способ моделирования биофизических процессов, реализующих механизм и электронную модель периферического отдела слуховой системы человека

Формула изобретения

Способ моделирования биофизических процессов в периферическом отделе слуховой системы человека, отличающийся тем, что:

звуковой сигнал представляют в виде суперпозиции отдельных составляющих тонов входного сложномодулированного колебания, образованного наложением нескольких звуковых колебаний;

обработку колебания проводят на модели обработки сигнала в наружном, среднем и внутреннем ухе,

причем в качестве модели обработки сигнала в наружном ухе используют широкополосный усилитель со средней частотой усиления 3 кГц;

в качестве модели обработки сигнала в среднем ухе используют параметрическую систему, в которой параметр одного из реактивных ее элементов изменяется во времени синхронно с изменениями параметров входного сложномодулированного колебания, а в качестве модели обработки сигнала во внутреннем ухе используют дисперсионную линию задержки, принцип действия которой основан на зависимости скорости распространения упругих звуковых волн от частоты.

Описание изобретения к патенту

Изобретение относится к медицине, а именно оториноларингологии, конкретно к моделированию процессов, реализующих механизм слуха человека в периферическом отделе слуховой системы человека.

Известны модели, позволяющие изучить механизм слуха человека. Одной из первых и общеизвестных явилась модель слуха, которую предложил Н.Helmholtz [1]. Согласно модели процессы, определяющие природу слуха, устанавливают, что механические колебания окна преддверия передаются перилимфе, которая в свою очередь вызывает колебания базилярной пластинки. Последняя же, имея частотно-зависимые сегменты, резонирует в ответ на звуковые сигналы только тех частот, которые совпадают с собственной частотой конкретных сегментов. Описанный механизм слуха по Н.Helmholtz испытывает несколько затруднений:

а) согласно модели базилярная пластинка должна находиться постоянно в состоянии напряжения, что в эксперименте не наблюдается [6];

в) модель не может объяснить феномен восприятия ухом частоты в 100 Гц, отсутствующей на входе физически, в присутствии только тонов в 1100, 1200 и 1300 Гц.

Наиболее известной альтернативной моделью слуха является так называемая телефонная теория, W.Rutherford [2], в которой тоже возникает проблема, связанная с невозможностью передачи сигнала частотой свыше 1 кГц из-за наличия абсолютно рефрактерного периода нервного волокна. Положительному разрешению этой проблемы способствовало создание «принципа залпов», который предложил Е.Wever [3].

Феномены моделей, предложенных Н.Helmholtz и W.Rutherford, объясняет модель, предложенная в [4], выявляющая (на базе анатомо-гистологических представлений о структурах внутреннего уха и их физиологических функций) биофизические процессы для установления механизма слуха (с использованием явлений дисперсии звуковых волн от поступающего во внутреннее ухо волнового пакета в перилимфатической камере и интерференции звуковых волн в спиральном органе) с последующей их интерпретацией в качестве биофизической (волновой) модели слуха. Она объясняет восприятие ухом частоты в 100 Гц, отсутствующей физически, в присутствии только тонов в 1100, 1200 и 1300 Гц. Она же отражает и принцип сегментации базилярной пластинки, ответственной за восприятие звуковых сигналов конкретных частот, который предложил Н.Helmholtz, но при этом не требует постоянного напряжения базилярной пластинки. Здесь также прослеживаются идеи телефонной теории W.Rutherford, по которой звуковые волны любой частоты можно обнаружить в любой точке перилимфатического пространства.

В то же время, здесь биофизический процесс, определяющий механизм слуха, «реализуется образованием на преддверной мембране стоячей волны, как результат интерференции бегущих вдоль нее и отраженных от ее незакрепленной апикальной части края волн», тогда как установлено, что звук непрерывно колеблет стремя, к геликотреме регулярно следуют бегущие волны, стоячие же волны не наблюдаются [5, 7]. При этом жесткость базилярной мембраны от стремени к геликотреме снижается (базилярная мембрана с переменной по длине жесткостью), поэтому скорость распространения волн постоянно падает, а их длина уменьшается. По той же причине их амплитуда сначала увеличивается (схема бегущей волны в два момента времени представлена на фиг.1), становясь значительно больше, чем около стремени, но под действием гасящих свойств заполненной жидкостью каналов внутреннего уха вскоре после этого уменьшается до нуля, обычно - еще перед геликотремой. Где-то между точками возникновения волны и ее затухания находится участок, где ее амплитуда максимальна. Этот амплитудный максимум зависит от частоты: чем она выше, там он ближе к стремени и чем частота ниже, тем дальше. В результате амплитудному максимуму каждой частоты в диапазоне слышимости соответствует специфический участок базилярной мембраны. Это и называется частотной дисперсией [5]. На фиг.2 представлена трехмерная реконструкция этой волны (по оси x отложена длина базилярной мембраны (мм); y - ширина мембраны (мм); z - амплитуда бегущей волны (мкВ)).

