DE3008677C2 - Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs - Google Patents
Hörprothese zur elektrischen Stimulation des HörnervsInfo
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- A61N1/36036—Applying electric currents by contact electrodes alternating or intermittent currents for stimulation of the outer, middle or inner ear
- A61N1/36038—Cochlear stimulation
Description
Die Erfindung betrifft Verfahren zur elektrischen Stimulation des Hörnervs nach dem Oberbegriff des
Anspruchs 1 und Multikanal-Hörprothesen zur Durchführung des Verfahrens. Solche Verfahren und Prothesen
sind z. B. bekannt aus der DE-OS 28 11 120.
Die fortschreitende Miniaturisierung elektronischer Schaltungen hat zur Herstellung kleiner Reizstromgeber
geführt, die zur elektrischen Reizung von Nerven und Muskeln in den Körper implantiert werden können.
Außer für die Reizung der Herzmuskeln (Herzschrittmacher) etc. sind auch Schaltungen bekanntgeworden,
die zur Reizung der Hörnerven geeignet sind. Die Ein- und Mehrkanalelektrodensysteme sind so aufgebaut,
daß sie kleine Reizströme abgeben können. Zu ihrer Funktion als Hörprothese für Gehörlose können sie
aber nur dann zur Anwendung kommen, wenn das Innenohr zwar funktionsunfähig ist, der Hörner/ aber
einschließlich höherer Verarbeitungsstellen zur Informationsübertragung und -verarbeitung noch intakt ist.
Bei Gehörlosen mit solchen Schädigungen kann ein kleiner Empfänger im Mastoid implantiert werden. Vom
Implantat können dann über ein Elektrodenbündel Reizströme übertragen werden. Die Signale werden in
einem außerhalb des Körpers getragenen Teil des Gerätes aus den Schallereignissen, die dem Träger des
Gerätes übermittelt werden solten, erzeugt und über einen kleinen Sender auf den implantierten Empfänger
drahtlos übertragen, um die galvanische Verbindung durch die Haut und die damit verbundenen Gefahren
tnner Infektion zu vermeiden.
Aus der DE-OS 28 11 120 ist eine Schaltung für eine
Hörprothese mit drahtlos transkutaner Signalübertragung bekannt Der Aufbau dieser Prothesen ist aber
insbesondere beim Sender kompliziert. Daraus ergibt sich die Möglichkeit erhöhter Störanfälligkeit Die
Schaltung bedient sich außerdem bei der Übertragung der PLM (Puls-Längen-Moduiation). Dabei wird ein
Gleichrichter benutzt, der das zur Nervenrei2ung benutzte Signal unipolar macht Derartige Signale
können aber zur Elektrolyse an den Übertragungselektroden und damit zur Beeinträchtigung des Anschlusses
an die Nerven, wen? nicht gar zu emer Verletzung
führen.
Die Erfindung geht davon aus, daß es für den außerhalb des Körpers getragenen Teil des Gerätes,
d. h. den Umsetzer uer Schallereignisse in übertragbare Signale, und den Sender an sich keine wesentliche.
Beschränkungen hinsichtlich Aufbau und Größe gibt, während man für den implantierten Teil von bestimmten
Randbedingungen auszugehen hat, wie etwa:
1. Der Empfänger soll geringes Volumen besitzen (maximal 2 cm3), damit er nahe am Hönierv
implantiert werden kann, so daß die Elektroden kurz bleiben können. Lange Elektrodendrähte
ergeben elektrische (Übersprechen) und mechanische (Drahtbruch bei Bewegung) Probleme.
2. Es sollen wenigstens 10 bis 20 Elektroden (laut Anmeldung bis zu 24) vorgesehen werden können,
die im Bereich von Frequenzen zwischen I1OO und
5000 Hz Reizströme von wenigstens 10 μΑ liefern
können, wobei die Form der Signale in weiten Grenzen frei wählbar sein soll, damit nach erfolgter
Implantation mit dem Patienten in Versuchen die optimale Reizstromform gefunden und eingestellt
werden kann.
Der Innenwiderstand der Schaltung sollte möglichst hoch sein, damit an den Übertragungspunkten der
Elektroden (Elektrodenspitzen) der Strom eingeprägt wird. Gleichzeitig darf aber mit Rücksicht auf
Elektrolyse die Spannung nicht zu hoch werden, um eine Schädigung des umliegenden Gewebes zu vermeiden.
Gegebenenfalls wäre hierfür eine Stromquelle mit Spannungsbegrenzung vorzusehen.
3. Die Trennung der vorhandenen Kanäle soll wenigstens 30 dB betragen, d. h., wenn an einer
Elektrode ein Reizstrom/,erzeugt wird, so sollte im
Interesse hoher Kanaltrennung der an einer anderen Elektrode von /, hervorgerufene Sirom
<//32 sein. Der Bruch mit dem Nenner 32 ergibt
sich aus den 30 dB. Ein Wert, der größer ist, würde
die Kanaltrennung noch verbessern, d.h. das Oberspi-echen reduzieren, ein solcher, der kleiner
ist, würde die Kanaltrennung auf niedrige Werte verringern.
