Бесплатный автореферат и диссертация по биологии на тему

Разработка кохлеарного протеза и его экспериментально-клиническая апробация

ВАК РФ 03.00.13, Физиология

Автореферат диссертации по теме "Разработка кохлеарного протеза и его экспериментально-клиническая апробация"

На правах рукописи

ТИХОМИРОВ Андрей Михайлович ; О ().!

РАЗРАБОТКА КОХЛЕАРНОГО ПРОТЕЗА И ЕГО ЭКСПЕРИМЕНТАЛЬНО-КЛИНИЧЕСКАЯ АПРОБАЦИЯ

03.00.13. - физиология человека и животных

АВТОРЕФЕРАТ диссертации на соискание ученой степени кандидата биологических наук

МОСКВА - 2000

Работа выполнена в Российском государственном медицинском университете. Научные руководители: доктор медицинских наук И.Н.Дьяконова, член-корреспондент РАМН

доктор медицинских наук, профессор М.Р.Богомильский.

Официальные оппоненты:

доктор медицинских наук, профессор В.И.Савчук,

доктор биологических наук Н.Г.Бибиков.

Ведущая организация:

Российский научный центр аудиологии и слухопротезирования МЗ РФ.

Защита диссертации состоится ""_2000 года в 14 часов на заседании

диссертационного совета Д 084.14.06 при Российском государственном медицинском университете по адресу 117869, Москва, ул. Островитянова д. 1. С диссертацией можно ознакомиться в библиотеке РГМУ.

Автореферат разослан " "_2000 г.

Ученый секретарь диссертационного Совета

кандидат мед. наук, доцент Т.Е.Кузнецова

рыъ-т /0

ОБЩАЯ ХАРАКТЕРИСТИКА РАБОТЫ Актуальность проблемы

Глухота является одним из наиболее тяжелых недугов. Потеря слуха в результате нарушения звукопроводящего аппарата может быть успешно компенсирована хирургическими методами (тимпанопластика) и с помощью слуховых аппаратов -усилителей. Аппаратное слухопротезирование дает неплохие результаты и при нейросенсорной тугоухости 1-ой и 2-ой степени. Однако при полной потере слуха в результате поражения внутреннего уха слуховые аппараты практически бесполезны. Эффективная помощь полностью оглохшим людям, как взрослым так и особенно детям, связана с возможностями нового вида реабилитации - кохлеарной имплантации.

Кохлеарный протез должен заменить поврежденный периферический отдел слухового анализатора (улитку) и взять на себя его функции, а именно: восприятие звуковых колебаний, их усиление, изменение величины усиления в соответствии с изменением интенсивности звукового сигнала, осуществление спектрального анализа входного сигнала и возбуждение отдельных групп волокон слухового нерва в соответствии с их частотным представительством и величиной сигнала.

Основоположником практического использования метода кохлеарного протезирования считается американский ученый W.F.House, который в начале 60-х годов провел первую операцию кохлеарной имплантации у человека. На начальном этапе операции проводились на добровольцах и носили исследовательский характер. Первая операция с применением многоканальной электродной системы была проведена F.B.Simmons в 1966 году.

Первые попытки прямого раздражения окончаний слухового нерва в улитке у человека оказались успешными. В результате с конца 60-х и начала 70-х годов сразу

несколько лабораторий и научных центров заинтересовались проблемами кохлеарного протезирования. В этот период помимо House W.F. и Simmons F.B. интенсивно работали Michelson R.P. и Merzenich М М. в Калифорнии, Clark G.M. - в Австралии, Hochmair E.S. и Burian К.- в Австрии, Chouard С.Н. - во Франции.

В нашей стране проблема кохлеарного протезирования начала разрабатываться с 1980 года профессором М.Р.Богомильским в ПНИЛ моделирования искусственного уха 2-го Московского медицинского института совместно с кафедрой медицинской и биологической физики профессора А.Н. Ремизова.

После многочисленных экспериментальных исследований в 1982 году было прооперировано несколько взрослых пациентов, которым имплантировали отечественный одноканальный кохлеарный протез с гальванической связью. В 1990 году начата разработка многоканального кохлеарного протеза совместно с рядом предприятий военно-промышленного комплекса, сотрудниками Радиотехнического института АН, НИИ разработок и технологий микроэлектроники.

С 1992 года в России используют зарубежные кохлеарные протезы. Операции проводят в двух специализированных научных учреждениях - в Москве в Российском научном центре аудиологии и слухопротезирвания МЗ РФ (проф. Г.А.Таварткиладзе) и в Санкт-Петербургском НИИ уха, горла, носа и речи МЗ РФ (чл.- корр. РАМН, заслуженный деятель науки, профессор А.А.Ланцов). Несколько операций проведены в клинике ММА им. И.М.Сеченова (чл.-корр. РАМН, проф. Ю.Н.Овчинников).

К настоящему времени в мире проведено около 30 тысяч операций по кохлеарному протезированию.Клинический опыт и опыт работы с больными в послеоперационном периоде свидетельствуют о том что существует еще широкий круг вопросов,

требующих разносторонних экспериментальных исследований и совместных усилий специалистов разных направлений.

Представленная диссертация выполнена в Проблемной научно-исследовательской лаборатории патологии ЛОР-органов (зав. д.м.н. И.Н.Дьяконова) на базе МЯК РГМУ (зав. д.м.н. проф. А.П.Эттингер) и на кафедре оториноларингологии педиатрического факультета Российского государственного медицинского университета (зав. чл.-корр. РАМН проф. М.Р.Богомильский).

Цель и задачи исследования

Исследование включало решение следующих задач:

1. разработка способа кодирования акустической информации для целей кохлеарного протезирования;

2. нахождение оптимальных параметров электрической стимуляции волокон слухового нерва в улитке;

3. исследование частотной зависимости величины межэлектродного импеданса в системе электроды-ткани улитки;

4. экспериментальное определение влияния физических и геометрических характеристик электродов и среды на величину межэлектродного импеданса;

5. исследование возможности использования замедляющих электродинамических структур для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза;

6. клиническая апробация кохлеарного протеза , уточнение основных параметров функционирования кохлеарного протеза по результатам клинических испытаний.

Основные результаты и научная новизна исследований

Разработан оригинальный способ кодирования акустической информации для целей кохлеарной имплантации.

Экспериментально и клинически доказана возможность электрической стимуляции слухового нерва пачками подпороговых импульсов микросекундной длительности и показана возможность эффективной передачи интенсивности раздражения с помощью изменения числа подпороговых импульсов в пачке.

Показана возможность оценки качества проведенной имплантации электродов в улитку и определения порогового напряжения последующей электрической стимуляции по результатам измерения межэлектродного импеданса.

Апробирована возможность бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза с помощью замедляющих электродинамических структур.

Экспериментально определены необходимые размеры замедляющих электродинамических структур для оптимальной передачи сигнала от преобразователя к импланту через кожу пациента.

Научно-практическая значимость работы

Разработан кохлеарный протез с использованием принципов кодирования акустической информации пачками подпороговых электрических импульсов.

В клинических исследованиях доказана работоспособность кохлеарного протеза и возможность передачи с его помощью акустической информации глухому пациенту.

Предложенный способ стимуляции слухового нерва пачками подпороговых микросекундных импульсов может быть использован не только для кохлеарного

протезирования, но и для экспериментального изучения процессов возбуждения нервной ткани электрическим током.

Ограниченная величина электрического воздействия на ткани при стимуляции пачками подпороговых импульсов по сравнению с одиночным прямоугольным импульсом позволяет рассматривать предложенный способ стимуляции как эффективный и достаточно безопасный.

Установленная взаимосвязь величины межэлектродного импеданса и порогов электрической стимуляции слухового нерва может быть использована при проведении операции кохлеарной имплантации для контроля состояния электродной системы и предсказания ожидаемых значений параметров последующей электрической стимуляции.

Полученные данные о возможности бесконтактной передачи сигнала с использованием замедляющих электродинамических структур указывают на целесообразность применения данных структур в качестве устройства связи внешнего преобразователя и имплантируемой части кохлеарного протеза.

Клинические испытания разработанного кохлеарного протеза показали правильность и перспективность предложенного способа кодирования звуковой информации параметрами электрической стимуляции. Данные, полученные в работе, положены в основу практических рекомендаций для разработки первого отечественного многоканального кохлеарного протеза.

Внедрение работы

Разработанный кохлеарный протез был апробирован при операциях кохлеарной имплантации в клинике у 4-х больных. Операции и послеоперационная реабилитация больных проводились на базе ЛОР-отделения МСЧ-32. Данные, полученные в работе,

Включены в материалы лекций студентам в курсе медицинской и биологической физики и на кафедре оториноларингологии педиатрического факультета РГМУ.

По материалам диссертации опубликовано 28 научных работ, получено два авторских свидетельства на изобретения.

Апробация работы

Основные положения диссертации докладывались и обсуждались на VIII съезде оториноларингологов СССР (Суздаль, 1982), конференции "Проблемы нейрокибернетики" (Ростов на Дону, 1983), Всесоюзном съезде физиологов (Кишинев, 1987), IX Всесоюзном съезде оториноларингологов (Кишинев, 1988), VI Съезде оториноларингологов РСФСР (Оренбург, 1990), Региональной научно-практической конференции отоларингологов и расширенного пленума РНОЛО (Москва,1990), 1-ом и 2-ом международных симпозиумах "Современные проблемы физиологии и патологии слуха" (Москва, 1993, 1995, 1998), XV Российском съезде оториноларингологов, Санкт-Петербург, 1995, 3-ем международном симпозиуме "Современные проблемы физиологии и патологии слуха" (Москва, 1998).

Положения, выносимые на защиту

1. Способ стимуляции слухового нерва при кохлеарной имплантации.

2. Результаты измерений межэлектродного импеданса для оценки качества проведенной имплантации и состояния системы электродов.

3. Возможность использования замедляющих электродинамических структур для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза.

Объем и структура диссертации

Диссертация изложена на 144 страницах машинописного текста, включает 8 таблиц, 21 график и рисунок, список цитируемой литературы из 129 наименований.

