eamp＝2.72，其全部内容通过引用并入本文。因此：

L＝k*(A-A_min)^2.72*R^Erate

在1000pps的情况下，THR(A1000_min)和MCL(A1000)的典型的刺激电荷值分别为2nC和20nC。对于100pps的刺激，THR(A100_min)和MCL(A100)分别为2.3和23nC。通过使用：

L＝k*(A1000-A1000_min)^2.72*R^Erate＝k*(A100-A100_min)^2.72*R^Erate

L＝k*18^2.72*1000^Erate＝k*20.7^2.72*100^Erate

导致：

L＝k*(A-A_min)^2.72*R^0.1651

速率指数Erate大约比电荷幅值指数Eamp小16倍。在ECAP测量中，A-Amin上升到18nC，并且刺激率R可以达到100pps(如果要避免不应状态)。这意味着通过将刺激率R降低到5pps(例如)，作为结果的响度可以减少大约40％。但如果在响应测量中使用此低刺激率，则测量持续时间将延长20倍。为了克服这个问题，可以在ECAP响应测量期间改变刺激率。例如，首先可以通过以下公式计算最大电荷水平Amax下的对于最慢速率Rmin的最大响度Lmax：

L_max＝k*(A_max-A_min)^2.72*R_min ^0.1651

对于每个特定的刺激电荷A，最终通过给定的最大速率Rmax计算最优速率：

如图6所示，使用最大刺激速率直到达到选择的电荷水平，此后刺激速率降低。当刺激电荷增加时，感知响度保持不变。在给定的示例中，作为结果的平均刺激率为80.3pps。与5pps的固定速率相比，如上所述的可变刺激速率快16倍。在特定的匹配应用中，总体平均值可用于定义可变测量，即k倍的缩放参数。

本发明的实施例可以部分地以任何传统的计算机编程语言实现。例如，优选实施例可以用过程编程语言(例如，“C”)或面向对象的编程语言(例如，“C++”，Python)来实现。本发明的替代实施例可以实现为预编程的硬件元件，其他相关部件，或者实现为硬件和软件部件的组合。

实施例可以部分地实现为用于计算机系统的计算机程序产品。这种实现可以包括一系列计算机指令，其固定在有形介质上，例如计算机可读介质(例如，磁盘，CD-ROM，ROM或固定磁盘)，或者可以通过调制解调器或其他接口设备传输到计算机系统，所述接口设备例如为通过介质连接到网络的通信适配器。介质可以是有形介质(例如，光学或模拟通信线路)或以无线技术(例如，微波，红外或其他传输技术)实现的介质。所述计算机指令序列体现了此前关于所述系统描述的全部或部分功能。本领域技术人员应理解到的是这种计算机指令可以用许多编程语言编写，以与许多计算机构架或操作系统一起使用。此外，这些指令可以存储在任何存储器装置内，例如半导体，磁性，光学或其他存储器装置，并且可以使用任何通信技术来传输，例如光学，红外，微波或其他传输技术。预期这样的计算机程序产品可以作为可移动介质分发，其具有附带的印刷或电子文档(例如，收缩包装软件)，预装有计算机系统(例如，在系统ROM或固定盘上)，或者从网络上的服务器或电子公告板(例如，因特网或万维网)分发。当然，本发明的一些实施例可以实现为软件(例如，计算机程序产品)和硬件的组合。本发明的其他实施例实现为完全硬件或完全软件(例如，计算机程序产品)。

尽管已经公开了本发明的多种示例性实施例，但是对于本领域技术人员来说显而易见的是可以进行多种改变和修改，这些改变和修改将实现本发明的一些优点而不脱离本发明的真实范围。

Claims (22)

1.一种用于匹配被植入到植入患者的耳蜗内的耳蜗植入物电极阵列的电极触点的匹配系统，所述系统包括：

测试刺激发生器，被配置为以可变电荷水平和随时间的可变刺激速率向至少一个所述电极触点传输测试刺激序列，其中，所述电荷水平和刺激速率作为由所述植入患者对于所述测试刺激序列的定义的响度感知的函数而反向相关；和