Außerdem müssen die implantierten Materialien mit dem Gewebe verträglich sein. Sie dürfen sich auch nach
jahrelanger Implantation nicht verändern.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, bei einem lu
Verfahren nach dem Oberbegriff des Anspruchs 1 und einer Prothese zur Durchführung dieses Verfahrens den
Aufwand hinsichtlich Platz- und Energiebedarf herabzusetzen und die Betriebssicherheit zu erhöhen. Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch die im ,-,
kennzeichnenden Teil des Patentanspruchs 1 angegebenen Maßnahmen gelöst
Sollen über einen nachrichtentechnischen Kanal (im folgenden als HF-Kanal bezeichnet) verschiedene
unabhängige Signale übertragen werden, bedient man sich in der Regel der Multiplextechnik. Beim Frequenzmultiplex
wird die niederfrequent» Information (der NF-Kanäle) verschiedenen HF-Trägern a<iimodiiliert
Dadurch entstehen hochfrequente, bandbegrenzende Signale, die im Empfänger etwa durch Bandfhter wieder
getrennt werden müssen. Zur guten Trennung der Kanäle sind entweder Filter mit steilen Flanken oder ein
sehr breites Übertragungsband nötig. Beides führt aber zu einem Aufbau, der bei heutiger Technologie den
obengenannten Randbedingungen widerspricht. w
Nach der Erfindung wird daher die Übertragung der Signale in Zeitmultiplextechnik durchgeführt, bei der η
NF-Kanäle der Reihe nach von Kanal 1 bis Kanal η abgetastet werden. Nach dem η-ten Kanal wird wieder
der 1. Kanal abgetastet usw. Die Abtastwerte werden r> nacheinander über einen HF-Kanal im Frequenzbereich
um 100 bis 500, insbesondere 240 kHz, übertragen. Eine
5-kHz-NF-Schwingung müßte gemäß dem Abtast-Theorem mindestens zweimal, also alle Τ=100μ$,
abgetastet werden. Sollen insgesamt 24 Kanäle übertragen werden, bleibt für den Abtastwert jedes
einzelnen NF-Kanals nur eine Zeitspanne
45
Im Empfänger können dann die einzelnen übertragenen NF-Kanäle wieder durch synchrongesteuerte
Schalter (Demultiplexer) getrennt werden. Für gute Trennung der Kanäle ist dabei eine kurze Schaltzeit
(< 1 μ$) wünschenswert Nach den Schaltern sorgen
Haltekondensatoren für »Ladungsspeicherung« für die Zeit zwischen zwei Ab:?.stwerten.
Zur Verbindung der NF-Signale mit dem HF-Kanal wird von der Puls-Anplituden-Modulation (PAM)
Gebrauch gemacht, die bipolar ist, wodurch eine Elektrolyse am Übertragungskontakt von vornherein
vermieden ist. Mit. der PAM ergibt sich eine Stromeinprägung auf das Nervengewebe, was aus
physiologischer Sicht einen besseren und langzeitstabileren Reiz darstellt, als die Energieeinprägung der PLM
nach der DE-OS 28 11 120. Außerdem ist nach der Erfindung der PAM gegenüber der Puls-Code-Modulation
(PCM) der Vorzug gegeben. Zwar ist die PCM-Methode weniger empfindlich gegenüber Dämpfungen
im Übertragungsweg. Sie erfordert aber bei der Codierung und bei der Decodierung größeren Aufwand,
Beim derzeitigen Stand der Technologie führt dies aber zu Schwierigkeiteii hinsichtlich Bedarfes an Platz und
Informationsfluß. Letzteres äußert sich darin, daß bei
bo vorgegebenem Platz bei der PCM weniger Kanäle oder eine geringere Bandbreite oder eine geringere Dynamik
übertragen werden können. Außerdem steigt auch die Wahrscheinlichkeit, daß das Gerät ausfällt weil die
Anzahl der benötigten Bauteile größer ist Zusätzlich ist bei PAM-Demodulation ohne zusätzliche Elemente eine
spannungsbegrenzte Stromeinprägung gegeben.
Für den Aufbau des erfindungsgemäßen implantierbaren Empfängers können handelsübliche integrierte
Bauteile verwendet werden. Als zweckmäßig haben sich
C-MOS-Chips erwiesen, die auf 12 χ 12 mm2 Keramikplättchen
aufgeklebt sind. Mehrere dieser Keramikplättchen (Substrate) können in Sandwich-Bauweise
übereinander angeordnet werden. Ein an sich bekannter Mehrlagen-Dickschichtbaustein verbindet die hochintegrierten
Chips untereinander. Dabei kann als Montagetechnik die Ultraschall-Draht-Bond-Methode angewandt
werden. Leitungen, welche die Substrate miteinander verbinden können, sind nach Art kleiner
Metallkämme ausgebildet Bei der gewählten Technologie ist ea möglich, einen 24-KanaI-Empfänger in der
Größe 12x12x5 mm3 (ohne Gehfr^je) herzustellen.
