ES3033007T3 - An apparatus for treating a neurological disorder of the auditory system - Google Patents

An apparatus for treating a neurological disorder of the auditory system

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ES3033007T3
ES3033007T3 ES16797535T ES16797535T ES3033007T3 ES 3033007 T3 ES3033007 T3 ES 3033007T3 ES 16797535 T ES16797535 T ES 16797535T ES 16797535 T ES16797535 T ES 16797535T ES 3033007 T3 ES3033007 T3 ES 3033007T3
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Stephen Hughes
Ross O'neill
Brendan Conlon
Caroline Hamilton
Shona D'arcy
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Abstract

Un aparato para su uso en el tratamiento de un trastorno neurológico del sistema auditivo, que comprende una unidad de generación de estímulos (101) y una unidad de estimulación somatosensorial (102); la unidad de generación de estímulos operable para analizar una señal de audio, comprendiendo dicha señal de audio un primer componente que comprende un componente de banda ancha o ruido blanco y un segundo componente que comprende una pluralidad de ráfagas de tonos complejas, y generar una pluralidad de señales de accionamiento representativas de al menos uno del primer o segundo componente de dicha señal de audio y además modificar espectralmente dicha señal de audio para generar una señal de audio modificada binaural para su entrega a un sujeto; y en donde dicha unidad de estimulación somatosensorial comprende: un conjunto de estimuladores, cada uno de los cuales puede accionarse independientemente para aplicar una estimulación somatosensorial al sujeto con la señal de audio modificada, y una entrada para recibir la pluralidad de señales de accionamiento desde dicha unidad de generación de estímulos y dirigir señales de accionamiento individuales en un patrón predeterminado a estimuladores individuales en el conjunto, estando configurada además la unidad de generación de estímulos para introducir un retardo entre la pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio y la señal de audio modificada binaural. (Traducción automática con Google Translate, sin valor legal)

Description

DESCRIPCIÓN
Aparato para tratar un trastorno neurológico del sistema auditivo
Campo de la invención
La presente invención se refiere al suministro de un estímulo bimodal a un sujeto que padece un trastorno neurológico del sistema auditivo.
Antecedentes de la invención
Los acúfenos subjetivos son un estado intrusivo y debilitante, más habitualmente descrito como “zumbido en los oídos”, que afecta significativamente a hasta el 5 % de la población mundial. Muchos pacientes que padecen acúfenos notifican sentirse angustiados por sus síntomas y notifican una reducción resultante de su calidad de vida y la de sus familias. Los pacientes encuentran una mayor frustración en una falta percibida de opciones de tratamiento. Los tratamientos actualmente disponibles (comentados a continuación) son limitados, informándose a la gran mayoría de los pacientes de que no hay ninguna opción de tratamiento y de que deben “aprender a vivir con sus acúfenos”. Esto ha dado como resultado una desilusión generalizada con las profesiones clínicas y demanda contenida comercial para una alternativa de tratamiento viable. Los principales expertos en acúfenos han reconocido que los actuales tratamientos son ineficaces y que queda una necesidad clínica no cubierta. También han enfatizado que un tratamiento que produzca incluso un efecto pequeño, pero significativo tendrá un enorme impacto terapéutico sobre este enorme y creciente mercado desatendido.
Actualmente se usan tratamientos tanto farmacológicos como no farmacológicos para tratar los síntomas de acúfenos. Estos oscilan desde fármacos para una indicación no autorizada, tales como Serc, mediante diferentes formas de asesoramiento psicológico, incluyendo terapia de reentrenamiento de los acúfenos (TRT) y terapia conductual cognitiva (CBT), hasta dispositivos médicos, tales como audífonos, enmascaradores de ruido y estimuladores eléctricos. Las terapias actuales tienden a proporcionar tan solo un alivio sintomático temporal y generalmente se eligen basándose en la gravedad del estado. El beneficio y las limitaciones de estos tratamiento han sido objeto de varios artículos de revisión. Los tratamientos farmacológicos incluyen; antidepresivos, vasodilatadores, lidocaína intravenosa, barbitúricos, antihistamínicos, beta-histamina y benzodiazepinas. Sin embargo, es preferible que se usen tratamientos farmacológicos para tratar síntomas coexistentes tales como depresión y ansiedad. Generalmente, se ha reconocido y documentado la ineficacia de los tratamientos farmacológicos por los principales expertos en acúfenos.
Los acúfenos tienen una gama diversa de etiologías, pero está habitualmente acompañado por una pérdida de audición a alta frecuencia, o pérdida de audición sensorineural (SNHL). Existe una creciente cantidad de evidencias científicas de que la pérdida de audición provoca un aumento de la excitabilidad neuronal espontánea e impulsada por estímulos en la corteza y el tronco encefálico auditivo, y de que esta actividad aumentada está vinculada a la percepción de los sonidos ilusorios de los acúfenos. Dos modalidades reconocidas pueden estimularse con el fin de suprimir esta hiperactividad neuropatológica
• estimulación auditiva
• estimulación somatosensorial
Los documentos EP2 842 530 A1 y EP2658491 A1 combinan, ambos, estimulación auditiva y somatosensorial en el tratamiento de acúfenos. En la aplicación de neuromodulación multimodal, se plantea la teoría de que estimular las rutas neuronales de pacientes a través de los sentidos tanto somáticos como auditivos con la misma información puede proporcionar un mayor beneficio al paciente a lo largo del tiempo, dado que puede facilitar que el cerebro aprenda qué parte del sonido percibido es real, y qué parte es ilusoria (los acúfenos patológicos). El documento US2014/275737A1 da a conocer la estimulación temporizada de tanto el sistema somatosensorial como el sistema auditivo para alterar la actividad cerebral de un individuo a través de la plasticidad dependiente del tiempo de los picos, reduciendo o eliminando de ese modo los acúfenos. Se generan estímulos y se aplican en un mecanismo alternativo al dado a conocer en la presente solicitud. Sin embargo, existe una necesidad de proporcionar un dispositivo mejorado que ofrezca ventajas significativas en cuanto a rendimiento y facilidad de uso en comparación con la técnica anterior y los tratamientos de acúfenos comercialmente disponibles anteriormente descritos. La presente invención resuelve este problema mediante una transformación alternativa entre la estimulación auditiva y somatosensorial.
Sumario de la invención
En el presente documento se describe, con referencia a las reivindicaciones adjuntas, un aparato para su uso en el tratamiento de un trastorno neurológico del sistema auditivo.
El aparato, según una realización de la invención, comprende una unidad de generación de estímulos y una unidad de estimulación somatosensorial; la unidad de generación de estímulos es operativa para analizar una señal de audio, comprendiendo dicha señal de audio una primera componente que comprende una componente de banda ancha o ruido blanco y una segunda componente que comprende una pluralidad de ráfagas de tonos complejos, y generar una pluralidad de señales de accionamiento representativas de al menos una de la primera o segunda componente de dicha señal de audio y además para modificar espectralmente dicha señal de audio para generar una señal de audio modificada biaural para su suministro a un sujeto; y en el que dicha unidad de estimulación somatosensorial comprende: una matriz de estimuladores cada uno de los cuales puede accionarse independientemente para aplicar una estimulación somatosensorial al sujeto con la señal de audio modificada, y una entrada para recibir la pluralidad de señales de accionamiento a partir de dicha unidad de generación de estímulos y dirigir señales de accionamiento individuales en un patrón predeterminado a estimuladores individuales en la matriz, estando la unidad de generación de estímulos configurada además para introducir un retardo entre la pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio y la señal de audio modificada biaural.
La introducción de un retardo permite la optimización del tratamiento para el sujeto y optimiza además el rendimiento de un sistema de tratamiento auditivo y somatosensorial combinado.
El retardo puede ser un retardo fijo de entre -50 ms y 50 ms.
El retardo entre la señal de audio modificada y la pluralidad de señales de accionamiento puede estar configurado para que varíe aleatoriamente, teniendo dicho retardo aleatorio una distribución de probabilidad que es rectangular, con límites de hasta / 50 ms, o gaussiana, con una desviación estándar de hasta /- 20 ms.
La unidad de generación de estímulos puede comprender un control de amplitud para controlar una amplitud de la señal de audio modificada y una amplitud de la estimulación somatosensorial.
Por consiguiente, la intensidad de la estimulación puede ajustarse por paciente y el tratamiento optimizarse adicionalmente.
El control de amplitud puede ser operativo además para modular la amplitud de la señal de audio modificada para un intervalo durante una sesión de tratamiento del sujeto.
El control de amplitud puede ser operativo para aumentar (disminuir) una amplitud de la señal de audio modificada desde un nivel nominal hasta un nivel acorde con un nivel de audición del sujeto durante entre 1 minuto y 5 minutos antes de la finalización de la sesión de tratamiento del sujeto. La unidad de generación de estímulos según la invención comprende un filtro de refuerzo de banda, calibrado según un audiograma del sujeto y en donde la unidad de generación de estímulos es operativa para modificar espectralmente dicha señal de audio haciendo pasar la señal de audio a través de dicho filtro de refuerzo de banda para producir dicha señal de audio modificada.
Esto potencia además la personalización del sistema descrito en el presente documento.
La frecuencia central del filtro de refuerzo de banda puede establecerse para que coincida con la reducción más pronunciada del audiograma del oído ipsilateral del paciente, en el que el ancho de banda a mitad de la potencia del filtro de refuerzo de banda es de entre 0,5 y 1,5 octavas normalizadas a la frecuencia central, y con una magnitud de refuerzo de al menos 12 dB.
La unidad de generación de estímulos puede comprender además un filtro que se basa en la inversa del audiograma del sujeto en el oído ipsilateral y el filtro está configurado para compensar déficits de al menos 30 dB y operativo en el intervalo de 500 Hz a 16 kHz. Por tanto, la modificación espectral puede basarse en una inversión de un audiograma del sujeto.
La matriz de estimuladores puede comprender una matriz adicional que comprende al menos dos estimuladores, dispuestos simétricamente en relación con la matriz de estimuladores y configurados para suministrar un pseudoestímulo al sujeto. Este pseudoestímulo potencia además el tratamiento ya que contribuye a proporcionar una sensación de un efecto al paciente. Por ejemplo, esto es útil cuando los canales de estímulos primarios suministran un estímulo somatosensorial débil o imperceptible.
La matriz de estimuladores puede usarse para suministrar tanto el estímulo de tratamiento como el pseudoestímulo. El estímulo de tratamiento y el pseudoestímulo pueden multiplexarse en el tiempo con una razón de marca: espacio de pseudoestímulo a estímulo de tratamiento de no más del 10 %.
La unidad de estimulación somatosensorial puede estar en forma de un cuerpo dimensionado para aplicarse por vía transcutánea o transmucosal sobre una fibra nerviosa del sujeto.
La estimulación somatosensorial puede comprender un tren de pulsos periódicos que tiene un tren de pulsos con un periodo de pulso menor que un periodo de repolarización de la fibra nerviosa a la que se aplica la unidad de estimulación somatosensorial.
La unidad de estimulación somatosensorial puede estar en forma de un cuerpo dimensionado para aplicarse a la rama mandibular o la rama lingual o la rama maxilar o la rama oftálmica del nervio trigeminal o al nervio accesorio o a los nervios espinales cervicales, C1 y C2.
La unidad somatosensorial puede estar en forma de un cuerpo dimensionado para ubicarse en la lengua y en el que la matriz de estimuladores puede comprender una matriz dividida que tiene un número igual de estimuladores distribuidos a lo largo de la línea media de la lengua y en el que el patrón predeterminado comprende un mapeo ipsilateral de las señales de accionamiento individuales con una banda muerta ubicada a lo largo de la línea media. Esta matriz dividida promueve la neuroplasticidad en los niveles subcorticales y corticales. Esto es más eficaz en la conducción de cambios plásticos en los niveles subcorticales porque el estímulo auditivo para cada lado se hace coincidir con el estímulo somatosensorial ipsilateral.
La unidad somatosensorial puede estar dimensionada además para proporcionar una ayuda de colocación para centrar el dispositivo a lo largo de la línea media.
La matriz de estimuladores puede estar dispuesta en un patrón de ráster tal como el mostrado en las figuras 5 y 17 de manera que cada estimulador en el patrón de ráster está dispuesto desde la agrupación de frecuencia más baja hasta la agrupación de frecuencia más alta, o la matriz de estimuladores está dispuesta en un patrón en espiral que tiene un mapeo de frecuencia más baja en el interior de la espiral con la frecuencia más alta en el exterior de la espiral, o la matriz puede estar dispuesta de manera que las agrupaciones de frecuencia correspondientes al déficit más alto en la pérdida de audición del sujeto están ubicadas proximales a regiones de contacto de densidad de inervación somatosensorial más alta (por ejemplo, hacia la punta de la lengua para una realización de estimulador de lengua).
Un ejemplo adicional incluye un método de tratamiento de un trastorno neurológico del sistema auditivo, que comprende: analizar una señal de audio, comprendiendo dicha señal de audio una primera componente que comprende un ancho de banda espectral que provoca la percepción de una señal de audio que tiene una componente de banda ancha o ruido blanco y una segunda componente que comprende una pluralidad de ráfagas de tonos complejos, generar una pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio y accionar independientemente una matriz de estimuladores para aplicar una estimulación somatosensorial a un sujeto; y modificar espectralmente dicha señal de audio para generar una señal de audio modificada biaural para su suministro al sujeto; en el que la estimulación somatosensorial y la señal de audio modificada se aplican de manera síncrona al sujeto; e introducir un retardo entre la pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio y la señal de audio modificada biaural.
Una realización adicional de la invención incluye un dispositivo para el tratamiento de un trastorno neurológico del sistema auditivo en el que el dispositivo está configurado para analizar una señal de audio, comprendiendo dicha señal de audio una primera componente que comprende una señal de audio que tiene una componente de banda ancha o ruido blanco y una segunda componente que comprende una pluralidad de ráfagas de tonos complejos, generar una pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio e independientemente accionar una matriz de estimuladores para aplicar una estimulación somatosensorial a un sujeto; y modificar espectralmente dicha señal de audio para generar una señal de audio modificada biaural para su suministro al sujeto; en el que la estimulación somatosensorial y la señal de audio modificada se aplican de manera sincrónica al sujeto; e introducir un retardo entre la pluralidad de señales de accionamiento representativa de dicha señal de audio y la señal de audio modificada biaural.
Breve descripción de los dibujos
No se describirán diversas realizaciones no limitativas de la tecnología descrita en el presente documento con referencia específica a las siguientes figuras. Debe apreciarse que las figuras no están necesariamente dibujadas a escala.
La figura 1 es un sistema según la presente invención.
La figura 2 es un dispositivo intraoral según un aspecto de la presente invención
La figura 3 es una configuración de microcontrolador según una realización de la presente invención.
La figura 4 es una disposición de muestra de una matriz dividida según la presente invención.
La figura 5 es una disposición de muestra de una matriz individual según la presente invención.
La figura 6 es un resumen de patrones de estímulos electrotáctiles según un aspecto de la invención
La figura 7 es un diagrama de muestra de un sistema implementado por microcontrolador según una realización de la invención.
Las figuras 8 a 14 ilustran la transformación entre estimulación de audio y somatosensorial e ilustran cómo uno de los canales biaurales se transforma para su uso en una topología de estimuladores de matriz dividida según una realización de la presente invención.
La figura 15 ilustra el rendimiento en respuesta al tratamiento a lo largo de un periodo de tratamiento de 10 semanas en respuesta a ensayos clínicos llevados a cabo según una realización de la presente invención.
La figura 16 es un método de tratamiento según un ejemplo.
La figura 17 es un esquema de un mapeo alternativo de audio a somatosensorial.
La figura 18 es un diagrama de tiempo de un mapeo alternativo de audio a somatosensorial.
