TW202408439A - 人工耳蝸調頻方法、裝置及其非暫態電腦可讀取媒體 - Google Patents

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Abstract

人工耳蝸調頻方法，首先建立一人工耳蝸與電極軌道三維模型來計算一誘發複合動作電位模擬值。接者用使用者植入耳蝸內的一電極軌道計算測量誘發複合動作電位計算值，以根據誘發複合動作電位的計算值和模擬值計算一校準因數。使用人工耳蝸與電極軌道三維模型估算在最大舒適閥值或最小可聽閾值下一電極被刺激之聽神經數目，並利用校準因數進行校準以得到校準後聽神經數目，應用校準後聽神經數目計算每一電極的最大舒適閾值或最小可聽閾值。

Description

人工耳蝸調頻方法、裝置及其非暫態電腦可讀取媒體
本發明係有關於一種調頻方法，特別是有關於一種人工耳蝸調頻方法、裝置及其非暫態電腦可讀取媒體。
人工耳蝸是一種人工裝置，對於聽覺因為感官神經組織而嚴重甚至完全受損的患者，人工耳蝸可藉著對殘餘的聽神經元進行電子刺激而提供患者聽覺。
一般來說，再植入人工耳蝸後，由於人工耳蝸是以語音信號經過麥克風分為16-22頻帶作訊號處理，再經過16-22電極以電流訊號來刺激聽覺神經，屬於一段一段的頻率範圍來刺激，因此需對各個電極進行調頻(fitting)流程，以調整出每個電極最適合植入者的電流強度。藉由將電極放出之電流慢慢由小增大，來搜尋出最小可聽閾值(Threshold Level, T level)和最大舒適閾值(Most Comfortable Level, M Level 或Comfortable level, C Level)，前者是植入者可聽到聲音的最低刺激電流，後者是植入者可容忍最大聲情況下的最高刺激電流。然而，因為人工耳蝸具有16-22個電極，因此此流程需重複多次，來完成每個電極的調頻。且植入者須經一段時程來適應人工耳蝸，因此，在植入人工耳蝸後須週期進行上述的調頻流程，第一年需要5-6 次，第二年或之後，一年一次，以調適出最適值入者的最小可聽閾值和最大舒適閾值。
由於，上述人工耳蝸之調頻方法，相當耗費時間，且不容易用於嬰幼兒。因此，如何提供一種快速方便人工耳蝸調頻方法來搜尋出最小可聽閾值和最大舒適閾值，乃為此一業界亟待解決的課題。
本案的一實施態樣係提供一種人工耳蝸調頻方法，至少包括：建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型；根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位(evoked compound action potential, ECAP)模擬值；根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值；根據該誘複合發動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數；量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值；根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目；根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
在一些實施例中，建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型，更包括：根據該植入者耳蝸的該電極軌道的一X射線影像或一電腦斷層攝影影像，建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型。在一些實施例中，使用一有限元素法、一邊界元素法或其他數值方法建立該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
在一些實施例中，使用一交替極性方法或一正向掩蔽減法計算該誘發複合動作電位模擬值。
在一些實施例中，根據該誘發複合動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算該校準因數，是根據下式， 其中，ECAPmeas為該誘發複合動作電位計算值，ECAPsim為該誘發複合動作電位模擬值，calibration factor為該校準因數，N為進行該誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流，以及Fit errorRMS為一方均根值。
在一些實施例中，人工耳蝸調頻方法，更包括設定一門檻值，其中該校準因數使得該方均根值小於該門檻值。
在一些實施例中，該門檻值為5uV。
在一些實施例中，人工耳蝸調頻方法，更包括在該人工耳蝸與電極軌道三維模型的一刺激電極處整合一電極組織介面阻抗。在一些實施例中，人工耳蝸調頻方法，更包括調整該電極組織介面阻抗的一電導率，以最小化一電場成像信號模擬值和一電場成像信號計算值間之差值，其中：Fit error =( EFImea − EFIsim )，其中Fit error為該差值，EFImea 為根據該植入者測量出的該電場成像信號值，EFIsim為根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型所計算出的該電場成像信號模擬值。
在一些實施例中，人工耳蝸調頻方法，更包括輸入一刺激電流至該人工耳蝸與電極軌道三維模型中一一刺激電極以計算該誘發複合動作電位模擬值。