Eine Verkleinerung des Empfange'S ist erreichbar, wenn monolithische integrierte Bauteile verwendet
werden. Andererseits kann aber in besonderen Fällen durch Weglassen einzelner Substrate eine weitere
Verringerung des Volumens des Empfängers erzielt werden, falls sich z. B. die Übertragung von nur 8 oder
16 Kanälen als für Sprachverständlichkeit ausreichend erweisen sollte. Eine Erhöhung der Kanalzahl kann
andererseits durch Hinzufügen vofi Substraten und
Vergrößerungen des Volumens erreicht werden. Allerdings reduziert sich dabei die Übertragungsbandbreite,
weil die Abtastung in größeren Zeitabständen erfolgen müßte.
Das Gehäuse weist einerseits Anschlüsse für die beiden Aufnahmeinduktionsspulen auf, weiche die von
außen aus dem Umwandlungsgerät über zwei Spulen gesendeten Signale aufnimmt. Außerdem kommen aus
dem Gehäuse Anschlüsse der Elektroden heraus. Diese sind in an sich bekannter Weise zu einem Bündel
zusammengefaßt. Gemeinsam mit dem Gehäuse ist das Bündel der Elektroden mit einem gewebeverträglichen
Stoff, etwa einem Kunststoff, wie Silastic, beschichtet.
Die Abmessungen der Elektroden ergeben sich aus einem Kompromiß zwischen Stromdichte und für die
Übertragung erforderlichen Platz. Ein Bündel von Elektroden mit etwa 20 Einzelelektroden sollte in
seinem Gesamtdurchmesser unter dem Durchmesser des Hörnervs liegen. Für die einzelne Elektrode
kommen somit etwa ΙΟΟμπι Durchmesser in Frage.
Dies ist ein Wert.-^er keineswegs beliebig unterschritten
werden darf, weil ein Reizstrom von bis zu 10μΑ
übertragen werden maß, der bereits eine Stromdichte von 100 mA/cm2 ergibt. Werden derart hohe Stromdichten
über lange Zeit erzeugt, kann es zu einer Zerstörung des an der Elektiode anliegenden Gewebes kommen.
Zusätzlich zur Reizstromdichte ist auch die Reizspannung zu berücksichtigen. Je nach Elektrodenmetall und
Reizfrequenz kann bereits bei 0,5 bis 1 V eine Elektrolyse einsetzen, welche ebenfalls zur Zerstörung
des Gewebes führt. Die Elektroden sind so ausgelegt, daß sie im inneren Gehörgang in an sich bekannter
Weise auf den Hörnerv treffen.
Die Bandbreite in jedem NF-Kanal beträgt 5 kHz. Dieser Wert wird durch die Abtastung im 100-us-Abstand
bestimmt. Eine Bandbreite von 5 kHz hat sich bei früheren Untersuchungen (z. B. DE-OS 29 08 999) als
optimal erwiesen, obwohl auch solche von 100 H/ bis
10 kHz anwendbar sind, je nachdem, ob kleinerer oder größerer Autwand anzustreben ist. Die Kanaltrennung
ist zwischen benachbarten Kanälen größer als 4OdB (Meßwerte an einem Prototyp). Zwischen weiter
entfernten Kanälen wurden sogar Werte von mehr als 5OdB erreicht. Die Klirrdämpfungen wurden bei
Übertragung eines 1-kHz-Sinustones im Bereich von Null bis 5 kHz gemessen. ]e nach Aussteuerung, d. h. je
nach übertragener Spannungsamplitude, ergaben sich Werte zwischen 30 bis 4OdB. Der unbewertet. d.h.
linear, gemessene Störabstand beträgt im Frequenzbereich von 2 Hz bis 5,6 kHz etwa 60 dB.
Weitere Vorteile und Einzelheiten der Erfindung werden nachfolgend anhand der in den Figuren
dargestellten Ausführungsbeispiele weiter erläutert. In
der
Fig. 1 ist in einem prinzipiellen Blockschaltbild der
erfindungsgemäße Aufbau gezeichnet und in den
F! ζ. 2 bis 6 'π Diü^ruiTims" die Aufirs^ün0 der
Abtastwerte der PAM im zeitlichen Verlauf.
In der Fig. 1 ist mit 10 ein Mikrofon bezeichnet, welches über eine Leitung 11 mit einer Signalverarbeitungseinrichtung
12 verbunden ist, welche einen Teil des außen am Körper zu tragenden Teiles der erfindungsgemäßen
Prothese bildet.
