CH627603A5

CH627603A5 - Equipement pour prothese auditive.

Info

Publication number: CH627603A5
Application number: CH269278A
Authority: CH
Inventors: Claude Fernand Felix Ricard; Claude-Henri Chouard; Patrick Mac Leod
Original assignee: Bertin & Cie; Chouard Claude Henri; Patrick Mac Leod
Priority date: 1977-03-16
Filing date: 1978-03-13
Publication date: 1982-01-15
Also published as: FR2383657B1; JPS53117296A; DE2811120A1; DK155033C; DE2811120C2; US4207441A; JPS621726B2; DK116078A; FR2383657A1; DK155033B

Description

L'invention concerne, d'une manière générale, les équipements pour prothèse auditive; elle a trait, plus particulièrement à de tels équipements destinés à des sourds profonds et utilisant des électrodes impolantées au niveau du nerf coli- • 10

chleaire.

Les vibrations mécaniques que constituent les sons, après avoir été transmises aux liquides de l'oreille interne par le jeu du tympan et des osselets, excitent les cellules sensorielles ciliées de la cochlée ou limaçon. Ces cellules ciliées transforment les vibrations mécaniques en signaux électrophysiologiques qu'elles 15 transmettent aux dendrites des fibres du nerf cochléaire.

Lorsqu'il s'agit de sourds profonds dont les cellules sensorielles ciliées sont déficientes, les apreils d'assistance auditive classiques sont inefficaces puisqu'ils ne font qu'augmenter plus ou moins l'énergie mécanique fournie à l'oreile. 20

Les docteurs EYRIES et DJOURNO ont démontré, dans l'article de la revue Presse Médicale, 35 1417 de 1957, la possibilité d'exciter directement par un courant électrique le nerf cochléaire et le procurer une sensation de bruit, qui, toutefois.

reste à ce stade confus et incompréhensible pour le cerveau.

On connaît d'ailleurs, depuis, des appareils pour prothèse auditive, lesquels court-circuitent en quelque sorte les oreilles extérieure et moyenne déficientes par stimulation directe du nerf cochléaire. Dans ces appareils, l'information sonore est transformée en signaux électriques et transmise, par des fils, à 30 des électrodes implantées dans la cochlée. Ces appreils ont des inconvénients multiples, entre autres, les fils de transmission aux électrodes franchissent la barrière cutanée par l'intermédiaire d'un connecteur en téflon, ce qui est à la longue intolérable pour le patient.

On connaît également des appareils pour prothèse auditive dans lesquels les impulsions électriques de stimulation du nerf cochléaire sont fournies par un récepteur implanté sous la peau et couplé par induction à un émetteur extérieur. Un appareil de ce type est décrit dans le brevet des E.U.A. n° 3 449 768.

L'appareil décrit dans le brevet des E.U.A. n° 3 449 768 utilise un système à n électrodes implantées dans la cochlée. Par localisation, on affecte à chaque électrode l'un de n groupes consécutifs de fibres du nerf cochléaire. Les n électrodes sont couplées électromagnétiquement, et individuellement, à travers la peau, aux n sorties d'un transmetteur qui comporte essentiellement un microphone, un amplificateur, et un réseau de n portes rendues séquentiellement passantes pour un signal représentatif de l'information sonore. Cette disposition se traduit par une stimulation des fibres du nerf cochléaire par groupes, et, 50 dans un groupe, en nombre d'autant plus important que l'amplitude du signal d'information sonore est plus élevée, la fréquence de ce signal étant traduite, par le cerveau, à partir de la fréquence de récurrence de la stimulation d'un même nombre de fibres dans les groupes. On remarquera que l'appareil qui vient 55 d'être sommairement décrit requiert n dispositifs de couplage électromagnétiques, en l'occurence n inductances de transmetteur couplées, à travers la peau, à n inductances d'un implant récepteur. Si cette conception est valable sur le plan théorique,

elle est difficilement acceptable sur le plan pratique: il est peu aisé d'envisager une disposition qui, sous un encombrement minimum, évite la diaphonie entre les n voies et ne nécessite pas un centrage extrêmement délicat sur le plan chirurgical.