在一些實施例中，人工耳蝸調頻方法，更包括分別輸入一第一刺激電流以及一第二刺激電流至該人工耳蝸與電極軌道三維模型中一第一刺激電極以及一第二刺激電極以計算該誘發複合動作電位模擬值。
在一些實施例中，電流導向方法 (current steering) ，該第一刺激電極以及該第二刺激電極為該人工耳蝸與電極軌道三維模型中的兩相鄰電極。
在一些實施例中，該第一刺激電流為I_ stim1=I_ Total×α，該第二刺激電流為I_ stim2=I_ Total×(1-α)，其中I_ Total為一總刺激電流，以及0 ≤ α ≤ 1。
在一些實施例中，建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型，更包括：在一耳道之中心點處設置一第一電極軌道：根據該第一電極軌道，計算一第一誘發複合動作電位模擬值；判斷該誘發複合動作電位計算值以及該第一誘發複合動作電位模擬值間之一第一差值是否小於一預設值；若該第一差值大於該預設值，將該第一電極軌道的一刺激電極由該中心點處調整到一第一位置，來形成一第二電極軌道；根據該第二電極軌道，計算一第二誘發複合動作電位模擬值；判斷該誘發複合動作電位計算值以及該第二誘發複合動作電位模擬值間之一第二差值是否小於該預設值；若該第二差值小於該預設值，根據該第二電極軌道形成該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
在一些實施例中，該預設值為5uV。
在一些實施例中，若該第一差值小於該預設值，根據該第一電極軌道形成該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
在一些實施例中，若該第二差值大於該預設值，將該第二電極軌道的一刺激電極由該第一位置處調整到一第二位置，來形成一第三電極軌道。
在一些實施例中，判斷該第一差值或該第二差值是否小於該預設值，是根據下式， 其中，ECAPmeas為該誘發複合動作電位計算值，ECAPsim為該第一誘發複合動作電位模擬值或該第二誘發複合動作電位模擬值，calibration factor為該校準因數，N為進行該誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流階，以及Fit error RMS為該差值。
在一些實施例中，該人工耳蝸與電極軌道三維模型更包括一聽神經模型。
在一些實施例中，使用一空間擴展非線性節點模型(spatially extended nonlinear node model, SENN model)形成該聽神經模型。
在一些實施例中，更包括使用一神經網路或一人工智慧系統執行該人工耳蝸調頻方法。
本發明另一態樣系提供一種人工耳蝸調頻裝置，至少包括：一記憶體，儲存至少一指令；以及一處理器，耦接於該記憶體，用以存取該至少一指令以建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型；根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位(evoked compound action potential, ECAP)模擬值；根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值；根據該誘複合發動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數；量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值；根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目；根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
在一些實施例中，處理器是一中央處理單元、一微處理器、一數位信號處理器、一可程式化控制器、一特殊應用積體電路或一現場可程式化邏輯閘陣列。
本發明再一態樣系提供一種非暫態電腦可讀取媒體，包含複數電腦可讀取指令，其中當該等電腦可讀取指令由一電腦系統之一處理器執行時，使該處理器執行一種人工耳蝸調頻方法，該人工耳蝸調頻方法包含下列步驟建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型；根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位(evoked compound action potential, ECAP)模擬值；根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值；根據該誘複合發動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數；量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值；根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目；根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
因此，依據本案之技術內容，由於本案無須對每一電極進行實際調頻(fitting)流程來獲得每一電極的最大舒適閾值(M level或 C Level)與最小可聽閾值(T level)，因此，本案可大幅減低植入者的調頻流程。
以下將以圖式及詳細敘述清楚說明本案之精神，任何所屬技術領域中具有通常知識者在瞭解本案之實施例後，當可由本案所教示之技術，加以改變及修飾，其並不脫離本案之精神與範圍。