Целью предлагаемого способа является моделирование, позволяющее выявить биофизические процессы (на базе анатомо-гистологических представлений о структурах периферического отдела слуховой системы человека и их физиологических функциях) для установления механизма слуха с последующей ее интерпретацией в электронную модель.

В качестве аналогов предлагаемого способа, устанавливающих механизм слуха, взяты модели, предложенные Н.Helmholtz, [1] (с экспериментальными данными G.Beresy [6]), W.Rutherford [2], а также патент на изобретение [4].

Сущность изобретения заключается в следующем. Современные данные об анатомо-гистологических структурах периферического отдела слуха [5] свидетельствуют, что данный отдел состоит из наружного, среднего и внутреннего уха. Функции наружного уха (ушная раковина, наружный слуховой проход и внешняя сторона барабанной перепонки) сводятся к обеспечению направленного приема звуковых волн. Ушные раковины являются рупором и способствуют концентрации звуков, исходящих из разных участков пространства, в направлении наружного слухового прохода, а также ограничивают поток звуковых сигналов, наступающих с тыльной стороны головы. Собственная (резонансная) частота колебаний наружного прохода составляет около 3 кГц (как у контура с низкой добротностью). Усиление интенсивности звуков на резонансной частоте наружного уха человека заметно на частотно-пороговой кривой слуха и составляет около 10 дБ [8].

В среднем ухе колебания барабанной перепонки приводят в движение молоточек, присоединяющуюся к нему наковальню и конечную в этой цепи косточку - стремечко. Звуковое давление в среднем ухе усиливается в 20 раз, а полоса его пропускания без ослабления сигналов составляет около 1 кГц [8]. В среднем ухе расположены мышцы среднего уха, прикрепленные соответственно к молоточку и стремени (мышца, натягивающая барабанную перепонку, и стапедиальная мышца). Согласно источнику [5], при воздействии звука их рефлекторное сокращение ослабевает передачу, так как импеданс среднего уха изменяется. Этот механизм не защищает от звуков избыточной громкости. Функциональное значение рефлексов среднего уха остается неясным [8].

Во внутреннем ухе колебания стремени через овальное окно улитки передаются перилимфе вестибулярной лестницы. Поскольку жидкость во внутреннем ухе несжимаема, то должна существовать какая-та структура, обеспечивающая уравнивание давлений. Это - круглое окно. Его мембрана выгибается в направлении, противоположном движению стремени. Последнее, в то же самое время выводит из состояния покоя ближайшую к нему базальную часть средней лестницы, вместе с охватывающими ее рейснеровой и основной мембранами, и она колеблется верх и вниз по направлению то к вестибулярной, то к барабанной лестнице. Смещение его основания генерирует волну, распространяющуюся от стремени к геликотреме, как по туго натянутой веревке [5].

Известно, что основными функциями периферического отдела слухового анализатора являются [5,7]:

1. Усиление входного сигнала (стимула).

2. Пространственно-временная фильтрация сигнала.

3. Обеспечение условий оптимального приема сигнала, включающих

а) преднастройку периферического отдела слуховой системы на ожидаемый сигнал;

в) фокусирование сигнала;

с) увеличение направленности стимула.

Отсюда можно допустить, что периферический отдел слухового анализатора обеспечивает гибкую подстройку к изменениям во времени и в пространстве параметров входного сигнала в процессе его приема и обработки.

В то же время известно, что большинство звуков, воспринимаемых человеческим ухом, можно представить сложномодулированными колебаниями, образованными наложением (суперпозицией) нескольких колебаний (несмотря на то, что в реальной среде звук имеет тенденцию к диспергированию [4]). Обычно это сочетание основной частоты и нескольких кратных ей по величине гармоник (таковы, например, музыкальные звуки). Колебания же одной частоты, называемых тонами, в повседневной жизни практически не встречаются [5].

Такое представление звуков, воспринимаемых человеком, дает объяснение эффекту восприятия ухом тона с частотой 100 Гц, отсутствующего в исходном звуке. Это результат суперпозиции отдельных составляющих сложномодулированного колебания на входе слуховой системы (комбинационные частоты), в отличие от модели, предложенной в аналоге [4], где доказывается, что аналогичный эффект происходит во внутреннем ухе.

Из вышеизложенного следует, что с точки зрения приема и обработки звукового сигнала электронной моделью наружного уха может стать обычный широкополосный усилитель со средней частотой усиления, равной 3 кГц.