Диссертация состоит из введения, обзора литературы, описания методов исследования, четырех глав, отражающих результаты собственных исследований, заключения, выводов и указателя цитируемых литературных источников.

Материалы и методы исследования

В работе представлены результаты острых экспериментов на 63 кошках и трех морских свинках.

В работе применялись следующие методы:

1. Электрофизиологические методы - регистрации вызванных потенциалов на приборе "ВютесИса" с цепью оценки состояния слуховой системы.

2. Хирургические методы: а) операция кохлеарной имплантации, б) трепанация

черепа с целью установки коркового электрода.

3. Методы раздражения слухового анализатора: а) подача широкополосного звукового щелчка, б) электрическая стимуляция улитки с помощью имплантированных электродов.

4. Фармакологические методы моделирования острой нейросенсорной глухоты (тугоухости).

5. Электрические методы: а) измерение межэлектродного импеданса на животных и в модельных опытах с растворами электролитов,

б) измерение амплитуды и параметров сигнала при бесконтактной передаче с использование замедляющих электродинамических структур.

6. Математические методы: а) статистическая обработка результатов измерений, б) корреляционный анализ, в) расчет составляющих импеданса по результатам косвенных измерений.

РЕЗУЛЬТАТЫ И ИХ ОБСУЖДЕНИЕ

1. ПРИНЦИПЫ ПРЕОБРАЗОВАНИЯ АКУСТИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ В ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ, ДЛЯ ЦЕЛЕЙ КОХЛЕАРНОЙ ИМПЛАНТАЦИИ.

Основными показаниями к кохлеарному протезированию является глубокое поражение звуковоспринимающего аппарата внутреннего уха. Кохлеарный протез как электронное устройство должен взять на себя основные функции периферического отдела слухового анализатора от восприятия звуковых колебаний воздуха до избирательной стимуляции различных окончаний слухового нерва в соответствии с их частотным представительством и величиной сигнала.

Все, что связано с восприятием звуковых сигналов, усилением соответствующих электрических сигналов, разделением на необходимые частотные полосы, решается технически сходным образом во всех существующих моделях кохлеарных протезов. Различия проявляются в законах преобразования звукового сигнала в параметры электрических сигналов, поступающих на стимулирующие электроды, в вопросах определения числа отдельных частотных каналов, выборе границ полос пропускания. Все это и составляет основу понятия кодирование звуковой информации.

При создании кохлеарного протеза мы решили в качестве основной стратегии использовать частотно-импульсную модуляцию для передачи информации об интенсивности сигнала. Отличительной чертой предлагаемого способа стимуляции явилось применение в качестве стимула пачки (серии) микросекундных импульсов, каждый из которых является подпороговым. Изменение только числа импульсов в пачке без изменения амплитуды способно менять величину общего электровоздействия и, следовательно, кодировать интенсивность сигнала. Частота следования пачек импульсов определяется частотой акустического сигнала.

1.1. Исследование влияния амплитуды и формы стимулирующих импульсов на параметры вызванных потенциалов коры больших полушарий.

В настоящем разделе работы было поставлено несколько задач: 1) сравнить эффективность кодирования интенсивности сигнала амплитудой импульсов (амплитудная модуляция) и частотой следования импульсов в пачке (частотная модуляция); 2) определить влияние скорости нарастания и спада импульсов на эффективность стимуляции.

Решение поставленных задач, связанных с определением влияния на характеристики вызванных потенциалов параметров электрической стимуляции, осуществлялось на специально разработанном нами лабораторном варианте преобразователя, который, сохраняя все особенности формирования импульсного сигнала, обеспечивал строгое соблюдение длительности электрических посылок, частоты следования, длительности и амплитуды стимулирующих импульсов.

При стимуляции пачкой подпороговых импульсов в слуховой зоне коры фиксировался первичный ответ, повторяющий по форме и параметрам ответ на звуковое раздражение широкополосным звуковым щелчком определенной интенсивности. Уменьшение амплитуды стимулирующих импульсов приводило к исчезновению первичного ответа. Восстановления ПО прежней амплитуды и конфигурации можно было добиться увеличением частоты следования импульсов в пачке. Этим было показано, что кодирование интенсивности сигнала с помощью изменения частоты следования подпороговых импульсов в пачке может заменить кодирование изменением амплитуды.

Большая скорость нарастания и спада электрических импульсов является важным фактором, влияющим на эффективность стимуляции. Исходно стимулирующие

электрические импульсы формировались таким образом, что длительность фронта и среза составляла около 0,1 мкс. Увеличение длительности фронта и спада отдельного импульса до 0,4 - 0,5 мкс без уменьшения амплитуды импульсов в пачке приводило к искажению формы первичного ответа и уменьшению его амплитуды в 2 - 3 раза.

Следовательно, электрическая стимуляция пачками микросекундных импульсов может осуществляться только в том случае, когда в качестве выходного устройства преобразователя применяются электронные схемы со скоростью нарастания сигнала не менее 20 В/мкс при работе на комплексную биологическую нагрузку.

1.2.Исследование возможностей кодирования интенсивности акустического сигнала частотой следования подпороговых импульсов.

В серии опытов на 18 животных исследовалось влияние на величину вызванного первичного ответа: 1) частоты следования импульсов в пачке, 2) длительности пачки, 3) длительности отдельного импульса, 4) амплитуды отдельных импульсов.

Влияние частоты следования импульсов изучалось в пачках фиксированной длительности 0,5, 0,4, 0,3, 0,2 мс. Амплитуда раздражения в этих опытах оставалась постоянной.

При наращивании частоты следования импульсов в пачке мы находили наименьшую частоту при которой впервые регистрировался ПО в коре. Дальнейшее увеличение частоты следования импульсов вызывало плавный рост амплитуды и изменение формы ПО, сходные с поведением его при увеличении интенсивности звукового раздражения у интактного животного. Вблизи верхней границы изменения частоты следования импульсов 1та1! рост амплитуды ПО замедлялся, дальнейшее увеличение частоты не приводило к заметному изменению величины первичного ответа. Оптимальное значение амплитуды стимулирующих импульсов соответствовало

случаю, когда при длительности пачки 0,5 мс участок плато наблюдался непосредственно у самой границы возможного изменения частоты.

Сокращение длительности пачки при неизменных амплитуде и длительности отдельного импульса приводит к сдвигу порога появления ответа в сторону больших значений Диапазон возможных изменений частоты следования импульсов

сокращается.

При более высокой амплитуде стимуляции пороговая величина ответа регистрируется при меньшем значении соответственно участок плато появляется раньше. Для меньшей амплитуды стимуляции порог появления ответа возрастает, при этом на верхней границе диапазона частоты ВП не достигает максимального значения.

1.3. Определение связи временных параметров стимула и динамического диапазона передачи интенсивности.

Важным показателем эффективности кодирования интенсивности звукового сигнала является величина динамического диапазона изменения параметров электрического раздражения, в котором ответная реакция слуховой системы однозначно соответствует степени воздействия - частоте следования импульсов в пачке.

Поскольку предметом изучения являлось влияние временных характеристик сигнала, амплитуда стимуляции выбиралась постоянной. Для возможностей сравнения и статистической обработки результатов опытов на различных животных амплитуда импульсов устанавливалась кратной пороговому значению ипс)р для каждого животного.

Рост амплитуды суммарного вызванного потенциала связан с увеличением количества возбуждаемых нервных волокон, что определяется увеличением

суммарного электрического заряда, протекающего через электроды, при наращивании числа импульсов пачке.

Динамический диапазон стимуляции определялся соотношением

D = 10 * lg (CWQ„™ ), где Q,riax (Qmin) - наибольшая (наименьшая) величина электрического заряда, протекающего через ткани за одну посылку.

Так как заряд, протекающий за один импульс, пропорционален амплитуде импульса U и его длительности, то можно считать, что суммарный заряд Q за посылку при " фиксированном значении U фактически является функцией только значений суммарного времени воздействия за посылку tmax и tmin D= 10* lg (WUn); при U-const.

Опыты были проведены на 19 кошках с экспериментально вызванной глухотой. В обработку взято 10 животных. В каждом опыте величину динамического диапазона рассчитывали для каждой серии отдельно. Средние величины динамического диапазона рассчитывались по результатам различных опытов для одинаковых значений длительности отдельного импульса и длительности пачки.

Наибольший динамический диапазон имел место при длительности пачки 0,5 мс и длительности импульса 6 мкс. Для амплитуды стимуляции равной трем пороговым значениям он составил 6,5 ± 0,8; для двух порогов - 4,4 ± 0,7. Аналогичное различие имело место для других значений длительности пачки и отдельного импульса. Динамический диапазон при амплитуде стимуляции равной трем пороговым значениям был значимо больше диапазона при двух пороговых значениях на уровне значимости р < 0,1. В то же время значимых различий динамического диапазона при стимуляции импульсами 6 мкс и 5 мкс не было.

Так как при длительности серии 0,1 мс и длительности отдельного импульса 3 мкс происходило уже значительное сокращение динамического диапазона, для выбора оптимальных параметров стимуляции анализировались только данные, соответствующие трехпороговому напряжению стимуляции с длительностью посылки от 0,5 до 0,2 мс и длительностью импульса 6, 5, 4 мкс.

Нами была исследована зависимость изменения амплитуды ВП от интенсивности электрического раздражения. При анализе и усреднении были использованы относительные величины: относительная амплитуда А/Атах и относительная величина суммарного электровоздействия V = и * I /110 * и где А (Атах) амплитуда (наибольшая) вызванного потенциала, II - напряжение стимуляции, I - суммарное время стимуляции за серию, и0 - пороговое напряжение, при длительности стимула ^ = 1000 мкс.

Сравнение зависимостей амплитуда-электровоздействие показало, что характер изменения амплитуды ВП от интенсивности раздражителя не зависит существенно от длительности отдельного импульса при фиксированной длительности пачки. Поэтому без ущерба для передачи динамического диапазона, и исходя из необходимости сокращения суммарного электровоздействия, целесообразно использовать импульсы длительностью от 4 до 5 мкс.

