发射超声波脉冲的听力假体的制作方法

文档序号:13426504
发射超声波脉冲的听力假体的制作方法

本发明涉及一种听力假体和一种用于利用这种听力假体来补偿听力损失或者听力障碍的方法。



背景技术:

在具有听力损伤的人口比例非常大的背景下并且由于这对受影响人群有很大的损害,在实践中对听力假体或者助听器存在特别大的兴趣。在听力完好的情况下,耳廓收集来自环境的声波,并将其通过耳道传导至鼓膜,该鼓膜被激发振动。所述振动通过中耳传递到内耳或耳蜗中的液体上。通过液体的运动,纤细的毛细胞在耳蜗内部偏转并且在此触发(生物电的)神经脉冲,所述神经脉冲通过听觉神经传递到大脑,使得在听觉系统中产生听觉感知。

传统助听器以电声方式工作并且因此具有声音放大装置。然而当耳蜗中不再能够产生生物电信号时,该原理于是不再起作用。

在这种情况下,必要时所谓的耳蜗植入物可以提供帮助。所述耳蜗植入物首先将声音转换为电脉冲,并且所述电脉冲通过直接植入到耳蜗中的电极来刺激内耳中的神经或听神经。以这种方式可以再次感知语音和噪音。这种耳蜗植入物的功能原理基于耳蜗的所谓“频率拓扑”。在耳蜗中,来自外部的机械振动转化为神经元脉冲,亦即根据频率进行解剖学分类。耳蜗内部的不同的在空间上分布的区域负责对不同频率的感知,高频在外端处理,低频在内端处理。在听觉系统的听觉通道中,这种根据频率的解剖学分类保持直至大脑的不同区域中。在耳蜗中,毛细胞的系统因此如此分类,使得每个可听到的声音频率具有其最大灵敏度的特定位置。由此,在所谓的基底膜上的每个位置配设有一个确定的频率。因此,在耳蜗中进行“频率位置映射”,其亦称为频率拓扑。耳蜗的这种工作方式被用于耳蜗植入物,因为通过植入物的在空间上分布在耳蜗中的电极,可以有目的性地产生代表确定声调频率的电脉冲。在此缺点是,这种听力假体必须作为植入物侵入性地集成到耳蜗中。这是耗费的并且对于患者来说是有负担的。校正无法轻易做到。此外,由于包围植入物的组织的可导电性,多个负责听到不同频率的神经不期望地通过电脉冲被激发。因此大大降低了应在耳蜗中产生的听觉选择性。

因此,备选地提出基于光刺激和光遗传激活原理的已改良的耳蜗植入物。在此,替代电极,将一个阵列的激光二极管植入到耳蜗中。借助激光射束,能够非常有目的性地刺激(在听觉神经上)所期望的位置。因此,相对于传统的耳蜗植入物显著提高了听觉的可选择性。然而,为了能够用光激活耳蜗的神经细胞,所述神经细胞必须首先被人为地光敏化。所有这些措施都非常耗费并且同样仅能侵入性地实现。

如果由于听觉系统的损伤程度而无法使用这种耳蜗植入物,则在必要时可以使用听觉脑干植入物(ABI)。该原理对应于耳蜗植入物的原理,其中利用电极不是刺激耳蜗内部的区域,而是更进一步地在耳蜗核上的听觉通道中。例如当耳蜗或者甚至听觉神经由于疾病受损或者甚至必须被去除时,则可以使用这种系统。然而,只有利用高度专业化的措施才能使用脑干植入物。因此,原则上对于经典耳蜗植入物不起作用的患者中存在安置到听觉通道的其他站点上的需求。为此也考虑:在脑干中的耳蜗核上或者在下丘上进行电刺激。这始终需要昂贵的侵入性的措施。



技术实现要素:

因此存在很大的需求:提供一种听力假体,所述听力假体在不同类型的听力损失或者听力损伤/障碍的情况下可以在无手术措施的情况下并且因此非侵入性地使用。因此,本发明的目的在于,提供一种这样的听力假体。

为实现该目的,本发明教导一种听力假体,该听力假体包括:

-至少一个声音转换器(例如麦克风),以用于将声音信号转换为电信号,和

-至少一个超声波装置,利用该超声波装置能产生多个聚焦(或可动态聚焦)的脉冲的超声波射束(具有一个或多个超声波频率),

其中所述超声波装置能固定在外耳中和/或在(人体的)耳朵外部,并且所述超声波射束根据由声音转换器产生的电信号(经颅)能(动态地)在刺激神经的情况下聚焦到内耳区域中或者大脑中的听觉通道区域中的不同的在空间上分布的点上。

因此,本发明提供一种非侵入性的超声波外置听力假体。在此,本发明从原则上已知的认识出发:当在耳蜗中或者在听觉通道的其他区域中对神经细胞进行在空间上有选择性的刺激时,即使在耳蜗中受损的情况下,听力损失也可以得到补偿。然而,在常规的耳蜗植入物的情况下,利用电脉冲或光脉冲进行直接刺激,而根据本发明利用聚焦的超声波射束刺激神经或神经细胞。在此,类似于常规耳蜗植入物的情况,利用耳蜗的频率拓扑。从而利用了特别的解剖学特性,其方式为借助多个聚焦的超声波射束有目的性地刺激在空间上分布的、代表不同声音频率的区域或者神经。在此完全绕过声音的自然路径。然而,与耳蜗植入物相反,按照本发明的听力假体可以在外耳中或者甚至在(人体的)耳朵外部放置并且固定。利用聚焦的超声波射束对负责不同频率范围的神经细胞进行经颅的刺激。

在此,本发明从这样的认识出发:可以通过(聚焦的)超声波刺激神经纤维和肌肉纤维。在过去的许多实验已经证明了这一点。在此,具有高能量(>1W/cm2)的超声波引起神经元活动和附加的热效应。在当前考虑的前景中仅存在借助脉冲的具有低强度的低频超声波射束产生的神经元刺激。因此,该作用仅限于没有热效应、尤其没有组织损伤的机械生物效应。生物的神经细胞还有尤其是听觉神经可以借助脉冲的超声波射束来刺激,这通过实验多次被证明(参见Leonid R.Gavrilov等人的:A STUDY OF RECEPTION WITH THE USE OF FOCUSED ULTRASOUND,BRAIN RESEARCH,135(1977)279-285和Vincent Colucci等人的:FOCUSED ULTRASOUND EFFECTS ON NERVE ACTION POTENTIAL IN VITRO,Ultrasound in Med.&Biol.,Vol.35,No.10,1737-1747,2009以及Yusuf Tufail:Transcranial Pulsed Ultrasound Stimulates Intact Brain Circuits,Neuron 66,681-694,2010)。

优选,利用脉冲长度为0.01ms至1ms、优选0.05ms至0.5ms的超声波脉冲来工作,其中,超声波频率优选小于1000kHz、优选小于700kHz、例如为100至900kHz,尤其优选为250至700kHz。在此所有射束可以具有相同的频率。各个超声波脉冲在此可以分别具有从0.01至0.1W/cm2、亦即10mW/cm2至100mW/cm2的脉冲功率。在所述频率范围中,能够实现一方面在经颅传输和另一方面超声波射束到神经细胞中的吸收之间最优的关系。超声波刺激/刺激超声波脉冲在此必须能够在时间方面根据声音的需求对应于动作电位的时间过程和听觉神经的潜伏时间成功地重复进行刺激。因此所述脉冲长度是适宜的,因为更长的刺激可能导致听神经的阻塞。然而,根据本发明,这种刺激脉冲在需要时也可以用于通过阻塞听觉神经来补偿耳鸣。

因此,按照本发明,提供一种医疗装置,该医疗装置借助聚焦的、脉冲的超声波非侵入性地补偿从听觉迟钝直到完全耳聋的听力损失,并且备选地也可以“补偿”耳鸣症。在此也是重要的是:原则上借助耳蜗植入物可以被补偿听力损失的患者经常是没有任何听觉经验的。整个事实使得从心理声学的角度在准备阶段的对于耳蜗植入物的每个测试变得困难。与之相对,利用按照本发明的非侵入性的超声波外置听力假体能实现:通过用具有完好听力的人进行测试、例如在隔绝声音的空间中来模拟并且在听力假体的语音处理器中正确地映射尤其是这种心理声学效应。可以如同通过完好的耳朵一样来实现多通道的声音分析并且同时在听觉通道中产生多通道的声音。因此,按照本发明的外置听力假体不仅可以在不进行手术的情况下应用,而且它还可以最优地并且个别地适配于听力损失的程度。频率选择性对应于健康的听觉系统并且尤其是能实现空间的听觉。尤其有利的是以下事实:这样的外置听力假体是可更换的,并且与人的年龄无关并且因此可以在不同世代的人中使用。