In der Einrichtung 12 wird das über 11 ankommende
Signal zuerst z. B. in einzelne Frequenzbänder aufgeteilt (12) (z.B. gleiche Bandbreiten und Mittenfrequenzen
wie in DE-OS 29 08 999) und dann z.B. in seiner Dynamik an die Dynamik der Nervenfasern angepaßt
(I2a), die in der unmittelbaren Nähe der zugehörigen Elektrodenspitze liegen. Die Zuordnung der die
Frequenzbänder bestimmenden Bandfilter zu den einzelnen NF-Kanälen, d.h. zu den einzelnen Elektroden,
kann nach erfolgter Implantation im Sender im Kreuzschienenverteiler (12c) individuell für jeden
Patienten vorgenommen werden (Anpassung an den Patienten). Falls erforderlich, kann zwischen Bandfilter
(12a) und Kreuzschiene (12c) auch ein Impulsformer (12ft) eingeschaltet werden, mit dem die Ausgangssignale
der Bandfilter nach den Erfordernissen des Patienten veränderbar sind. Da erst in Zusammenarbeit mit dem
Patienten die für ihn optimale Signalform etc. ermittelt werden kann, muß ein implantierter Empfänger, dessen
Daten in der Regel nicht mehr verändert werden können, so universell aufgebaut sein, daß er eine
Vielzahl von Signalformen (d. h. Reizstromformen) liefern kann. Die vorgeschlagene Schaltung erfüllt diese
Anforderung wegen ihrer hohen Bandbreite von 0 bis 5 kHz ideal. Diese werden dann, wie mit den Leitungen
14 angedeutet, einen. Multiplexer 15 zugeführt, der dann
eine Abtastung der über 14 zugeführten Kanäle in zeitlicher Aufeinanderfolge durchführt, so daß über eine
Leitung 16 und einen Verstärker 17 das zu übertragende Signal einer Sendespule 18 zugeführt wird. Zur
Steuerung des Multiplexers 15 ist ein HF-Generator 19 im Teil 13 vorgesehen, weicher über eine Logikschaltung
20 die Steuerung des Multiplexers 15 bewirkt, wie durch einen Pfeil 21 angedeutet ist Andererseits erfolgt
eine Weiterleitung zu einem Verstärker 22, an welchem eine Induktionsspule 23 angeschlossen ist Die beiden
Spulen 18 und 23 Hegen, wie durch eine gestrichelte Linie 24 angedeutet außen am Körper des Trägers der
Prothese an, dem ein mit 25 bezeichneter Empfänger implantiert ist. Innerhalb des Körpers Hegt gegenüber
den Spulen 18 und 23 jeweils eine Spule 26 und 27, so daß einerseits die von der Spule 18 kommenden
elektrischen Signale und andererseits die HF von 19
übertragen wird. Die Signale von 26 werden über eine Leitung 28 einem Demultiplexer 29 zugeführt, in
welchem synchron zu der Abtastung in 15 eine ·, Abtastung erfolgt, welche in der durch 1 ... η
angedeuteten Weise Signale an durch Pfeile 30 angedeutete Elektroden abgibt. Die Synchronisation
erfolgt, wie durch einen Pfeil 31 angedeutet, über die von 27 kommende Hochfrequenz, die in einer
ID Schaltlogik 32 aufbereitet wird, so daß einerseits die
Synchronisation und andererseits, wie durch Plus und Minus angedeutet, die Versorgung des Empfängers 25
mit Energie aus der übertragenen Hochfrequenz erfolgt.
Die beschriebene PAM-Schaltung kommt den Förde-
ι--, rungen nach Stromeinprägung mit Spannungsbegrenzung recht nahe: unter der Annahme, daß die
Haltekondensatoren an 30', die in den durch Pfeile 30 angedeuteten Elektroden-Zuleitungen liegen (Fig. I),
bei jedem Abtastwert geladen und in der Zeit zwischen
... zvugj AbtastWCrten wriigohend entladen werden. Es
ergibt sich eine Eir.prägung des mittleren Elektrodenstromes
Für niederohmige Lastwiderstände (Gewebewider-
_>; stände) fließt für kurze Zeit ein höherer Strom, und für
hochohmige Lastwiderstände fließt für längere Zeit ein niederer Strom. Der Strommittelwert bleibt aber
praktisch gleich, sofern der Lastwiderstand einen bestimmte?\ Widerstand nicht überschreitet. Dies ist
j» aber bei einem Gerät nach der Erfindung nicht zu
erwarten, weil Metallelektroden des angegebenen Durchmessers niedrige Widerstände ergeben, hine
Begrenzung der Spannung ergibt sich automatisch durch die im Hinblick auf kleinen Leistungsverbrauch
j5 ziemlich niedrige Betriebsspannung des Empfängers
von etwa ±4 V. Eine gegebenenfalls erforderliche zusätzliche Begrenzung der Betriebsspannung zur
Vermeidung von Elektrolyse kann leicht eingebaut werden, etwa in der Form von Begrenzerdioden, die die
AO Spannung an der Spule 26 begrenzen.
In der F i g. 2 ist der Wert K der Abtastung der PAM.
der zwischen /C,und — /C, schwankt, gegen die Zeit rauf
der Abszisse aufgetragen, wobei sich ergibt, daß zur Erzielung gleichspannungsfreier Übertragung im ersten
Drittel der Zeit Δ t, die zur Übertragung eines Kanals zur
Verfügung steht, der Abtastwert Ki übertragen wird. Im
zweiten Drittel wird der negative Abtastwert, d. h. — Ki, übertragen. Ohne diese Maßnahme wäre das PAM-Signal
nicht gleichspannungsfrei, und da der Übertrager
so (vgl. 18,26, F i g. 1) keine Gleichspannungen übertragen
kann, müßte bei der Decodierung ein höherer Aufwand betrieben werden, um entstehende Übertragungsfe.ifer
zu kompensieren. Im letzten Drittel der Zeit wird dann keine Spannung mehr Obertragen, so daß während
dieser Zeit der Demultiplexer auf den nächsten Kanal umschalten kann. Diese Maßnahme vergrößert die
Kanaltrennung.