В то же время скорость нарастания амплитуды ВП не одинакова при предъявлении посылок различной длительности. Так, скорость роста амплитуды в средней части кривой при длительностях 0,5, 0,4, 0,3, 0,2 мс соответственно составила 0,8; 1,3; 1,5; 2,3 . На основании этого можно полагать, что посылки большой длительности более пригодны для передачи сигналов, интенсивность которых меняется в более широком диапазоне. Для передачи акустических сигналов, изменяющихся в ограниченном

диапазоне интенсивности, для распознавания которых требуется низкий дифференциальный порог, целесообразно использовать посылки малой длительности.

Таким образом, на основе проведенных экспериментальных исследований предлагается при кохлеарном протезировании для длительной стимуляции слухового нерва использовать серии прямоугольных импульсов продолжительностью от 0,2 до 0,5 мс с длительностью отдельного импульса 4-5 мкс. Амплитуду стимулирующих импульсов следует выбирать равной трем пороговым значениям напряжения, полученного при стимуляции одиночным длительным прямоугольным импульсом.

2.ИССЛЕДОВАНИЕ ВЕЛИЧИНЫ МЕЖЭЛЕКТРОДНОГО ИМПЕДАНСА БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ.

Электрическая стимуляция биологических тканей сопровождается прохождением через них электрического тока. Величиной, определяющей соотношение между напряжением и силой переменного тока, является импеданс - полное электрическое сопротивление. Для биологического объекта импеданс носит комплексный характер г=(Р?,Х). Его активная составляющая связана с проводимостью внутренних жидких сред, являющихся электролитами. Реактивная компонента X определяется емкостными свойствами стимулируемой ткани, в частности, емкостью биологических мембран.

2.1. Электрический импеданс тканей - требование к выходным каскадам стимулирующего устройства.

В применяемом нами способе электрической стимуляции улитки воздействие на ткани осуществляется импульсами напряжения малой длительности при достаточно высокой наибольшей частоте следования. В тех случаях, когда характерная для системы электрод-ткани постоянная времени велика по сравнению с периодом

следования импульсов стимуляции, возможно "слипание" отдельных импульсов в сплошной массив. Измененная "пачка" импульсов уже не может осуществлять воздействие в соответствии с принципом кодирования сигналов, эффективность преобразования ухудшается.

Изменения в электрических свойствах системы электрод-ткани отражаются на частотной зависимости межэлектродного импеданса.

По результатам измерений импеданса емкость электродной системы на высоких частотах оценивается величиной С г 10"9 Ф , поэтому для обеспечения нормальной работы преобразователя с характерным временем среза Ц = 10 7 с необходимо , чтобы общее активное сопротивление среды, окружающей электроды, и выходного сопротивления устройства составляло И0бщ < ЮО Ом.

2.2. Влияние физических факторов на величину межэлектродного импеданса (на модели).

С целью выявления зависимости величины межэлектродного импеданса от различных факторов были проведены модельные опыты. Исследовалось влияние: а) расстояния между электродами, б) формы и размеров рабочей поверхности электродов, в) электролитного состава.

а) Эксперименты показали, что межэлектродный импеданс не зависит от расстояния между электродами для значении I. больших удвоенной величины диаметра самих электродов. На частотах до 10 кГц в величине импеданса определяющую роль играет состояние электролитной среды, непосредственно прилегающей к электродам, и поверхностные эффекты на границе электрод-электролит.

б) В экспериментах использовались несколько видов сферических и цилиндрических электродов с площадью поверхности 0,4, 2 и 10 мм2, электролит - физиологический раствор.

В тех случаях, когда один из электродов имел небольшую площадь рабочей поверхности, величина межэлектродного импеданса была значительно большей на высоких частотах, чем в парах с большими электродами. Значительно более быстрый характер убывания импеданса для пар с большой поверхностью электродов показывает, что емкостные свойства контакта электрод-электролит проявляются уже на частотах 10-100 Гц.

Из результатов опытов следует, что для получения значений межэлектродного импеданса на высоких частотах порядка 1 кОм площадь поверхности электродов должна быть около 1 мм2.

в) Электролитный состав может изменять величину импеданса по двум основным параметрам - изменение концентрации ионов электролита и изменение общего молекулярного состава раствора при сохранении концентрации основных носителей заряда.

В опытах сравнивались частотные зависимости импеданса в электролитах: 1) физиологический раствор (0,9% №С1) и гипертонический раствор (1,8% №С1); 2) физиологический раствор и раствор полиглюкина.

Двукратное увеличение концентрации №С1 по сравнению с обычным физиологическим раствором не приводит к заметному изменению межэлектродного импеданса.

Сравнение результатов измерений для физиологического раствора и раствора полиглюкина показывает, что на частоте 10 кГц активная и реактивная составляющие

импеданса для физиологического раствора на 30% и 20% меньше соответствующих величин для полиглюкина, тогда как на частоте 100 Гц соотношение близко к 1. Из этого следует, что в величине межэлектродного импеданса на высоких частотах определяющую роль играет не концентрация носителей заряда, а подвижность ионов, которая в жидких средах со сложным молекулярным составом ниже, чем в физиологическом растворе. В области низких частот замена физиологического раствора на раствор полиглюкина практически не влияет на общую величину полного электрического сопротивления.

По результатам модельных опытов можно сделать следующие выводы: величина межэлектродного импеданса при нахождении электродов в жидкой среде определяется, главным образом, ближайшей приэлектродной областью; электролитный состав жидкости существенно не сказывается на величине межэлектродного импеданса; для достижения низких значений импеданса площадь рабочей поверхности электродов должна быть порядка 1 мм2.

2.3. Межэлектродный импеданс и пороги электрической стимуляции.

На величину порогового напряжения ипор оказывают влияние различные факторы: состояние и величина поверхности электродов, электропроводность окружающих тканей, взаимное расположение электродов и окончаний слухового нерва в улитке, степень сохранности волокон слухового нерва. Часть этих факторов влияет и на величину импеданса, поэтому можно ожидать определенного соответствия между величиной порогового напряжения и характером частотной зависимости межэлектродного импеданса.

В острых и хронических опытах на 22 животных при проведении кохпеарной имплантации определялись пороги стимуляции и частотная зависимость

межэлектродного импеданса и вычислялись коэффициенты корреляции между пороговым напряжением ипор и значениями межэлектродного импеданса на частотах 1, 10, 100, 1000,10000 Гц.

Высокие коэффициенты корреляции а = 0,52 при уровне значимости р < 0,015 имели место на частотах 1 и 10 кГц. Следовательно, наибольшая информация с точки зрения предсказаний о порогах стимуляции содержится в значениях импеданса на высоких частотах.

Измерение межэлектродного импеданса на частотах 10 кГц и 1кГц, проведенное после операции кохлеарной имплантации, позволяет предварительно определить те пары электродов в многоэлектродной системе, которые не будут обеспечивать эффективную стимуляцию.

3. ИЗУЧЕНИЕ ВОЗМОЖНОСТИ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ЭЛЕКТРОДИНАМИЧЕСКИХ ЗАМЕДЛЯЮЩИХ СТРУКТУР ДЛЯ ПЕРЕДАЧИ СТИМУЛИРУЮЩИХ СИГНАЛОВ ВО ВНУТРЕННЮЮ ЧАСТЬ КОХЛЕАРНОГО ПРОТЕЗА.

Передача стимулирующих сигналов от преобразователя к имплантированным в улитку электродам является отдельной задачей исследования. Широкий частотный спектр электрического сигнала на выходе предлагаемого преобразователя мог вызвать определенные трудности при передаче такого сигнала обычными средствами с использованием индуктивной связи.

В качестве устройства для передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза предложено было использовать систему двух связанных замедляющих электродинамических структур. Разработка способа передачи сигнала проводилась нами совместно с сотрудниками кафедры электронных приборов Московского

института электронного машиностроения (зав. кафедрой проф. В.Н.Пчельников) и Радиотехнического института АН (с.н.с. Максимов В.Ф.).

В основе передачи лежит принцип возбуждения электромагнитного поля высокой частоты одной из замедляющих электродинамических структур (передающей) и наведение электромагнитных колебаний в аналогичной структуре (приемной), расположенной в непосредственной близости от передающей.

В работе исследовалось влияние взаимного расположения структур на величину импульсного сигнала, регистрируемого на приемной структуре.

Установлено, что при точном совмещении центров структур увеличение расстояния между структурами от 1 мм до 2,5 мм (1/4 внешнего диаметра витков спирали) приводит к уменьшению амплитуды импульсов на приемной структуре в 1,7 раза. Дальнейшее увеличение расстояния между передающей и приемной структурами ведет к уменьшению амплитуды напряжения в 5-6 раз.

При радиальном перемещении характеристика передачи сигнала является плоской (по уровню -3 дБ), пока центр приемной структуры не выходит за геометрические границы передающей структуры.

Полученные результаты позволяют сделать вывод, что замедляющие электродинамические структуры являются эффективным средством для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза. Весьма сложный по структуре и временным характеристикам электрический сигнал, используемый нами для стимуляции улитки, воспроизводится практически без искажений на приемной структуре.

В опытах на животных при операциях кохлеарной имплантации установлено, что конфигурация и величина пиков вызванного потенциала в ответ на электрическую

стимуляцию с использованием приемной и передающей структур практически полностью совпадают с параметрами ответа на прямую электрическую стимуляцию.

Из результатов опытов следует, что для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза при размещении приемной структуры непосредственно под кожей диаметр электродинамических структур должен составлять 25-30 мм. Неточность совмещения центров внешней передающей и находящейся под кожей приемной структур может достигать нескольких миллиметров без нарушения передачи сигнала.

4. КЛИНИЧЕСКОЕ ПРИМЕНЕНИЕ КОХЛЕАРНОГО ПРОТЕЗА.

Основываясь на результатах исследований на животных, в проблемной лаборатории моделирования искусственного уха был разработан и изготовлен макетный образец оригинального кохлеарного протеза, на который было получено авторское свидетельство на изобретение.

Операции были проведены профессором М.Р.Богомильским на клинической базе МСЧ N32 в ЛОР отделении (зав.отделением М.М.Голосовский). Всего в 1982-1984 годах было проведено 4 операции кохлеарной имплантации.