按照本发明,特别重要的是产生多个(动态)聚焦的超声波射束,以便实现在空间上选择性地刺激所期望的区域、例如在耳蜗中或者在听觉神经上所期望的区域。为此目的,超声波装置除了超声波驱动器之外还可以具有至少一个超声波阵列,借助该超声波阵列可以产生多个可动态聚焦的超声波射束,这些超声波射束优选都具有相同的超声波频率。在医疗诊断中,借助超声波阵列进行超声波射束或者超声波的动态聚焦是常见的。超声波阵列的元件划分为多个组,从而利用该超声波装置产生优选大于10个、尤其优选大于20个可动态聚焦的并且可转向的超声波射束。所述组的数量在考虑实际的频率选择性的情况下划分,从而设有例如20至30个组。阵列元件组的该数量于是例如等于耳蜗中的频率组的数量。一个组的各阵列元件在空间上分布地设置在阵列中。来自单个元件的“单射束”的能量尤其是在考虑到组织中的吸收的情况下是相对小的。脉冲能量在组的射束在耳蜗内(或者在听觉神经上)的确定位置上的小的、精细可调的焦点中时才达到所期望的水平,以便执行所需的刺激。因此,阵列元件的每个组对神经纤维的一个确定部位的刺激负责。

在此,动态的聚焦并且因此对聚焦位置的持续匹配是有利的。虽然超声波阵列构造为刚性的,从而每个元件并且每个组也占据一个(相对于彼此)固定的位置。然而在实践中无法实现超声波装置或者阵列在皮肤上或者在外耳中的绝对固定。因为超声波装置或者阵列的位置可能因此发生变化,所以需要适合的校正。为此,本发明在尤其优选的扩展方案中提出:利用超声波源产生一个或多个基准射束,所述基准射束独立于利用声音转换器产生的信号聚焦到一个或多个基准点(例如在耳蜗中或在耳蜗上的基准点)上。因此,超声波装置、例如超声波阵列的位置在运行期间连续地通过一个或多个基准射束来检验,其方式为例如扫描耳蜗的尖端。在“调试”的过程中,首先通过对整个耳蜗(三维)超声波扫描来确定关于耳蜗的位置、大小和定向的信息。然后基于此确定对于利用各超声波射束在空间上选择性刺激的“目标点”。只要借助基准射束由控制程序确定改变的距离和入射角度,则各个组的聚焦深度和入射角度相对于基准射束实时地被校正。

此外,助听器除了声音转换器(麦克风)和超声波阵列/超声波驱动器之外还具有例如模数转换器、语音处理器和/或编码器。此外设有能量供应单元。

在助听器中存储有控制程序,该控制程序计算和控制超声波射束(例如角度、焦点等等)并且还执行所计算的校正。

本发明的主题还有一种用于利用这种听力假体来补偿听力损失或者听力障碍的方法,或者说一种用于运行或用于使用/应用这种听力假体的方法,其中,所述听力假体固定在外耳中和/或在耳朵外部,其中所述超声波射束根据由声音转换器产生的电信号(经颅)聚焦到内耳区域中或者在大脑中的听觉通道区域中的不同的在空间上分布的点上,并且由此刺激(神经的)在耳蜗中或者在听觉通道区域中的不同的在空间上分布的部位,这些部位代表不同的声音频率。

在此可以如已经描述的那样例如对耳蜗内的神经进行刺激。然而其他刺激位置也是可能的,例如直接在听觉神经上的刺激或者还有对耳蜗核以及下丘的刺激。相应的位置例如可以借助MRT确定。在这些刺激位置的情况下也可以借助基准射束进行校正。基准射束又可以固定到耳蜗尖端上或者可以选择在头颅中的其他固定点。

如已经描述的,使用超声波阵列以用于产生多个可动态聚焦的超声波射束,所述超声波阵列的阵列元件划分和组合为多个组,这些组分别代表一个声音频率范围,其中通过叠加各个元件的以不同角度进入的射束在一个点上进行刺激。在此,至少一个基准射束可以独立于利用声音转换器产生的信号聚焦到至少一个基准点上,并且在此其余超声波射束聚焦的位置可以根据基准射束实时地动态地被校正。