本文之用語只為描述特定實施例，而無意為本案之限制。單數形式如“一”、“這” 、“此” 、“本”以及“該”，如本文所用，同樣也包含複數形式。
關於本文中所使用之『耦接』或『連接』，均可指二或多個元件或裝置相互直接作實體接觸，或是相互間接作實體接觸，亦可指二或多個元件或裝置相互操作或動作。
關於本文中所使用之『包含』、『包括』、『具有』、『含有』等等，均為開放性的用語，即意指包含但不限於。
關於本文中所使用之『及/或』，係包括所述事物的任一或全部組合。
關於本文中所使用之用詞（terms），除有特別註明外，通常具有每個用詞使用在此領域中、在本案之內容中與特殊內容中的平常意義。某些用以描述本案之用詞將於下或在此說明書的別處討論，以提供本領域技術人員在有關本案之描述上額外的引導。
第1圖所示為根據一實施例人工耳蝸調頻方法的流程圖。人工耳蝸調頻方法100係透過誘發複合動作電位(evoked compound action potential, ECAP)來直接估算植入者的最大舒適閾值(M level或 C Level)，由於誘發複合動作電位係直接測量植入者耳蝸中的聽神經電位，而無須對植入者進行心理物理量測，因此，不受植入者心理、行為因素的影響，可客觀估算植入者的最大舒適閾值。
人工耳蝸調頻方法100首先於步驟101，對一植入者進行X射線(X-ray)影像以及電腦斷層攝影(computed tomography, CT)影像造影。在一實施例中，係利用X射線影像，以及電腦斷層攝影影像來確認植入者耳蝸狀況。其中第2圖所示為根據一實施例一植入者耳蝸的X射線影像，以藉此X射線(X-ray)影像建立植入者的特定 (patient-specific)人工耳蝸與電極軌道三維模型。
接著於步驟102，建立植入者的特定 (patient-specific)人工耳蝸與電極軌道三維模型。在一實施例中，係根據如第2圖所示植入者的X射線影像或是電腦斷層攝影影像，來建立此植入者的特定人工耳蝸與電極軌道三維模型以及在耳道中所設置之位置。而在另一實施例中，除了根據植入者的X射線影像或是電腦斷層攝影影像建立植入者的特定人工耳蝸電極軌道模型外，更同時參考一人工耳蝸樣板，步驟1011，來建立此植入者的特定人工耳蝸與電極軌道三維模型。在一些實施例中，是使用有限元素法 (finite element method)來建立植入者的特定人工耳蝸與電極軌道三維模型，第3A圖所示為根據有限元素法建立人工耳蝸與電極軌道的三維模型的上視圖。第3B圖所示為根據有限元素法建立人工耳蝸與電極軌道的三維模型的前視圖。第3C圖所示為根據有限元素法建立人工耳蝸與電極軌道的三維模型的左視圖。第3D圖所示為根據有限元素法建立人工耳蝸與電極軌道的三維模型的上視圖，其中一聽覺神經模型也被整合在此人工耳蝸與電極軌道三維模型，其中深色部分處的聽覺神經受電極15刺激，而淺色部分處的聽覺神經未被刺激。在一實施例中，聽覺神經模型係使用空間擴展非線性節點模型(spatially extended nonlinear node model, SENN model)。在一些實施例中，除了使用有限元素法來建立人工耳蝸與電極軌道三維模型外，也可使用邊界元素法(boundary element method)或其他數值方法來建立植入者的人工耳蝸與電極軌道三維模型。在此實施例中，電極軌道在三維模型的位置，可使用第2圖所示植入者耳蝸的X射線影像進行調整。
接著於步驟103，根據植入者的特定人工耳蝸與電極軌道三維模型，進行誘發複合動作電位的模擬，來獲得此特定人工耳蝸電極軌道下的誘發複合動作電位模擬值(ECAPsim)。在一實施例中，是使用交替極性方法(alternating polarity method)對第3D圖所示整合聽覺神經模型的人工耳蝸與電極軌道三維模型進行誘發複合動作電位模擬值的計算。第4A圖所示為根據一實施例使用人工耳蝸與電極軌道三維模型量測誘發複合動作電位之概略圖示，其中人工耳蝸與電極軌道三維模型中包括植入到內耳耳蝸中的人工耳蝸與電極軌道401以及對應的聽神經402。在一實施例中，人工耳蝸電極軌道401包括有16個或22個電極，每一個電極用以提供電流來刺激對應的聽神經402產生聽覺。在本實施例中，誘發複合動作電位係使用電極軌道401中之其中一電極作為刺激電極，並使用電極軌道401中之其他電極作為感應電極以計算誘發複合動作電位，以評估植入者聽神經對電流刺激的反應。在本實施例中係使用電極軌道401中的第15個電極403作為刺激電極，以及使用電極軌道401中之第12個電極404、第13個電極405以及第14個電極406作為感應電極來計算人工耳蝸內的誘發複合動作電位。然，在其他實施例中，刺激電極以及感應電極之選用不受本實施例限制。在一實施例中，第5圖模擬了在第3D圖整合聽覺神經模型的人工耳蝸電極軌道的刺激電極處輸入刺激電流後，聽覺神經的響應狀況。其中深色部分處的聽覺神經受刺激，而淺色部分處的聽覺神經未被刺激。
在一實施例中，交替極性方法計算誘發複合動作電位，首先會在刺激電極處，亦即電極軌道401中的電極403，依序注入陽極刺激電流(anodic stimulating current)，以及陰極刺激電流(cathodic stimulating current)，並在感應電極處，亦即電極軌道401中的電極404、405、406量測響應陽極刺激電流的陽極誘發複合動作電位，以及響應陰極刺激電流的陰極誘發複合動作電位。其中，陽極誘發複合動作電位以及陰極誘發複合動作電位間之差值即為誘發複合動作電位模擬值。在一實施例中，使用第4B圖所示的陽極刺激電流，第4C圖所示之陰極刺激電流，和第4D圖所示之背景電流，亦即無任何輸入時的環境電流，計算誘發複合動作電位模擬值，第4E圖所示陽極誘發複合動作電位(P2)以及陰極誘發複合動作電位(N1)隨時間之變化，陽極誘發複合動作電位(P2)以及陰極誘發複合動作電位(N1)間之電位差值即為誘發複合動作電位模擬值。也就是說，誘發複合動作電位模擬值的計算方式如下： 誘發複合動作電位模擬值=（陽極誘發複合動作電位+陰極誘發複合動作電位)/2 – (零輸入反應)/2。