Приводимые в работе данные относятся к одному случаю наиболее успешного применения кохлеарного протеза в клинической практике. Больная К. потеряла слух в результате введения по жизненным показаниям больших доз ототоксического антибиотика канамицина в феврале 1980 года. На момент проведения операции продолжительность глухоты составляла 2 года.

Операция проводилась под местной анастезией заушным подходом с частичным отсепаровыванием барабанной перепонки. Два электрода вводились в улитку через перфорации на промонториальной стенке, внешние концы электродов выводились за

ухом через кожу. Электроды представляли собой цилиндрическую проволоку диаметром 0,05 мм из сплава платина-иридий, изогнутую в виде вытянутой петельки длиной 3 мм, внешние проводники из серебра в полиуретановой изоляции общей длиной 20 см.

4.1. Оптимизация схемы и параметров кохлеарного протеза по результатам

клинических наблюдений.

Работа с пациентами в клинических условиях давала возможность получать информацию о характере слуховых ощущений, вызываемых электрической стимуляцией. Основываясь на устных ответах пациентки, оперативно изменялись параметры настройки преобразователя кохлеарного протеза для улучшения восприятия отдельных звуков и речи в целом.

В результате апробации протеза стало очевидным, что больная воспринимает речь и мужские голоса отличает от женских. Голоса разных людей звучат по разному.

Опыт клинического применения разработанного нами кохлеарного протеза в стационарном варианте, корректировка параметров электронной схемы, проводившаяся с учетом результатов речевого тестирования, позволили нам создать малогабаритный вариант кохлеарного протеза для использования его во внебольничных условиях. Малогабаритный протез имел массу 100 г вместе с батареей (батарея - 50 г), габаритные размеры блока преобразователя 60x60x20 мм.

Один экземпляр кохлеарного протеза был передан пациентке. Ежедневно больная пользовалась протезом 4-5 часов, выключая его в тишине. При таком режиме работы батарею приходилось менять не чаще одного раза в месяц.

Уровень напряжения стимуляции на начальном этапе был установлен по субъективной оценке достаточной громкости слуховых ощущений и полному отсутствию

какого-либо дискомфорта и составил 2,2 В. В процессе пользования кохлеарным протезом периодически проводилась коррекция уровня стимуляции, за год использования кохлеарного протеза напряжение стимуляции снизилось до 1,1 В.

4.2. Измерение межэлектродного импеданса после кохлеарной имплантации.

Первоначальное измерение импеданса проводилось во время операции, при этом

для сокращения времени обследования замеры делались только на частоте 10 кГц. При наилучшем положении электродов величина импеданса составила 1,5 кОм.

Через несколько дней после снятия швов было проведено повторное измерение межэлектродного импеданса на частотах от 1 Гц до 10 кГц. Величина межэлектродного импеданса на частоте 10 кГц существенно не отличалась от значения, полученного непосредственно при измерениях во время операции. Это позволило сделать вывод, что электроды надежно зафиксированы в улитке, внешние проводники сохранны, случайных повреждений проводников не было. Вид кривой зависимости импеданса от частоты соответствовал тем, которые мы получали в экспериментах при удачном расположении электродов в улитке.

Периодически раз в два месяца проводилось измерение межэлектродного импеданса. Значения импеданса на разных частотах оставались стабильными , тогда как выходное напряжение кохлеарного протеза приходилось постоянно уменьшать . Это свидетельствовало о том, что состояние электродной системы в улитке не изменялось, а увеличивалась чувствительность окончаний слухового нерва к электрической стимуляции.

4.3. Речевое тестирование после кохлеарной имплантации.

Речевое тестирование на словарном и фразовом материале проводилось старшим научным сотрудником НИИ дефектологии Э.В.Мироновой. На специально

подобранном словарном материале, содержащем различные сочетания гласных и согласных звуков, двусложные и трехсложные слова, предложения, составленные из слов различной структуры, проверялись возможности восприятия речи с использованием кохлеарного протеза. Предъявление речевого материала проводилось как в закрытом режиме, когда больная не видела лицо говорящего и могла давать ответы только на основе слуховых ощущений, так и в открытом режиме при возможности одновременного чтения с губ.

В этих исследованиях правильное понимание отдельных слов на основе различных способов восприятия при использовании комплектов трудных слов составило на слух -6%, на основе чтения с губ -12%, слухо-зрительное - 82%. Для комплектов легких слов на слух -14%, на основе чтения с губ -16%, совместно - 82%.

На стандартном фразовом материале доля правильных ответов при открытом предъявлении доходила до 95% (min - 80%), тогда как только при чтении с губ без включения кохлеарного протеза она составляла максимально 80% (min - 56%). Наибольший результат при восприятии на слух составлял 22%. При предъявлении более легких по содержанию фраз максимальный результат на слух доходил до 50%. Это свидетельствовало о том, что слуховые ощущения, вызываемые кохлеарным протезом, давали значительный объем информации, необходимой для понимания речи.

Речевое тестирование в послеоперационный период показало, что предложенный нами кохлеарный протез в своем одноканальном варианте позволяет глухому пациенту воспринимать значительную часть речевого сигнала. Использование кохлеарного протеза в сочетании с чтением с губ значительно расширяет возможности речевого общения больных с тяжелыми поражениями слуха.

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ

При создании многоэлектродной системы для кохлеарного протеза необходимо, чтобы площадь рабочей поверхности отдельного электрода была около 1 мм2.

В многоканальном кохлеарном протезе необходимо предусмотреть возможность измерения межэлектродного импеданса для различных пар электродов на частотах 1 кГц или 10 кГц с передачей результатов по каналу телеметрии на внешнее регистрирующее устройство.

ВЫВОДЫ

1. Экспериментально и клинически доказана эффективность кодирования интенсивности звуковых сигналов серией подпороговых импульсов различной частоты и длительности.

2. Экспериментальный поиск параметров стимуляции выявил, что подпороговые импульсы должны быть прямоугольной формы с временем фронта и среза 0,1 мкс, длительностью 4-5 мкс. Наибольшая частота следования импульсов в сериях может достигать 130 кГц.

3. Качество проведенной имплантации и ожидаемые пороговые значения последующей стимуляции могут быть оценены по результатам измерений межэлектродного импеданса на различных частотах. Данные измерений на высоких частотах (1000 Гц и 10000 Гц) позволяют сделать заключение о состоянии электродов и окружающих их тканей.

4. Замедляющие электродинамические структуры позволяют передавать без искажений импульсный сигнал преобразователя бесконтактным образом в имплантируемую часть кохпеарного протеза.

5. Для целей кохлеарной имплантации при размещении приемной структуры непосредственно под кожей диаметр электродинамических структур должен составлять 25-30 мм. Неточность совмещения центров внешней передающей и находящейся под кожей приемной структур может достигать нескольких миллиметров без нарушения передачи сигнала.

6. Предложенный нами кохлеарный протез в своем одноканальном варианте позволяет глухому пациенту правильно воспринимать на слух до 22% стандартного фразового материала. Использование кохлеарного протеза в сочетании с чтением с губ увеличивает возможности правильного восприятия фразового материала до 95%.

ОСНОВНЫЕ ПУБЛИКАЦИИ ПО МАТЕРИАЛАМ ДИССЕРТАЦИИ

1. Кохлеарная имплантация (экспериментальные исследования).//Вестник оториноларингологии,-1982,-Ж, -С. 31-33 в соавт. с М.Р.Богомильским,

B.И.Коноваловым, Л.Н.Фитенко.

2. Принципы передачи звуковой информации при одноканальном электродном протезировании улитки. //Проблемы нейрокибернетики. Ростовский университет. -1983,-

C.173-174 в соавт. с М.Р.Богомильским.

3. Речевое тестирование после кохлеарной имплантации. // Вестник оториноларингологии. -1984, -N4, С. 10-14 в соавт. с М.Р.Богомильским, Э.В.Мироновой, Я.М.Сапожниковым.

4. Корковые вызванные потенциалы на электрическое раздражение слухового нерва у животных с поврежденной улиткой.//Физиологический журнал.-1989,-N3,-С.8-11 в соавт. с И.Н.Дьяконовой, Л.Н.Фитенко.

5. Влияние кохлеарной имплантации на слуховой анализатор. // Журнал ушных, носовых и горловых болезней. -1989,-N5,-С.50-55 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой, И.В.Рахмановой.

6. Эффекты моно- и биполярной стимуляции слухового нерва импульсным током. II Физиологический журнал СССР. -1990, -N106, -С.1413-1417 в соавт. с И.Н.Дьяконовой.

7. Экстракохлеарное протезирование в остром эксперименте. // Вестник оториноларингологии.-1992,-N2.-C.22-25 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой, Л.Н.Фитенко.

8. Сравнительное изучение параметров стимуляции одиночным и импульсным прямоугольным стимулом. //Физиологический журнал.-1993,-N4,-С.10-13 в соавт. с И.Н.Дьяконовой.

9. Истинное протезирование улитки. //Медицинская техника, -1993,-N7,-C.43-45 в соавт. с А.Н.Ремизовым, И.Н.Дьяконовой.

10. Оптимизация параметров электростимуляции для кохлеарной имплантации. // Физиологический журнал им. И.М.Сеченова. -1994, -N11, -С.76-81 в соавт. с И.Н.Дьяконовой.

11. Метод объективной оценки слуховой функции по данным коротколатентных слуховых вызванных потенциалов. //Вестник оториноларингологии. -1994, -N4, -С.88 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой.

12. Мультиэлектродная система первого отечественного кохлеарного протеза. //Труды 2-го Международн. симпозиума "Современные проблемы физиологии и патологии слуха", М.,-1995,-С.19 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой, И.В.Рахмановой, И.Н.Савкиной,

Я.М.Сапожниковым, В.А.Шиллером.

13. Первый отечественный многоканальный протез для кохлеарной имплантации. //Труды XV Российского съезда оториноларингологов, Санкт-Петербург, -1995,-С.326-330 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой, И.В.Рахмановой, И.Н.Савкиной, В.А.Шиллером.