Or, il apparaît que chaque zone de la cochlée, dans le sens 65 de sa longueur, est électivement mise en jeu par une fréquence particulière du son qui lui parvient et donne au cerveau la sensation sonore correspondant à cette fréquence. On peut donc esti45

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mer qu'il est possible de restituer un certain niveau de discrimination des sons, paroles et musique, en stimulant des zones distinctes de la cochlée par des signaux qui sont eux mêmes distincts selon les principales bandes de fréquences des sons reçus. Les signaux physiologiquement adaptés peuvent être alors transmis chacun par voie électromagnétique pour exciter une électrode particulière placée dans la cochlée. Une électrode de masse peut être placée au voisinage immédiat de l'électrode excitée ; mais on sait, par un article de la revue «La Recherche», volume 6, n° 56 de Mai 1975, qu'on peut aussi bien ne pas utiliser d'électrode de masse implantée dans la cochlée à condition de placer dans la cochlée des cloisons diélectriques pour la compartimenter de façon électriquement étanche, ce qui permet aussi bien de stimuler de manière fractionnée et sélective des contingents limités du nerf auditif.

A partir de l'état de la technique précédent, l'invention utilise des électrodes implantées dans la clochée, un implant de réception et un émetteur extérieur couplé inductivement, à travers la peau, à l'implant récepteur.

Le but de l'invention est de permettre aux sourds profonds de retrouver une aptitude conversationnelle, par restitution de la compréhension de la parole, à l'aide d'un appareil perfectionné et conçu pour que ne soit implanté, dans le corps du patient, qu'un ensemble électronique de faible volume et de haute fiabilité, sans gêne pour le patient et sans complications sur le plan chirurgical.

Pour atteindre ce but l'équipement pour prothèse auditive selon l'invention utilise, n jeux d'électrodes implantées en n points différents de la cochlée choisis pour permettre l'identification par le cerveau de n fréquences différentes comprises dans la gamme audible, l'émetteur comportant des moyens d'analyse séquentielle à fréquence F > 1/t de n signaux physiologiques impulsionnels dont la durée d'impulsion minimale est égal à t, lesquels signaux physiologiques sont formés à partir de n signaux de décomposition du signal d'information sonore, recueilli par un microphone, en n fréquences correspondant aux n fréquences identifiables par le cerveau, ainsi que les moyens de transmission, par l'intermédiaire d'une inductance unique d'émetteur et d'une inductance unique d'implant récepteur, d'un signal haute fréquence dont l'enveloppe est définie par des signaux de trame, chaque signal de trame ayant au moins n impulsions destinées respectivement aux n électrodes et caractéristiques chacune de l'énergie à transmettre à l'électrode à laquelle elles sont destinées, en outre l'implant récepteur est auto-ali-menté en énergie par les signaux qu'il reçoit.

Les caractéristiques et les avantages de l'invention apparaîtront plus clairement à la lecture de la description qui suit, faite, à titre d'exemple non-limitatif, en se reportant aux figures annexées qui représentent respectivement:

- Figure 1, un schéma-diagramme de l'émetteur,

- Figure 2, un schéma-diagramme de l'implant récepteur,

- Figure 3, différents graphiques des signaux à l'émission et à la réception.

On a représenté, figure 1, les circuits constituant l'émetteur. Le microphone 1 est couplé à un amplificateur 2 dont la sortie est couplée à un compresseur 3.

Le rôle du compresseur 3 est d'adapter la dynamique du signal d'information sonore à la dynamique de l'oreille. Un bruit variant, par exemple, entre 40 dB (seuil de sensation) et 100 dB (début du bruit «douloureux») est comprimé, dans le circuit 3, pour obtenir un écart de 4dB, cette compression étant évidemment proportioneile à chaque instant au bruit instantané recueilli de façon à ne pas déformer l'échelle des sensations dans le cerveau (une telle compression est effectuée par le tympan et l'oreille moyenne chez les personnes dont l'ouie est normale). Le compresseur 3 comporte, de façon classique, un détecteur de niveau de crête analogique, un calculateur d'un signal numérique de commande à partir de la valeur analogique fournie par le