Descripción detallada de los dibujos
Ahora se describirán en más detalle los aspectos de la tecnología mencionados anteriormente, así como aspectos adicionales. Los aspectos pueden usarse de manera individual, todos juntos o en cualquier combinación de dos o más, dado que la tecnología no está limitada con respecto a esto. La presente invención combina estimulación bimodal auditiva y somatosensorial para mejorar los síntomas de un trastorno neurológico del sistema auditivo. Los trastornos neurológicos del sistema auditivo incluyen, por ejemplo, acúfenos, hiperacusia, misofonía o fonofobia. Únicamente por conveniencia, en los siguientes ejemplos se hace referencia a los acúfenos, sin embargo, se apreciará que los sistemas descritos pueden extenderse a cualquiera de los trastornos. Un sistema de muestra según la invención y tal como se muestra en la figura 1, incluye una unidad de generación de estímulos 101 o controlador y una unidad de estimulación somatosensorial 102. El controlador recibe una señal de audio como entrada y genera una pluralidad de señales de accionamiento representativas de la señal de audio. Esta pluralidad de señales de accionamiento se suministran a la unidad de estimulación somatosensorial 102. El controlador 101 también genera una señal de audio modificada biaural correspondiente para suministrarse a un sujeto que está tratándose. El suministro de la señal de audio modificada se lleva a cabo usando auriculares o transductores de audio 103 tal como se muestra en la figura 1. Aunque se muestran como parte del sistema en la figura 1, esto es tan solo como ejemplo y el sistema puede suministrarse sin los auriculares. Aunque estos auriculares se muestran como auriculares supraurales, se apreciará que puede usarse cualquier otro mecanismo de suministro de audio, por ejemplo, altavoces ubicados próximos al paciente, transductores de conducción ósea, implantes cocleares, transductores de audio intraurales tales como auriculares o audífonos intraurales, tecnología de sonido a partir de ultrasonidos o transductores de audio supraurales. Los auriculares mostrados en la figura 1, en una realización están dispuestos para suministrar audio en estéreo que tiene una respuesta de frecuencia a -3 dB de 20 Hz a 20 kHz, y un intervalo dinámico de > 90 dB. Las estimulaciones auditiva y somatosensorial se suministran de manera sustancialmente simultánea a un paciente. Este suministro simultáneo introduce un retardo fijo entre audio y somatosensorial (hasta /- 50 ms). Alternativamente, puede introducirse una variación aleatoria en el retardo entre estímulos de audio y somatosensoriales (hasta /- 50 ms) con una función de densidad de probabilidad rectangular, o hasta una desviación estándar de 20 ms para una función de densidad de probabilidad gaussiana) para cubrir un amplio intervalo de latencias a lo largo del transcurso de una sesión de tratamiento.
Unidad de estimulación somatosensorial.
La unidad de estimulación somatosensorial en una realización preferida es un dispositivo intraoral (DIO). El DIO de la figura 1 está dimensionado para ubicarse en la punta (región dorsal anterior) de la lengua del sujeto que se somete a tratamiento. Sin embargo, se apreciará que el dispositivo también puede estar dimensionado para ubicarse en cualquier otra parte del sujeto en la que pueda estimularse un nervio relevante para el tratamiento del trastorno neurológico, por ejemplo
• Transcutáneo, por ejemplo, en
i. la mejilla (rama maxilar del nervio trigémino)
ii. la mandíbula (rama mandibular del nervio trigémino)
iii. la frente (rama oftálmica del nervio trigémino)
iv. el cuello (rama submandibular del nervio trigémino)
v. la oreja / pabellón auditivo (nervio vago)
vi. los labios (rama mandibular del nervio trigémino)
vii. los hombros y el cuello (nervio accesorio, nervios espinales cervicales C1 y C2)
• Transmucoso
i. región dorsal anterior de la lengua (rama mandibular lingual del nervio trigémino)
ii. región ventral anterior de la lengua (nervio hipogloso)
iii. encías (rama maxilar del nervio trigémino)
• Sin contacto, sin embargo, esto se aplica únicamente a una estimulación electromagnética (por ejemplo, estimulación magnética transcraneal repetitiva (rTMS))
■ como anteriormente (sitios tanto transcutáneos como transmucosos) o
■ núcleos trigéminos
■ núcleos cocleares
■ corteza auditiva
• Implantable
■ como anteriormente (sitios tanto transcutáneos como transmucosos) o
■ nervio coclear / auditivo
■ núcleos cocleares
■ núcleos trigéminos
■ corteza auditiva
■ nervio vago
En la realización mostrada en la figura 1, la unidad de estimulación somatosensorial es un dispositivo intraoral (DIO). La configuración mostrada en la figura 1 se refiere a una primera realización en la que la unidad de generación de estímulos está ubicada de manera remota con respecto al DIO en la unidad de control 101. En los siguientes ejemplos, esta configuración se denomina MB1. En una configuración alternativa, denominada MB2, la unidad de generación de estímulos puede estar ubicada de manera local con respecto al DIO 102, por ejemplo, usando un microcontrolador u otro dispositivo programable para generar los estímulos.
El DIO o la unidad de estimulación somatosensorial incluye una matriz de estimuladores 1022 cada uno de los cuales puede accionarse independientemente para aplicar una estimulación somatosensorial a un sujeto de manera síncrona con la señal de audio modificada. En la configuración MB1 en la que el DIO se controla por el controlador 101, se apreciará que se requiere un comparador para cada estimulador en la matriz con el fin de accionar cada estimulador o electrodo. Estos comparadores pueden estar ubicados en la placa de circuito en el controlador 101. En la configuración MB2, el microcontrolador puede configurarse para accionar los electrodos o estimuladores directamente, dicho microcontrolador y componentes de soporte pueden estar ubicados en la placa de circuito impreso 1021. Esta configuración minimiza el recuento de componentes y, por tanto, el coste. La PCB 1021 y la matriz 1022 tal como se muestran en la figura 2 están encapsuladas dentro de una unidad moldeada 1023. En una realización, la unidad moldeada está sobremoldeada. Un procedimiento de moldeo de este tipo es adecuado para un procedimiento de moldeo por inyección, minimizando por tanto el coste del DIO. Se apreciará que, para sellar el DIO, puede aplicarse, por ejemplo, un recubrimiento de parileno C a la PCB antes de sobremoldearla para sellarla. Parileno es una película de polímero hidrófobo aplicada mediante deposición química en fase de vapor. Los dímeros de parileno se evaporan y se convierten en un monómero a 690°C. Después se introduce en una cámara de vacío en la que forma un recubrimiento de polímero a temperatura ambiente. Aplicar una capa de parileno C de 12-15 |jm sella el DIO y mitiga los riesgos asociados con la entrada de saliva en el PCBA, lixiviando toxinas, que salen de vuelta al exterior y se ingieren por el sujeto.
Para generar una fuerte percepción o sensación al usar estimulación por matriz de DIO en la configuración MB2, puede requerirse una tensión de accionamiento pico de al menos 5 V. En la figura 3 se muestra una disposición de microcontrolador a modo de ejemplo. El microcontrolador 301 es un microcontrolador de 16 bits, sin embargo, también puede ser un microcontrolador de 8 bits o 32 bits, una FPGA, chip personalizado o similares. El microcontrolador incluye una pluralidad de entradas y una pluralidad de salidas 302 dispuestas para accionar cada electrodo individual en la matriz de estimuladores. Cada línea que acciona los electrodos tiene un elemento capacitivo 303 en la misma para impedir que fluya corriente continua a través del sujeto.
En la configuración MB1, el suministro de potencia proporcionado a la entrada de tensión input del DIO se proporciona por el controlador o la unidad de generación de estímulos remota con respecto a la matriz. En la configuración MB2 alternativa, si se alimenta el DIO con potencia por el controlador, no se requiere ningún conjunto de circuitos de regulación adicional dentro del propio DIO y, por consiguiente, se reduce el coste y requisito de componentes para el DIO. Puede proporcionarse una capacitancia de desacoplamiento local (no mostrada) en el carril de suministro de MCU para suministrar transitorios de peor caso debidos a conmutación de accionamiento de electrodo. En la configuración propuesta, la MCU 301 acciona cada electrodo mediante un condensador en serie 303 en la línea de accionamiento desde la GPIO hasta el electrodo. Esta configuración facilita que un subconjunto de electrodos se active en cualquier punto dado en el tiempo, permitiendo de ese modo que todos los demás electrodos actúen como trayecto de retorno de corriente de estímulo.
El DIO puede ser desprendible del controlador o puede ser solidario al mismo. Puede proporcionarse un bus serie universal, USB, opcionalmente con sobremoldeo personalizado, u otro conector para conectarse al controlador. Este otro conector puede evitar la conexión con equipos no médicos. La superficie superior de la matriz de electrodos dentro de la encapsulación 1023 que entra en contacto con la membrana mucosa está enmascarada de modo que una superficie de contacto de electrodo-membrana no se ve afectada por el procedimiento de recubrimiento. Se apreciará que el material de enmascaramiento debe ser biocompatible. El parileno C tal como se describió anteriormente es químicamente inerte y biocompatible.
Aunque en el presente documento se describe como intraoral, se apreciará que una matriz adecuada puede comprender dos o más matrices. Estas matrices pueden estar contenidas en dispositivos independientes y, por ejemplo, pueden ubicarse a lo largo de la parte trasera del cuello, o dividirse entre un lado de la cara (mandíbula) y el lado opuesto de la cara. En una realización adicional, la unidad de estimulación somatosensorial también comprende una segunda matriz que comprende al menos dos estimuladores (no mostrados en las figuras). Estos estimuladores están en una disposición, dispuesta con respecto a la matriz de estimuladores y configurada para suministrar un pseudoestímulo al sujeto. Este pseudoestímulo incluye canales de estímulo adicionales que pueden configurarse para proporcionar una sensación de un efecto en el paciente, pero que no forman parte del estímulo terapéutico. El propósito de los mismos es para casos en los que el estímulo principal suministrado por la primera matriz no es perceptible o es débilmente perceptible. El pseudoestímulo puede activarse para mejorar o aumentar la sensación percibida por el paciente. Además, esta característica ayuda en ensayos clínicos en los que se requiere un tratamiento “falso”. Este pseudoestímulo puede implementarse con un único estímulo o dos canales de estímulos, sin embargo, puede facilitarse cualquier número de canales de estímulos. En una configuración, el pseudoestímulo es asíncrono con respecto a cualquier estímulo auditivo. Además, puede tener un bajo ciclo de trabajo con respecto al estímulo terapéutico.
Además, el pseudoestímulo puede ser de naturaleza bloqueante.
En una realización alternativa, dicho pseudoestímulo puede provocarse mediante el DIO 102 sin ningún estimulador adicional. Esto se logra multiplexando en el tiempo el pseudoestímulo con el estímulo de tratamiento. En esta situación, se requerirá una razón de marca: espacio de como máximo el 10% para conferir una percepción de estímulo significativa al sujeto, al tiempo que se suministra el estímulo de tratamiento durante al menos el 90% de la duración de sesión de tratamiento. Las restricciones principales en el diseño de una señal de audio adecuada para estimulación auditiva de un sujeto son tal como se exponen en la tabla 1 a continuación.
En un primer ejemplo (MB1), se eligieron dos pistas de audio, concretamente “Forest Raindrops” de Relax With Nature como sonido de banda ancha de primer plano y Erik Satie, “Gnossiennes” y “Gymnopodies” interpretado por Reinbert de Leeuw. Se realizó el mezclado de la siguiente manera: se extraen ambas pistas de audio a archivos .wav de 16 bit y 44,1 kHz y se normalizan hasta -0,1 dB. Puede usarse el compresor Waves L3 con ambas, con un ajuste de umbral de -12 dB, sin tramado, los demás ajustes por defecto. Se redujo la amplitud de Satie en 18 dB, se aplicó reverberación adicional (para potenciar la ilusión de que la música venía de lejos) y después se mezcló con Forest Raindrops con una ganancia global de -1 dB para evitar la saturación durante el mezclado. Se truncó la mezcla resultante a 30 minutos, y un breve crescendo de entrada y decrescendo de salida, antes de exportarse como archivo .wav de 16 bits y 44,1 kHz.
En un ejemplo alternativo (MB2), las dos pistas de sonido elegidas incluyeron “Forest Raindrops” de Relax With Nature como sonido de banda ancha de primer plano y Erik Satie, “Gnossiennes” y “Gymnopodies” interpretado por Therese Fahy (el solicitante le encargó a Therese Fahy que realizara estas obras, que se grabaron en el estudio 1 de RTE Radio el 7 y 8 de enero de 2015, en un piano de cola de Steinway). Se realizó el mezclado de la siguiente manera: se extrajeron ambas pistas de audio a archivos .wav de 16 bits y 44,1 kHz y se normalizaron hasta -1 dB (para compensar previamente la reducción de ganancia global de -1 dB aplicada en el mezclado de audio de la primera configuración). Se usó el compresor Waves L3 con ambas, con un ajuste de umbral de -12 dB, sin tramado, los demás ajustes por defecto.
Tabla 1
Se crearon cuatro versiones de la pista de sonido:
• Con Satie mezclado a una amplitud de -12 dB
• Con Satie mezclado a una amplitud de -15 dB
Con Satie mezclado a una amplitud de -18 dB
• Sin componente musical en la mezcla
Se truncaron las mezclas resultantes a 31,5 minutos, y un breve crescendo de entrada y decrescendo de salida, antes de exportarse como archivos .wav de 16 bits y 44,1 kHz.
Los archivos anteriores solo son ejemplos y se apreciará que también pueden implementarse otras combinaciones de estímulos de audio siempre que cumplan los criterios de diseño expuestos anteriormente. El sistema tal como se describió anteriormente también puede tener la característica de seleccionar uno de múltiples archivos. Estos archivos pueden ser seleccionables por el sujeto.
Tras la determinación de la entrada de audio, se implementa un filtrado de estímulo de audio adicional. La mayoría de los pacientes con acúfenos presentan una pérdida de audición a una o más frecuencias, estando los acúfenos lo más habitualmente asociados con el lado ipsilateral a su pérdida de audición. Con el fin de garantizar que había estimulación auditiva adicional en las bandas de frecuencia de mayor pérdida de audición y/o su frecuencia de coincidencia de acúfenos, se implementa un filtro de refuerzo para facilitar la compensación para las bandas de frecuencia relevantes.
Las restricciones del filtrado incluyen:
• Hacer que la frecuencia central pueda configurarse por el profesional clínico cuando está ajustándose el dispositivo al paciente, en el que el conjunto de frecuencias de configuración disponibles también está cubierto por un audiómetro de alta frecuencia convencional (250, 500, 750, 1000, 1500, 2000, 3000, 4000, 6000, 8000, 10000, 12500 Hz, etc.)
• Reforzar la ganancia del audio en 12 dB a la frecuencia central (de modo que puede usarse una implementación de filtro bicuadrático convencional)
• Tener un ancho de banda de refuerzo fijo (en proporción a la frecuencia central), de la mitad de la frecuencia central.
Por consiguiente, puede configurarse un conjunto de filtros. Para cumplir el conjunto de restricciones anterior, los filtros pueden configurarse tal como se presenta en la tabla 2 (este ejemplo representa la configuración MB2). El filtrado de estímulo de audio en la configuración MB1 es igual, salvo porque no se usaron las bandas de 10 kHz y 12,5 kHz, porque en ese momento solo se usó un audiómetro convencional (evaluaciones audiológicas realizadas hasta e incluyendo 8 kHz). Los filtros solo son ejemplos, y en este caso están diseñados para facilidad de implementación y baja potencia de procesamiento para la implementación. Estos filtros modifican espectralmente la entrada de audio para compensar un déficit en el perfil de audición. Por ejemplo, aplicar un filtro de refuerzo de banda con frecuencia central correlacionada con una frecuencia de caída tal como se determina mediante el audiograma del paciente compensará el déficit. Un filtro de refuerzo de banda puede calibrarse según la reducción más pronunciada del audiograma del paciente con el ancho de banda a mitad de la potencia del filtro de refuerzo de banda entre 0,5 y 1,5 octavas normalizado a la frecuencia central, y con una magnitud de refuerzo de al menos 12 dB.