14. Кохлеарная имплантация у неполовозрелых животных.//Труды 3-го Международного симпозиума "Современные проблемы физиологии и патологии слуха". Москва. 1-3.06.98.-С.128-129 в соавт. с М.Р.Богомильским, И.Н.Дьяконовой, И.В.Рахмановой.

*. Слуховой аппарат. Авторское свидетельство N 1050703. Публ. 30.10.83. Бюлл. N 40 в соавт. с В.И.Коноваловым, Л.Н.Фитенко.

**. Устройство для передачи сигнала в имплантируемую часть искусственного уха. Авторское свидетельство N 1690749. Публ. 15.11.91, Бюлл. N 42 в соавт. с ЮН.Пчельниковым, А.Н.Ремизовым, М.Р.Богомильским, А.М.Амельянцем, Л.А.Розовской.

Содержание диссертации, кандидата биологических наук, Тихомиров, Андрей Михайлович

ВВЕДЕНИЕ.

ГЛАВА I. ОБЗОР ЛИТЕРАТУРЫ

ГЛАВА 11. МАТЕРИАЛЫ И МЕТОДЫ ИССЛЕДОВАНИЯ.

2.1. Методика проведения электрофизиологических исследований на животных.

2.2. Методика измерения величины межэлектродного импеданса.

2.3. Методика исследования возможности бесконтактной передачи импульсного сигнала с помощью замедляющих электродинамических структур.

2.4. Обработка результатов.

ГЛАВА III. ПРИНЦИПЫ ПРЕОБРАЗОВАНИЯ АКУСТИЧЕСКИХ СИГНАЛОВ В ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ДЛЯ ЦЕЛЕЙ КОХЛЕАРНОЙ ИМПЛАНТАЦИИ.

3.1. Физиологические предпосылки, положенные в основу преобразования

3.2. Принципы преобразования акустических сигналов в кохлеарном протезе.

3.3. Исследование влияния амплитуды и формы стимулирующих импульсов на параметры вызванных потенциалов коры больших полушарий.

3.4. Исследование возможностей кодирования интенсивности акустического сигнала частотой следования подпороговых импульсов.

3.5. Определение связи временных параметров стимула и динамического диапазона передачи интенсивности.

3.6. Определение числа отдельных частотных каналов и границ полос пропускания для передачи основных параметров человеческой речи.

ГЛАВА IV. ИССЛЕДОВАНИЕ ВЕЛИЧИНЫ МЕЖЭЛЕКТРОДНОГО ИМПЕДАНСА

БИОЛОГИЧЕСКИХ ТКАНЕЙ.

4.1. Электрический импеданс тканей - требование к выходным каскадам стимулирующего устройства.

4.2. Влияние физических факторов на величину межэлектродного импеданса (на модели).

4.3. Межэлектродный импеданс и пороги электрической стимуляции.

ГЛАВА V. ИЗУЧЕНИЕ ВОЗМОЖНОСТИ ИСПОЛЬЗОВАНИЯ ЭЛЕКТРОДИНАМИЧЕСКИХ

ЗАМЕДЛЯЮЩИХ СТРУКТУР ДЛЯ ПЕРЕДАЧИ СТИМУЛИРУЮЩИХ СИГНАЛОВ

ВО ВНУТРЕННЮЮ ЧАСТЬ КОХЛЕАРНОГО ПРОТЕЗА. 5.1. Определение возможности передачи сигнала с помощью электродинамических структур при изменении их взаимного расположения.

5.2 Исследование возможности передачи сигнала с помощью замедляющих электродинамических структур при работе на реальную биологическую нагрузку.

ГЛАВА VI. КЛИНИЧЕСКОЕ ПРИМЕНЕНИЕ КОХЛЕАРНОГО ПРОТЕЗА.

6.1. Оптимизация схемы и параметров кохлеарного протеза по результатам клинических наблюдений.

6.2. Измерение межэлектродного импеданса после кохлеарной имплантации.

6.3. Речевое тестирование после кохлеарной имплантации. ЗАКЛЮЧЕНИЕ.

Введение Диссертация по биологии, на тему "Разработка кохлеарного протеза и его экспериментально-клиническая апробация"

Актуальность проблемы. Число больных с тяжелыми формами тугоухости и полной глухотой постоянно возрастает. У основной массы таких больных заболевание имеет сенсо-невральную природу. Глубокое поражение рецепторного аппарата внутреннего уха может являться следствием различных факторов - шумовой травмы, перенесенных сосудистых или вирусных заболеваний и т.д. У значительного числа больных наступление глухоты связано с побочным результатом введения больших доз ототоксических антибиотиков.

Реабилитация слуха в этом случае возможна путем передачи акустической информации, закодированной в виде параметров электрической стимуляции, непосредственно на сохранившиеся окончания слухового нерва в улитке внутреннего уха. Внешнее электронное устройство - кохлеарный протез - должен взять на себя функцию восприятия звуков, первичную обработку акустической информации, преобразования ее в электрический сигнал, способный вызвать соответствующие слуховые ощущения у пациента.

Показанием к кохлеарному протезированию является полная двусторонняя глухота или тяжелая форма тугоухости, при которой обычные звукоусиливающие слуховые аппараты не могут обеспечить разборчивости речи. Необходимым условием достижения успешного результата кохлеарного протезирования является сохранность ретро-кохлеарных структур слухового пути.

Принципиальная возможность воздействия электрического тока на органы чувств известна еще с начала прошлого века, когда было обнаружено возникновение зрительных и слуховых ощущений при прохождении электрического тока через структуры глаза и уха челове

- 5 ка. Более века спустя, в середине 30-х годов в Военно-медицинской академии на кафедрах физиологии (Л.О.Орбели) и оториноларингологии (В.И.Воячек) были предприняты систематические исследования влияния электрического тока на орган слуха.

В работах Г.В.Гершуни, А. А. Волохова, А.М.Андреева был проанализирован механизм появления слуховых ощущений при электрическом раздражении слухового анализатора. Показано, что появление слуховых ощущений связано с возбуждением именно волокон слухового нерва, а не каких-либо иных структур. Исследована электрическая возбудимость органа слуха при его различных функциональных состояниях. Предпринята попытка оценки функционального состояния сохранившихся структур внутреннего уха у лиц с тяжелым поражением слуха (пороги выше 80-90 дБ УЗД) с помощью электрической стимуляции.

Работы этих ученых можно считать теоретической основой современного метода реабилитации слуха при тяжелых формах сенсо-невраль ной тугоухости и глухоты - кохлеарного протезирования. Практическая реализация идеи прямой электрической стимуляции волокон слухового нерва стала возможной спустя еще почти 30 лет.

В начале 60-х годов появились первые работы по использованию электрической стимуляции слухового нерва для восстановления слуха у глухих людей. Накопленные знания по электрофизиологии сенсорных систем, совершенствование отохирургической и нейрохирургической техники, с одной стороны, и развитие микроэлектроники и химии полимеров, с другой стороны, сделали возможным успешное становление нового направления в медицинской практике.

Первую имплантацию с использованием одноканального кохлеарного протеза осуществил House W.F. в Лос Анжелесе в США. В

1966 году Simmons F.B. имплантировал первую многоканальную электродную систему.

С начала 70-х годов экспериментально-клинические исследования по кохлеарному протезированию получили довольно широкое распространение во многих странах мира. В США наиболее успешно работали House W.F., Simmons F.B., Merzenich М.М., в Австралии -Clark ß.M., во Франции - Chouard С.-Н., в Австрии - Burian К. Было прооперировано несколько десятков глухих пациентов.

В основном операции производились на добровольцах и носили исследовательский характер. Электродные системы имели гальваническое соединение с внешним преобразователем, что позволяло контролировать вид электрического воздействия и оперативно изменять его, основываясь на отчетах пациентов, добиваясь оптимального результата. Это позволило, с одной стороны, убедиться в перспективности начатого нового направления, а с другой стороны, в необходимости обязательного тщательного и всестороннего экспериментального исследования этой проблемы.

Наиболее успешные направления исследований привели к созданию нескольких моделей кохлеарных протезов, что даяо возможность более широкого внедрения операции кохлеарной имплантации в практическую оториноларингологию. В настоящее время во всем мире прооперировано несколько десятков тысяч больных с использованием различных типов кохлеарных протезов.

В нашей стране проблема кохлеарного протезирования начала разрабатываться с 1980 года профессором М. Р.Богомильским в ПНИЛ моделирования искусственного уха 2-го Московского медицинского института совместно с кафедрой медицинской и биологической физики профессора А.Н. Ремизова.

После многочисленных экспериментальных исследований было фооперировано несколько взрослых пациентов, которым имплантировали отечественный одноканальный кохлеарный протез с гальванической связью. Полученные экспериментальные и клинические результаты обобщены в монографии Богомильского М.Р., Ремизова А.Н. "Кохлеар-1ая имплантация" (1986). К настоящему времени в лаборатории продолжается работа по созданию отечественного многоканального кох-пеарного протеза.

В настоящее время в России с использованием зарубежных кох-пеарных протезов успешно оперируют больных в двух специализированных научных учреждениях - в Москве в Российском научном центре аудиологии и слухопротезирвания ( проф. Г.А.Таварткиладзе) и в Санкт-Петербургском НШ уха, горла, носа и речи МЗ РФ (чл.- корр. РАМН, заслуженный деятель науки, профессор А.А.Ланцов). Несколько операций кохлеарной имплантации с использованием протеза "Сот-Ы-40" проведены в клинике ММА им. И.М.Сеченова (чл.-корр. РАМН, проф. Ю.Н.Овчинников).

Кохлеарное протезирование с использованием зарубежных кохле-арных в России не нашло широкого распространения в связи с высокой стоимостью протезов. Понятно, что для дальнейшего развития электродного протезирования в нашей стране более перспективна разработка собственных отечественных кохлеарных имплантов.

Представленная диссертация выполнена в Проблемной научно-исследовательской лаборатории патологии ЛОР-органов (зав. д.м.н. И.Н.Дьяконова) на базе МЛК РГМУ (зав. д.м.н. проф. А.П.Зт-тингер) и на кафедре оториноларингологии педиатрического факультета Российского государственного медицинского университета (зав. чл.-корр. РАМН проф. М.Р.Богомильский).