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détecteur et un multiplicateur analogique-numérique transfer- ce patient et de la manière dont cette électrode a été implantée ;

mant le signal analogique fourni par l'amplificateur 2 en un il est donc nécessaire de corriger les données recueillies et desti-

signal d'amplitude modulée par le signal numérique de com- nées à une électrode particulière. On effectue donc un réglage mande (les circuits internes du compresseur n'ont pas été repré- préalable des blocs RI, R2 Rn après implantation et avec la sentés). 5 collaboration du patient. Le bloc R sélectionné, lorsque sont

Le compresseur 3 est couplé à l'entrée d'un réseau de dé- analysés les signaux de sortie des circuits GP et SE correspon-

composition 4 du signal d'information sonore, amplifié et com- dants, fournit un nombre multiplicateur correctif ou d'adapta-

primé, en n signaux de décomposition dont les fréquences cor- tion qui est transféré au circuit logique 11.

respondant aux n fréquences identifiables par le cerveau. A Dans le circuit logique 11, les données fournies par le multicene fin, le réseau 4 comporte n filtres: Fl, F2,... Fn, lesquels io plexeur 9, le convertisseur analogique/numérique 7 et le réseau sont respectivement accordés sur n fréquences correspondant d'adaptation 10 sont traitées pour former un signal impulsionnel aux n fréquences identifiables par le cerveau à l'aide des n élec- st (ou signal de trame), tel que celui représenté figure 3, dont les trodes couplées à l'implant récepteur. A titre indicatif, le réseau impulsions sont extrêmement courtes (impulsion io correspon-4 peut comporter au minimum huit filtres (pour huit électrodes dant à l'analyse de sjdI) lorsque le signal physiologique analysé implantées): ces filtres permettent de décomposer une bande 15 est à niveau bas, et modulées en largeur (impulsion ic corres-comportant l'information nécessaire à la compréhension, com- pondant à l'analyse de sg2) lorsque le signal physiologique ana-prise par exemple entre 300 et 3000 Hz, et, par transposition lysé est à niveau haut ; la largeur d'une impulsion telle que ic est spectrale les fréquences identifiables peuvent se situer dans une fonction de la valeur du signal numérique alors fourni par le bande comprise par exemple entre 100 et 10 000 Hz. convertisseur analogique/numérique 7 et de celle du nombre Le réseau 4 est couplé en sortie à deux réseaux: un réseau 20 correctif fourni par le réseau d'adaptation 10. Autrement dit, évaluateur d'amplitude 5 et un réseau formeur de signaux phy- l'information contenue dans une impulsion telle que iç est une siologiques 8, ou, autrement dit, chaque filtre du réseau 4 est information d'amplitude corrigée.

couplé en sortie à un suiveur d'énergie correspondant SE du Le signal impulsionnel st est transmis à l'entrée d'une porte réseau 5 ainsi qu'à un «modulateur» correspondant GP du ré- ET 14 ; il constitue la condition de transfert, par cette porte, du seau 8. 25 signal haute fréquence so fourni par l'oscillateur 13. Lafré-

Par ailleurs, les circuits SEI, SE2, SEn du réseau 5 sont quence porteuse d'oscillation est, de préférence, de l'ordre de couplés en sortie à un multiplexeur 6, les circuits GP1, GP2, ... 3 MHz. La porte 14 est couplée à l'inductance d'émetteur 15.

GPn du réseau 8 étant couplés en sortie à un autre multiplexeur (L'inductance 15a été représentée sous une forme annulaire ;

9. Les moyens d'analyse précédemment mentionnés sont consti- cette forme est en fait adaptée à celle de l'antenne que cette tués par le multiplexeur 9. 30 inductance constitue et qui, reliée par fil souple à un boîtier-

Dans le réseau 5, chaque suiveur d'énergie SE effetue la émetteur portatif, est montée sur une branche de lunettes por-

moyenne analogique des amplitudes des signaux qu'il reçoit de- tées par le patient; la position exacte de cette antenne, choisie puis le filtre F auquel il est raccordé entre deux sélections faites au cours des essais post-opératoires, est déterminée par celle de par les moyens d'analyse séquentielle que constituent également l'implant récepteur auquel elle transmet à la fois l'énergie et le multiplexeur 6. Les signaux analogiques que fournit le multi- 35 l'information nécessaires à l'audition).