Tabla 2.
Alternativamente, el filtro puede ser un filtro de refuerzo calibrado basándose en la inversa del audiograma del sujeto en el oído ipsilateral y el filtro puede estar configurado para compensar déficits de al menos 30 dB y poder funcionar en el intervalo de 500 Hz a 16 kHz. Se apreciará que pueden implementarse otras implementaciones de filtro que sean mejores para compensar la pérdida de audición del sujeto.
Método de estimulación auditiva
Se apreciará que el uso de auriculares supraurales de alta fidelidad acoplado con el procesamiento de señales necesario es un método adecuado de suministro de estímulos auditivos tal como se describe en el presente documento, debido a la extendida tolerancia de los usuarios/pacientes a los mismos y al alto grado de comodidad que proporcionan al paciente.
En situaciones particulares, puede ser preferible usar otros transductores, incluyendo audífonos, altavoces proximales e implantes cocleares. Por ejemplo, si el paciente tiene una enfermedad del oído medio u otra afección que dé como resultado una pérdida de audición conductiva significativa, un transductor de conducción ósea puede ser una alternativa aceptable. En esta situación, los mecanismos del oído interno (incluida la función coclear) pueden estar relativamente sin afectar, y por tanto la estimulación aditiva por medio de transductores de conducción ósea permitiría que tales pacientes se beneficien del tratamiento. En un escenario alternativo, por ejemplo, no son adecuados auriculares inalámbricos cuando el paciente padece hipersensi bilidad electromagnética (EHS), pueden usarse altavoces proximales o auriculares con cable. Las personas que padecen hipersensi bilidad electromagnética (EHS) tienden a verse particularmente afectadas al saber que están en proximidad estrecha de fuentes de RF. En un escenario alternativo, por ejemplo cuando el paciente tiene dificultades para encontrar una ubicación que sea adecuadamente silenciosa, pueden usarse auriculares intrauditivos con aislamiento acústico tales como Shure SE215 o auriculares supraaurales con cancelación de ruido. Se apreciará que algunos pacientes se ven afectados significativamente por niveles de acúfenos menores de 10 dB HL, y cuando existe el requisito de que sus acúfenos no se enmascaren demasiado durante el tratamiento, puede ser necesario que los niveles de ruido de fondo sean de 20 dBA o menos. Muchos pacientes viven en entorno que tienen niveles de ruido constantes muy por encima de este nivel. En un escenario alternativo, por ejemplo, cuando el paciente tiene una SNHL profunda en los oídos que también se ven afectados por acúfenos, los implantes cocleares pueden proporcionar una alternativa. Se observa esto cuando la pérdida de audición es neurosensorial y profunda, tal como en casos de sordera congénita, los transductores acústicos o de vibración pueden no proporcionar estímulo a las vías auditivas. En tales casos, los implantes cocleares pueden proporcionar el único medio de estimulación de la rama auditiva del VIII nervio. En una alternativa, cuando el paciente tiene fobia a llevar auriculares o tiene una afección dermatológica que impide el uso de dispositivos de contacto alrededor del oído o la cabeza, pueden usarse altavoces proximales.
De los muchos métodos de suministro de estimulación somatosensorial al nervio craneal V (trigémino), se implementa la estimulación eléctrica (habitualmente denominada estimulación electrotáctil, ETS) tal como se describe en el presente documento por los siguientes motivos:
• Es altamente versátil.
• Es posible un alto grado de control de las despolarizaciones nerviosas, controlando el momento, la amplitud, la topografía y el modo de suministro (modo de tensión frente a corriente) del estímulo eléctrico.
• Pueden fabricarse dispositivos que transducen eléctricamente la estimulación somatosensorial de manera rentable (en comparación con métodos de transducción electromecánicos, por ejemplo).
También pueden usarse otros métodos de estimulación somatosensorial, por ejemplo:
• Transducción de vibración (por ejemplo, mediante una matriz de clavijas vibratorias).
• Transducción de fuerza (por ejemplo, mediante una matriz de clavijas controladas por fuerza, similar a una pantalla electrónica de tipo Braille).
Tales métodos pueden usarse en situaciones en las que la estimulación eléctrica no es viable, por ejemplo:
• Durante investigaciones en las que se necesita evaluar los efectos de la estimulación de manera simultánea a fMRI.
• En situaciones en las que no puede determinarse si el nivel de estimulación eléctrica es demasiado alto (sobreestimulación) o demasiado bajo (estimulación inferior al umbral). Esto es especialmente pertinente si el mecanismo de acción (MOA) es principalmente a niveles subcorticales, cuando el nivel óptimo de estímulo eléctrico puede ser de hecho inferior al que es perceptible (dado que la percepción se produce a nivel cortical). También es pertinente cuando la frecuencia del estímulo eléctrico es tal alta que mantiene las fibras nerviosas diana en un estado constante de despolarización (pero todavía produce una percepción debido al efecto de parestesia), o cuando la amplitud del estímulo eléctrico es tan alta que la intensidad de campo bajo electrodos adyacentes al electrodo activo que se despolarizan fibras nerviosas no seleccionadas como diana.
La estimulación mecánica puede establecerse fácilmente a un nivel que no es ni demasiado alto ni demasiado bajo, dado que el nivel cualitativo de percepción que notifica el paciente será proporcional al grado de impulsos nerviosos que pasan a través de las estructuras subcorticales.
Según las realizaciones de la presente invención, la estimulación somatosensorial se aplica a la superficie anterodorsal de la lengua. Se apreciará que la lengua es una superficie mucosa que está recubierta con un electrolito de reposición (saliva) que potencia la estimulación eléctrica transcutánea. Además, la superficie antero-dorsal de la lengua presenta una de las densidades de nervios somáticos más altas en el cuerpo humano y, como resultado, tiene una representación desproporcionadamente grande en el homúnculo somatosensorial. A diferencia de muchas tecnologías de neuromodulación actualmente existentes para tratar estados neurológicos (por ejemplo, estimulación de nervio vago para el tratamiento de acúfenos, De Ridder, Dirk,et al.“Safety and efficacy of vagus nerve stimulation paired with tones for the treatment of tinnitus: a case series”. Neuromodulation: Technology at the Neural Interface 17.2 (2014): 170-179), la lengua puede estimularse sin ninguna intervención quirúrgica.
La rama lingual del nervio trigémino inerva la superficie anterior de la lengua. Estudios han demostrado que hay importantes vínculos anatómicos y funcionales entre el nervio trigémino y estructuras auditivas centrales, tales como los núcleos cocleares. Sin embargo, aunque en el presente documento se describe con referencia a la superficie antero-dorsal de la lengua, pueden usarse otros sitios de estimulación, en particular, sitios que permiten la estimulación transcutánea de diversas ramas del nervio trigémino, nervio vago o nervios C1/C2.
Uno de los parámetros clave con respecto a la implementación de sistemas de neuromodulación bimodal es que el del ancho de banda de señal representado. Por ejemplo, la tasa de información del estímulo auditivo puede establecerse muy alta, dado que el órgano auditivo humano puede decodificar sonidos muy complejos.
La codificación perceptiva de señales auditivas complejas solo puede alcanzar una alta fidelidad con 64 kbit/s o más para un intervalo dinámico de 16 bits, ancho de banda de 12 kHz (tasa de muestreo de 24,050 kHz y que cubre un intervalo de 8 octavas desde aproximadamente 50 Hz hasta 12 kHz), aunque se usen los algoritmos de codificación perceptiva más avanzados (por ejemplo AAC, Vorbis/OGG).
Tal como se describirá más adelante, el intervalo dinámico de codificación perceptiva para amplitud mediante electro-estimulación en la lengua es de aproximadamente 9 niveles incluyendo cero (lo cual puede representarse digitalmente con 4 bits de información), y el intervalo de frecuencia de funcionamiento limitado a entre 500 Hz y 8 kHz (un intervalo que abarca 4 octavas).
Por tanto, se necesitará codificar un mínimo de 8 kbit/s (== 64 kbit * (4 / 16) bits * (4 / 8) octavas) de información equivalente en el dominio somatosensorial para una estimulación de alta información.
Mapeo de audio a somatosensorial
Son posibles varios tipos de mapeo entre el estímulo de audio y el somatosensorial, algunos de los cuales se describen en la tabla 3 y como se muestran en las figuras 17 y 18.
MB1 y MB2 usan transformaciones espectrales con alta resolución temporal y baja resolución de frecuencia, debido a la resolución de frecuencia limitada requerida (bandas críticas según la escala de Bark, véase a continuación) y la eficiencia de implementación resultante.
Se apreciará que el mapeo tanto temporal como espectral de la estimulación de audio a la somatosensorial maximiza la probabilidad de alta eficacia.
Mapeo espectral
La información espectral puede mapearse a información somatosensorial de varias maneras, incluyendo:
• Codificación de posición de pulso de las señales de ETS
• Codificación de amplitud de pulso de las señales de ETS
• Mapeo tonotópico, un electrodo asignado a cada región de frecuencia
MB1 y MB2 usan un mapeo tonotópico, similar al que se produce en la cóclea (en la que frecuencias diferentes provocan una dispersión tonotópica de estimulación de células ciliadas).
Con respecto a esto, el estímulo auditivo se analiza como un número discreto de agrupaciones de frecuencia, y cada agrupación de frecuencia se asigna a uno de una multitud de electrodos en la matriz, cubriendo el intervalo de frecuencias que se ven normalmente afectadas en pérdida de audición relacionada con la edad e inducida por ruido (dado que la investigación muestra que en la mayoría de los casos se producen acúfenos tonales subjetivos en una banda de frecuencia próxima a la frecuencia de caída (pérdida de audición inducida por ruido) o frecuencia de reducción (para pérdida de audición sensorineural relacionada con ototoxicidad o relacionada con la edad) del paciente.
Disposición espacial de electrodos
Se consideran dos disposiciones espaciales independientes de los electrodos, cada una con ventajas con respecto a la otra, tal como se explica resumidamente en la tabla 4. Para MB1, tal como se usó en las investigaciones clínicas en 2012, se usa el enfoque de matriz individual. El enfoque de matriz individual también puede usarse para la configuración MB2, sin embargo, también puede configurarse MB2 para usar la configuración de matriz dividida.
Tabla 3
Tabla 4
Estimulación somatosensorial - Codificación espectral
Dado que hay un número finito de electrodos posibles en el diseño de hardware, la codificación espectral es de tal manera que cada electrodo se mapea a una agrupación de frecuencia particular. La elección de una división adecuada e intervalo que cubren estas agrupaciones de frecuencia tiene una importancia crítica para el diseño del sistema.
Se consideran cuatro elecciones posibles para la separación de las agrupaciones de frecuencia:
• Lineal
• Logarítmica (base 2)
• Perceptiva (tal como una escala de Mel)
• Escala de Bark (basada en bandas críticas)
Codificación espectral lineal
La codificación espectral usando una escala lineal no es óptima porque ninguna parte del sistema auditivo humano, ya sea en tono o en amplitud, funciona en una escala lineal (nuestra percepción tanto del tono como del volumen son ambas escalas logarítmicas). Una escala lineal es muy ineficiente para representar tonos que se extienden a través de tal intervalo significativo de nuestra audición y, como resultado, producirá una ponderación altamente desproporcionada hacia las frecuencias superiores en nuestro intervalo de audición con respecto a las frecuencias inferiores.
Codificación espectral logarítmica (base 2)
Una escala logarítmica (base 2) es más adecuada que una escala lineal, especialmente cuando el estímulo de audio comprende música armónica. Sin embargo, no coincide muy bien con la fisiología de la cóclea (según la teoría de Place), especialmente a frecuencias superiores (en las que las escapas perceptivas son más apropiadas). Sin embargo, una ventaja es que los acordes y armónicos en cualquier componente musical se alinearán con patrones de electrodos, mientras que con la escala perceptiva (tal como la escala de Mel o Bark) solo los acordes disonantes se alinearán con patrones de electrodos.
Codificación espectral perceptiva (escala de Mel)
Una de las escalas perceptivas más populares para representar el intervalo de frecuencia humano es la escala de Mel (una escala en la que los tonos están equidistantes de manera perceptiva unos de otros) (Stevens, Stanley S. “On the psychophysical law”, Psychological review 64.3 (1957): 153; Stevens, Stanley S., y John Volkmann. “The relation of pitch to frequency: A revised scale” The American Journal of Psychology (1940): 329-353). Se basa en experimentos psicoacústicos con seres humanos, en los que se evalúa que las etapas resultantes en la escala son equidistantes en cuanto al tono. No es lineal con respecto a la escala logarítmica (base 2) y, como tal, los armónicos dentro de tonos simples o complejos no se alinearán con agrupaciones de frecuencia que están separadas según la escala de Mel, especialmente a las frecuencias superiores.
Escala de Bark (bandas críticas psicoacústicas)
Una escala perceptiva menos popular para representar el intervalo de frecuencia humano es la escala de Bark (una escala en la que los tonos están equidistantes de manera perceptiva unos de otros) (Zwicker, Eberhard. “Subdivision of the audible frequency range into critical bands (Frequenzgruppen)” The Journal of the Acoustical Society of America, 33 (2) (1961): 248). Al igual que la escala de Mel, se basa en experimentos psicoacústicos con seres humanos, en los que se evalúa que las etapas resultantes en la escala son equidistantes en cuanto al tono. Sin embargo, a diferencia de la escala de Mel, se divide claramente en las bandas críticas de la audición humana (la banda crítica es la banda de frecuencias de audio dentro de la cual un segundo tono interferirá con la percepción del primer tono mediante enmascaramiento auditivo).
Según las realizaciones descritas en el presente documento, las realizaciones de MB1 y MB2 basan la agrupación de frecuencias en las bandas críticas de la escala de Bark cuando hay una cantidad limitada de electrodos disponibles (como en el diseño de la matriz dividida), y una escala logarítmica (base 2) cuando hay menos limitación en cuanto al número de electrodos (como en el diseño de matriz individual).
Límites de agrupación espectral de estímulo somatosensorial
Con el fin de usar de la manera más eficiente los recursos disponibles (en cuanto a la complejidad del sistema, el número de electrodos disponibles, etc.), se requirió tener en cuenta el intervalo, o límites, a lo largo del cual se dispersan las agrupaciones de frecuencia.
Empezando en la frecuencia más alta, cuando se llevan a cabo pruebas por encima de 8 kHz, los casos de individuos con acúfenos sin pérdida de audición son bastante poco frecuentes (Salvi, R. J., Lobarinas, E. y Sun, W., (2009), “Pharmacological Treatments for Tinnitus: New and Old”, Drugs of the Future, 34, 381-400). Por consiguiente, para las configuraciones tanto MB1 como MB2 se limitó el límite superior a 8 kHz. La frecuencia inferior se eligió como la frecuencia de la esquina del percentil 1 de la población que padece pérdida de audición sensorineural (congénita, NIHL, presbiacusia, pérdida de audición inducida por ototoxicidad, etc.), que es de aproximadamente 500 Hz (Congenital cytomegalovirus (CMV) infection & hearing deficit (Fowler, Boppana) 2005, Fowler; CMV A Major Cause of Hearing Loss in Children (2008), http://www.cdc.gov/nchs/data/series/sr_11/sr11_011acc.pdf (página 7, figura 5)).
Disposición de las agrupaciones de frecuencia
Para un estimulador de matriz dividida (dividida por la línea central de la lengua), y según las realizaciones descritas en el presente documento, se requiere un mínimo de 16 x 2 electrodos (32 electrodos). Con las restricciones anteriores (cubrir todas las bandas críticas en el intervalo de 500 Hz a 8 kHz), se requieren las siguientes agrupaciones de frecuencia (según la escala de Bark) [Hz]:
570700 840 10001170 1370 1600 185021502500290034004000480058007000
Se eligió una matriz de electrodos con un tamaño de 32 electrodos para el diseño MB1 para poder adaptarse al diseño de matriz dividida. Puede incluirse una banda muerta entre los estimuladores de lado derecho y de lado izquierdo. Esto se ilustra en la figura 4.