Цель и задачи исследования

Исследование включало решение следующих задач:

1. разработка способа кодирования акустической информации для целей кохлеарного протезирования;

2. нахождение оптимальных параметров электрической стимуляции волокон слухового нерва в улитке;

3. исследование частотной зависимости величины межэлектродного импеданса в системе электроды-ткани улитки;

4. экспериментальное определение влияния физических и геометрических характеристик электродов и среды на величину межэлектродного импеданса;

5. исследование возможности использования замедляющих электродинамических структур для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза;

6. клиническая апробация кохлеарного протеза , уточнение основных параметров функционирования кохлеарного протеза по результатам клинических испытаний.

Основные результаты и научная новизна исследований

Разработан оригинальный способ кодирования акустической информации для целей кохлеарной имплантации.

Экспериментально и клинически доказана возможность электрической стимуляции слухового нерва пачками подпороговых импульсов микросекундной длительности и показана возможность эффективной передачи интенсивности раздражения с помощью изменения числа подпороговых импульсов в пачке.

Показана возможность оценки качества проведенной имплантации электродов в улитку и определения порогового напряжения последующей электрической стимуляции по результатам измерения межэлект

- 9 родного импеданса.

Апробирована возможность бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза с помощью замедляющих электродинамических структур.

Экспериментально определены необходимые размеры замедляющих электродинамических структур для оптимальной передачи сигнала от преобразователя к импланту через кожу пациента.

Научно-практическая значимость работы

Разработан кохлеарный протез с использованием принципов кодирования акустической информации пачками подпороговых электрических импульсов.

В клинических исследованиях доказана работоспособность кохлеарного протеза и возможность передачи с его помощью акустической информации глухому пациенту.

Предложенный способ стимуляции слухового нерва пачками подпороговых микросекундных импульсов может быть использован не только для кохлеарного протезирования, но и для экспериментального изучения процессов возбуждения нервной ткани электрическим током.

Ограниченная величина электрического воздействия на ткани при стимуляции пачками подпороговых импульсов по сравнению с одиночным прямоугольным импульсом позволяет рассматривать предложенный способ стимуляции как эффективный и достаточно безопасный.

Установленная взаимосвязь величины межэлектродного импеданса и порогов электрической стимуляции слухового нерва может быть использована при проведении операции кохлеарной имплантации для контроля состояния электродной системы и предсказания ожидаемых значений параметров последующей электрической стимуляции.

- 10

Полученные данные о возможности бесконтактной передачи сигнала с использованием замедляющих электродинамических структур указывают на целесообразность применения данных структур в качестве устройства связи внешнего преобразователя и имплантируемой части кохлеарного протеза.

Клинические испытания разработанного кохлеарного протеза показали правильность и перспективность предложенного способа кодирования звуковой информации параметрами электрической стимуляции.

Данные, полученные в работе, положены в основу практических рекомендаций для разработки первого отечественного многоканального кохлеарного протеза. Разработка рекомендована экспертной комиссией по инструментам, аппаратам и приборам, применяемым в оториноларингологии, Комитета по новой медицинской технике МЗ СССР (протокол то 24.01.1990).

Внедрение работы

Разработанный кохлеарный протез был апробирован при операциях кохлеарной имплантации в клинике у 4-х больных. Операции и послеоперационная реабилитация больных проводились на базе ЛОР-отделения МСЧ-32. Данные, полученные в работе, включены в материалы лекций студентам в курсе медицинской и биологической физики и на кафедре оториноларингологии педиатрического факультета РГМУ.

По материалам диссертации опубликовано 28 научных работ, получено два авторских свидетельства на изобретения.

Апробация работы

Основные положения диссертации докладывались и обсуждались на VIII съезде оториноларингологов СССР (Суздаль, 1982), конфе

- 11 ренции "Проблемы нейрокибернетики" (Ростов на Дону, 1983), Всесоюзном съезде физиологов (Кишинев, 1987), IX Всесоюзном съезде оториноларингологов (Кишинев, 1988), VI Съезде оториноларингологов РСФСР (Оренбург, 1990), Региональной научно-практической конференции отоларингологов и расширенного пленума РН0Л0 (Москва, 1990), 1-ом и 2-ом международных симпозиумах "Современные проблемы физиологии и патологии слуха" ( Москва, 1993, 1995 ), XV Российском съезде оториноларингологов, Санкт-Петербург, 1995, 3-ем международном симпозиуме "Современные проблемы физиологии и патологии слуха" (Москва, 1998).

Положения, выносимые на защиту

1. Способ стимуляции слухового нерва при кохлеарной имплантации.

2. Результаты измерений межэлектродного импеданса для оценки качества проведенной имплантации и состояния системы электродов.

3. Возможность использования замедляющих электродинамических структур для бесконтактной передачи сигнала в имплантируемую часть кохлеарного протеза.

Объем и структура диссертации

Диссертация изложена на 144 страницах машинописного текста, включает 8 таблиц, 21 график и рисунок, список цитируемой литературы из 129 наименований. Диссертация состоит из введения, обзора литературы, описания методов исследования, четырех глав, отражающих результаты собственных исследований, заключения, выводов и указателя цитируемых литературных источников.

Заключение Диссертация по теме "Физиология", Тихомиров, Андрей Михайлович

выводы

1. Экспериментально и клинически доказана эффективность ко-фования интенсивности звуковых сигналов серией подпороговых им-лльсов различной частоты и длительности.

2. Экспериментальный поиск параметров стимуляции выявил, что эдпороговые импульсы должны быть прямоугольной формы с временем зонта и среза 0,1 мкс, длительностью 4-5 мкс. Наибольшая частота кедования импульсов в сериях может достигать 130 кГц.

3. Качество проведенной имплантации и ожидаемые пороговые гачения последующей стимуляции могут быть оценены по результатам змерений межэлектродного импеданса на различных частотах. Данные змерений на высоких частотах (1000 Гц и 10000 Гц) позволяют сде-эл?ь заключение о состоянии электродов и окружающих их тканей.

4. Замедляющие электродинамические структуры позволяют перезвать без искажений импульсный сигнал преобразователя бескон-жтным образом в имплантируемую часть кохлеарного протеза.

5. Для целей кохлеарной имплантации при размещении приемной груктуры непосредственно под кожей диаметр электродинамических груктур должен составлять 25-30 мм. Неточность совмещения центов внешней передающей и находящейся под кожей приемной структур эжет достигать нескольких миллиметров без нарушения передачи дгнала.

6. Предложенный нами кохлеарный протез в своем одноканальном зрианте позволяет глухому пациенту правильно воспринимать на дух до 22% стандартного фразового материала. Использование кох-эарного протеза в сочетании с чтением с губ увеличивает возмож-эсти правильного восприятия фразового материала до 95%.

- '134

ПРАКТИЧЕСКИЕ РЕКОМЕНДАЦИИ При создании многоэлектродной системы для кохлеарного проте-необходимо, чтобы площадь рабочей поверхности отдельного зктрода была около 1 мм2.

В многоканальном кохлеарном протезе необходимо предусмотреть зможность измерения межэлектродного импеданса для различных пар зктродов на частотах 1 кГц или 10 кГц с передачей результатов каналу телеметрии на внешнее регистрирующее устройство.

Библиография Диссертация по биологии, кандидата биологических наук, Тихомиров, Андрей Михайлович, Москва

1.Аблаева И.Э. Методика и клиническое значение промонториаль-юго теста при тугоухости. //BOPJ1. 1988, N3, 22-26.

2. Аблаева И.Э. Промонториальный тест и его клиническое значе-1ие. Автореферат на соиск. ученой степени кмн. Москва, 1989.

3. Бахтин О.М., Филатова И.С. Электрофизиологические показатели действия электрической стимуляции на улитку внутреннего уха!Л/Д Сенсорные системы. -1994, -8, -N2, С. 34-39. ---

4. Бехтерев H.H. Характеристика имплантируемых электродов и ус-ювия стимуляции периферического отдела слуховой системы //Элект-юдное протезирование слуха.Л. .-Наука, 1984.-С.81-107.

5. Бехтерев H.H. Реакции слуховой области коры мозга кошки на электрическую стимуляцию слухового нерва. // Сенсорные системы -1990, 4, -N4, -С.362-369.

6. Бехтерев H.H. Характеристика вызванных потенциалов слуховой юры кошки при стимуляции улитки электрическими сигналами с различными временными параметрами. //Сенсорные системы. -1993, 7, N4 3.45-55.

7. Бибиков Н.Г. Итоги науки и техники, Серия Физиол.человека и кивотных, ВИНИТИ, 1988, 39, с.122-211.

8. Богомильский М.Р., Ивенский Ю.Д. Слуховой аппарат. A.c. N 395437 (СССР),1980

9. Богомильский М.Р.,Ремизов А.Н. Кохлеарная имплантация. //Вестник оториноларингологии. '-1982, -N2, -с.3-8.

10. Богомильский М.Р., Рахманова И.В., ФитенкоЛ.Н., Древаль к.А. Морфо-функциональные изменения после внутриулитковой имплантации в остром опыте //ВОРЛ ,1984, N3, с. 22-25

11. Богомильский М.Р.,Ремизов А.Н. Кохлеарная имплантация. //М. Медицина, 1986. -176 с.

12. Богомильский М.Р.,Сапожников Я.М.Электрофизиологическая ауди-ометрия в отборе больных к кохлеарной имплантации/Аудиометрия по слуховым вызванным потенциалам.Тбилиси:Мицнереба,1983.С.61-62.

13. Волохов A.A.,Гершуни Г.В.Об электрической возбудимости органа слуха. 0 воздействии переменных токов на непораженный слуховой прибор. //Физиол.журн.СССР, 1934, т.17, с.1259-1271.

14. Волохов А.А.,Гершуни Г.В.Об электрической раздражении органа слуха.// Физиол.журн.СССР,1934,т.17,N2.С.168 -174.- 135 ~

15. Гершуни Г.В.Анализ действия переменных токов на слуховой :рибор: Дисс. на соиск.докт.биол.наук. JI., 1936, 88 с.