值得注意的是，除了使用交替極性方法計算誘發複合動作電位模擬值，在其他實施例中，亦可使用正向掩蔽減法(forward masking subtraction method) 或其他方法計算誘發複合動作電位模擬值。
接著於步驟104，根據誘發複合動作電位模擬值(ECAPsim)和植入者實際耳蝸中電極軌道計算出的誘發複合動作電位計算值(ECAPmea)計算一校準因數(calibration factor)。在一實施例中，根據下式進行校準因數之計算， 其中，ECAPmea為誘發複合動作電位計算值，亦即對植入者進行實際的誘發複合動作電位量測。在一實施例中，可使用2到4個電流階對植入者進行誘發複合動作電位實際測量。在一實施例中，可實際對四個植入電極進行4個電流階測量。然本案不以量測4個電極為限。ECAPsim為誘發複合動作電位模擬值，亦即如步驟103之方式，根據人工耳蝸與電極軌道三維模型所計算出的誘發複合動作電位。N為進行誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流階。calibration factor為校準因數，用以調整誘發複合動作電位計算值以及誘發複合動作電位模擬值間之方均根值。依此，可對校準因數(calibration factor)進行調整，以算出誘發複合動作電位計算值和誘發複合動作電位模擬值間之方均根值(Fit error RMS)。在一實施例中，可設定一方均根值(Fit error RMS)值之門檻值，當一校準因數可讓誘發複合動作電位計算值以及誘發複合動作電位模擬值間之方均根值低於此門檻值，則此校準因數即符合所需。在一較佳實施例中，誘發復合動作電位的測量是可以透過網路、無線網路(wifi)、藍芽(Bluetooth)、電話或其他電信方法來測量，人工耳蝸植入者不需要在醫院或人工耳蝸中心測量誘發復合動作電位，因此並不會影響人工耳蝸植入者的日常生活。
在一較佳實施例中，可使用電場成像(electric field imaging, EFI)信號來增進人工耳蝸與電極軌道三維模型，藉以讓計算出的誘發複合動作電位模擬值更準確。在一實施例中，可透過在人工耳蝸與電極軌道三維模型中的刺激電極處整合一電極組織介面阻抗(electrode-tissue-interface impedance)來模擬電場成像信號，計算電場成像信號之模擬值，如第6圖所示，為根據一實施例使用電極組織介面阻抗調控刺激電極輸入電流之概略圖示。其中一電極組織介面阻抗601被整合至人工耳蝸與電極軌道三維模型中的刺激電極602。電場成像信號透過對刺激電極602注入電流，以及在電極603、604、605、606、607、608計算人工耳蝸與電極軌道三維模型電場成像信號模擬值(EFIsim)。由於植入者實際耳蝸中電極軌道的電場成像信號計算值(EFImea)可實際量測得知，因此，可藉由調整電極組織介面阻抗601的電導率來最小化電場成像信號模擬值和電場成像信號計算值間之差值(Fit error)，如下： Fit error =( EFImea − EFIsim )。透過讓電場成像信號差值(Fit error)最小化，調整提供到人工耳蝸與電極軌道三維模型中的刺激電極處的輸入電流可讓輸入電流更為趨近於實際應用。當電場成像信號差值(Fit error)最小化被找到後，可使用對應電極組織介面阻抗601的電導率來計算誘發複合動作電位模擬值。
在另一實施例中，可使用電流操縱技術(current steering technique)來調控刺激電極的輸入電流，增進人工耳蝸與電極軌道三維模型，藉以讓計算出的誘發複合動作電位模擬值更精確。如第7圖所示，為根據一實施例調控輸入刺激電極電流之概略圖示。其中使用兩電極，如第2電極以及第3電極同時作為人工耳蝸與電極軌道三維模型中的刺激電極，由於聽神經是連續分布，因此本案藉由相鄰兩電極，第2電極以及第3電極，同時作為刺激電極。在一實施例中，提供聽神經輸入電流之方式如下： I_ stim1=I_ Total×α I_ stim2=I_ Total×(1-α) I_ stim1為輸入第2電極的刺激電流，I_ stim2為輸入第3電極的刺激電流，I_Total為總刺激電流。其中0 ≤ α ≤ 1。可藉由調整α ，改變第2電極以及第3電極的輸入電流，來掃描連續的聽神經。如第7圖所示，隨者α逐漸的下降，可由左至右連續性逐步刺激對應聽神經，更趨近於實際人耳的聽神經刺激方式。
接著於步驟105，對植入者進行實際檢測，以計算其中一電極植入者的最大舒適閾值(M level或 C Level)。 接著於步驟106，將此最大舒適閾值應用在所建立人工耳蝸與電極軌道三維模型中的對應電極，以計算在此最大舒適閾值下，人工耳蝸與電極軌道三維模型中被觸發的聽神經數目，以據此計算此電極在最大舒適閾值(M level或 C Level)下真正被刺激的聽神經數目。在一實施例中，真正被刺激的聽神經數目等於校準因數和人工耳蝸與電極軌道三維模型中被刺激的聽神經數目間之乘積。換言之，本案是藉由對植入者進行實際檢測獲得其中一電極的最大舒適閾值後，將此最大舒適閾值應用在本案創建的人工耳蝸與電極軌道三維模型的對應電極上，藉以獲得人工耳蝸與電極軌道三維模型在此最大舒適閾值下被觸發的聽神經數目。接著，再藉由校準因數計算出真正被刺激的聽神經數目。