La región dorsal anterior de la lengua, en la que la resolución espacial y la sensibilidad son las más altas, puede albergar fácilmente los 32 electrodos en una separación de rejilla de 2 mm.
Para un diseño de matriz individual, con el fin de usar los 32 electrodos, se reduce la separación de agrupaciones de frecuencia de tal manera que hay 8 bandas por octava, dividiendo de ese modo el intervalo de frecuencia requerido en 32 bandas separadas de manera logarítmicamente uniforme a lo largo de todo el intervalo de frecuencia de interés (de 500 Hz a 8 kHz). Las agrupaciones de frecuencia pueden separarse de manera equidistante en una escala logarítmica (base 2) para mantener una relación de armónicos consonante entre las agrupaciones de frecuencia. Dentro de estas restricciones (frecuencia más alta de 8 kHz, y 8 agrupaciones por octava, y aproximadamente 500 Hz para la agrupación de frecuencia más baja), se requieren las siguientes agrupaciones de frecuencia [Hz]:
545595 648707771 841 9171000 1091 11891297141415421682183420002181 23782594282830843364 3668400043624757518756576169672773368000
Estas frecuencias se mapean tal como se muestra en la figura 5 (visto desde el lado de electrodo del DIO) y ambos son mapeos adecuados usados en las configuraciones tanto MB1 como MB2. Tal como se muestra, las frecuencias que se ven afectadas más normalmente en pacientes con acúfenos relacionados con pérdida de audición (las frecuencias más altas) están situadas en las dos filas inferiores, esto corresponde a la región que está más cerca de la punta de la lengua y, como tal, es la zona de mayor densidad de inervación de fibras nerviosas somatosensoriales.
Podría usarse una disposición alternativa en la que las agrupaciones están dispuestas en espiral en una realización alternativa del dispositivo tal como se ilustra en la figura 4.
Neuromodulación, percepción y parestesia.
La estimulación somatosensorial puede ser un estímulo electrotáctil (ETS) transmucoso o transcutáneo. Desde un punto de vista de la neuromodulación, y cuando el mecanismo de acción (MOA) se basa en regiones subcorticales del cerebro, la acción de despolarizar fibras nerviosas somatosensoriales puede ser suficiente para que el dispositivo sea eficaz, dado que la despolarización de las fibras nerviosas debe dar como resultado picos neurales que alcanzan una o más de las estructuras subcorticales en el cerebro. Sin embargo, despolarizar fibras nerviosas somatosensoriales no siempre es suficiente para provocar una percepción y, por tanto, no puede suponerse que una percepción sea esencial para que la estimulación sea eficaz.
Por otro lado, cuando el MOA es principalmente a los niveles corticales (por ejemplo, desde una perspectiva perceptiva), entonces es casi seguro que resulta esencial que el paciente perciba el estímulo para que el tratamiento sea eficaz.
Aunque si el MOA solo sea a niveles subcorticales, se apreciará que es importante que el paciente pueda percibir la estimulación por ejemplo, para que el paciente sea consciente de que el dispositivo está operativo. Si no hay percepción, es menos probable que el paciente cumpla el tratamiento. La retroalimentación de los pacientes que participaron en el ensayo de 2012 (usando el dispositivo MBl) reveló que una percepción fuerte era importante para que pudieran 'sentir que el tratamiento funcionaba'. En un ejemplo adicional, la retroalimentación es importante para garantizar que los electrodos estén haciendo el contacto necesario con la lengua del paciente. La retroalimentación del paciente sobre la intensidad y ubicación percibidas del estímulo es el único modo de saber que los electrodos están colocados correctamente y, por tanto, el único modo de garantizar el cumplimiento del régimen de tratamiento. En un ejemplo adicional, esta retroalimentación se usa para potenciar el efecto placebo. Aun cuando el efecto placebo no es el principal mecanismo de acción del dispositivo, es probable que potencie la eficacia del dispositivo para algunos pacientes.
Los dos mecanismos de percepción principales a partir de la estimulación electrotáctil son:
1. Dirigir la estimulación de fibras nerviosas que inervan los nocirreceptores y mecanorreceptores, provocando sensaciones ya sea de vibración, de presión o de dolor.
2. Sobreestimulación de fibras nerviosas, manteniéndolas de ese modo en un estado constante, o casi constante, de despolarización que da como resultado un efecto de parestesia (la sensación que surge debido a la inhibición del tren de pulsos neurales basales, habitualmente conocido como “hormigueo”).
Resulta muy difícil estimar la intensidad de estímulo percibida únicamente a partir de la teoría, dado que los mecanismos de percepción de ETS varían según muchos parámetros (amplitud, anchura de pulso, tasa de repetición de pulsos, etc., véase a continuación para detalles). Aunque ya hay una cantidad significativa de datos disponibles en la bibliografía, resulta esencial que los valores de los parámetros relacionados con niveles de intensidad de estímulos percibidos se basen en pruebasin vivo.
Al implementar realizaciones de la presente invención, se realizaron pruebasin vivousando la configuración MB1 antes del uso en una investigación clínica en 2012, y se recopilaron datos de manera electrónica durante las mismas. Además, también se realizaron pruebasin vivocon la configuración MB2 como parte de los procedimientos de diseño y validación clínica.
Control de la amplitud de la estimulación somatosensorial
Un control de la amplitud global es esencial con el fin de adaptarse a la variación natural de factores fisiológicos, físicos genéticos que afectan a la sensibilidad, conductividad y características perceptivas de la población de pacientes incluyendo
• la edad del sujeto
• la sequedad de la superficie mucosa con la que entran en contacto los electrodos
• la concentración de iones en líquido de superficie mucosa
• variaciones genéticas y físicas, tales como grosor relativo de la capa del epitelio
• adaptación a medio plazo y largo plazo
Por tanto, con el fin de compensar la variación de sensibilidad, es necesario incluir un método de control de la amplitud de la estimulación de modo que pueda ajustarse la intensidad de estimulación para cada paciente. La amplitud puede estar bajo el control directo del paciente para que ajuste la intensidad hasta un nivel cómodo, por ejemplo, ajustando los controles en el dispositivo de control 101.
En una realización preferida, el sistema descrito en el presente documento también incluye control de la amplitud de la estimulación de modo que puede ajustarse la intensidad de estimulación para cada paciente. Hay varios métodos mediante los cuales puede hacerse variar la intensidad del estímulo perceptivo, controlando los valores de parámetros de estímulo incluyendo:
1. La energía de los pulsos de estímulo individuales haciendo variar cualquiera de
o la magnitud de la tensión/corriente de los pulsos
o la anchura de los pulsos
o la polaridad de los pulsos (anódica frente a catódica)
2. El número de pulsos consecutivos dentro del intervalo multisensorial de simultaneidad (normalmente no más de 50 ms para auditivo-somatosensorial).
De los métodos restantes de control de la intensidad (anchura de pulso/amplitud de pulso y número de pulsos consecutivos), el número de pulsos es el que se usa para hacer variar la amplitud del estímulo a una alta resolución temporal, para aumentar el ancho de banda efectivo del estímulo.
Control de la amplitud de la configuración MB1
En la configuración MB1 actual, una decisión de diseño para implementar este control de la amplitud de la estimulación global fue hacer variar la tensión de los pulsos electrotáctiles. Esto limita el coste y la complejidad del dispositivo requiriendo únicamente el control de la tensión de suministro a los circuitos de accionamiento de ETS.
El número mínimo de etapas requeridas para el control de la amplitud de estímulo global viene dictado por dos parámetros:
• La diferencia apenas perceptible para distinción de la amplitud de la estimulación eléctrica en la región dorsal anterior de la lengua en seres humanos
• La desviación estándar de la intensidad perceptiva debido a la estimulación eléctrica en la región dorsal anterior de la lengua a través de la población de pacientes
Se ha encontrado que el intervalo dinámico global para la estimulación táctil eléctrica de la región dorsal anterior de la lengua es de 17,39 dB (DE=2,3 dB), en el que el intervalo dinámico se define como la diferencia entre la intensidad en el umbral de molestia y la intensidad en el umbral de percepción. Se encontró que la JND correspondiente dentro de este intervalo era del 12,5 % del intervalo dinámico en promedio, de tal manera que podían distinguirse 8 niveles de amplitud diferentes entre el umbral de percepción y el umbral de molestia (~2,4 dB por etapa), pero hasta tan solo 1,5 dB por etapa para algunas partes del intervalo perceptivo.
Además, el intervalo del umbral de percepción varió 10 dB a lo largo de los 8 sujetos en los experimentos. Tomar el tamaño de etapa inferior de 1,5 dB, y dividirlo en el intervalo requerido total (17,39 dB 10 dB), da como resultado un mínimo de 18 etapas requeridas.
Por consiguiente, hay 18 niveles de amplitud de estímulo globales en el diseño MB1, separados de manera aproximadamente lineal en cuanto al suministro de energía, pero con el nivel más bajo distinto de cero en un pedestal elevado (porque los niveles de energía inferiores estaban por debajo del umbral de percepción para los 5 sujetos sometidos a prueba durante experimentos de psicofísica internos con el dispositivo MB1).
Los pulsos en MB1 fueron de anchura constante (17,7 us) y la tensión varió según el ajuste de amplitud (bajo el control del paciente), es decir, basando el circuito de accionamiento de estímulo en el control de modo de tensión. Los niveles de tensión usados, junto con el producto de voltios-segundo resultante (potencial para despolarizarse) se detallan en la siguiente tabla.
Control de la amplitud de la configuración MB2
En la configuración MB2 actual, restricciones económicas y de diseño electrónico conducen a un cambio en el método para ajustar la amplitud global, en el que la amplitud global se controla principalmente haciendo variar la anchura de pulsos (y manteniendo la amplitud de la tensión de pulso a lo largo de un intervalo más restringido).
Este cambio en el circuito de accionamiento de electrodos somatosensorial se debe a la necesidad de migrar el circuito de accionamiento de electrodos desde el dispositivo de control hasta el dispositivo intraoral. Esta necesidad surge del hecho de que el DIO pasivo en MB1 requería un cable de 32 núcleos desde el mismo hasta el dispositivo de control. El coste de este cable y los conectores asociados es muy alto, y la fiabilidad y flexibilidad de la disposición no son óptimas. Pasar el circuito de accionamiento electrónico desde el dispositivo de control hasta el DIO en el diseño MB2 da como resultado un producto de coste inferior y fiabilidad superior.
Debido a restricciones prácticas, MB2 se basa en una unidad de microcontrolador (MCU) de bajo coste, con sus salidas capacitivas acopladas directamente a los electrodos. Este cambio de circuito de accionamiento electrónico requiere que el nivel de tensión de accionamiento en MB2 se limite a entre 4,35 V (para que pueda usarse un convertidor de refuerzo de bajo coste a partir de una batería de polímero de litio de 4,2 V) y 5,85 V (justo por debajo del límite de tensión de suministro máximo absoluto de la MCU), mientras que en MB1 puede ajustarse desde 3 V hasta 11 V. Esto requiere que se aumente el intervalo de anchura de pulsos en el diseño MB2 para compensar el cambio en el intervalo de la tensión de pulso. En particular, para mantener la equivalencia entre la estimulación en MB2 con respecto a la configuración MB1, se necesita garantizar que los niveles de energía de pulso, a ajustes de amplitud de estímulo máxima, producen de manera subjetiva al menos la misma intensidad perceptiva, y que los niveles de estímulo inferiores producen de manera subjetiva al menos una intensidad perceptiva igual de baja. Diseño de los patrones de estímulos de ETS para la configuración MB2.
Dadas las restricciones anteriores, hay dos posibles candidatos para los perfiles de pulsos de ETS
1) Usar una ranura de pulso por cada electrodo por cada trama, y hacer variar la anchura de pulso de los pulsos en función de la amplitud de estímulo global y el nivel de amplitud dinámico
2) Usar 8 ranuras de pulso por cada electrodo por cada trama, como en la configuración MB1, y hacer variar la anchura de pulso según el ajuste de anchura de pulso global.
En el caso de la opción 1, la anchura de pulso máxima será
23,2196 ms / 32 electrodos = 725,6 us
Esto es demasiado prolongado para que lo soporte el hardware actual, dado que hay un límite físico sobre el tamaño de los condensadores de bloqueo de CC en serie de electrodos (actualmente el límite es de aproximadamente 100 nF). Anchuras de pulso de más de 100 us darán como resultado que el condensador en serie de 100 nF se descargue más del 20% al final del pulso, y por tanto 100 us es un límite superior realista para la anchura de pulso. Además, pulsos más prolongados aumentarán el riesgo de irritación y sensibilización de la superficie mucosa debido a subproductos de electrolisis bajo los electrodos, porque cuanto más prolongada sea la primera fase del pulso menos se revertirán los subproductos de la reacción de electrolisis en la 2a fase (fase de polaridad opuesta) del pulso.
Adicionalmente, desde un punto de vista de la energía, un pulso de 100 us debe suministrar significativamente más energía (despreciando el efecto de los condensadores de bloqueo de CC) que los pulsos de 17,6 us usados en la configuración MB1.
Pasando a la opción 2) anterior, se requiere apretar 8 ranuras de pulso para cada uno de los 32 electrodos en el periodo de trama.
El requisito es establecer la anchura de pulso más baja (distinta de cero) para lograr la misma inyección de carga que el ajuste de amplitud más bajo en MB1.
En MB1, el producto de voltios-segundo era 17,7 us * 3 V = 53,1 Vus
En MB2, con la tensión establecida a 4,35 V, la anchura de pulso más baja requerida es, por tanto,
PWmin = 53,1 Vus / 4,35 V ~= 12 us
Tal como se indicó en la nota anterior, se requirió que la carga de pulso máxima para MB2 fuera superior a la de MB1, y se usa un valor un 66% superior. Esto equivale a
PWmax= Vmax(MB1) * PWmb1 * 1,66 / Vmb2 = 10,9 V * 17,7 us * 1,4 / 4,35 V ~= 78 us
En la práctica, para adaptarse a pacientes que tienen una sensibilidad muy alta, se añaden dos etapas por debajo del nivel de 12 us, y el número de etapas restantes (15) se extienden hasta 78 us, con una curva ligeramente exponencial.
La anchura de pulso de ETS puede modificarse a uno de varios ajustes diferenciados (18 en total, para cubrir el intervalo de MB1 de 18 etapas), tal como se expone en la siguiente tabla. Basándose en valoración de pacientes que usaron el dispositivo MB2 (n = 120), en tres casos hubo situaciones en las que el paciente tan solo pudo percibir el estímulo somatosensorial débilmente incluso con el nivel establecido al máximo. Para atender a tales pacientes, se incluyen 3 etapas adicionales en el extremo superior para extender el intervalo. Estas etapas adicionales se adaptan aumentando la tensión de pulso (desde 4,35 V hasta 4,85 V hasta 5,35 V hasta 5,85 V) al tiempo que se mantiene la anchura de pulso al máximo de 78 us. Estas etapas adicionales se destacan en negrita en la siguiente tabla 5.
La anchura de pulso está bajo el control directo del paciente. Por ejemplo, puede ajustarse pulsando botones de control de la amplitud de estímulo, por ejemplo (par de botones arriba/abajo) en el dispositivo de control 101.