响应测量模块，被配置为获得受到所述测试刺激序列影响的所述植入患者的听觉神经组织的客观响应测量；和

匹配映射模块，被配置为基于所述客观响应测量来定义用于耳蜗植入物电极阵列的所述电极触点的患者特定的匹配图。

2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述响应测量模块被配置为获得包括电诱发复合动作电位(ECAP)测量的客观响应测量。

3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述响应测量模块被配置为获得包括ECAP阈值测量的ECAP测量。

4.根据权利要求1所述的系统，其中，被所述测试刺激发生器使用的定义的响度感知基于患者特定的最大舒适响度(MCL)。

5.根据权利要求1所述的系统，其中，被所述测试刺激发生器使用的定义的响度感知的函数表示指数电荷幅值因子和指数刺激速率因子的缩放乘积。

6.根据权利要求1所述的系统，其中，所述测试刺激发生器被配置为将测试刺激序列传输到多个所述电极触点。

7.根据权利要求1所述的系统，其中，所述测试刺激发生器被配置为将测试刺激序列传输到每个所述电极触点。

8.一种匹配植入到植入患者的耳蜗内的耳蜗植入物电极阵列的电极触点的方法，所述方法包括：

以可变电荷水平和随时间的可变刺激速率从测试刺激发生器向至少一个所述电极触点传输测试刺激序列，其中，所述电荷水平和刺激速率作为由所述植入患者对于所述测试刺激序列的定义的响度感知的函数而反向相关；

在受到所述试验刺激序列影响的所述植入患者的听觉神经组织的响应测量模块中获得客观响应测量；和

基于所述客观响应测量来定义用于耳蜗植入物电极阵列的所述电极触点的患者特定的匹配图。

9.根据权利要求8所述的方法，其中，所述客观响应测量包括电诱发复合动作电位(ECAP)测量。

10.根据权利要求9所述的方法，其中，所述ECAP测量包括ECAP阈值测量。

11.根据权利要求8所述的方法，其中，所述定义的响度感知基于患者特定的最大舒适响度(MCL)。

12.根据权利要求8所述的方法，其中，所述的定义的响度感知的函数表示指数电荷幅值因子和指数刺激速率因子的缩放乘积。

13.根据权利要求8所述的方法，其中，所述测试刺激序列被传输到多个所述电极触点。

14.根据权利要求8所述的方法，其中，所述测试刺激序列被传输到每个所述电极触点。

15.一种耳蜗植入物系统，所述耳蜗植入物系统使用根据权利要求8至14中任一项所述的匹配方法与植入患者匹配。

16.一种非瞬时有形计算机可读介质，其上具有用于匹配植入患者和具有植入电极阵列的听力植入物系统的指令，所述植入电极阵列带有多个电极触点，所述指令包括：

以可变电荷水平和随时间的可变刺激速率从测试刺激发生器向至少一个所述电极触点传输测试刺激序列，其中，所述电荷水平和刺激速率作为由所述植入患者对于所述测试刺激序列的定义的响度感知的函数而反向相关；

在受到所述试验刺激序列影响的所述植入患者的听觉神经组织的响应测量模块中获得客观响应测量；和

基于所述客观响应测量来定义用于耳蜗植入物电极阵列的所述电极触点的患者特定的匹配图。

17.根据权利要求16所述的计算机可读介质，其中，所述客观响应测量包括电诱发复合动作电位(ECAP)测量。

18.根据权利要求17所述的计算机可读介质，其中，所述ECAP测量包括ECAP阈值测量。

19.根据权利要求16所述的计算机可读介质，其中，所述定义的响度感知基于患者特定的最大舒适响度(MCL)。

20.根据权利要求16所述的计算机可读介质，其中，所述的定义的响度感知的函数表示指数电荷幅值因子和指数刺激速率因子的缩放乘积。

21.根据权利要求16所述的计算机可读介质，其中，所述测试刺激序列被传输到多个所述电极触点。

22.根据权利要求16所述的计算机可读介质，其中，所述测试刺激序列被传输到每个所述电极触点。