16. Гершуни Г.В. Успехи злектрофизиологического изучения органа :луха. //Успехи совр. биологии, 1937, т.6, с. 371-398.

17. Карнеева О.В. Хирургические подходы при кохлеарной импланта-щи электродов. Дисс. на соискание ученой степени канд.мед.наук L 1985.

18. Коновалов В.И., ФитенкоЛ.Н., Рахманова И.В. Морфологическое обоснование имплантации улитки кошки // Архив анатомии, гистологии и эмбриологии. 1985,- т.88,- N 4,- с.16-19

19. Крылов Б.С., Петрова Л.Н., Смирнова Н.А. Хирургические ас-лекты имплантации электродов в улитку человека. В кн. Сенсорные системы., Л. Наука, 1983, с.143-147.

20. Люблинская В.В. Информационные характеристики слуха при электрической стимуляции внутреннего уха. В кн. Сенсорные системы. Л. Наука, 1983, с. 148-165.

21. Мазо И.Н.Электрическая реакция улитки на введения ототокси-ческого антибиотика в барабанную лестницу и эндолимфатический ход (экспериментальные исследования). //ВОРЛ., 1976, N3, с.13.

22. Радионова Е.А. Слуховой нерв.//в кн. Слуховая система. 1987. Л. Наука. С. 246,267.

23. Рахманова И. В., Богомильский М.Р., и др. Морфологические изменения структур улитки при электрической стимуляции через имплантированные электроды.// ВОРЯ, 1987, - N 1, с. 18-33.

24. Рахманова И.В., Дьяконова И.Н., Древаль А.А. Влияние кохлеарной имплантации на морфофункциональное состояние нейроцитов спирального ганглия // ВОРЛ,-1989, N 4, с.23-26.

25. Рахманова И.В., Ярыгин В.Н., Древаль А. А.,Дьяконова И.Н. Морфофункциональная характеристика спирального ганглия кошек в условиях нейросенсорной тугоухости. //Бюллетень экспериментальной биологии и медицины, -1993,- N5,- с.550-552.

26. Сапожников Я.М.Особенности некоторых форм тугоухости и глухоты по данным электрокохлеографии и промонториального теста. Дисс. на соиск. учен, степени к.м.н. М. 1984.

27. Сапожников Я.М., Ивенский Ю.Д., Аблаева И.Э. Промонториаль-ный тест в отборе больных для кохлеарной имплантации.Депонирование ВНИИМИ МЗ СССР N12,848,1987, 13 с.- 136

28. Таварткиладзе Г.А. Слуховые вызванные потенциалы ствола мозга//Физиология человека, 1983, т.9., с.360-368.

29. Таварткиладзе Г.А. Слуховые вызванные потенциалы улитки и ствола мозга в норме и при различных формах тугоухости. Автореферат дисс. на соиск. докт. мед. наук, М., 1987.

30. Таварткиладзе Г.А. Экспериментальные и клинические аспекты изучения частотной селективности слуховой периферии. Сб. Проблемы экспериментальной и клинической аудиологии. М., 1992, т.2,с.5-25.

31. Федорова В.H.,Ремизов А.Н., Богомильский М.Р., Гонцов Л.Д. Электроды для кохлеарной имплантации. //ВОРЛ, 1988, N6, с.50-52.

32. Федосеев В.И. Вестибулярная функция при кохлеарной имплантации. Дисс. на соиск. учен, степени к.м.н. М. 1986, 177с.

33. Фитенко Л.Н. Кохлеарное протезирование в остром эксперименте. Дисс. на соиск. учен.степени канд. мед. наук, М.,1985, 165с.

34. Эрдей-Груз Т. Явления переноса в водных растворах. М., 1976. С. 378-379.

35. Электродное протезирование слуха. Л., Наука, 1984 отв.ред. Я.А.Альтман. -215 с.

36. Abbas P.J.,Brown C.J. Electrically evoked auditory brainstem response: growth of response with current level. //Hear. Res. -1991, -V.51, N1, -P.123-137.

37. Aronson L. Rosenhouse J. Podoshin L.Pitch perception in patients with a multi-channel implant using various pulses width. //Med.Prog. Technol. -1994, -V.20, N 1-2, -P.43-51

38. Bachor E., Laszig R., Battmer R.D., Qaiumi S.A. Stimulus-inadequatesensat ions in cochlear implant patients. //Ac-ta-Otolaringol. -Stockh. 1993., Sep.,-V.113, N5,-P. 585-590.

39. Ballantyne J.C.,Evans E.F. Morrison A.W., Electrical auditory stimulation in the mannagement of profound hearing loss. // J.Laryngol. and Otol. 1982,-V.96, N. 9,-P. 811-816.

40. Banfai P., Hortmann G., Kubik S., Wustrow F. Cochlear Imp- 137 1.nt mit Multielektroden ohne Eröffnung der Innenohrräume. // Laryngol. Rhinol., 1979, -V. 58, -P. 526 534.

41. Baretto R.L., Pfingst B.E. Electrical stimulation of the au-litory nerve effects of pulse with on frequency discrimination. //Hear.Res. -1992, -62, N2, -P.245-249.

42. Burian K., Hochmair E.S., Hochmair-Desoyer I.J., Lessel V.R. Design of the experiens with multichannel cochlear implants. //Acta oto-laryng.(Stockh. ), 1979, -V.87,-P.190-195.

43. Chen J.M, Färb R., Hanusaik L.Shipp D., Nedzelski J.M. Depth and quality of electrode insertion: a radiologic and pitch scaling assessment of two cochlear implant systems.// Am. J. Otol. 1999. -V.20.-N2.- P.192-197.

44. Chouard C.H., MacLeood P., Neyer B., Fugain C.,Pialoux P. Rehabilition chirurgicale des surdites totales et des stimulati-tes. // Arm. otol. (Paris),1978, -V. 95, N1-2, -P.3-18.

45. Chouard C.H. et al. Resultats cliniques de l'implant cochle-aire a multi-electrodes. //Ann.Otolaryng. (Paris), 1981, -V. 98. N12,-P.593-612.

46. Chouard C.H., Fugain C., Alcaras N. Les possibilités de transmission du langage par la prothese auditive implantee Chorimac. //Bul1.audiphonol., 1983, -Y.16, N.6-7,-P.741-747.

47. Chouard C.H.,Fugain C., Meyer B., Gegu D. Prognostic evaluation of the multichannel cochlear implant. //Acta oto laryngol. , 1984,-V.98, Suppl. N. 411,,-P. 161-164

48. Clark G.M. A hearing prostheses for severe perceptive deafness-experimental stadies. //J. Laryng., 1973,- N.10,-P. 929-945.

49. Clark G.M.,Kranz H.G., Minas H., Nather I. Histopathological findings in cochlear implants in cats. //J. Laryngol.,1975,-V.89. N.5,~P. 495-504.

50. Clark G.M., Hallworth R.J. A multiple electrode array for a cochlea implant. //J. Laryngol.,Otol. 1976,-V. 90, N7,-P.623-627.

51. Clark G.M. ,Tong Y.C., Black R., Forster I.C. et al. A multiple electrode cochlear- implant. //J. Laryngol.Otol. ,1977,-V.91 -P.935- 945.

52. Clark G.M., Black R., Forster I.e., Patrick J.F., Tong Y.C. Desing criteria of a multiple-electrode cochlear implant hearing prosthesis. //J. Acoust. Soc. Americ., 1978.,-V.63,-P. 631-633.- 138

53. Clark G.M., Pyman B.C., Bailey Q.R. The surgery for multip-e-electrode cochlear implations. //J. Laryngol. Otol., 1979,-V. 13,-P. 107-109.

54. Clark G.M., Tong Y.C., Martin L.F. A multiple-channel coch-.ear implant: An evalution using closed-set spondiac- vords. //J. „aryrigol.Otol., 1981,-V.95, N5,-P.461-464.

55. Clark G.M., Blarney P.J., Brown A.M. et al. The University of 4elbourne-NUCLEUS multi-electrode cochlear implant // Adv.Otorhi-lolaringol.-1987.- V. 38. -P.1-181.

56. Cohen N.L., Waltzman S.B. Influence of processing strategies )f cochlear implant performance. //Ann-Otol-Rhinol. Suppl.,1995, ^pr. ,-Y. 165,-P.9-14.

57. Douek E.,Fourcin A.J., Moore B.C., Clark G.M. A new approach :o the cochlear implant. // Proc. Roy. Soc. Med., 1977,-V.70,-P. 379-383.

58. Duckert L.G., Miller J.M. Acute morphological changes in guinea pig cochlea following electrical stimulation. //Ann.Otol.Rhinol.Laryngol. 1982, -V. 91,-P 33-40.

59. Eddington D.K. Speech discrimination in deaf subjects with cochlear implants. //J. Acoust.Soc.Amer. -1980, -V.68, -N.3, -P. 385-891.

60. Fayad J., Linthicum F.H:, Otto S., Galey F.R., House W.F. Dochlear Implants: Histopathologic Findings Related to performance in 16 Human temporal Bones. // Annals of Otol.Rhinol.Laryngol. 1991, -V. 100, N 10,-P.807-812.'

61. Gallego S., Garnier S., Micheyl C., Truy E., Morgon A., Collet L. Loudness growth functions and EABR characteristics in Di-gisonic cochlear implantees. //Acta Otolaryngol. 1999. -V.119. -N2.-P.234-238.

62. Geurts L., Wouters J. Enhancing the speech envelope of continuous interleaved sampling processors for cochlear implants. // J. Acoust. Soc. Am. 1999. -V.105. -N4.-P.2476-2484.

63. Gulya A. J.,Stevens D.M. ,Dut,ka A. J. ,Christman C.L. Morphologic and electrophysiogic effects of cochlear implantation and electrical stimulation. //Am. J. Otol. -1992, -V.13, N1,-P.68-73.