Tabla 5 - Parámetros de pulso eléctrico en función de los niveles de estímulos globales para MB2 y MB1 Control dinámico de la amplitud de la estimulación somatosensorial
El control dinámico de la amplitud de la estimulación somatosensorial puede usarse como medio de codificación de la amplitud relativa del estímulo de audio a partir del cual puede derivarse el estímulo somatosensorial. Se apreciará que esto facilita en gran medida aumentar la tasa de información del estímulo somatosensorial, de modo que puede coincidir más estrechamente con la tasa de información del estímulo de audio a partir del cual se deriva. El aumento de la tasa de información que puede alcanzarse está esencialmente limitado por el intervalo dinámico perceptivo somatosensorial de la lengua humana.
Estudios anteriores sobre ETS de la lengua humana han mostrado que el intervalo dinámico perceptivo típico es del orden de 17,39 dB /- 2,3 dB desde el umbral de percepción mínimo hasta el nivel máximo sin molestias. También se encontró que la diferencia apenas perceptible (JND) promedio para la distinción de la amplitud es de aproximadamente 2,4 dB (Lozano, Cecil A., Kurt A. Kaczmarek, y Marco Santello. “Electrotactile stimulation on the tongue: Intensity perception, discrimination, and cross-modality estimation” Somatosensory & motor research 26, 2-3 (2009): 50-63). Por tanto, todo lo que se requiere para representar el intervalo dinámico perceptivo completo son aproximadamente 8 etapas de amplitud diferenciadas (sin incluir cero).
En la tabla siguiente se detallan cada uno de los tres métodos mediante los cuales puede modularse la amplitud perceptiva de la estimulación táctil.
Tabla 6.
Método de control del recuento de pulsos
El control de recuento de pulsos puede alcanzarse en la práctica haciendo variar simplemente el número de pulsos eléctricos en cualquier electrodo dado, en cualquier trama dada. Esto corresponde a un número, o recuento, diferenciado de pulsos en una ráfaga, en el que la ráfaga es más corta que la longitud de trama de análisis. Siempre que la duración de la trama sea menor que o igual al periodo de integración sensorial (periodo de simultaneidad táctil), los pulsos son lo suficientemente anchos como para despolarizar las fibras nerviosas, y los pulsos están suficientemente separados (es decir, que las neuronas pueden repolarizarse a tiempo antes del siguiente pulso), la amplitud percibida del estímulo es proporcional al número de pulsos hasta e incluyendo 6 o 7 pulsos (Kaczmarek, Kurt, John G. Webster, y Robert G. Radwin. “Maximal dynamic range electrotactile stimulation waveforms” Biomedical Engineering, IEEE Transactions on 39.7 (1992): 701-715).
Transformación temporal de componentes de frecuencia de audio en estímulo somatosensorial
Las figuras 8 a 14, inclusive, sirven para ilustrar la transformación entre estimulación de audio y somatosensorial, pero se generaliza en cuanto al número de agrupaciones de frecuencia (n) y el número de niveles de amplitud cuantificados (q).
Estas figuras ilustran cómo se transforma uno de los canales biaural para su uso en una topología de estimulador de matriz dividida. Para la topología de estimulador de matriz unificada usada en MB1 y MB2, los canales de audio izquierdo y derecho se mezclan antes de la transformación (con el audio mantenido como estéreo para su suministro al paciente a través de los auriculares).
Únicamente como ejemplo, el patrón de pulsos se ilustra tan solo para un electrodo (electrodo n.° 3 en este caso, que corresponde a la agrupación de frecuencia n.° 3).
Según los requisitos anteriores, el procedimiento de transformación de audio en somatosensorial que puede implementarse tanto para MB1 como para MB2 se resume de la siguiente manera:
• En primer lugar, la señal de audio en estéreo para toda la sesión de tratamiento (normalmente 30 minutos de audio)
o se convierte en monaural, sumando los canales izquierdo y derecho y después normalizando para la realización de matriz individual o
o para la realización de matriz dividida, se normaliza el audio sin convertirse a monaural.
• Después se divide el audio resultante en secciones superpuestas de duración tw, correspondiente al doble de la duración de trama, tp
• Después se aplica una función de estrechamiento de Blackman (ventana) a cada una de las secciones de audio • Después se calcula una transformada de tiempo -> frecuencia en cada una de las secciones de audio en ventanas, para proporcionar señales de dominio de frecuencia
o Para MB1 y MB2, puede usarse una transformada discreta de Fourier, sin embargo, en realizaciones alternativas pueden usarse filtros de gamma-tono o transformadas de ondículas.
• Las señales de dominio de frecuencia resultantes se analizan adicionalmente según las agrupaciones de frecuencia predeterminadas (por ejemplo, según las bandas críticas de la escala de Bark tal como se expuso anteriormente), para proporcionar una matriz de n valores de magnitud de tal manera que cada valor de magnitud corresponde a la amplitud de la señal de dominio de frecuencia para cada una de las agrupaciones de frecuencia individuales.
• Se normaliza la matriz de valores de magnitud según los valores pico a lo largo de todo el conjunto de señales para toda la sesión de tratamiento, de modo que, para cada agrupación de frecuencia, los valores de magnitud se normalizan con respecto al nivel máximo. •
• Se cuantifican adicionalmente los valores de magnitud normalizados resultantes en q niveles diferenciados.
• Las señales cuantificadas resultantes se almacenan de una manera que pueden usarse para controlar el número de pulsos para cada agrupación de frecuencia (mapeada a un electrodo individual) dentro de cada periodo de trama, tp.
Con el fin de implementar esta transformación en la práctica, deben elegirse varios valores de parámetros que se usan en MB2 y MB1 incluyendo:
• El periodo de trama, tp
• El periodo de ranura de pulso, tps, que también dicta la anchura de pulso de ETS máxima, tpw
• La tasa de muestras de audio, Fs
Las siguientes secciones detallan el fundamento, las restricciones y los cálculos a partir de los cuales se definen estos valores de parámetros para los dispositivos MB1 y MB2.
Cálculo de la resolución temporal óptima
Hay varios factores que deben considerarse cuando se calcula la resolución temporal óptima de la transformación de estimulación de audio a táctil. Muchos de estos factores ya se han esclarecido en las secciones anteriores, se exponen en las siguientes tablas 7 y 8:
*Geffen, Gina, Virginia Rosa y Michelle Luciano. ''Sex differences in the perception of tactile simultaneity”, Cortex 36.3 (2000): 323-335.
**Burgess, PR T. y E. R. Perl. “Cutaneous mechanoreceptors and nociceptors”, Somatosensory system. Springer Berlin Heidelberg, 1973, 29-78.
Tabla 7
Tabla 8
Además, varios otros factores restringen el diseño del mapeo de auditivo a somatosensorial incluyendo:
• La naturaleza y el diseño de la electrónica de estimulación electrotáctil (la electrónica del DIO).
• El nivel de energía de pulso máximo que pueden tolerar los electrodos antes de que se establezca una corrosión significativa debido a la acción galvánica en lugar de acción farádica.
• La tensión, o energía, disponible por cada pulso (una función de la topología de diseño electrónico).
• La tasa de muestras de audio del estímulo auditivo original a partir del cual tiene que derivarse el estímulo somatosensorial.
Topología de electrodos
En las configuraciones tanto MB1 como MB2, la topología de electrodos está configurada según varias consideraciones. Con el fin de reducir el número total de electrodos, y facilitar la complejidad de la electrónica de accionamiento, MB2 y MB1 se diseñan de tal manera que los mismos electrodos también actúan como electrodos de trayecto de retorno. Dicho de otro modo, no se necesita un electrodo de retorno dedicado, sino en vez de eso configurar todos los electrodos separados del electrodo activo en un punto particular en el tiempo para actuar como electrodos de retorno conjuntos. Una consecuencia de esto es que hay menos alcance para pulsos superpuestos (simultáneos), el paradigma de estimulación ideal es no tener ningún pulso superpuesto, es decir, que solo un electrodo está activo en un punto particular en el tiempo. Esto garantiza que todos los demás electrodos pueden configurarse como trayecto de retorno para la corriente de estímulo, y con 32 electrodos en total, habrá 31 para el trayecto de retorno. Esto da como resultado en la intensidad de campo eléctrico más alta directamente debajo del electrodo activo, con una fracción de esa intensidad de campo bajo los electrodos adyacentes (de retorno). Cuando el nivel de energía de estímulo se establece correctamente, solo se activarán las fibras nerviosas dentro de una pequeña región de dispersión que rodea al electrodo activo. Sin embargo, si el nivel de energía de estímulo se establece demasiado alto, entonces existe la posibilidad de estimular fibras nerviosas bajo electrodos adyacentes.
Cálculos de la resolución temporal
Ranuras de pulso
Para mantener la sincronización con los datos de audio, una consideración es que los pulsos somatosensoriales deben producirse a la misma resolución temporal que las muestras de audio, es decir, a una de 1/44100 s (22,6 uS). Para adaptarse a esto, se divide el eje de tiempo en “ranuras de pulso” con un periodo tps.
Se determinó mediante experimentos de validación que una anchura de pulso de 22,6 us era más que suficiente, incluso a bajas tensiones de accionamiento, para disparar los nervios sensoriales en la punta de la lengua. Sin embargo, también se encontró durante la validación que el número resultante de pulsos electrotáctiles proporcionó una sensación muy fuerte, algunas veces desagradable. Otra restricción o consideración que impone un límite inferior sobre el intervalo de ranura de pulso está relacionada con el periodo de repolarización neural (2 ms). Teniendo en cuenta un margen del 25%, y dado que hay 32 electrodos a los que dar servicio, las ranuras de pulso asociadas pueden dispersarse para cubrir todo el periodo de repolarización de 2,5 ms. Por tanto, el periodo de ranura de pulso mínimo debe ser de 2,5 ms / 32 = 78 us. El siguiente valor de periodo más alto que también es un múltiplo de la tasa de muestras de audio es de 90,7 us, lo que da como resultado una ranura de pulso cada 4 muestras de audio. Por tanto, el periodo de ranura de pulso, tps = 4/44100 = 90,7 us. En la práctica, se necesita que haya algo de tiempo muerto entre ranuras de pulso, dado que el microcontrolador que genera los pulsos tendrá cierta sobrecarga. Se ha verificado experimentalmente que la anchura de pulsos de hasta 78 us es posible con una MCU de 6 bits de bajo coste que funciona a 0,5 MIPS incluso cuando aunque el periodo de ranura de pulso tps = 90,7 us. Por tanto, esta elección de tps es adecuada para su uso en MB2, que requiere que la MCU en el DIO sea de bajo coste y con eficiencia energética.
Cálculo del periodo de trama
Al calcular el periodo de trama mínimo, se tienen en cuenta las siguientes restricciones o consideraciones. Cada trama debe poder albergar 8 pulsos (amplitud dinámica), multiplicado por 32 electrodos multiplicado por el periodo de ranura de pulso (90,7 us). Por tanto, el periodo de trama
tp = n * q * tps = 32 * 8 * 90,7 us = 23,219 ms
donde
tp = el periodo de trama.
n es el número de electrodos (32)
q es el número de agrupaciones de amplitud en las que se cuantifica la amplitud (8)
Dado que pueden producirse 32 pulsos para cada ranura de pulso dentro de un periodo de trama dado, el periodo entre pulsos en cualquier electrodo dado debe ser un mínimo de
tipp= tps * n = 90,703 us * 32 = 2,9 ms
Esto es mayor que el periodo de repolarización nominal de 2 ms, y por tanto cumple el requisito crítico de que los pulsos posteriores en cualquier electrodo dado solo se produzcan después de que las fibras nerviosas hayan tenido tiempo suficiente para repolarizarse tras la despolarización anterior.
Temporización de ranuras de pulso
Basándose en los valores de parámetros, se genera el patrón de tiempo de los pulsos táctiles. Hay un total de 256 ranuras de pulso por cada trama. A cada electrodo se le asigna un subconjunto de las ranuras de tiempo disponibles tal como se representa en diagrama en la figura 6. Esta figura expone el patrón de ranuras de pulso para una única trama (trama 0) y una trama de seguimiento (trama 1).
El número total de ranuras en las que un electrodo se establece a activo en cualquier trama dada se determina mediante la amplitud de esa agrupación de frecuencia en la trama. Por ejemplo, si el nivel de amplitud es 2, entonces las dos primeras ranuras para el electrodo se establecen a activas y las restantes se mantienen desactivadas. En el ejemplo mostrado en la figura 6, hay 8 pulsos para cada uno de los de electrodos n.° 1, n.° 2 y n.° 32 en la trama 0.
Morfología de pulsos de ETS
Se apreciará que las configuraciones MB1 y MB2 usan pulsos pseudobifásicos, anódicos (de avance positivo), tal como se representa en diagrama en “detalle de pulso B” de la figura 14.
Se generan pulsos pseudobifásicos usando una fuente de tensión de onda rectangular, con un condensador en serie con respecto al electrodo activo. Dado que la carga neta a través del condensador siempre suma cero (un condensador ideal tiene una impedancia infinita con respecto a corriente continua), el pulso es efectivamente bifásico. Esto da como resultado productos de electrolisis mínimos generados en las superficies de contacto de electrodo / superficie mucosa, manteniendo de ese modo la integridad de los electrodos y minimizando el riesgo de sensibilización o iteración del paciente.
Resultados de experimentosin vivocon pulsos anódicos demostraron una reducción significativa en el umbral de percepción para pulsos anódicos en vez de para pulsos catódicos. Por consiguiente, se implementan pulsos anódicos según las realizaciones descritas en el presente documento, sin embargo, no se restringe a lo mismo. Control de modo de pulsos de ETS
Para la electroestimulación, hay dos métodos de control principales, concretamente
• control de modo de tensión
• control de modo de corriente
En la tabla 9 se exponen las ventajas y desventajas relativas de cada uno:
Aunque en muchas situaciones es preferible el control de modo de corriente, se apreciará que, debido a la necesidad de estimular la superficie mucosa de la lengua, el control de modo de tensión es preferible por los siguientes motivos:
• Riesgo reducido de peligros de “sobresalto”, por ejemplo, en una situación en la que los electrodos rompen temporalmente el contacto con la superficie mucosa, la tensión aumenta para compensarlo, y cuando los electrodos vuelven a hacer contacto la tensión superior provoca un “choque” inicial antes de que vuelva a estabilizarse el control de modo de corriente.
• La disponibilidad de un electrolito constante (saliva) da como resultado una superficie de contacto eléctrica estable, compensando parcialmente la necesidad de control de modo de corriente.
• El coste y la complejidad de un circuito de control de modo de corriente de 32 canales será significativo en comparación con un circuito de control de modo de tensión.
Control de modo de corriente de pulsos de estimulación
En las configuraciones MB1 y MB2 descritas en el presente documento, se supone que la estimulación es de tipo de control de modo de tensión, sin embargo, se apreciará que también puede usarse control de modo de corriente. Basándose en pruebasin vivo,a una anchura de pulso de 50 us, la tensión en un condensador de bloqueo en serie de 47 nF disminuyó desde aumentó desde 0 V hasta 1,35 V en promedio a lo largo de todos los usuarios. Por tanto, la corriente requerida es
• I = CdV/T, dV~= 1,35 V* 47 nF/50 us = 1,27 mA
Por tanto, si se usa un control de modo de corriente constante en lugar de control de modo de tensión, entonces debe usarse una corriente constante de 1,27 mA, con la tensión limitada a cualquier punto entre 6 V y 12 V. El intervalo de carga suministrado en esta situación será de desde
Q(mín) = I * Tmín = 1,27 mA * 5 uS = 6,35 nC
hasta
Q(máx) = I * Tmáx = 1,27 mA * 78 uS = 99 nC
Una posible desventaja con el mapeo de audio a somatosensorial descrito anteriormente con respecto a las configuraciones propuestas para la configuración MB2 y MB1 es que puede haber una persistencia temporal significativa de acontecimientos auditivos cuando se transforman en señales somatosensoriales, particularmente a frecuencias superiores, porque:
• Los intervalos de análisis están fijados a 23,2 ms, para todas las bandas de frecuencia
• Hay una superposición del 50 % en los intervalos de análisis (para permitir la aplicación de funciones ventana antes de calcular las transformadas de Fourier)
• La amplitud de los acontecimientos auditivos se mapea a un tren de pulsos en vez de un único pulso, y por tanto el acontecimiento somatosensorial que se deriva a partir de un acontecimiento auditivo puede dispersarse a lo largo de un periodo de hasta 8 pulsos a un intervalo entre pulsos de hasta 2,5 ms (es decir, dispersión a lo largo de un intervalo temporal con una duración de hasta 20,5 ms).