Im Empfänger 25 wird das erste Drittel abgetastet Mit diesem Abtastwert wird dann über den Demultiplexerschalter
29 ein Haitekondensator 30' (Fig. 1) geladen. Die Entladung dieses Kondensators über den
Lastwiderstand Rl. der durch das an die Elektrode angrenzende Gewebe gebildet ist, entspricht dann
näherungsweise der gewünschten Stromeinprägung von h wenn der Wert des Kondensators C größer ist als
Ät/Ri, Als günstig hat sich dabei der Wert von Cetwa
500 pF ergeben.
Die Abtastwerte können aber auch unter anderer
Anordnung der Zeitdauern übertragen werden. Im Vergleich zum Verlauf der Kurve 35, der Abtastwerte
nach Fig. 2. ergibt die Kurve 36 aus Fig. 3 einen Verlauf, bei welchem zuerst die positive Abtastung
erfolgt, dann ein spannungsfreier Abschnitt 37 und darauf erst der negative Teil 38 liegt, der schließlich
wiederum von einem spannungsfreien Teil 39 gefolgt wird.
Anderseits ist es aber auch möglich, wie in Fig.4
angedeutet ist. den positiven Teil 40 der Abtastung und den negativen Teil 41 auf den ersten Teil der Abtastung
nahe zusammenzulegen, um einen längeren, die Kanäle trennenden spannungsfreien Teil 42 zu erhalten.
Eine andere Variation kann erzielt werden durch Differenzieren der Abtastwerte, so daß der in den
Fig. 5 und 6 dargestellte Verlauf erhalten wird. Die Differenzierung kann, wie in F i g. I gestrichelt angedeutet,
in einem Differenzierungsglied 156 erfolgen. Der Verlauf der zu übertragenden Abtastwerte zeigt dann
ÜMU CiFlC
dül. L/ÜfÜÜI
folgt ein etwas flacherer Abfall 47, der mit Beginn des negativen Teiles des Abtastwerte^ in einen steilen Abfall
48 übergeht, der dann in eine Steigung 49 übergeht, deren Änderung der Änderung in dem Abfall 47
weilgehend entspricht.
in der in F i g. 6 dargestellten Weise stimmt zwar der Anstieg 45' mit dem in Fig. 5 mit 45 bezeichneten
überein, ebenso wie das mit 48' bezeichnete steile Stück mit 48. Nur der Abfall 50 und der Anstieg 51 sind flacher
als diejenigen in F i g. 5.
Sowohl nach F i g. 5 als auch nach F i g. 6 wird durch die Differenzierung ein von Gleichstromanteilen freies
Signal erreicht. Zur Erzeugung differenzierter Signale in 15/j kann die Schaltung von 15;/ auch so gestaltet sein,
daß statt 1/3 aus + K1 und 1/3 aus - K1 usw. nur jeweils
eine Ein- und Ausschaltung des gleichen Signals, also nur + K.oder nur — K„ erfolgt. Schon damit ist z. B. vom
positiven Teil der Kurve 35 (im Bereich von + K, oberhalb der /-Linie liegender Teil der Kurve 35 von
F i g. 2) ein Signal entsprechend F i g. 5 zu erriaiieii.
Hierzu I Blatt Zeichnungen
Claims (6)
1. Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs über die Vielfachelektrode des implantier- ,
ten Empfängers einer Multikanal-Hörprothese mit drahtlos transkutaner Signalübertragung, bei der das
Schallsignal auf mehrere Niederfrequenz(NF)Kanä-
Ie aufgeteilt, in Zeitmultiplexmethode umgesetzt und
als elektrische Stimuli nach Induktionsübertragung
in Elektrodenkanälen zur Einwirkung auf den Hörnerv gebracht wird, wobei der implantierte Teil
einen Signaldemultiplexer aufweist, der über eine Logikschaltung synchron zu dem Multiplexer der
Signal Vorbereitungseinrichtung gesteuert und mit Energie versorgt wird und dieser Teil Elektroden
aufweist mit denen das Signal übertragen wird, dadurchgekennzeichnet, daß die aufgeteilten
Signalteile pulsamplitudenmoduliert (PAM) übertragen werden, wobei für Takterzeugung und
Übertragung der gleiche Oszillator verwendet wird, indem der Äirtasttakt des Multiplexers so gesteuert
wird, daß sich eine Hochfrequenz (HF) ergibt, die in einer Empfangsspule des zu implantierenden Geräteteils
aufgefangen und mittels des Demultiplexers in einzelnen Elektroden den zuordbaren Kanälen
ausgegeben wird, und daß der zur Steuerung vorgesehene Hochfrequenzgenerator über einen
Verstärker mit einer Induktionsspule verbunden ist, über welche die Betriebsenergie des Implantats jo
übertragen wird.
2. Hörpro'hese nach Anspruch 1, dadurch
gekennzeichnet, daß der implantierte Empfänger (25) ein über einen Ntehrlageadickschichtbaustein
verbundener Aufbau ajs auf Keramikplättchen
aufgeklebten CMOS-Chips ist.
3. Hörprothese nach Anspruch 2, dadurch gekennzeichnet, daß der Empfänger (25) mittels
Ultraschall-Drahtband-Methode montiert ist.