plexeur 6 sont convertis en signaux numériques dans le convertisseur analogique/numérique 7. On a dit précédemment que F > 1 /t. Cela signifie qu'une Chaque circuit GP du réseau 8 est rendu actif par le signal impulsion de signal physiologique est analysée plusieurs fois de décomposition de fréquence fourni par le filtre F auquel il est pendant sa durée. A titre indicatif, si la durée minimum t est de raccordé. Chaque «modulateur» GP est en fait un générateur de 40 0,2 ms, l'impulsion de durée t sera explorée quatre fois en choi-signal physiologiquement adapté (certains de ces signaux phy- sissant une fréquence d'exploration de 20 kHz. Ce choix est fait siologiques sont représentés figure 3). Les signaux physiologi- en fonction du temps d'intégration de l'oreille. On a également ques fournis par les circuits GP1, GP2, ... GPn sont des si- représenté figure 1 un circuit 12 qui est un circuit de veille à très gnaux impulsionnels dont les impulsions ont une durée mini- faible consommation ; son rôle est de limiter la consommation mum t et alternent avec des temps de repos r relativement longs. 45 d'énergie. A cette fin, le circuit de veille 12 est couplé en sortie Les valeurs t et r sont déterminées avec assez de précision à des circuits GP1, GP2, ... GPn et décèle l'apparition d'un partir de recherches physiologiques en laboratoire. La durée des signal en sortie de ces circuits, n'initialisant qu'à ce moment les impulsions peut, par exemple, être comprise entre 0,2 et 0,4 ms, circuits d'émetteur. Autrement dit, l'alimentation électrique des celle des temps de repos peut être de l'ordre de 0,5 ms. L'ampli- circuits de l'émetteur est normalement coupée, et ces circuits ne tude des impulsions du signal physiologique est fixe et corres- 50 sont mis en service que lorsque le circuit logique fournit une pond à une valeur maximale. On a dit que chaque circuit GP est condition d sous la dépendance d'un signal de présence 2 fourni rendu actif par le signal de sortie du filtre F auquel il est rac- par le circuit de veille 12. (Il y a en effet de très nombreuses cordé ; en fait, selon la composition du signal d'information so- interruptions au cours même d'une conversation, le niveau de nore recueilli par le microphone, et selon la forme du signal bruit tombant très fréquemment en dessous du seuil de sensibi-physiologique formé, le multiplexeur 9 décèlera, au cours de 55 lité de l'ensemble microphone-filtre ; de plus, en raison des ca-l'analyse séquentielle, la présence ou l'absence d'un niveau haut ractéristiques de la parole et du signal physiologique, la densité en sortie du circuit GP sélectionné. d'impulsion à transmettre est nettement inférieure à 100%).

Le convertisseur analogique/numérique 7 et le multiplexeur logique 9 sont couplés en sortie à un circuit logique 11 (L) qui, On a évoqué, à plusieurs reprises, dans ce qui précède, les par ailleurs, commande en synchronisme l'analyse séquentielle m graphiques représentés figure 3. Les graphiques spi, sp2, sp3 et effectuée par les deux multiplexeurs 6 et 9 (conducteur de com- spn sont un exemple des signaux susceptibles d'apparaître en mande cm). Simultanément, le circuit logique 11 commande sortie des circuits GP1, GP2, GP3, GPn. Selon, cet exemple,

(conducteur de commande cm') la sélection des blocs de réglage seule la voie constituté par le filtre Fl et le circuit GP1 n'est pas

RI, R2,.. Rn du réseau d'adaptation 10. active. Au temps tex d'une exploration, l'analyse séquentielle se

La fonction du réseau d'adaptation 10 est une fonction de r>5 traduira, en sortie du circuit logique, par une suite d'impulsions pré-réglage particulier à chaque patient et à chaque équipe- formant le signal de trame st, puisque:

ment. En effet, l'efficacité d'une électrode implantée dans la spi est au niveau bas (1), ce qui donne une impulsion io de cochlée d'un patient dépend du nombre de cellules vivantes chez courte durée,