按照本发明,超声波射束的聚焦是特别重要的。这例如以所述方式借助超声波阵列实现。此方法能够进一步优化,其方式为:对于神经细胞的确定区域的刺激,不是仅仅使用一个聚焦的超声波,而是使用至少两个彼此间隔开距离产生的超声波射束,所述超声波射束聚焦到一个共同的点上。各个焦点体积在横向是狭窄的,但在轴向可能是相对长的。通过使用例如超声波阵列能实现:通过叠加多个(至少两个)超声波场达到具有减小尺寸的焦点体积。通过该叠加实现了焦点体积的减小,在该焦点体积中达到对于刺激所需的超声波水平。这种设置是非常有利的,因为以这种方式,在超声波周围的组织中不引起负担并且也不引起附加的反应。从而避免了例如由于对附近神经纤维不期望的刺激或者抑制引起的噪声。

使用超声波射束与助听器或者听力假体结合是已经已知的。在此,超声波频率用作对于音频信号的载波频率,从而例如由超声波引发的信号通过皮肤振动传递到听觉系统或者大脑的区域上并且可以在那里解码(参见例如US6631197B1、US2004/0196998A1、WO00/21440A1和WO2005/072168A2以及US2014/0355800A1)。与之相对,按照本发明,利用聚焦的射束在前景中进行直接在空间上选择性的刺激,其中所使用的超声波射束优选具有相同的频率。

附图说明

接下来根据仅示出实施例的附图详细阐述本发明。图中示出:

图1示意性地高度简化地示出按照本发明的听力假体,

图2示出定位在外耳中的根据图1的听力假体,

图3示出一方面根据图2的主题和另一方面定位在耳朵外部的实施方式,

图4以另一图示示出根据图1的主题,

图5示意性地简化地示出按照本发明的听力假体的另外的应用领域,

图6示出耳蜗的频率拓扑的图示,和

图7示出在例如根据图1的实施方式中的多个超声波射束的叠加。

具体实施方式

在附图中示出了按照本发明的用于补偿听力损失或者听力障碍的外置听力假体。所述听力假体具有至少一个声音转换器1(例如用于将声音信号转换为电信号的麦克风)。此外,听力假体具有至少一个超声波装置2,借助该超声波装置产生多个聚焦的、脉冲的超声波射束3。所述超声波装置固定在外耳A中或者在耳朵外部。超声波射束3根据由声音转换器1产生的电信号经颅在刺激神经的情况下动态聚焦到内耳I区域中或者在大脑G中的听觉通道区域中的不同的在空间上分布的点P(在鼓膜T后面和在中耳M后面)上。

在此,按照本发明的听力假体基于在图6中示出的“展平的基底膜”的空间布置和对应的频率之间的关系。在健康的耳朵中,从外部接收的声波通过鼓膜传递到内耳I上并且因此传递到耳蜗H(Cochlea)中。设置于耳蜗H中的液体于是使基底膜BM偏转,该基底膜将耳蜗H分成两个腔室。所产生的行波在基底膜上的传播方向a和椭圆形的窗口OF被示出。基底膜的运动导致毛细胞的运动,其中毛细胞的系统根据解剖学如此分类,使得每个可听到的声音频率具有其最大灵敏度的特定位置。这在图6中示出。该频率位置映射也称为耳蜗H的频率拓扑。常规的耳蜗植入物也利用该原理,其方式为:在那里通过电极对在空间上分布的区域进行电刺激。

按照本发明,现在借助聚焦的超声波射束3对不同的区域进行刺激。按照图1,利用麦克风1将声波转换为电脉冲并且通过模数转换器4传输给处理所述信号的语音处理器5。超声波射束的频率分辨的和时间分辩的幅值利用编码器6多通道地编码,从而为超声波装置2的超声波驱动器7产生多通道的控制信号。借助所述控制信号,超声波装置2产生多个超声波射束3,这些超声波射束因此根据由声音转换器1产生的电信号聚焦到内耳I区域中或者在大脑G中的听觉通道区域中的不同的在空间上分布的点P上,从而神经的在耳蜗中或者在听觉通道区域中的不同的在空间上分布的部位被刺激,这些部位代表不同的声音频率(按照图6)。