真正被刺激的聽神經數目=(校準因數)X(人工耳蝸與電極軌道三維模型中被觸發的聽神經數目)
接著於步驟107，將此真正被刺激的聽神經數目應用至其他電極，以計算出其他電極對應之最大舒適閾值。在一實施例中，在最大舒適閾值下，此其中一電極真正被刺激的聽神經數目為3000條聽神經數，此3000條聽神經數會被應用至其他電極處，也就是，當其他電極觸發3000條聽神經數所需之電流為最大舒適閾值。
值得注意的是，本案上述流程是以計算最大舒適閾值(M level或 C Level)為例進行說明。然而，本案之流程亦可用於計算最小可聽閾值(Threshold Level, T level)。其中在計算最小可聽閾值時，亦是使用上述步驟所建立的植入者特定 (patient-specific)人工耳蝸與電極軌道三維模型。其中和計算最大舒適閾值間之主要不同點在於步驟105，對植入者進行實際檢測以計算其中一電極植入者的最小可聽閾值。接著於步驟106，將此最小可聽閾值應用在所建立人工耳蝸與電極軌道三維模型中的對應電極，以計算在此最小可聽閾值下人工耳蝸與電極軌道三維模型中被觸發的聽神經數目，再透過校準因子計算出真正被刺激的聽神經數目。其詳細方法和計算最大舒適閾值相同，在此不在贅述。
依此，由於本案無須對每一電極進行實際調頻(fitting)流程來獲得每一電極的最大舒適閾值(M level或 C Level)，因此，本案可大幅減低植入者的調頻流程。此外，本案步驟105雖揭示須對植入者進行一實際調頻流程來獲得植入者一最大舒適閾值下刺激之聽神經數目，但此步驟僅須對植入者其中之一電極或兩電極執行實際檢測，再透過校準因數應用到其他電極，而無須針對所有電極均進行實際檢測，因此對植入者而言，是一相當友善之調頻方法。且對實施檢測者而言，在相同的工作時數下，更可完成多個植入者之調頻流程，達到雙贏目的。
第8圖所示為根據另一實施例人工耳蝸調頻方法流程圖。此實施例係用以在植入者不具有X射線影像或電腦斷層攝影影像情況下，建立植入者的特定 (patient-specific)人工耳蝸電極軌道3維模型之方法。
首先於步驟801，使用一通用人工耳蝸之電極軌道，並設置在耳道（Scala tympani）之中心點處。並據此產生一人工耳蝸與電極軌道三維模型。
於步驟802，根據此人工耳蝸與電極軌道三維模型進行誘發複合動作電位的模擬，獲得此人工耳蝸與電極軌道三維模型下的誘發複合動作電位模擬值(ECAPsim)。值得注意的是，在另一較佳實施例中，可使用電場成像(electric field imaging, EFI)信號來改善人工耳蝸與電極軌道三維模型，藉以讓計算出的誘發複合動作電位模擬值更準確。在一較佳實施例中，可使用電流操縱技術(current steering technique)來調控刺激電極的輸入電流，改善人工耳蝸與電極軌道三維模型，藉以讓計算出的誘發複合動作電位模擬值更準確。
接著於步驟803，根據誘發複合動作電位模擬值(ECAPsim)和從植入者實際檢測計算出的誘發複合動作電位計算值(ECAPmea)，計算兩者間之方均根值(Fit error RMS)。
在一實施例中，根據下式進行方均根值(Fit error RMS)之計算， 其中，ECAPmea為誘發複合動作電位計算值，亦即對植入者進行實際的誘發複合動作電位量測。在一實施例中，可使用2到4個電流階對植入者進行誘發複合動作電位實際測量。在一實施例中，可實際對四個植入電極進行4個電流階測量。然本案不以量測4個電極為限。ECAPsim為誘發複合動作電位模擬值，根據人工耳蝸與電極軌道三維模型所計算出的誘發複合動作電位。N為進行誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流階，在一實施例中，若使用4個電流階，則N等於4。依此，可對校準因數(calibration factor)進行調整，以算出誘發複合動作電位計算值和誘發複合動作電位模擬值間之方均根值(Fit error RMS)。在一實施例中，若並無任何之校準因數可讓方均根值(Fit error RMS)低於一預設值，則進行步驟804，調整人工耳蝸與電極軌道的刺激電極位置，在一實施例中視將人工耳蝸與電極軌道的刺激電極從耳道之中心點處進行微調。在刺激電極重新調整後，再次執行步驟802重新計算誘發複合動作電位模擬值，並於步驟803對校準因數(calibration factor)進行調整，以算出刺激電極調整位置後誘發複合動作電位計算值和誘發複合動作電位模擬值間之方均根值(Fit error RMS)，若仍無任何之校準因數可讓方均根值(Fit error RMS)低於一預設值，再次執行步驟804調整電極軌道刺激電極的位置。在一實施例中，可設定一門檻值，例如5uV，當計算出方均根值(Fit error RMS)低於5uV時，即停止電極軌道刺激電極之調整。並將此位置作為人工耳蝸與電極軌道三維模型中刺激電極的位置。在一實施例中，對植入者進行的實際檢測，係實質對植入者耳蝸中刺激電極放出之電流慢慢由小增大，來計算出誘發複合動作電位計算值(ECAPmea)。
在一實施例中，步驟804電極軌道刺激電極之調整方式，如第9圖所示，為根據一實施例調整刺激電極之方式。其中包括6個位置，位置901、902、903、904、905、906，其中位置901為耳道中心位置。位置906為最靠近聽神經之位置。在一較佳實施例中，當刺激電極位在遠離聽神經之位置，例如位置901，此時計算出的誘發複合動作電位模擬值最小，反之，當刺激電極位在靠近聽神經之位置，例如位置906，此時計算出的誘發複合動作電位模擬值最大。依此，在進行刺激電極之調整時，可根據此原則移動刺激電極之位置，以改變誘發複合動作電位模擬值，最小化方均根值(Fit error RMS)。