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sp2 est au niveau haut (2), ce qui donne une impulsion ic Ion- de trame st. Ce sont les fragments de signal haute fréquence gue dont la durée est fonction des multiplicateurs fournis reçus qui permettent l'auto-alimentation de l'implant récepteur par le convertisseur 7 et le réseau 10, par redressement et filtrage du signal haute fréquence, et par sp3 et spn sont au niveau bas (3) et (n), ce qui donne deux stockage dans le condensateur C du signal continu formé, impulsions de type io. 5 Comme il est nécessaire d'approvisionner le condensateur C

avant toute démodulation du signal de trame, ce dernier est A titre indicatif, les impulsions io ont une durée de l'ordre précédé de l'impulsion ia représentée figure 3 sur le graphique de la microseconde, les impulsions ic pouvant avoir une durée st Mais il va de soi que toutes les impulsions du signal de trame de 10 us. sont utilisées pour recharger le condensateur C.

Le signal de trame st est représenté figure 3 avec deux im- ni Le circuit 18 est un démodulateur de voies. En d'autres pulsions complémentaires, l'impulsion if qui est une impulsion termes, il commande la sélection séquentielle des électrodes im-de fin de transmission (donc de fin de séquence d'analyse) qui, plantées dans la cochlée par commande de progression du sélec-outre un rôle dans l'implant récepteur qui sera expliqué ci- teur S. La progression se fait sur le front montant des impulsions après, est utilisé dans l'émetteur même pour remettre le circuit de trame: on a représenté, sur le graphique st de la figure 3, le logique en position d'attente d'un signal de présence 2 (émis par 15 temps sel de sélection de lélectrode raccordée au conducteur el_ le circuit de veille) et pour mettre au repos les autres circuits de sortie du sélecteur 20, et le temps se2 de sélection de l'élec-d'émetteur, et, l'impulsion ia de durée relativement longue qui trode raccordée au conducteur e2 de sortie de ce sélecteur. Le est, en fait, une impulsion marquant le début d'une séquence démodulateur 18 est alimenté par l'intermédiaire du conducteur d'analyse et, par suite, appartient à la séquence suivant celle adv.

portée sur le graphique. Les impulsions if et ia sont formées par 20 Lorsqu'une électrode est sélectionnée, elle est alimentée, à le circuit logique dont l'horloge de synchronisation peut d'ailleurs être constituée par l'oscillateur 13 ainsi que l'établit la connexion is portée sur la figure 1. Le rôle de l'impulsion ia va être expliqué dans ce qui suit; le temps tr qui la sépare de l'impulsion if formée au cours de l'analyse précédente est un 25 temps long pour des raisons qui vont également être expliquées dans ce qui suit.

On a représenté figure 2 le schéma-bloc de l'implant récepteur. Ce dernier est très simplifié, l'essentiel des circuits se trouvant dans l'émetteur. L'implant récepteur comporte une indue- 30 tance d'entrée 16, un sélecteur 20 (S) dont les sorties el, e2 ;..

en sont respectivement couplées aux n électrodes, un démodulateur de voies 18 (DV), un intégrateur de remise à zéro 19 (IO),

et un redresseur-filtre 17 (RF) avec, en sortie, un condensateur réservoir C. 35

On a dit précédemment que des dispositions sont prises pour que l'implant récepteur soit auto-alimenté par les signaux qu'il reçoit. On a également expliqué que le signal transmis est un signal haute fréquence dont l'enveloppe est définie par le signal partir du condensateur réservoir C, par l'intermédiaire du conducteur ae. L'énergie qui lui est transmise est donc fonction de la durée de l'impulsion de trame comprise dans son temps de sélection. On peut remarquer que toutes les électrodes étant sélectionnées en séquence, elles sont toutes alimentées quel que soit le résultat de l'analyse séquentielle faite dans l'émetteur. Mais le temps sel, par exemple, qui inclut l'impulsion io d'analyse d'un niveau bas, est tel que l'énergie transférée à l'électrode n'atteint pas le seuil de perception du nerf auditif.

Le sélecteur 20 (S) comporte une voie fictive, et le temps tr qui suit l'impulsion if, marquant la fin du temps de sélection sen de la nième électrode, est repéré par l'intégrateur de remise à zéro 19 (IO) qui commande le passage du sélecteur sur sa voie fictive. L'intégrateur de remise à zéro 19 est alimenté par l'intermédiaire du conducteur aio.