En la práctica, esto da como resultado correlaciones de acontecimientos auditivos de alta frecuencia que están desplazadas en el tiempo /- 11 ms con respecto al primer pulso de los acontecimientos somatosensoriales correspondientes, en el que el desplazamiento en el tiempo tiene una distribución normal truncada.
A continuación, se expone una transformación alternativa, que rompe con las limitaciones de compensación de resolución temporal-de frecuencia del análisis de Fourier convencional, analizando cada banda de frecuencia a una tasa que es proporcional a la frecuencia central de esa banda, es decir, analizando cada banda de frecuencia a una tasa diferente con el fin de reducir la persistencia temporal del resultado.
Las figuras 18 y 19 a continuación muestran el esquema de bloques de alto nivel y las formas de onda de tiempo de la transformación alternativa.
El esquema muestra tan solo dos de los n canales de frecuencia de la transformación, y tan solo para un lado de la configuración de matriz dividida. Con respecto a esto, solo se muestra el canal de audio izquierdo.
El componente de estímulo auditivo (incluyendo los mecanismos relacionados con las modificaciones espectrales y el ajuste de amplitud) no se muestra en este esquema, dado que es el mismo que para las configuraciones MB1 y MB2 detalladas anteriormente.
El diagrama de tiempo indica el sincronismo típico para uno de los n canales. Se muestran dos tramas de análisis como ejemplo, la primera trama indica una situación en la cual hay suficiente energía en la banda de frecuencia relevante como para hacer que se genere un pulso somatosensorial, mientras que en la segunda trama hay energía insuficiente y, por tanto, no se genera un pulso somatosensorial.
Los filtros de paso de banda están diseñados de tal manera que tienen frecuencias centrales y anchos de banda según los anchos de banda críticos de la escala de Bark. Un banco de filtros de gamma-tono será adecuado con respecto a esto, dado que la respuesta de filtro coincide estrechamente con la respuesta de la membrana basilar en la cóclea.
El algoritmo funciona de la siguiente manera:
• La señal de audio que va a transformarse se divide en n ramas diferentes, una rama para cada uno de los canales somatosensoriales (agrupaciones de frecuencia).
• La señal pasa a través de un filtro de paso de banda, con frecuencias centrales preferiblemente en las frecuencias centrales de banda crítica de la escala de Bark.
• Después se rectifica la señal (es decir, se calcula el valor absoluto).
• Después se integra la señal rectificada a lo largo de un periodo, tf[x], con el fin de calcular la energía de la señal dentro de ese periodo.
• Se compara la señal integral (Isalida[x]) con el nivel de umbral, Umbral[x], en el comparador, en el que la salida del comparador pasa a alta una vez que la magnitud de la señal integral es superior al valor de umbral y viceversa.
• Se usa un circuito biestable de tipo D para generar el pulso somatosensorial basándose en la salida del comparador (Csalida[x]) y dos señales de sincronismo de ranura de pulso, EstablecerPulso[x] y RestablecerPulso[x], en las que se genera un pulso con la anchura de pulso apropiada si, y solo si, la salida del comparador es alta en el instante de tiempo en el que empieza la ranura de pulso (es decir, en el instante de tiempo en el que la señal de EstablecerPulso[x] pasa a alta).
Las señales de sincronismo RestablecerInt[x], EstablecerPulso[x] y RestablecerPulso[x] están dispuestas de tal manera que
• No hay ninguna superposición en las ranuras de pulso asociadas con electrodos que están topográficamente adyacentes entre sí (esto es para garantizar que cada pulso presentado a un electrodo tiene todos los electrodos adyacentes a dicho electrodo disponibles como trayecto de retorno de corriente).
• En una versión de esta implementación, nunca hay ninguna superposición en las ranuras de pulso (como sucede para MB1 y MB2), en cuyo caso todos menos uno de los electrodos pueden adoptar la función de trayectos de corriente de retorno. •
• En otra versión de esta implementación, hay una superposición en las ranuras de pulso pero solo con respecto a pulsos que están destinados a electrodos que no están topográficamente adyacentes entre sí. En la práctica, puede soportarse un máximo de 2 a 4 pulsos simultáneos sin violar este requisito de no ser adyacentes.
• El periodo de análisis (periodo de trama t[x]) debe ser mayor que el periodo refractario somatosensorial (que puede ser del orden de 1 ms a 2,5 ms, el valor real debe esclarecerse mediante experimentosin vivo).Esto es para evitar la posibilidad de que se produzcan pulsos posteriores antes de que las fibras nerviosas diana se hayan repolarizado tras el pulso anterior.
• El periodo de análisis (periodo de trama tf[x]) también debe ser mayor que la respuesta de impulso de los filtros auditivos. Por ejemplo, si se usan filtros de gamma-tono, la respuesta de impulso puede representarse en aproximadamente 10 ciclos de la frecuencia central de filtro y, por tanto, el periodo de análisis debe ser mayor que esto.
• Además, el periodo de análisis (periodo de trama tf[x]) no debe ser sustancialmente mayor que la respuesta de impulso de los filtros auditivos, dado que esto sacrificará de manera innecesaria la resolución temporal de la transformación. Sin embargo, para las bandas de frecuencia superior se espera que el periodo refractario sea el factor limitante con respecto a esto.
• Para maximizar el periodo de integración dentro de un intervalo de análisis dado, la señal de EstablecerPulso[x] debe producirse lo más cerca posible del final del intervalo de análisis (por ejemplo, dejando todavía suficiente tiempo para que se complete el pulso Q[x] antes de iniciarse el siguiente intervalo de análisis, aunque también es viable que el pulso continúe en el siguiente periodo de intervalo de análisis).
• Los intervalos de análisis pueden ser temporalmente consecutivos o pueden estar superpuestos. Para las bandas de frecuencia inferior en las que el periodo de análisis, tf[x], es mayor que el doble del periodo refractario, es preferible que los intervalos estén superpuestos, dado que esto mejora la resolución temporal en estas bandas. A las bandas de frecuencia superior en las que el periodo de análisis es menor que el doble del periodo refractario, es preferible que los intervalos de análisis sean temporalmente consecutivos. El diagrama de tiempo a continuación solo muestra un ejemplo en el que los intervalos de análisis son temporalmente consecutivos.
El retardo global entre los estímulos auditivos y somatosensoriales puede configurarse estableciendo un retardo en la señal de audio para el paciente (si se requiere que el estímulo somatosensorial vaya antes que el estímulo auditivo), o incluyendo una línea de retardo en las líneas de señales somatosensoriales (Q[x]) si se requiere que el estímulo auditivo vaya antes que el estímulo somatosensorial.
La transformación puede implementarse en los dominios o bien analógico o bien digital, dado que no hay ningún elemento del sistema que requiera un procesador de señales digitales. Sin embargo, se apreciará que, con el fin de reducir el coste de electrónica asociada, será preferible implementar la transformación en el dominio digital.
Las señales de sincronismo, RestablecerInt[x], EstablecerPulso[x] y RestablecerPulso[x], en las que x e {0:n-1} debe generarse con baja fluctuación, y como tal esta implementación es más propensa a una implementación digital.
Es posible que esta transformación se realice o bien fuera de línea, tal como será el caso en la configuración MB2, o bien en línea. La ventaja de la primera es que la implementación requiere menos potencia, y prolongará la vida útil de batería en realizaciones portátiles del sistema. La configuración MB2 del sistema puede programarse para implementar esta transformación únicamente mediante cambios de software.
En una disposición a modo de ejemplo de esta configuración alternativa, a continuación se muestran las longitudes de intervalo de análisis óptimas para cada agrupación de frecuencia indicada (filtro), al tiempo que se cumplen las restricciones expuestas en la tabla 10. En este ejemplo:
• Se supone que el periodo de repolarización es de 2,5 ms, y por tanto la transformación resultante no emitirá un pulso posterior en el mismo electrodo hasta que haya transcurrido ese tiempo.
• Los filtros elegidos son filtros de gamma-tono, con frecuencias centrales iguales que las bandas críticas de la escala de Bark tal como se usan en la configuración de matriz dividida MB2. En este caso, los filtros de gammatono están truncados hasta una longitud de 10 periodos de la frecuencia central del filtro relevante.
• La longitud del intervalo de análisis varía según la frecuencia de filtro, sin embargo, se establecen a múltiplos de números enteros del periodo de repolarización mínimo. Esto es para garantizar que la disposición temporal de los pulsos puede ser de tal manera que se cumplen los requisitos de superposición de pulsos (véase anteriormente).
• El desplazamiento de intervalo de análisis (es decir, el periodo que se desplaza el intervalo de análisis para cada etapa de análisis) se establece de tal manera que es mayor que o igual al periodo refractario, y mayor que 2,5 periodos del filtro frecuencia central.
Tal como puede observarse en este ejemplo, la resolución temporal de la transformación aumenta a medida que aumenta la frecuencia de audio. La resolución temporal está limitada únicamente por el periodo de repolarización mínimo para la modalidad somatosensorial que está usándose, o para las frecuencias inferiores mediante la longitud de la respuesta de impulso del filtro. En determinadas circunstancias, este periodo de repolarización puede ser de 1 ms o inferior, lo cual facilitará una resolución temporal incluso superior para las bandas de frecuencia superior que la que puede lograrse en el ejemplo anterior.
Tabla 10
Resumen del sistema
En la figura 7 se muestra un resumen de un sistema según la invención. Las entradas de audio dobles tal como se describieron anteriormente se muestrean por la unidad central de procesamiento, CPU, 705, en donde dichas entradas de audio pueden mezclarse digitalmente y además modificarse espectralmente para la salida a la unidad de estimulación auditiva, y una o más de las entradas de audio se transforman en los estímulos somatosensoriales tal como se describió anteriormente. Se apreciará que esta CPU puede ser cualquier dispositivo informático tal como un microcontrolador incorporado, una FPGA, un dispositivo informático personal (teléfono, tableta, PC, etc.). Una vez completada la transformación, los datos resultantes pueden almacenarse en la memoria local, por ejemplo la tarjeta microSD, 706, para ahorrar energía de tener que volver a transformar el audio para sesiones de tratamiento posteriores. Se apreciará que pueden usarse otros dispositivos de memoria. La CPU transforma el audio en el estímulo somatosensorial requerido y presenta este estímulo en las matrices de estímulos somatosensoriales 708 en sincronización con el audio, 709, que se suministra a través de un conjunto de auriculares (aunque también puede usarse un transductor de conducción ósea, altavoces, audífonos o implantes cocleares u otros transductores de audio tal como se describió anteriormente). Los parámetros clave relacionados con el suministro del estímulo al paciente se registran en un archivo y se almacenan en la memoria, tal como la tarjeta 706. Esto parámetros incluyen, pero no se limitan a, los siguientes:
• Duración de uso
• Hora y fecha de uso
• Datos de identificación (número de serie de hardware, versiones de software) para la trazabilidad de los resultados a pacientes únicos
• Parámetros de estímulo
• Medición de la energía de estimulación
• Ajustes de nivel de estimulación de audio
• Ajustes de nivel de estimulación somatosensorial
• Selección de pista de audio (para sistemas de múltiples pistas)
También se proporciona una interfaz de usuario para proporcionar valoración al paciente, 704, tal como un teclado, interfaz de pantalla táctil, interfaz de dispositivo informático móvil, aplicación informática o similar que facilitará que un profesional clínico interaccione con el sistema para configurar parámetros clave, tales como:
• Ajustes de filtro, según la frecuencia de coincidencia de acúfenos o el audiograma de los pacientes
• Control general de volumen de audio, según el audiograma del paciente.
Además de esta interfaz de profesional clínico, también se proporciona una interfaz de paciente 703, para permitir que el paciente ajuste los niveles de estímulos y el inicio y final de las sesiones de tratamiento. También pueden notificarse al paciente acontecimientos tales como potencia baja o batería baja. Una vez más, esto puede ser cualquier elemento de presentación visual o háptico y puede incluir unidades de presentación visual, dispositivos informáticos móviles y aplicaciones ejecutadas en los mismos o similares.
En los sistemas descritos en el presente documento, el circuito de dispositivo de electrodos puede estar ubicado de manera remota o de manera local con respecto al dispositivo intraoral tal como se expuso en las configuraciones MB2 y MB1 descritas anteriormente. El principal cambio en la migración entre MB1 y MB2 es que un control de nivel de estímulo global se controla preferiblemente haciendo variar la anchura de pulso del estímulo en la configuración MB2 frente a hacer variar el nivel de tensión pico de pulso en la configuración MB1. En la configuración MB2, la tensión de accionamiento también puede ser inferior a la de la configuración MB1. Por ejemplo, en la configuración local o MB2 el nivel de tensión de accionamiento puede fijarse a entre 4,2 V y 5,8 V, mientras que en una configuración remota o MB1 la tensión de accionamiento puede ser ajustable a desde 3 V hasta 11 V. Esto requiere que el intervalo de anchura de pulsos en la implementación local tenga que aumentarse para compensar el cambio en el intervalo de la tensión de estímulo.
Se apreciará que la configuración MB2, en la que el control está ubicado de manera local con respecto a la matriz de estimuladores, proporciona un diseño de hardware eficiente que es adicionalmente fiable. Por ejemplo, en una configuración de este tipo es posible usar un conector de 4 polos (por ejemplo, un conector de micro-USB) para conectarse al controlador de procesamiento de señales, en lugar de un conector de 32 polos en el que los estímulos se generan de manera remota con respecto a la matriz. También pueden usarse microcontroladores de bajo coste para evitar los gastos y la complejidad requeridos del conjunto de circuitos de accionamiento de alta tensión en una configuración remota.
Se apreciará que en cualquier configuración, la unidad de generación de estímulos, la unidad de estimulación auditiva y la matriz de estímulos pueden comunicarse de manera inalámbrica entre sí en vez de mediante conexiones cableadas. En la configuración MB1, todos los componentes están cableados entre sí, en la configuración MB2, el dispositivo de estimulación auditiva se comunica de manera inalámbrica con la unidad de generación de estímulos.
Estudio clínico de alivio de acúfenos mediante estimulación sensorial
El siguiente material describe la reducción a la investigación práctica (ensayo clínico) de la configuración MB1 del dispositivo de tratamiento de acúfenos. El ensayo se llevó a cabo en un entorno clínico con participantes que padecían acúfenos de junio a septiembre de 2012.
Materiales y métodos
Sujetos
Este estudio piloto prospectivo de una única rama se llevó a cabo con la aprobación del Comité de Ética de la Investigación de la Universidad Nacional de Irlanda, Maynooth y The Hermitage Medical Clinic, Dublín. Se incluyeron pacientes que acudieron por sí mismos que cumplían los criterios de inclusión / exclusión (véase a continuación) en el orden en el que acudieron a la clínica y no se seleccionaron previamente de ninguna manera. Se examinó a sesenta y cuatro participantes para determinar su elegibilidad y se obtuvo el consentimiento informado por escrito de 54 participantes adecuados (19 mujeres; media = 45 años, intervalo 28 - 64 años, 35 hombres; media = 47 años, intervalo 21-64 años) con acúfenos crónicos subjetivos. La definición exacta de acúfenos crónicos varía en la bibliografía, pero generalmente se refiere a acúfenos que no se han resuelto por sí mismos en plazo corto a medio, es decir seis meses, y acúfenos persistentes se refiere a acúfenos que están presentes todos los días. Se informó a los participantes de que la participación en el estudio era completamente voluntaria, y eran libres de retirarse del estudio en cualquier momento sin tener que dar ningún motivo. El proceso de inclusión permitió a los participantes tiempo adecuado para considerar completamente su participación. La participación era anónima. La elegibilidad de los participantes del estudio se determinó mediante los siguientes criterios de inclusión y exclusión:
Criterios de inclusión:
• Edad <65
• Padecer acúfenos subjetivos persistentes durante al menos los 6 meses anteriores
• Pérdida de audición sensorineural relacionada con la edad o el ruido (>25 dBHL en al menos un oído).