當方均根值(Fit error RMS)低於一預設值後，即可使用調整後的人工耳蝸與電極軌道三維模型，接續執行第1圖所示的步驟103-107，以據此計算出所有電極的最大舒適閾值以及最小可聽閾值。
據此，在本實施例中，可不依賴植入者的X射線影像以及電腦斷層攝影影像，即可建立植入者的特定 (patient-specific)人工耳蝸與電極軌道三維模型來計算出植入者所有電極的最大舒適閾值以及最小可聽閾值。因此，在使用上更為便捷以及快速。
在另一實施例中，本案更提供一中人工耳蝸調頻裝置，其中人工耳蝸調頻裝置包括一處理器以及一儲存器，該處理器執行該儲存器中所儲存之指令來實施本案上述第1圖以及第8圖所示之方法。其中儲存器可包含以下儲存媒體其一或其任意組合：如隨機存取記憶體(Random Access Memory，RAM)、唯讀記憶體(Read-Only Memory，ROM)、可電除且可程式唯讀記憶體(Electrically Erasable Programmable Read-Only Memory：EEPROM)或快閃記憶體(flash memory)。處理器，例如可以是中央處理單元(Central Processing Unit，CPU)，或是其他可程式化之一般用途或特殊用途的微處理器(Microprocessor)、數位信號處理器(Digital Signal Processor，DSP)、可程式化控制器、特殊應用積體電路(Application Specific Integrated Circuit，ASIC) 、現場可程式化邏輯閘陣列（Field Programmable Gate Array，FPGA，用以依接收之搜尋指令以及排列指令處理運算工作。依此，本案更包括一內儲存程式的電腦可讀取儲存媒體，當電腦載入該程式並執行後，可完成以上所述之方法。
在再一實施例中，本案更提供一種非暫態電腦可讀取媒體，包含複數電腦可讀取指令，其中當該等電腦可讀取指令由一電腦系統之一處理器執行時，使該處理器執行一種人工耳蝸調頻方法，該人工耳蝸調頻方法包含下列步驟建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型；根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位(evoked compound action potential, ECAP)模擬值；根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值；根據該誘複合發動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數；量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值；根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目；根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
此外，本案上述之流程可使用人工智慧神經網路來實現，也就是說，透過訓練人工智慧神經網路，由人工智慧神經網路建立植入者個人的人工耳與蝸電極軌道三維模型，來計算出植入者所有電極的最大舒適閾值以及最小可聽閾值。
值得注意的是，本案上述之裝置與方法亦可應用在脊髓刺激(spinal cord stimulation)、人工視網膜 (retinal prosthesis)、迷走神經刺激(vagus  nerve stimulation)、經顱直流電刺激(transcranial direct current stimulation)、經顱磁刺激(transcranial magnetic stimulation)、枕神經刺激(occipital nerve stimulation)、肌肉電刺激(electrical muscular stimulation )、皮質電刺激(cortical electrical stimulation) 、胃輕癱胃電刺激(gastric electrical stimulation for gastroparesis) 、腸道電刺激(intestinal electrical stimulation) 、尿失禁電刺激(electrical stimulation for urinary incontinence) 、陰道內電刺激(intravaginal electrical stimulation) 與深部腦刺激(deep brain stimulation)上。
綜上所述，本案藉由一校準因數，將人工耳蝸與電極軌道三維模型根據實際量測的最大舒適閾值或最小可聽閾值下觸發的聽神經數目進行校準，以估計出植入者實際觸發的聽神經數目，以藉此聽神經數目建立每一植入電極對應的最大舒適閾值或最小可聽閾值對應之刺激電流單位。據此，本案無須對每一電極進行調頻(fitting)流程來搜尋最大舒適閾值或最小可聽閾值，因此可節省大量之調頻時間。
雖然本案以實施例揭露如上，然其並非用以限定本案，任何熟習此技藝者，在不脫離本案之精神和範圍內，當可作各種之更動與潤飾，因此本案之保護範圍當視後附之申請專利範圍所界定者為準。
100:人工耳蝸調頻方法 101-107:步驟 1011:步驟 401:人工耳蝸電極軌道 402:聽神經 403-406:電極 601:電極組織介面阻抗 602:刺激電極 603-608:電極 801-804:步驟 901-906:位置