64. Hochmair-Desoyer I.J., Hochmair E.S., Fisher R.E. ,Burian K. Cochlear prosthesis in use: resent pich comprehension results.- 139

65. Arch.Oto.-Rhino.-Laryngol. 1980, -V. 229, -P.81-98.

66. Hochmair I.J., Hochmair E.S. Anordnung zur electrischen Sti-ulation des Gehörnervs. Патент ФРГ DE 3 034 394 от 25.11.84.

67. Hochmair I.J., Hochmair E.S. Single channel auditory stimu-ation system. EP 0 076 069, 1986.

68. House W.F. Urban I. Long term results of electrode implanta-ion and electronicstimulation of the cochlea in man. //Ann. »toi. Rhinol. Laryngol. 1973,-V.82, N4,-P.504-517.

69. House W.F. Cohlear implans. //Ann. Otol. (St. Louis) 1976, V.85, Suppl.27,-P.1-93.

70. House W.F.,Eisenberg L.I. The cochlear implants in prescho-)l-aged children. //Arch, oto-laryng.,1983, -V.95, N 5-6, -P. )32-639.

71. Huang C.Q., Shepherd R.K.,. Carter P.M., Seligman P.M., Tabor B. Electrical stimulation of the auditory nerve: direct current measurement in vivo. // IEEE Trans. Biomed. Eng. 1999. -V.46.-N4. -P.461-470.

72. Kessler D.K. The CLARION Multi-Strategy Cochlear Implant. //Ann. Otol. Rhinol. Laryngol. 1999. Suppl.177(4).-P.8-16.

73. Kiang N.Y.S. Moxon E.C. Physiological consideration in artificial stimulation of the inner ear. //Ann. Otol.,Rhinol.Larin-gol.,1972,-V.81, N5,-P.714-730.

74. Jucleus).// Otol. Rhinol. Laryngol.1996,-V.58,-P.127-135.

75. Klinke R. Hartman R. Physiologische Grundlagen einer Horp-)these. //Arch. Oto-Rhino-Laringol. 1979., -V. 223.,-P.77-137.

76. Knauth M., Hartmann R., Klinke R. Discharge pattern in the jditory nerve evoced by vowel stimuli a comparison between aco-stical and electrical stimulation. //Hear.Res. -1994,-V.74,1.2, -P.247-258.

77. Leake-Jones P.A., Walsh S., Merzenich M.M. Cochlear patholo-ies following chronic intracoc-hlear electrical stimulation. // nn.Otol.Rhinol.Laryngol. 1981, -V. 90, Suppl.82, -P.6-8.

78. Leake P.A.,Snyder R.L. Hradek G.T. Chronic intracochlear lectrical stimulation in neonatally deafened cats effects of in-ensity and stimulating electrode location. //Hear. Res. -1992, V.64(1), -P.99-117.

79. Lehnhardt E. Cochlear implant: Prognose-faktoren. //Auris asus Larynx.- 1989.- V.16, Suppl.l, -P.1-8.

80. Matsushima J., Harada C., Sakai N., Ifukube T. Neural res-)onses to electrical stimulation of the cochlea in guinea pigs. '/ Auris-Nasus-Larynx. 1994, -V.21, N.4, -P.201-208.

81. Mckay C.M., McDermott H.J.,Vandali A.E., Clark G.M. A comparison of speech reception of cochlear implantees using the Spectral Maxima Sound Processor (SMPS) and the MSP (MULT IPEAK) processor. //Acta-Otolaringol-Stockh. 1992,-V.112, N5.-P.752-761.

82. Mckay C.M., McDermott H.J., Clark G.M. Pitch percepts associated with amplitude-modulated current pulse trains in cochlear implantees. // J. Acoust. Soc. Amer. -1994, -V.96, N5 9 Pt 1),-P. 2664-2673.

83. Mckay C.M., Yandali A.E., McDermott H.J., Clark G.M. Speech processing for multichannel cochlear implants variations of the Spectral Maxima Sound Processor strategy. //Acta-Otol.-Stockh. 1994, -V.114, N1,-P.52-58.

84. McKay C.M., McDermott H.J. h Clark G.M. Pitch matching of amplitude-modulated current puis trains by cochlear implantees.// Journal of Acoustical Society of America. -1995, -V.97, N3, -P.1777-1785.

85. Mercer H.D., White R.L. Photolithographic fabrication and physiological performance of microelectrode arrays for neural- 141

86. Simulation. //IEEE Trans. Bio-Med. Eng. 1978,-V.25,-P.494-500.

87. Michelson R.P., Schindler R.A. Multichannel cochlear imp-,ant. Preliminary results in man. //Laringoscope, 1981,-V.91, N. -P.38-42.

88. Millar J.B. Tong Y.C., Blarney P.J. Clark G.M. Speech processing for electrical of the auditory nerve. Int. Conf. Speech Input/Output: and Appl.,24-26 March,1986, -P.178-183.

89. Miller J.M., Pfingst B.E. Commentari strategies for encon-jing speech by a cochlea prosthesis. //Arch, of Otolar., 1984, -V.110, N.3,-P.139.

90. Ni D.F. A physiological investigation of chronic electrical stimulation with scala tympani electrodes in kittens. // Dhung. hua. Erh. Pi. Yen. Hou. Ko. Tsa. Chih. -1992, Dec. -14(6), -402-406. (Abstract)

91. Ni D.F. Cochlear pathology following chronic electrical sti-nulation in cats.//Chung.hua.Erh. Pi. Yen. Hou.Ko.Tsa.Chih. 1993, v.28(l), p.11-23.(Abstract).

92. Parkin J.I. Surgical technique for implantation of the "Ine-raid" (Symbion) multi-channel cochlear implant //Symbion P/N 950034 Rev OA.-1988.- P.1-23.- 142

93. Parkin J.L.,Randolph L.J.,Parkin B.D. Multichannel (Inera-.d ) Cochlear Implant Update //Laringoscope /1993, -V. 103.(Aug.)->. 835-841.

94. Pfingst B.E.Morris D.J. Stimulus features affecting psychophysical detection thresholds for electrical stimulation of the XDchlea //J. Acoust. Soc.Amer. -1993,-Y.94, N3 Pt.l, -P.1287-94.

95. Pfingst B.E., Holloway L.A. et al. Effects of stimulus le-rel on nonspectral frequency discrimination by human subjects. // tear. Res. -1994, -P.78, N2,-P. 197-209.

96. Pfingst B.E.,Miller A.L.,Morris D.E. et oth. Effects of ?lec-trical current configuration on stimulus detection. //Ann. Dtol. Rhinol.Laryngol. Suppl. 1995, Sept.-V.166, -P.127-131.

97. Pfingst B.E.Morris D.J.,Miller A.L. Effects of electrode configuration on threshold functions for electrical stimulation Df the cochlea. //Hear.Res. -1995, -V85,-N 1-2, -P.76-84.

98. Pialoux P., Chouard C.H., Meyer B., Fugain C. Indications and results of the multichannel cochlear implant. //Acta oto-laryngol. ,1979, -V.87, -P. 185-190.

99. Ponton C.W., Don M., Waring M.D., Eggermont J.J., Masuda A. Spatio-temporal source modeling of evoked potentials to acoustic and cochlear implant stimulation. //Electroencephalogr.Clin.Neu-rophysiol. 1993,-V.88, N6.-P.478-93

100. Raggio M.W. ,Schreiner C.E. Neuronal responses in cat primary auditory cortex to electrical.cochlear stimulation 1. Intensity dependence of firing rate and response latency. //J.Neurophysiol. -1994, Ndv.,-V.72(5),-P.2334-2359.

101. Shannon R.V. Multichannel electrical stimulation of the auditory nerve in man I. Basic psychophysics. // Hear.Res.,-1983. -V.ll, N2,-P.157-189.

102. Shannon R.V. Multichannel electrical stimulation of the auditory nerve in man 11.Channel interaction. // Hear.Res.,-1983. -V.12,- N1,-P.1-16.- 143

103. Simmons F.B. Electrical stimulation of the auditory nerve in ats. //Ann. Otol.,Rhinol. ,Laryngol. (St.Louis),1979,-P.88,N.4,-P. 33-539.

104. Simmons F.B. Mathews R.G., Walker M.G., White R.L. A Functi-ning multichannel auditory nerve stimulation. //Acta otolaryng. Stockh.) 1979,-V.87, N 3-4,-P. 170-186.

105. Thoronton A.R.D, The technical aspects of cochlear implanta-Lion. //Scand.Audil.,1978, Suppl. 6,-P.379-409.

106. Toundorf J. Cochlear prosthesis. A state-of-the-art review. //Ann. Otol.(St.Louis), 1977, vol.86, N6, Suppl. 44.-P.1-20.

107. Tykocinsk.y M., Shepherd R.K., Clark G.M. Reduction in exi-tability of the auditory nerve following electrical stimulation at high stimulus rate. //Hearing Research,1995, -V.88,-P.124-142.

108. Wallenberg E.L.,Hochmair E.S. Hochmair-Desoyer I.J. Initial results with simultaneous analog and pulsatile and pulsatile stimulation of the cochlea // Acta oto-laryngol. 1989.-V.107, N469. -P.140-149.

109. Walloch R., DeWeese D.,Brummett R. Vernon J. Electrical- 144 stimulation othe inner ear. //Ann. Otol., Rhinol., Laringol., 1973,-V. 82,-P. 473-485.

110. Weber J.L.M., Bloch S., Noack J.C., Chouard C.H., Macleod P. Appareil de stimulation neurale pour protese auditive. ЕР 0 219 380, 1990.

111. Williamson D.G. ,Khoury-Ghaffary J. Kochleare implante: eine Ubersicht der USA-forschung. //Audil.Akust.,1985, Bd.24, N.3, -P.66-70, 74, 76-77.

112. Zimmerman-Phillips S., Murad C. Programming- features of the CLARION Multi-Strategy Cochlear Implant. //Ann. Otol. Rhinol. La-ryngol. 1999. Suppl.177(4).-P.17-21.

113. Zollner M., Hoffman C., Zwicker E. Horprothese zur elect-rischen Stimulation des Hornervs. Патент ФРГ DE 3 008 667 от 25.08.83.

114. Zwicker Е. In: Handbook of sensory physiolodgy. Berlin. 1975,-V.5, pt. 2,-P.401-448.