Il est entendu que la description qui précède a été faite uniquement à titre d'exemple non-limitatif et que des variantes peuvent être envisagées sans, pour cela, sortir du cadre de l'invention.

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2 feuilles dessins

Claims

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RÉVENDICATIONS

1. Equipement pour prothèse auditive utilisant des électrodes implantées dans la cochlée, un implant de réception et un émetteur extérieur couplé inductivement, à travers la peau, à l'implant récepteur, caractérisé en ce qu'il utilise n jeux d'électrodes implantées en n points différents de la cochlée choisis pour permettre l'identification par le cerveau de n fréquences différentes comprises dans la gamme audible, l'émetteur comportant des moyens d'analyse séquentielle (6) à fréquence

F> — de n signaux physiologiques impulsionnels dont la durée d'impulsion minimale est égale à t, lesquels signaux physiologiques sont formés à partir de n signaux de décomposition du signal d'information sonore, recueilli par un microphone (1), en n fréquences (Fj... Fn) correspondant aux n fréquences identifiables par le œuvreau, ainsi que des moyens de transmission, par l'intermédiaire d'une inductance unique (15), d'émetteur et d'une inductance unique d'implant récepteur, d'un signal haute fréquence (so) dont l'enveloppe est définie par des signaux de trame (st), chaque signal de trame ayant au moins n impulsions destinées respectivement aux n électrodes et caractéristiques chacune de l'énergie à transmettre à l'électrode à laquelle elles sont destinées en autre l'implant récepteur est auto-alimenté en énergie par les signaux qu'il reçoit.
2. Equipement pour prothèse auditive selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'émetteur comporte, de plus, des moyens d'évaluation (5) de l'énergie moyenne de chacun des n signaux de décomposition du signal d'information sonore entre deux explorations successives faites par les moyens d'analyse séquentielle (6), ainsi que des moyens de multiplication (10) pour rendre proportionnelle, à l'énergie moyenne évaluée pour le signal à fréquence fi de décomposition du signal d'information sonore, la durée - dans un signal de trame - de l'impulsion destinée à l'électrode dont l'emplacement dans la cochlée permet d'identifier la fréquence fi.
3. Equipement pour prothèse auditive selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'implant récepteur comporte, entre autres, un redresseur-filtre (17) couplé à l'inductance unique d'entrée (16) et couplé en sortie à un condensateur-réservoir (c), l'ensemble constitué par la redresseur-filtre et le condensateur-réservoir formant le circuit d'alimentation des composants de l'implant récepteur, ce circuit étant lui-même alimenté par le signal alternatif haute fréquence reçu par fragments définis par le signal de trame.
4. Equipement pour prothèse auditive selon les revendications 1 et 3, caractérisé en ce que l'émetteur comporte également des moyens pour former, dans chaque signal de trame, une impulsion de début de transmission (ia) dont la durée est suffisante pour que, par redressement et filtrage du signal alternatif haute fréquence qu'elle contient, la charge du condensateur-réservoir (c) atteigne un niveau lui-même suffisant à l'alimentation initiale des composants de l'implant récepteur.
5. Equipement pour prothèse auditive selon la revendication 1, caractérisé en ce que l'implant récepteur comporte essentiellement un sélecteur (20) de raccordement séquentiel aux n électrodes et un démodulateur de voies (18), lequel commande la progression du sélecteur et, ce faisant, l'excitation des n électrodes en fonction de l'information d'énergie moyenne contenue dans chacune des n impulsions du signal de trame.
6. Equipement pour prothèse auditive selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que l'électrode de rang i parmi les n électrodes implantées est excitée par fermeture, sous la dépendance du démodulateur de voies (18) de l'implant récepteur, d'un circuit qui, dans le sélecteur, la raccorde en sortie du circuit d'alimentation formé par le redresseur-filtre (17) et le condensateur-réservoir (c), ce, pendant la durée de l'impulsion de rang i parmi les n impulsions caractéristiques du signal de trame.
7. Equipement pour prothèse auditive selon les revendications 1 et 2, caractérisé en ce que les moyens d'analyse séquentielle de l'émetteur sont constitués essentiellement par un premier multiplexeur (9) placé sous la dépendance d'un circuit logi-