此處的附圖被併入說明書中並構成本說明書的一部分，這些附圖示出了符合本發明的實施例，並與說明書一起用於說明本發明實施例的技術方案。 第1圖所示為根據一實施例人工耳蝸調頻方法的流程圖。 第2圖所示為根據一實施例一植入者耳蝸的X射線影像。 第3A圖所示為根據一實施例以有限元素法建立人工耳蝸電極軌道的三維模型的上視圖。 第3B圖所示為根據一實施例以有限元素法建立人工耳蝸電極軌道的三維模型的前視圖。 第3C圖所示為根據一實施例以有限元素法建立人工耳蝸電極軌道的三維模型的左視圖。 第3D圖所示為根據一實施例以有限元素法建立人工耳蝸電極軌道的三維模型的上視圖，包括一聽覺神經模型，其中以深色表示受電極15刺激的聽覺神經，淺色表示未被刺激的聽覺神經。 第4A圖所示為根據一實施例使用人工耳蝸與電極軌道三維模型量測誘發複合動作電位之概略圖示。 第4B圖所示為根據一實施例的陽極刺激電流。 第4C圖所示為根據一實施例之陰極刺激電流。 第4D圖所示為根據一實施例之背景電流。 第4E圖所示為根據一實施例陽極誘發複合動作電位以及陰極誘發複合動作電位隨時間之變化圖示。 第5圖所示為根據一實施例在刺激電極處輸入刺激電流後聽覺神經的響應狀況。 第6圖所示為根據一實施例使用電極組織介面阻抗調控刺激電極輸入電流之概略圖示。 第7圖所示為根據一實施例調控輸入刺激電極電流之概略圖示。 第8圖所示為根據另一實施例人工耳蝸調頻方法流程圖。第9圖所示為根據一實施例調整刺激電極位置之概略圖示。
100:人工耳蝸調頻方法
101-107:步驟
1011:步驟

Claims (25)

  1. 一種人工耳蝸調頻方法，至少包括： 建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型； 根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位模擬值； 根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值； 根據該誘發複合動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數； 量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值； 根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目； 根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及 應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
  2. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型，更包括： 根據該植入者耳蝸的該電極軌道的一X射線影像或一電腦斷層攝影影像，建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
  3. 如請求項2所述之人工耳蝸調頻方法，其中使用一有限元素法、一邊界元素法或其他數值方法建立該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
  4. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中使用一交替極性方法或一正向掩蔽減法計算該誘發複合動作電位模擬值。
  5. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中根據該誘發複合動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算該校準因數，是根據下式， 其中，ECAPmeas為該誘發複合動作電位計算值，ECAPsim為該誘發複合動作電位模擬值，calibration factor為該校準因數，N為進行該誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流，以及Fit error RMS為一方均根值。
  6. 如請求項5所述之人工耳蝸調頻方法，更包括設定一門檻值，其中該校準因數使得該方均根值小於該門檻值。
  7. 如請求項6所述之人工耳蝸調頻方法，其中該門檻值為5uV。
  8. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，更包括在該人工耳蝸與電極軌道三維模型的一刺激電極處整合一電極組織介面阻抗。
  9. 如請求項8所述之人工耳蝸調頻方法，更包括調整該電極組織介面阻抗的一電導率，以最小化一電場成像信號模擬值和一電場成像信號計算值間之差值，其中： Fit error =( EFImea − EFIsim )， 其中Fit error為該差值，EFImea 為根據該植入者耳蝸內的該電極軌道所計算出的該電場成像信號計算值，EFIsim為根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型所計算出的該電場成像信號模擬值。
  10. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，更包括輸入一刺激電流至該人工耳蝸與電極軌道三維模型中一刺激電極以計算該誘發複合動作電位模擬值。
  11. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，更包括分別輸入一第一刺激電流以及一第二刺激電流至該人工耳蝸與電極軌道三維模型中一第一刺激電極以及一第二刺激電極以計算該誘發複合動作電位模擬值。