Электронной моделью среднего уха высокого уровня адекватности может стать параметрическая система, т.е. система с переменными во времени параметрами, отражающая свойства периферического отдела слухового анализатора. Одним из главных аргументов здесь становится тот факт, что любая линейная система с постоянными параметрами принципиально может быть адекватным только простейшему виду колебаний - синусоиде. Параметрическая система адекватна сложномодулированному колебанию, законы модуляции амплитуды и частоты которого отражены в синхронных изменениях параметров самой системы [10, 11]. В этом случае сложномодулированное колебание на входе периферического отдела слуховой системы в общем случае может быть представлено в виде [11]

где (t) - закон изменения амплитуды; (t) - некоторая функция времени, определяющая закон изменения фазы с размерностью времени.

Параметрическая система, отвечающая условию обобщенного резонанса [6], может быть математически описана дифференциальным уравнением с переменными во времени коэффициентами (t) и (t) [11]:

Тогда, с учетом высокого уровня адекватности звукового стимула для слуховой системы, коэффициенты дифференциального уравнения (2), описывающего параметрическую модель периферического отдела слуховой системы, должны изменяться по законам, учитывающим структурные свойства колебания (1) [11]:

Электронной моделью, реализующей процесс обработки сигнала в среднем ухе, может стать самосинхронизирующаяся параметрическая система, один из реактивных параметров которой изменяется по закону, учитывающему структурные свойства входного сложномодулированного колебания [11]. Можно предположить, что такие синхронные изменения условий обработки звукового стимула в среднем ухе обеспечивают барабанная и стапедиальная мышцы.

В случае внутреннего уха (на базе анализа анатомо-гистологических представлений о его структурах и их физиологических функциях) адекватной электронной моделью обработки звукового сигнала может стать дисперсионная линия задержки, в которой используется физическое явление дисперсии упругих звуковых волн в твердых телах - зависимость скорости распространения волн от частоты [12]. Таким образом, электронная модель периферического отдела слуховой системы человека состоит из модели обработки сигнала в наружном, среднем и внутреннем ухе. При этом в качестве модели обработки сигнала в наружном ухе используется широкополосный усилитель со средней частотой усиления 3 кГц, модель обработки сигнала в среднем ухе представляет собой параметрическая система, в которой один из реактивных параметров является синхронно изменяемым во времени с учетом структурных свойств входного сложномодулированного колебания, а моделью обработки сигнала во внутреннем ухе является дисперсионная линия задержки, принцип действия которого основан на зависимости скорости распространения упругих звуковых волн от частоты.

Пример электронной модели периферического отдела слуховой системы человека имеет вид, представленный на фиг.3 (1 - широкополосный усилитель; 2 - корректирующая цепь; 3 - самосинхронизирующаяся параметрическая система обработки сигнала; 4 - реактивный модулятор; 5 - дисперсионная линия задержки).

Литература

1. Руководство по оториноларингологии. / Под ред. П.Б. Солдатова. - М.: Медицина. - 1994.

2. Rutherford W. // J. Anat. Phisiol.l986. - V.21. - P.166-168.

3. Wever E.G. Theory of Hearing.-N.J.: Dover. - 1949.

4. Способ выявления биофизических процессов, реализующих механизм и биофизическую (волновую) модель слуха человека: № 2146878 РФ: МПК⁷ А6185/12/ Овчинников Е.Л., Еремина Н.В., заявл. 08.07.1997, опубл. 27.03.2000.

5. Дудель Й., Рюэгг Й., Шмидт Р. и др. Физиология человека. В 3-х томах. Т.1.: Пер. с англ. / Под. ред. Р. Шмидта и Г. Тевса. - М.: Мир, 1996. - 198 с.

6. Wever E.G. Theory of Hearing. - N.J.: Dover. - 1949.

7. Rhode W.S. Cochlear mechanics, Ann. Rev. Physiol., 4, 261-273 (1984).

8. Основы физиологии человека в 2-х томах. Т2 / Под ред. акад. РАМН Б.И. Ткаченко. - С.-Пб.: МФИН, 1994-415 с.

9. Keidel W.D., Neff W.D. (eds). Handbook of Sensory Physiology, Berlin - Heidelberg - New York, Springer, Vol. V, 1 (1974), Vol. V, 2 (1975), Vol. V, 3 (1976).

10. Виницкий А.С. Модулирование фильтры и следящий прием ЧМ сигналов. - М.: Сов. Радио, 1969-548 с.

11. Гаджиев М.И. Основы параметрической фильтрации и режекции. - Махачкала: РИО ДГУ, 1988.-80 с.

12. Баскаков С.И. Радиотехнические цепи и сигналы. - М.: Высш. школа, 2000, - 262 с.