• Tener habilidades de lectura, comprensión y escritura en inglés
• Poder y estar dispuesto a participar en el estudio durante toda la duración de 14 semanas
• Consentimiento informado
Criterios de exclusión:
• Ulceración de la cavidad oral o lengua, mucosa oral o enfermedad intraoral significativa, para mitigar el riesgo de empeoramiento de estos síntomas
• Enfermedad de Meniere, debido a la pérdida de audición fluctuante normalmente asociada con el estado
• Casos médicos legales actuales relacionados con acúfenos o la audición, con el fin de evitar cualquier conflicto de interés
• Someterse actualmente a cualquier tratamiento farmacológico o basado en estimulación eléctrica para acúfenos, con el fin de medir con precisión el efecto independiente de la intervención
• Marcapasos, debido a la posible interferencia electromagnética
Los participantes que no se consideraron elegibles en la selección previa para participar en este estudio se remitieron de vuelta a su médico general (es decir, médico de atención primaria) y recibieron una carta formal de rechazo.
Diseño del estudio
Se trató de un estudio piloto de una única rama, de 14 semanas, para evaluar la viabilidad de la estimulación bimodal auditiva y somatosensorial y su efecto sobre medidas de desenlace de acúfenos. La población del estudio no tenía poder para significación ya que se trató de un estudio observacional. Los participantes acudieron a la clínica cada dos semanas durante la duración del estudio, es decir 14 semanas (V0 en la semana 0, V1 en la semana 2, etc.). Se examinó a los participantes sin ninguna intervención en un entorno clínico durante las primeras 3 visitas de selección, dos semanas entre cada una, para establecer medidas clínicas de nivel inicial de la gravedad de los acúfenos (antes del tratamiento). No se requirió que el participante realizara ninguna tarea entre estas visitas. Se evaluó a los participantes empleando las medidas de acúfenos psicoacústicas y psicométricas más habitualmente usadas, incluyendo: nivel de enmascaramiento mínimo (MML), coincidencia de volumen de acúfenos (TLM) e inventario de incapacidad por acúfenos (THI). Las evaluaciones de selección se llevaron a cabo durante periodos sin ninguna estimulación a partir del dispositivo. Hay varios factores fuera del tratamiento del estado que pueden afectar al beneficio percibido a partir de cualquier tratamiento de acúfenos. Hesseret al(The effect of waiting: A meta-analysis of wait-list control groups in trials for tinnitus distress. J Psychosom Res., abril de 2011; 70(4): 378-84) revisaron las tasas de respuesta de participantes en una lista de espera para tratamientos de acúfenos y encontraron que la molestia del participante puede reducirse a lo largo de periodos de espera breves. Esta mejora puede atribuirse a la atención y la tranquilidad que recibe el participante del investigador y/o un profesional con conocimientos, factores que se sabe que contribuyen a aliviar los síntomas de acúfenos. La fase de selección en este estudio se empleó para abordar mejoras en la gravedad de los síntomas alcanzadas debido a este efecto de anticipación de la participación en el estudio. Las puntuaciones de evaluación de la tercera visita de selección se establecieron como valores de nivel inicial. Se esperaba que cualquier mejora del efecto terapéutico de la participación en el estudio estaría mitigada en la tercera visita.
En la tercera visita, se proporcionó a los participantes el dispositivo de neuromodulación para llevarlo a casa para el resto del estudio y se les pidió que lo usaran entre 30 y 60 minutos cada día durante las 10 semanas siguientes. Se mostró a los participantes cómo usar el dispositivo y se les indicó que ajustaran la estimulación de audio y lengua a los niveles más cómodos para ellos. Se pidió a los participantes que volvieran a la clínica cada dos semanas con el fin de repetir las evaluaciones llevadas a cabo en el periodo de selección. Cuando no fue posible para los participantes volver a la clínica, completaron la versión en papel del THI de manera remota y enviaron la copia al centro del investigador. Se aconsejó a los participantes que dejaran de usar el dispositivo y se pusieran en contacto con el investigador si experimentaban cualquier efecto secundario o acontecimiento adverso. También se les indicó que se pusieran en contacto con un miembro del equipo de investigación con respecto a cualquier fallo de funcionamiento del dispositivo.
Se llevó a cabo el estudio por un audiólogo clínico registrado en la Irish Society of Hearing Aid Audiologists y la Irish Academy of Audiology, bajo la supervisión clínica de un otorrinolaringólogo consultor sénior, cirujano de cabeza y cuello que es miembro de la Association for Research in Otolaryngology, European Academy of Otology and Neurotology, Royal Society of Medicine: Otology, Laryngology & Rhinology, Prosper Meniere Society, Irish Otolaryngology Society y la American Auditory Society. El mismo audiólogo realizó todas las evaluaciones. Las puntuaciones de las evaluaciones se registraron en un sistema en papel, lo que significa que el audiólogo no estaba enmascarado con respecto a resultados anteriores. Sin embargo, el audiólogo no consultó las puntuaciones de evaluaciones anteriores durante la evaluación.
Monitorización del cumplimiento y criterios de inclusión de datos
El cumplimiento de participantes con la administración del tratamiento se determinó tecnológicamente usando la función de registro de datos en el dispositivo. Los siguientes acontecimientos, junto con su fecha y hora, se registraron en una memoria no volátil:
• Acontecimientos de encendido/apagado y de inicio/pausa/reanudación de tratamiento
• Ajustes de volumen de audio y de intensidad de estímulo somatosensorial
• Magnitud de corriente eléctrica suministrada mediante los electrodos (usado para determinar el contacto con el participante)
• Nivel de tensión de la batería
• Acontecimientos de error
La seguridad de los participantes se evaluó en cada visita a la clínica.
Aunque no hay ninguna recomendación definitiva para la duración del tratamiento, las 10 semanas de tratamiento empleadas en este estudio se basaron en un estudio de neuromodulación similar de Tyleret al(Tyler, R., Haskell, G., Preece, J. y Bergan, C. (2001) Nurturing patient expectations to enhance the treatment of tinnitus. Seminars in Hearing, 22, 15-21). En el caso de que los participantes no completaran la evaluación final, se usaron puntuaciones de la penúltima evaluación.
El protocolo requirió que los participantes usaran el dispositivo durante entre 30 y 60 minutos al día, 7 días por semana. El cumplimiento en este contexto se refiere al número de días a lo largo del transcurso del tratamiento en los que la duración de sesión, es decir, durante cuánto tiempo se usó el dispositivo de manera continua, fue de al menos 30 minutos. En los estudios clínicos de productos farmacéuticos, se considera que los participantes cumplen si su adherencia es superior al 80%. Las propiedades de duración exactas de este tratamiento todavía están en investigación y, por tanto, se empleó un punto de corte algo más generoso para el cumplimiento, es decir el 66%; se dividió la cohorte en aquellos que se consideró que “cumplían” y aquellos que se consideró que “no cumplían” según este umbral.
Análisis
El conjunto de datos para este estudio consistió en datos de THI, TLM y MML de 44 participantes a lo largo de 10 semanas de tratamiento. También se recopilaron datos sobre el cumplimiento con el protocolo del estudio así como ajustes de estimulación de audio y somatosensorial usados por los participantes a lo largo de las diez semanas. Se incluyeron datos de participantes en el análisis si las puntuaciones de síntomas de acúfenos estaban disponibles para el nivel inicial (V2) y al menos la penúltima visita, y si habían accedido al dispositivo durante al menos 8 semanas, es decir, no devolvieron el dispositivo de manera temprana. El análisis en este artículo investiga si se observó cualquier mejora estadística en las tres evaluaciones de síntomas de acúfenos después de 10 semanas de tratamiento con el dispositivo.
Las puntuaciones de THI no tenían una distribución normal, de modo que se empleó una prueba de los rangos con signo de Wilcoxon para someter a prueba la significación estadística entre el nivel inicial (V2) y la visita final. Se encontró que los conjuntos de datos de TLM y MML tenían distribución normalmente y se empleó una prueba de la t para datos emparejados para someter a prueba estadísticamente significativas entre nivel inicial (V2) y V7. Además del análisis de la diferencia estadística, se evaluó la proporción de participantes que alcanzaron diferencias clínicamente significativas. Jastraboffet al(Jastreboff<p>J, Hazell JW, Graham RL. Neurophysiological model of tinnitus: dependence of the minimal masking level on treatment outcome. Hear Res., noviembre de 1994; 80(2): 216-32) notificaron que una disminución de 5,3 dB en la escala de MML se correlacionaba significativamente con pacientes que notificaron mejoras en sus acúfenos. Aunque Zemanet al(Zeman F, Koller M, Figueiredo R, Aazevedo A, Rates M, Coelho C, Kleinjung T, de Ridder D, Langguth B, Landgrebe M. Tinnitus handicap inventory for evaluating treatment effects: which changes are clinically relevant? Otolaryngol Head Neck Surg., agosto de 2011; 145(2): 282-7) demostraron que una disminución de 7 puntos en la puntuación de THI también refleja una mejora clínicamente significativa. No pudo encontrarse ninguna reducción clínicamente significativa para TLM en la bibliografía, de modo que se emplearon los 5,3 dB para el MML. Se clasificó a los participantes como con mejora o sin mejora basándose en las diferencias en sus puntuaciones de síntomas desde el nivel inicial (V2) hasta V7 haciendo referencia a estos valores para la significación clínica.
Los archivos de registro proporcionaron información sobre el uso del dispositivo así como niveles de estímulos a lo largo del transcurso del tratamiento para estímulos tanto auditivos como somatosensoriales. Un análisis secundario examinó patrones de estímulos auditivos y somatosensoriales para investigar cualquier información sobre el uso del dispositivo por los participantes.
Registro del estudio
El Comité de Ética de la Investigación de la Universidad Nacional de Irlanda, Maynooth o The Hermitage Medical Centre no requirieron registro en ningún registro de ensayos clínicos antes de la aprobación. Se consideró que el estudio era un estudio de viabilidad y, por tanto, exento de registro de acuerdo con FDAAA 801.
Resultados
Tal como se detalló anteriormente, el impacto de la estimulación multimodal auditiva y somatosensorial, sobre medidas de desenlaces de acúfenos crónicos, se determinó midiendo el cambio en las puntuaciones de THI, MML y TLM a lo largo del tiempo. Se incluyó una cohorte de 54 participantes como parte de este ensayo, se requirió que cada participante completara 3 evaluaciones de selección sin intervención y 5 evaluaciones posteriores mientras usaban el dispositivo.
Dos participantes abandonaron por propia voluntad. Los archivos de registro de los dispositivos de seis participantes adicionales mostraron muy poco uso del dispositivo a lo largo del periodo del estudio, cumplimiento < 10%. Dos participantes adicionales se excluyeron del análisis; aunque sus archivos de registro correspondientes mostraron un uso activo del dispositivo, no volvieron para ninguna visita de evaluación tras la evaluación de V3. En total, se excluyeron diez participantes del análisis final.
Las puntuaciones de síntomas evaluadas sin intervención en V0, V1 y V2, se emplean para entender mejor la variabilidad y mejoras de síntomas que pueden atribuirse a influencias no intervencionistas. El coeficiente de variación dentro de sujetos promedio, COV, para las puntuaciones de THI, TLM y MML a lo largo de las 3 visitas de selección, es decir monitorización no intervencionista, son del 21%, el 16% y el 13% respectivamente. Los valores de nivel inicial para el análisis se tomaron a partir de la 3a visita de selección, es decir V2, el promedio y la desviación estándar pueden verse en la tabla 13. En la figura 15 se representan cambios en las puntuaciones de THI, TLM y MML promedio para la cohorte completa a lo largo del tiempo.
Incluidos en el análisis, N=54 Edad 47.5 ±11
Hombres 34 (63%)
Tipo de acúfenos: tonal puro/banda estrecha 31 (66%) / 16 (34%) Persistencia de acúfenos: >2 años/<2 años 36 (78%) / 10 (22%) Presencia de acúfenos: un oído/ambos oídos 12 (26%)/ 34(74%) Gravedad de acúfenos, (VAS)x 6.5 ±2,2
Tono de acúfenos, (VAS) 7,1 ±2,4
Hiperacusia: sí / no 13 (28%)/ 41 (72%)
Tipo de acúfenos: constante/fluctuante/otro 31 (57%)/15(28%)/8(15%) Toma de medicamentos antidepresivos_____ _________ 5 (11%)_________
Tabla 11: perfil demográfico de participantes, x escala analógica visual autoevaluada, escala del 1-10
La tabla 12 presenta el número de participantes que lograron mejoras clínicamente significativas, tal como se comenta en la sección de análisis, por síntoma, para aquellos que se considera que cumplen y que no cumplen. La proporción más alta de pacientes con mejora se observa en la escala de MML, demostrando el 73% de los 30 participantes una mejora clínicamente significativa en MML.
Con mejora: Sin mejora: Con mejora:
THI¥ TLM§ MML?
Cohorte completa 20 (45%) 21 (48%) 28 (64%)
Cumplen (30) 17 (57%) 15 (50%) 22 (73%)
No cumplen (14) 3 (21%) 6 (43%) 6 (43%)
Tabla 12, presenta el número de pacientes con mejora/sin mejora para cada síntoma de acúfenos en cada clase de cumplimiento;
¥ Los pacientes con mejora alcanzan una disminución mínima de 7 puntos en la escala de THI
§ Los pacientes con mejora alcanzan una disminución mínima de 5,3 dB en la escala de TLM
? Los pacientes con mejora alcanzan una disminución mínima de 5,3 dB en la escala de MML
Tabla 13, presenta las puntuaciones de THI, TLM y MML promedio para el nivel inicial (V2) y V7 para la cohorte completa y cuando la cohorte se divide en dos clases; que cumplen y que no cumplen.
THI (puntos) TLM (dB) MML (dB) V2 (DE) V7 (DE) V2 (DE) V7 (DE) V2 (DE) V7 (DE) Cohorte completa (44) 33.7 (24) 25.1 (20)*** 42,9 (15) 37,5 (17) 47,3 (15) 39.2 (17)*** Cumplen (30) 35.8 (25) 24.1 (20)*** 44,8 (16) 37,3 (16)*** 49,0 (15) 39.2 (18)*** No cumplen (14) 29,3 (24) 27,4 (23) 38,6 (14) 37,7 (19) 43,8 (17) 39,1 (18)
Tabla 13. Valores de síntomas de acúfenos promedio para nivel inicial y visita final, *p<0,05, **p<0,01, ***p<0,001
Los archivos de registro del dispositivo proporcionaron información sobre los patrones de uso para los parámetros de estimulación usados por los participantes. Se excluyeron datos de tres participantes a partir de este análisis debido a errores en el sistema de registro electrónico. En los días en los que se usó el dispositivo, la duración de sesión promedio para todos los participantes fue de 47 min (DE = 20 min). La tabla 14 presenta las estadísticas de uso.
Duración de sesión promedio en el o promedio de días
umplimiento día en el que se usó el dispositivo, min (DE)
Cumplen (30) (*> 44 días con
duración de sesión > 30 min al<59 (12,3) 52 (18)>
No cumplen (14) (*< 44 días co
duración de sesión > 30 min al <33 (9,4)> <33 (17)>
* La duración de tratamiento promedio a lo largo de todo el grupo (N=44)** fue de 67 días. Por tanto, un umbral de cumplimiento del 66 % corresponde a 44 días.