图1至4在此示出这样的实施方式,其中,借助超声波射束3刺激在耳蜗H中的神经细胞。每个单独的超声波射束3通过对应的控制信号以确定的入射角度聚焦到确定的深度上。

为此,超声波装置2在此实施例中具有超声波阵列8,借助该超声波阵列产生多个可动态聚焦的超声波射束3。该阵列具有多个阵列元件,这些阵列元件相应地组合成组,其中每个组代表一个确定的声音频率范围。从而适宜的可以是:在考虑真实的频率选择性的情况下为产生25个聚焦的超声波射束(例如具有相同的超声波频率)而设置25组阵列元件。阵列元件的组的数量因此等于在耳蜗中的频率组的数量。因此,每个组对神经纤维的一个确定的部位负责。控制信号通过激发阵列的确定的元件或者组来产生超声波射束3。对于阵列的每个单独元件或者对于阵列的组,入射的持续时间以及产生的刺激/阻塞的重复通过从语音处理器5中编码的控制信号在超声波驱动器7中生成。根据超声波射束3的入射能量和真实听觉感知的心理声学要求来实时地产生相应激活的元件/组的组合。

在此,例如在图2中示出,各个超声波射束3入射到耳蜗H的不同区域中。此外有利的是:利用超声波源2产生一个或多个基准射束3',所述基准射束独立于在声音转换器1中产生的信号聚焦到一个或多个基准点R上。这在图1中示出。在那里可见两个基准射束3',所述基准射束例如聚焦到耳蜗H的作为固定点的尖端上。如果助听器或者超声波装置2的位置在使用期间发生变化,则这借助基准射束3'被探测并且可以实现实时地校正其余的超声波射束3。因此,超声波装置2的位置在使用期间连续地通过一个或两个基准射束3'检验,其方式为扫描耳蜗H的尖端。其余超声波射束3的聚焦深度和入射角度于是相对于基准射束3'实时地被校正。

此外在图1中示出,两个(或更多个)彼此间隔开距离地产生的超声波射束3可以聚焦到一个点P上,从而于是通过射束的叠加而产生减小的焦点体积。这放大地在图7中由3个叠加的、聚焦的射束3示出。这种考虑反映出这样的事实,即,各个焦点体积可能在横向是狭窄的但在轴向是很长的。通过叠加多个超声波场3,可以实现具有减小的焦点体积的焦点11(参见图7)。这种处理方式也具有如下优点:由超声波射束引起的在组织中的负担是小的,因为所需的刺激能量在耳蜗中的焦点中才被达到。

图2在此示出一种第一实施方式,其中外置听力假体定位在外耳A中。这种定位例如在患者完全耳聋的情况下是适宜的。

与之相对地,图3一方面在位置I中示出根据图2的这种实施方式并且另一方面为了比较在位置II中示出带有固定在耳朵外部的外置听力假体的实施方式。这种定位II例如可以在听力困难或者在耳鸣的情况下是适宜的。然而始终实现了非侵入性的定位。

在图4中示出了根据图2的实施方式,但附加地具有电子控制单元9和能量供应单元10,该能量供应单元在所示出的实施例中可选地由太阳能电池构成。所述电子控制单元9具有麦克风1、模数转换器4、语音处理器5、编码器6和超声波驱动器7。同样示出了超声波阵列8。但本发明还包括设有其他能量供应装置、例如干电池、蓄电池或者类似物的实施方式。

在此,图1至4示出这样的实施方式,其中利用超声波射束对在耳蜗H中的神经细胞进行刺激。

在图5中示出了刺激的备选可行性方案。首先又可见耳蜗H的区域。然而备选地,还可以借助超声波射束对听觉神经N进行刺激,而且例如当耳蜗H由于疾病如此受损,使得耳蜗H中的刺激不再可能时。如果听觉神经N也受损或者由于疾病必须被去除,则在一种扩展方案中存在这样的可能性:刺激在大脑G中的听觉通道的其他区域,例如耳蜗核NC或者下丘CI。在此,本发明利用了如下事实:耳蜗H的频率拓扑(频率位置映射)带状地延伸直至大脑中。因此,在那里存在这样的区域,在所述区域处每个位置配设有一个确定的频率,从而例如当对听觉神经的刺激不再可能时,在大脑的所述区域中也能够实现对神经细胞的空间选择性的刺激。然而,这种实施方案也是非侵入性的。

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