5 que (11), lequel multiplexeur raccorde séquentiellement au circuit logique les sorties de n formeurs de signaux physiologiques (GP[) ... GPn) raccordés respectivement en sortie de n filtres de décomposition (F! ... Fn) du signal d'information sonore recueilli par le microphone (1), ces filtres étant respectivement io accordés sur n fréquences comprises dans une gamme comportant l'information nécessaire à la compréhension et qui correspondent aux n fréquences identifiables à l'aide de n électrodes implantées dans la cochlée, et des moyens (9) sont aménagés pour qu'avant filtrage, la dynamique du signal d'information 15 sonore soit adaptée, par compression, à la dynamique de l'oreille.
8. Equipement pour prothèse auditive selon les revendications 1,2 et 7, caractérisé en ce que les moyens d'évaluation de l'énergie moyenne de chacun des n signaux de décomposition du

20 signal d'information sonore sont constitués essentiellement par un réseau de n intégrateurs ou suiveurs d'énergie (SEi ... SEn) respectivement couplés en sortie des n filtres et par un second multiplexeur (6) commandé par le circuit logique en synchronisme avec le premier multiplexeur (9) lequel multiplexeur rac-25 corde séquentiellement à ce circuit logique les sorties des n suiveurs d'énergie, par l'intermédiaire d'un convertisseur analogique-numérique (7) qui fournit en séquence n nombres premiers multiplicateurs, fonction des n énergies moyennes évaluées, les moyens multiplicateurs- qui sont compris dans le circuit logique 30 - utilisant ces n nombres premiers multiplicateurs pour modifier en durée n impulsions caractérisant l'exploration séquentielle des n formeurs de signaux physiologiques.
9. Equipement pour prothèse auditive selon l'une des revendications 1 à 8, caractérisé en ce que l'émetteur comporte, de

35 plus, un réseau d'adaptation à blocs (R^ ... Rn) de préréglage, lesquels sont sélectionnés en séquence et en synchronisme avec les premier et second multiplexeurs, ces blocs fournissant respectivement n nombres seconds multiplicateurs qui sont respectivement fonction de l'efficacité des n électrodes implantées 40 dans la cochlée, et les moyens multiplicateurs utilisant ces n nombres seconds multiplicateurs pour modifier en durée les n impulsions caractérisant l'exploration séquentielle des n formeurs de signaux physiologiques.
10. Equipement pour prothèse auditive selon la revendica-45 tion 1, caractérisé en ce que les moyens de transmission sont constitués essentiellement par un oscillateur haute fréquence (13) couplé à l'inductance unique (15) d'émetteur par l'intermédiaire d'une porte ET (14) dont la condition de transfert est formée par les niveaux hauts des impulsions du signal de trame, 50 cet oscillateur haute fréquence étant éventuellement utilisée comme source de formation des signaux d'horloge nécessaires au fonctionnement du circuit logique.
11. Equipement pour prothèse auditive selon l'une des revendications 1 à 10, caractérisé en ce que l'émetteur comporte,

55 de plus, un circuit de veille (12) dont l'entrée est couplée en sortie des n formeurs de signaux physiologiques (GPj... GPn) et dont la sortie est couplée au circuit logique (11), ce dernier fournissant — dès détection d'activité en sortie de l'un des formeurs traduite par une impulsion de présence en sortie du cir-60 cuit de veille — un signal de démarrage du fonctionnement des circuits d'émetteur pour une durée équivalent à une seule séquence d'analyse, le circuit logique formant, en fin du signal de trame, un signal de fin de transmission, lequel est transmis à l'implant récepteur et utilisé, dans ce dernier, pour démarrer la 65 fonctionnement d'un intégrateur (19) de remise à zéro du sélecteur (20), des moyens étant prévus pour ménager un temps mort relativement long entre l'impulsion de fin de transmission d'un signal de trame de rang £ et l'impulsion de début de transmis

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sion du signal de trame de rang (p+1), lorsque le circuit de veille décèle en permanence une activité en sortie de l'un des circuits formeurs de signaux physiologiques.

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