  12. 如請求項11所述之人工耳蝸調頻方法，其中該第一刺激電極以及該第二刺激電極為該人工耳蝸與電極軌道三維模型中的兩相鄰電極。
  13. 如請求項12所述之人工耳蝸調頻方法，其中該第一刺激電流為I_ stim1=I_ Total×α，該第二刺激電流為I_ stim2=I_ Total×(1-α)，其中I_ Total為一總刺激電流，以及0 ≤ α ≤ 1。
  14. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中建立該植入者的該人工耳蝸與電極軌道三維模型，更包括： 在一耳道之中心點處設置一第一電極軌道： 根據該第一電極軌道，計算一第一誘發複合動作電位模擬值； 判斷該誘發複合動作電位計算值以及該第一誘發複合動作電位模擬值間之一第一差值是否小於一預設值； 若該第一差值大於該預設值，將該第一電極軌道的一刺激電極由該中心點處調整到一第一位置，來形成一第二電極軌道； 根據該第二電極軌道，計算一第二誘發複合動作電位模擬值； 判斷該誘發複合動作電位計算值以及該第二誘發複合動作電位模擬值間之一第二差值是否小於該預設值； 若該第二差值小於該預設值，根據該第二電極軌道形成該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
  15. 如請求項14所述之人工耳蝸調頻方法，其中該預設值為5uV。
  16. 如請求項14所述之人工耳蝸調頻方法，更包括若該第一差值小於該預設值，根據該第一電極軌道形成該人工耳蝸與電極軌道三維模型。
  17. 如請求項14所述之人工耳蝸調頻方法，更包括若該第二差值大於該預設值，將該第二電極軌道的一刺激電極由該第一位置處調整到一第二位置，來形成一第三電極軌道。
  18. 如請求項14所述之人工耳蝸調頻方法，其中判斷該第一差值或該第二差值是否小於該預設值，是根據下式， 其中，ECAPmeas為該誘發複合動作電位計算值，ECAPsim為該第一誘發複合動作電位模擬值或該第二誘發複合動作電位模擬值，calibration factor為該校準因數，N為進行該誘發複合動作電位測量時所使用之不同電流階，以及Fit error RMS為該差值。
  19. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中該人工耳蝸與電極軌道三維模型更包括一聽神經模型。
  20. 如請求項19所述之人工耳蝸調頻方法，更包括使用一空間擴展非線性節點模型(spatially extended nonlinear node model, SENN model)形成該聽神經模型。
  21. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中更包括使用一神經網路或一人工智慧系統執行該人工耳蝸調頻方法。
  22. 如請求項1所述之人工耳蝸調頻方法，其中根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到該第二聽神經數目，是根據下式， 第二聽神經數目=(校準因數)X(第一聽神經數目)。
  23. 一種人工耳蝸調頻裝置，至少包括： 一記憶體，儲存至少一指令；以及 一處理器，耦接於該記憶體，用以存取該至少一指令以： 建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型； 根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位模擬值； 根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值； 根據該誘發複合動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數； 量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值； 根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目； 根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及 應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
  24. 如請求項23所述之人工耳蝸調頻裝置，其中該處理器是一中央處理單元、一微處理器、一數位信號處理器、一可程式化控制器、一特殊應用積體電路或一現場可程式化邏輯閘陣列。
  25. 一種非暫態電腦可讀取媒體，包含複數電腦可讀取指令，其中當該等電腦可讀取指令由一電腦系統之一處理器執行時，使該處理器執行一種人工耳蝸調頻方法，該人工耳蝸調頻方法包含下列步驟： 建立一植入者的一人工耳蝸與電極軌道三維模型； 根據該人工耳蝸與電極軌道三維模型計算一誘發複合動作電位模擬值； 根據植入該植入者耳蝸內的一電極軌道計算一誘發複合動作電位計算值； 根據該誘發複合動作電位計算值和該誘發複合動作電位模擬值計算一校準因數； 量測該電極軌道其中一電極的一最大舒適閥值或一最小可聽閾值； 根據該最大舒適閥值或該最小可聽閾值，估算該人工耳蝸與電極軌道三維模型中對應該電極被刺激之一第一聽神經數目； 根據該校準因數校準該第一聽神經數目以得到一第二聽神經數目；以及 應用該第二聽神經數目計算每一電極的該最大舒適閾值或該最小可聽閾值。
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