** Número total de sujetos: 54; excluidos del análisis (10): no usaron el dispositivo (3), abandonaron antes de la intervención (3), no completaron el calendario de evaluaciones (4)
Tabla 14
Los ajustes de estímulos somatosensoriales y de audio promedio tras la primera semana de uso fueron de 6 puntos (DE=4,2) (mín de 0 y máx de 17) y -8,5 dB (DE=8,1 dB) respectivamente. Los ajustes de estímulos somatosensoriales y de audio promedio extraídos a partir de archivos de registro para la semana final fueron de 7,4 puntos (DE=5,4) y -16 dB (DE=6,6 dB) respectivamente. No hubo ninguna diferencia estadística entre los ajustes de estímulos al comienzo y al final del tratamiento. Los participantes pudieron modificar el volumen del audio y la intensidad del estímulo somatosensorial a lo largo de las 10 semanas de tratamiento. A partir de los datos de registro, se observó que los participantes hicieron variar el estímulo somatosensorial mucho más que el estímulo de audio; se calculó el coeficiente de variación para cada participante a lo largo de las 10 semanas de intervención, el COV a lo largo de la cohorte completa fue del 35% y el 15% para ajustes de estímulos somatosensoriales y auditivos respectivamente. No se estableció ninguna relación significativa entre ajustes de estímulos y cambios en las puntuaciones de síntomas ni para pacientes con mejora ni para pacientes sin mejora. Aunque no se llevó a cabo ninguna evaluación específica de facilidad de uso y tolerancia, ningún participante notificó ninguna molestia significativa durante las evaluaciones en el centro del investigador.
Realizaciones adicionales.
Las realizaciones anteriormente descritas de la presente tecnología pueden implementarse de cualquiera de varias maneras. Por ejemplo, las realizaciones pueden implementarse usando hardware, software o una combinación de los mismos. Cuando se implementa en software, el código de software puede ejecutarse en cualquier procesador adecuado o colección de procesadores, ya se proporcionen en un único ordenador o distribuidos entre múltiples ordenadores. Debe apreciarse que cualquier componente o colección de componentes que realicen las funciones descritas anteriormente pueden considerarse generalmente como uno o más controladores que controlan las funciones anteriormente comentadas. El uno o más controladores pueden implementarse de numerosas maneras, tal como con hardware dedicado, o con hardware de propósito general (por ejemplo, uno o más procesadores) que se programa usando microcódigo o software para realizar las funciones mencionadas anteriormente. Con respecto a esto, debe apreciarse que una implementación de las realizaciones de la presente tecnología comprende al menos un medio de almacenamiento legible por ordenador (por ejemplo, una memoria informática, un disco flexible, un disco compacto, una cinta, una memoria USB, etc.) codificado con un programa informático (es decir, una pluralidad de instrucciones), que, cuando se ejecuta en un procesador, realiza las funciones anteriormente comentadas de las realizaciones de la presente tecnología. El medio de almacenamiento legible por ordenador puede ser transportable de tal manera que el programa almacenado en el mismo puede cargarse en cualquier recurso informático para implementar los aspectos de la presente tecnología comentados en el presente documento. Además, debe apreciarse que la referencia a un programa informático que, cuando se ejecuta, realiza las funciones anteriormente comentadas, no se limita a un programa de aplicación que se ejecuta en un ordenador anfitrión. En vez de eso, el término programa informático se usa en el presente documento en un sentido genérico para hacer referencia a cualquier tipo de código informático (por ejemplo, software o microcódigo) que puede emplearse para programar un procesador para implementar los aspectos anteriormente comentados de la tecnología.

Claims (14)

REIVINDICACIONES
1. Aparato para su uso en el tratamiento de un trastorno neurológico del sistema auditivo,
que comprende una unidad de generación de estímulos (101) y una unidad de estimulación somatosensorial (102), la unidad de generación de estímulos, que tiene una entrada de audio, operativa para recibir y analizar una señal de audio, comprendiendo dicha señal de audio una primera componente que comprende una componente de banda ancha o ruido blanco y una segunda componente que comprende una pluralidad de ráfagas de tonos complejos, y generar una pluralidad de señales de accionamiento representativas de al menos una de la primera o segunda componente de dicha señal de audio y además para modificar espectralmente dicha señal de audio para generar una señal de audio modificada biaural para su suministro a un sujeto; y
en el que dicha unidad de estimulación somatosensorial comprende:
una matriz de estimuladores (1022) cada uno de los cuales puede accionarse independientemente para aplicar una estimulación somatosensorial al sujeto con la señal de audio modificada, y una entrada para recibir la pluralidad de señales de accionamiento a partir de dicha unidad de generación de estímulos y dirigir señales de accionamiento individuales en un patrón predeterminado a estimuladores individuales en la matriz;
estando además la unidad de generación de estímulos (101) configurada para introducir un retardo entre la pluralidad de señales de accionamiento representativas de dicha señal de audio y la señal de audio modificada biaural en la que el retardo es un retardo aleatorio entre la señal de audio modificada y la pluralidad de señales de accionamiento, teniendo dicho retardo aleatorio una función de densidad de probabilidad rectangular con límites de hasta /- 50 ms, o teniendo una función de densidad de probabilidad gaussiana con una desviación estándar de hasta 20 ms, y en la que la unidad de generación de estímulos comprende además un filtro de refuerzo adaptado para calibrarse según un audiograma del sujeto y en la que la unidad de generación de estímulos es operativa para modificar espectralmente dicha señal de audio haciendo pasar la señal de audio a través de dicho filtro de refuerzo de banda para producir dicha señal de audio modificada.
2. Aparato según la reivindicación 1, en el que la unidad de generación de estímulos (101) es operativa para planificar la pluralidad de señales de accionamiento a lo largo de un periodo predeterminado en el que el número de la pluralidad de señales de accionamiento planificadas a lo largo del periodo predeterminado es proporcional a una amplitud de la señal de audio modificada biaural dentro de una pluralidad de frecuencias de banda críticas y dentro de dicho periodo predeterminado y, opcionalmente, en el que el periodo predeterminado es de 23,2 ms o en el que el periodo predeterminado se establece de manera que la pluralidad de señales de accionamiento se producen teniendo un periodo de al menos un periodo refractario de fibras nerviosas somatosensoriales entre cada una de dichas señales de accionamiento.
3. Aparato según cualquiera reivindicación anterior, en el que la unidad de generación de estímulos (101) comprende un control de amplitud para controlar una amplitud de la señal de audio modificada y una amplitud de la estimulación somatosensorial.
4. Aparato según la reivindicación 3, en el que el control de amplitud es operativo además para modular la amplitud de la señal de audio modificada para un intervalo durante una sesión de tratamiento del sujeto.
5. Aparato según la reivindicación 4, en el que el control de amplitud es operativo para aumentar una amplitud de la señal de audio modificada desde un nivel nominal hasta un nivel acorde con un nivel de audición del sujeto durante entre 1 minuto y 5 minutos antes de la finalización de la sesión de tratamiento del sujeto.
6. Aparato según la reivindicación 1, en el que el filtro de refuerzo es un filtro de refuerzo de banda con una frecuencia central establecida para que coincida con la reducción más pronunciada del audiograma del paciente, en el que el ancho de banda a mitad de la potencia del filtro de refuerzo de banda es de entre 0,5 y 1,5 octavas normalizadas a la frecuencia central, y con una magnitud de refuerzo de al menos 12 dB o en el que el filtro de refuerzo es representativo de la inversa del audiograma del sujeto en el oído ipsilateral y el filtro está configurado para compensar déficits de al menos 30 dB y operativo en el intervalo de 500 Hz a 16 kHz.
7. Aparato según cualquier reivindicación anterior, en el que dicha matriz de estimuladores (1022) comprende una matriz adicional que comprende al menos dos estimuladores, dispuestos simétricamente en relación con la matriz de estimuladores y configurados para suministrar un pseudoestímulo al sujeto.
8. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 7, en el que la matriz de estimuladores (1022) está dispuesta para suministrar tanto el estímulo de tratamiento como el pseudoestímulo, de manera que se multiplexen en el tiempo con una razón de marca: espacio de pseudoestímulo a estímulo de tratamiento de no más de 0,1.
9. Aparato según cualquier reivindicación anterior, en el que dicha unidad de estimulación somatosensorial (102) está en forma de un cuerpo dimensionado para aplicarse por vía transcutánea o transmucosa sobre una fibra nerviosa del sujeto.
10. Aparato según la reivindicación 8, en el que la estimulación somatosensorial comprende un tren de pulsos periódicos que tiene un tren de pulsos con un periodo menor que un periodo de repolarización de la fibra nerviosa a la que se aplica la unidad de estimulación somatosensorial.
11. Aparato según la reivindicación 9 o 10, en el que la unidad de estimulación somatosensorial (102) está en forma de un cuerpo dimensionado para aplicarse a la rama mandibular o la rama lingual o la rama maxilar o la rama oftálmica del nervio trigeminal, o al nervio accesorio o a los nervios cervicales espinales primero y segundo (C1 y C2).
12. Aparato según cualquier reivindicación anterior, en el que la unidad somatosensorial (102) está en forma de un cuerpo dimensionado para ubicarse sobre la lengua y en el que la matriz de estimuladores comprende una matriz dividida que tiene un igual número de estimuladores distribuidos a lo largo de la línea media de la lengua y en el que el patrón predeterminado comprende un mapeo ipsilateral de las señales de accionamiento individuales con una banda muerta ubicada a lo largo de la línea media.
13. Aparato según la reivindicación 12, en el que la unidad somatosensorial (102) está dimensionada además para proporcionar una ayuda de colocación para centrar el dispositivo a lo largo de la línea media.
14. Aparato según cualquiera de las reivindicaciones 1 a 13, en el que la matriz de estimuladores (1022) están dispuestos en un patrón de ráster de manera que cada estimulador en el patrón de ráster está dispuesto desde la agrupación de frecuencia más baja hasta la agrupación de frecuencia más alta o la matriz de estimuladores está dispuesta en un patrón en espiral que tiene un mapeo de frecuencia más baja en el interior de la espiral con la frecuencia más alta en el exterior de la espiral.
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Families Citing this family (28)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2013158208A2 (en) 2012-04-17 2013-10-24 Regents Of The University Of Minnesota Multi-modal synchronization therapy
US12311114B2 (en) 2013-08-30 2025-05-27 Neuromod Devices Limited Method and apparatus for treating a neurological disorder
IT201700068886A1 (it) * 2017-06-21 2018-12-21 Fremslife S R L Apparato per elettrostimolazione
EP3810258A1 (en) * 2018-06-22 2021-04-28 Gretap AG Medical treatment device and method for stimulating neurons of a patient to suppress a pathologically synchronous activity thereof
JP2022513212A (ja) * 2018-12-12 2022-02-07 キュアレーター， インコーポレイテッド 聴覚バイオマーカーを検出するためのシステム及び方法
CN113796096A (zh) * 2019-05-01 2021-12-14 唯听助听器公司 耳级听觉系统
CN110251126B (zh) * 2019-07-25 2021-04-27 上海交通大学医学院附属第九人民医院 实现基于cnap的听觉脑干植入体的电生理测试方法的设备
CN110123522B (zh) * 2019-06-13 2021-09-14 亮眼科技股份有限公司 听力训练辅助设备
US11241574B2 (en) 2019-09-11 2022-02-08 Bose Corporation Systems and methods for providing and coordinating vagus nerve stimulation with audio therapy
US11235156B2 (en) 2019-09-11 2022-02-01 Bose Corporation Wearable audio device with vagus nerve stimulation
EP3827744B1 (en) 2019-11-28 2024-08-14 Sivantos Pte. Ltd. A method for estimating a system response of an individual listener's brain to a sound signal stimulus
EP3834881B1 (en) * 2019-12-10 2023-06-14 Oticon Medical A/S Cochlear implant system with measurement unit
WO2021175898A1 (en) * 2020-03-03 2021-09-10 Gretap Ag Medical treatment device and method for stimulating neurons of a patient to suppress a pathologically synchronous activity thereof
US10916155B1 (en) * 2020-06-09 2021-02-09 RAPT Ventures, Inc. Method and apparatus for constructing and/or using saliently patterned spatiotemporal inputs that support the development and maintenance of the neural circuitry critical to efficient language processing
WO2021262789A1 (en) 2020-06-23 2021-12-30 Bose Corporation Haptic tinnitus therapeutic system
GB202011522D0 (en) * 2020-07-24 2020-09-09 Afferent Medical Solutions Ltd Neuromodulation for the treatment of circulatory system diseases
CN112022505A (zh) * 2020-10-13 2020-12-04 陕西犀感电子科技有限公司 一种智能驱动电极阵列式皮肤听声器
CN112057232A (zh) * 2020-10-13 2020-12-11 陕西犀感电子科技有限公司 一种数字匝臂pwm驱动式皮肤听声器
AU2021384058A1 (en) * 2020-11-18 2023-06-08 Cochlear Limited Methods and systems for determination of treatment therapeutic window, detection, prediction, and classification of neuroelectrical, cardiac and/or pulmonary events, and optimization of treatment according to the same
US20220198267A1 (en) * 2020-12-18 2022-06-23 Vmware, Inc. Apparatus and method for anomaly detection using weighted autoencoder
CN113368365A (zh) * 2021-05-21 2021-09-10 苏州声动医疗科技有限公司 脑功能监测的声音振动调控设备、方法、头枕及头戴设备
US20230071069A1 (en) * 2021-08-29 2023-03-09 Derek H. Jin Electric and Magnetic Neuromodulation
CN113729695B (zh) * 2021-09-24 2025-02-11 江苏贝泰福医疗科技有限公司 一种声学刺激神经调控治疗方案的制定系统及其方法
US20230178215A1 (en) * 2021-12-07 2023-06-08 Unitedhealth Group Incorporated Audio stimulus prediction machine learning models
US12424338B2 (en) 2021-12-13 2025-09-23 Unitedhealth Group Incorporated Transfer learning techniques for using predictive diagnosis machine learning models to generate telehealth visit recommendation scores
US11898823B2 (en) * 2022-07-10 2024-02-13 Adam Benjamin Tannenbaum Non-lethal crowd-control system
WO2024068005A1 (en) * 2022-09-30 2024-04-04 CereGate GmbH Tinnitus suppression device, system and computer program
CN119236267B (zh) * 2024-12-04 2025-08-19 内蒙古医科大学附属医院(内蒙古自治区心血管研究所) 一种针对耳鸣患者的睡眠辅助装置

Family Cites Families (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10286215B2 (en) * 2009-06-18 2019-05-14 Earlens Corporation Optically coupled cochlear implant systems and methods
RS56031B1 (sr) * 2010-11-23 2017-09-29 Nat Univ Ireland Postupak i uređaj za zamenu čula
DE102011100065A1 (de) * 2011-04-30 2012-10-31 Cerbomed Gmbh Vorrichtung zur kombinierten Aufbringung eines transkutanen elektrischen Stimulationsreizes und Abgabe eines akustischen Signals
WO2013158208A2 (en) * 2012-04-17 2013-10-24 Regents Of The University Of Minnesota Multi-modal synchronization therapy
DK2968010T3 (en) * 2013-03-15 2018-05-22 Univ Michigan Regents Personal auditory somato-sensory stimulation for the treatment of tinnitus
EP2842530B1 (en) 2013-08-30 2021-09-29 Neuromod Devices Limited Method and system for generation of customised sensory stimulus
WO2015167750A2 (en) * 2014-04-03 2015-11-05 Colorado State University Research Foundation Tongue stimulation for communication of information to a user
US9072889B1 (en) * 2014-12-03 2015-07-07 Neurohabilitation Corporation Systems for providing non-invasive neurorehabilitation of a patient

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Publication number Publication date
JP2018534075A (ja) 2018-11-22
EP3376954B1 (en) 2025-02-12
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