4. Hörprothese nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß das übertragene Signal in
einem in der Elektrodenzuleitung (30) liegenden Haltekondensator(30') aufgefangen wird.
5. Hörprothese nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Wert des Kondensators
C=AtZRt wenigstens näherungsweise entspricht (Rl= Lastwiderstand).
6. Hörprothese nach Anspruch 4, dadurch gekennzeichnet, daß der Wert des Kondensators
etwa 50OpF beträgt.
Priority Applications (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE3008677A DE3008677C2 (de) | 1980-03-06 | 1980-03-06 | Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs |
US06/240,129 US4428377A (en) | 1980-03-06 | 1981-03-03 | Method for the electrical stimulation of the auditory nerve and multichannel hearing prosthesis for carrying out the method |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
DE3008677A DE3008677C2 (de) | 1980-03-06 | 1980-03-06 | Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE3008677A1 DE3008677A1 (de) | 1981-09-10 |
DE3008677C2 true DE3008677C2 (de) | 1983-08-25 |
Family
ID=6096479
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE3008677A Expired DE3008677C2 (de) | 1980-03-06 | 1980-03-06 | Hörprothese zur elektrischen Stimulation des Hörnervs |
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---|---|
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DE (1) | DE3008677C2 (de) |
Families Citing this family (90)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
GB8301526D0 (en) * | 1983-01-20 | 1983-02-23 | Fourcin A J | Apparatus for electrical stimulation of nerves |
US4532930A (en) * | 1983-04-11 | 1985-08-06 | Commonwealth Of Australia, Dept. Of Science & Technology | Cochlear implant system for an auditory prosthesis |
US4536844A (en) * | 1983-04-26 | 1985-08-20 | Fairchild Camera And Instrument Corporation | Method and apparatus for simulating aural response information |
US4577641A (en) * | 1983-06-29 | 1986-03-25 | Hochmair Ingeborg | Method of fitting hearing prosthesis to a patient having impaired hearing |
US4858612A (en) * | 1983-12-19 | 1989-08-22 | Stocklin Philip L | Hearing device |
EP0167471B1 (de) * | 1984-05-30 | 1992-01-22 | The University Of Melbourne | Gehörprothese mit elektrotaktiler Sprachumsetzung |
DE3420244A1 (de) * | 1984-05-30 | 1985-12-05 | Hortmann GmbH, 7449 Neckartenzlingen | Mehrfrequenz-uebertragungssystem fuer implantierte hoerprothesen |
AU569636B2 (en) * | 1984-09-07 | 1988-02-11 | University Of Melbourne, The | Bipolar paired pulse supplied prosthetic device |
US4593696A (en) * | 1985-01-17 | 1986-06-10 | Hochmair Ingeborg | Auditory stimulation using CW and pulsed signals |
US4592359A (en) * | 1985-04-02 | 1986-06-03 | The Board Of Trustees Of The Leland Stanford Junior University | Multi-channel implantable neural stimulator |
US4667683A (en) * | 1985-06-11 | 1987-05-26 | Biolectron, Inc. | Audiometer |
US4706682A (en) * | 1985-08-21 | 1987-11-17 | Minnesota Mining And Manufacturing Company | External ear canal electrode to be placed proximate the tympanic membrane |
US4918745A (en) * | 1987-10-09 | 1990-04-17 | Storz Instrument Company | Multi-channel cochlear implant system |
US4920570A (en) * | 1987-12-18 | 1990-04-24 | West Henry L | Modular assistive listening system |
DE3821970C1 (de) * | 1988-06-29 | 1989-12-14 | Ernst-Ludwig Von Dr. 8137 Berg De Wallenberg-Pachaly | |
US5024224A (en) * | 1988-09-01 | 1991-06-18 | Storz Instrument Company | Method of readout of implanted hearing aid device and apparatus therefor |
US4988333A (en) * | 1988-09-09 | 1991-01-29 | Storz Instrument Company | Implantable middle ear hearing aid system and acoustic coupler therefor |
US5085628A (en) * | 1988-09-09 | 1992-02-04 | Storz Instrument Company | Implantable hearing aid coupler device |
US5603726A (en) * | 1989-09-22 | 1997-02-18 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Multichannel cochlear implant system including wearable speech processor |
US5522865A (en) * | 1989-09-22 | 1996-06-04 | Alfred E. Mann Foundation For Scientific Research | Voltage/current control system for a human tissue stimulator |
US5876425A (en) * | 1989-09-22 | 1999-03-02 | Advanced Bionics Corporation | Power control loop for implantable tissue stimulator |
DE69222039T2 (de) * | 1991-04-01 | 1998-01-15 | Resound Corp | Unauffälliges kommunikationsverfahren unter verwendung einer elektromagnetischen fernbedienung |
US5615229A (en) * | 1993-07-02 | 1997-03-25 | Phonic Ear, Incorporated | Short range inductively coupled communication system employing time variant modulation |
US6141591A (en) * | 1996-03-06 | 2000-10-31 | Advanced Bionics Corporation | Magnetless implantable stimulator and external transmitter and implant tools for aligning same |
CA2258008A1 (en) * | 1996-06-20 | 1997-12-24 | Advanced Bionics Corporation | Self-adjusting cochlear implant system and method for fitting same |
AUPO214396A0 (en) * | 1996-09-04 | 1996-09-26 | Cochlear Pty. Limited | Compact inductive arrangement |
AU711002B2 (en) * | 1996-09-04 | 1999-10-07 | Cochlear Limited | Compact inductive arrangement |
US6216040B1 (en) | 1998-08-31 | 2001-04-10 | Advanced Bionics Corporation | Implantable microphone system for use with cochlear implantable hearing aids |
US6073050A (en) * | 1998-11-10 | 2000-06-06 | Advanced Bionics Corporation | Efficient integrated RF telemetry transmitter for use with implantable device |
US6473651B1 (en) | 1999-03-02 | 2002-10-29 | Advanced Bionics Corporation | Fluid filled microphone balloon to be implanted in the middle ear |
US7917224B2 (en) * | 1999-07-21 | 2011-03-29 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Simultaneous stimulation for low power consumption |
ATE265796T1 (de) | 1999-07-21 | 2004-05-15 | Med El Elektromed Geraete Gmbh | Mehrkanaliges cochleares implantat mit neuraler antworttelemetrie |
US8165686B2 (en) * | 1999-08-26 | 2012-04-24 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Simultaneous intracochlear stimulation |
JP4819268B2 (ja) * | 1999-08-26 | 2011-11-24 | メド−エル・エレクトロメディツィニシェ・ゲラーテ・ゲーエムベーハー | チャネル特定サンプリングシーケンスに基づく電気的神経刺激 |
US6636768B1 (en) | 2000-05-11 | 2003-10-21 | Advanced Bionics Corporation | Implantable mircophone system for use with cochlear implant devices |
US6745077B1 (en) | 2000-10-11 | 2004-06-01 | Advanced Bionics Corporation | Electronic impedance transformer for inductively-coupled load stabilization |
US6505076B2 (en) | 2000-12-08 | 2003-01-07 | Advanced Bionics Corporation | Water-resistant, wideband microphone subassembly |
US8147544B2 (en) * | 2001-10-30 | 2012-04-03 | Otokinetics Inc. | Therapeutic appliance for cochlea |
US7231252B2 (en) * | 2002-01-21 | 2007-06-12 | Neopraxis Pty Ltd. | FES stimulator having multiple bundled leads |
AUPS006902A0 (en) * | 2002-01-21 | 2002-02-07 | Neopraxis Pty Ltd | A multi-purpose fes system |
AUPS042802A0 (en) * | 2002-02-11 | 2002-03-07 | Neopraxis Pty Ltd | Distributed functional electrical stimulation system |
US20030163021A1 (en) * | 2002-02-26 | 2003-08-28 | Miller Douglas Alan | Method and system for external assessment of hearing aids that include implanted actuators |
US20030161481A1 (en) * | 2002-02-26 | 2003-08-28 | Miller Douglas Alan | Method and system for external assessment of hearing aids that include implanted actuators |
US6712754B2 (en) | 2002-02-26 | 2004-03-30 | Otologics Llc | Method and system for positioning implanted hearing aid actuators |
US7197152B2 (en) | 2002-02-26 | 2007-03-27 | Otologics Llc | Frequency response equalization system for hearing aid microphones |
US6879693B2 (en) * | 2002-02-26 | 2005-04-12 | Otologics, Llc. | Method and system for external assessment of hearing aids that include implanted actuators |
US20030204222A1 (en) * | 2002-04-26 | 2003-10-30 | Medtronic, Inc. | Recharge delay for an implantable medical device |
US6925332B2 (en) * | 2003-02-03 | 2005-08-02 | The Children's Hospital Of Philadelphia | Methods for programming a neural prosthesis |
US7137946B2 (en) * | 2003-12-11 | 2006-11-21 | Otologics Llc | Electrophysiological measurement method and system for positioning an implantable, hearing instrument transducer |
US8577473B2 (en) | 2004-03-08 | 2013-11-05 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Cochlear implant stimulation with low frequency channel privilege |
CA2555561C (en) * | 2004-03-08 | 2010-11-02 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Electrical stimulation of the acoustic nerve based on selected groups |
US7532936B2 (en) * | 2004-04-20 | 2009-05-12 | Advanced Neuromodulation Systems, Inc. | Programmable switching device for implantable device |
US8401212B2 (en) | 2007-10-12 | 2013-03-19 | Earlens Corporation | Multifunction system and method for integrated hearing and communication with noise cancellation and feedback management |
US8295523B2 (en) * | 2007-10-04 | 2012-10-23 | SoundBeam LLC | Energy delivery and microphone placement methods for improved comfort in an open canal hearing aid |
US7668325B2 (en) | 2005-05-03 | 2010-02-23 | Earlens Corporation | Hearing system having an open chamber for housing components and reducing the occlusion effect |
US7867160B2 (en) * | 2004-10-12 | 2011-01-11 | Earlens Corporation | Systems and methods for photo-mechanical hearing transduction |
US20060212094A1 (en) * | 2004-12-31 | 2006-09-21 | Ludwig Moser | Middle ear multi-channel electrode |
US7582052B2 (en) * | 2005-04-27 | 2009-09-01 | Otologics, Llc | Implantable hearing aid actuator positioning |
US8046081B2 (en) * | 2006-05-18 | 2011-10-25 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Implanted system with DC free inputs and outputs |
KR20090032074A (ko) * | 2006-06-13 | 2009-03-31 | 메드-엘 엘렉트로메디지니쉐 게라에테 게엠베하 | 인공 와우 전력 시스템 및 방법 |
US8023586B2 (en) * | 2007-02-15 | 2011-09-20 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Inductive power and data transmission system based on class D and amplitude shift keying |
CA2695760C (en) * | 2007-08-10 | 2014-02-04 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Pulse width adaptation for inductive links |
AU2008323718B2 (en) * | 2007-11-09 | 2011-09-22 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Pulsatile cochlear implant stimulation strategy |
US8396239B2 (en) | 2008-06-17 | 2013-03-12 | Earlens Corporation | Optical electro-mechanical hearing devices with combined power and signal architectures |
DK2301261T3 (en) | 2008-06-17 | 2019-04-23 | Earlens Corp | Optical electromechanical hearing aids with separate power supply and signal components |
EP2301262B1 (de) | 2008-06-17 | 2017-09-27 | Earlens Corporation | Optische elektromechanische hörgeräte mit kombinierten stromversorgungs- und signalarchitekturen |
BRPI0918994A2 (pt) | 2008-09-22 | 2017-06-13 | SoundBeam LLC | dispositivo, e, método para transmitir um sinal de áudio para um usuário. |
WO2010088324A1 (en) * | 2009-01-28 | 2010-08-05 | Med-El Elktromedizinische Geraete Gmbh | Channel specific gain control including lateral suppression |
WO2010091240A1 (en) | 2009-02-06 | 2010-08-12 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Phase triggered envelope sampler |
US8019429B2 (en) * | 2009-03-24 | 2011-09-13 | Med-El Elektromedizinische Geraete Gmbh | Carrier and envelope triggered cochlear stimulation |
EP2438768B1 (de) * | 2009-06-05 | 2016-03-16 | Earlens Corporation | Optisch gekoppeltes akustisches mittelohrimplantat |
US9544700B2 (en) * | 2009-06-15 | 2017-01-10 | Earlens Corporation | Optically coupled active ossicular replacement prosthesis |
EP2443773B1 (de) * | 2009-06-18 | 2017-01-11 | Earlens Corporation | Systeme für optisch gekoppeltes cochleamplantat |
WO2010148345A2 (en) | 2009-06-18 | 2010-12-23 | SoundBeam LLC | Eardrum implantable devices for hearing systems and methods |
CN102598714A (zh) | 2009-06-22 | 2012-07-18 | 音束有限责任公司 | 圆窗耦合的听力系统和方法 |
WO2011005479A2 (en) | 2009-06-22 | 2011-01-13 | SoundBeam LLC | Optically coupled bone conduction systems and methods |
US8845705B2 (en) | 2009-06-24 | 2014-09-30 | Earlens Corporation | Optical cochlear stimulation devices and methods |
US8715154B2 (en) | 2009-06-24 | 2014-05-06 | Earlens Corporation | Optically coupled cochlear actuator systems and methods |
WO2012088187A2 (en) | 2010-12-20 | 2012-06-28 | SoundBeam LLC | Anatomically customized ear canal hearing apparatus |
US10034103B2 (en) | 2014-03-18 | 2018-07-24 | Earlens Corporation | High fidelity and reduced feedback contact hearing apparatus and methods |
EP3169396B1 (de) | 2014-07-14 | 2021-04-21 | Earlens Corporation | Gleitende vorspannung und spitzenunterdrückung für optische hörgeräte |
US9924276B2 (en) | 2014-11-26 | 2018-03-20 | Earlens Corporation | Adjustable venting for hearing instruments |
WO2017059240A1 (en) | 2015-10-02 | 2017-04-06 | Earlens Corporation | Drug delivery customized ear canal apparatus |
US10492010B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-11-26 | Earlens Corporations | Damping in contact hearing systems |
US11350226B2 (en) | 2015-12-30 | 2022-05-31 | Earlens Corporation | Charging protocol for rechargeable hearing systems |
US10306381B2 (en) | 2015-12-30 | 2019-05-28 | Earlens Corporation | Charging protocol for rechargable hearing systems |
CN112738700A (zh) | 2016-09-09 | 2021-04-30 | 伊尔兰斯公司 | 智能镜系统和方法 |
WO2018093733A1 (en) | 2016-11-15 | 2018-05-24 | Earlens Corporation | Improved impression procedure |
WO2019173470A1 (en) | 2018-03-07 | 2019-09-12 | Earlens Corporation | Contact hearing device and retention structure materials |
WO2019199680A1 (en) | 2018-04-09 | 2019-10-17 | Earlens Corporation | Dynamic filter |
Family Cites Families (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
FR2383657A1 (fr) * | 1977-03-16 | 1978-10-13 | Bertin & Cie | Equipement pour prothese auditive |
-
1980
- 1980-03-06 DE DE3008677A patent/DE3008677C2/de not_active Expired
-
1981
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DE3008677A1 (de) | 1981-09-10 |
US4428377A (en) | 1984-01-31 |
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