CH657984A5 - Anordnung zur elektrischen stimulation eines rezeptors, empfangseinheit fuer die anordnung, uebertragereinheit fuer die anordnung und verfahren zur herstellung derselben. - Google Patents

Description

Die Erfindung betrifft eine Anordnung zur elektrischen Stimulation eines Rezeptors, mittels eines Stimulationssignals sowie eine Empfangseinheit mit mindestens einem Demodulator für eine Anordnung und eine eingangsseitig mit . einem Demodulator und ausgangsseitig mit einem Rezeptor verbindbare Übertragereinheit für die Anordnung sowie ein Verfahren zur Herstellung derselben.

Die Modifikation herkömmlicher Hörhilfen, welche einer Verstärkung der Schallwellen dienen, zum Zwecke einer Implantation ins Mastoid, ist etwa aus der US-PS 3 209 081 bekannt. Dabei steht der implantierte Empfanger in direktem Kontakt mit dem Knochen, von welchem Schallwellen mit Hilfe der Knochenleitung ans Innenohr weitergeleitet werden.

In der letzten Zeit wurden Geräte bekannt, die nicht auf der blossen Verstärkung der Schallwellen, sondern auf deren Umwandlung in elektrische Impulse beruhen. Die Impulse werden zur elektrischen Stimulation des Hörnern verwendet, um auf diese Weise Höreindrücke hervorzurufen. Die US-PS 3 449 768 beschreibt die Verwendung kodierter Pulsfolgen zur Erzeugung eines elektrischen Feldes mit gewünschtem Gradienten, das der Stimulation des visuellen oder akustischen Systemes dient. Die US-PS 3 752 939 beschreibt die Verwendung einer Elektrode, an deren Oberfläche sich über die gesamte Elektrodenlänge zwei Drähte befinden. Diese Elektrode dient der Implantation in die Cochlea, das Innenohr.

In Schindler et al. «Multielectrode Intracochlear Implants», Arch. Otolaryngol., Vol. 103, Dez: 1977, wird eine räumlich lokalisierte Stimulation des Hörnervs von Katzen beschrieben. Clark and Hallworth, «A Multiple-Electrode Array for Cochlear Implant», J. Laryngol., Otol., 90/7, 1976, beschreibt eine Cochleaelektrode, die auf einem flachen flexiblen Trägermaterial aufgebrachte Dünnfilmstrukturen besitzt. Auch Anordnungen wie Bündel dünner Drähte wurden verwendet und zur elektrischen Stimulation direkt im Hörnerv nach seinem Austritt aus der Cochlea verwendet.

Sowohl die Europäische Patentanmeldung No.

783 005 671 als auch die DE-OS 2 823 798 beschreiben implantierbare Mehrkanal-Hörhilfen basierend auf der elektrischen Stimulation des Hörers und verwenden hiezu Schaltungen mit aktiven Bauelementen.

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Bei einem Mehrfrequenz-System zur elektrischen Stimulation über eine Mehrkanalelektrode besteht die Erfindung darin, dass das System enthält: eine Übertragungseinrichtung zur Übertragung einer Mehrzahl von Trägersignalen, von denen jedes durch ein Signal moduliert wird, das ein Frequenzband repräsentiert, eine Mehrkanal-Empfangseinrichtung zum Empfang der Sendesignale, wobei jeder Empfangskanal einem ein Frequenzband des Schallsignales repräsentierenden Signal zugeordnet ist, und eine Einrichtung zum Anlegen des Signales aus jedem der erwähnten Kanäle an zumindestens einen Elektrodenkoritakt der Mehrkanalelektrode, wobei die Mehrkanalelektrode zur elektrischen Stimulation dient.

Bei der vorliegenden Erfindung handelt es sich vorzugsweise um ein Mehrfrequenz-System zur verbesserten elektrischen Stimulation des Hörnervs, welches mehrere transkutane Übertragungskanäle aufweisen kann, deren Trägerfrequenzen Signale aufmoduliert werden, die jeweils ein Frequenzband des Hörbereiches repräsentieren.

Eine erfindungsgemässe Anordnung zur elektrischen Stimulation eines Rezeptors ist dadurch gekennzeichnet, dass sie umfasst:

— eine Modulations-Sendeeinheit, die mindestens ein mit dem Stimulationssignal moduliertes Trägersignal aussendet,

— eine Empfangseinheit mit mindestens einem Demodulator,

— eine eingangsseitig mit dem Demodulator und ausgangsseitig mit dem Rezeptor verbindbare Übertragereinheit.

Ferner hat die Erfindung eine Empfangseinheit mit mindestens einem Demodulator für eine Anordnung, die darin besteht, dass sie als Mehrkanal-, Empfangs- und Demodula-tionseinrichtung ausgebildet ist, mit einer Mehrzahl unabhängiger Kanäle, von denen jeder Kanal eine auf eine bestimmte Frequenz abgestimmte Spule umfasst, und je einen Demodulator zur Démodulation des mit der Spule empfangenen modulierten Trägersignals.

Eine eingangsseitig mit einem Demodulator und ausgangsseitig mit einem Rezeptor verbindbare Übertragereinheit für die Anordnung besteht darin, dass sie eine Mehrkanalelektrode zur Implantation in die Cochlea umfasst, mit einem länglichen biokompatiblen Giesskörper, in dessen Innerem sich mindestens zwei Drähte befinden, von denen jeder an einem Elektrodenkontakt endet, wobei die Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Körpers derart angebracht sind, dass ihre Position der Position unterschiedlicher Rezeptions-Frequenzbänder an der Cochlea entspricht, und wobei die Drähte gewellt sind, um Zugentlastung und Flexibilität der Elektrode zu erreichen.

Ein Verfahren zur Herstellung einer Übertragereinheit ist dadurch gekennzeichnet, dass man a) eine Mehrzahl von Drähten mit endständigen Kontakten herstellt,

b) die Drähte wellt,

c) die Drähte in eine Giessform einbringt und dabei die Kontakte in Position hält,

d) die Giessform mit biokompatiblem Material füllt, zum Erhalt der Mehrkanalelektrode.

Nachstehend ist die Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beispielsweise erläutert.

Es zeigt:

Fig. 1 ein schematisiertes Schnittbild durch ein menschliches Gehörorgan sowie die Plazierung der vorliegenden Erfindung;

Fig. 2 ein elektrisches Blockschaltbild einer bevorzugten Ausführung des externen Schallprozessor-Senders als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs; Fig. 3 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführung einer Mehrkanal-Empfangseinrichtung als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs; Fig. 4 eine schematisierte Darstellung zur Verdeutlichung zweier möglicher geometrischer Anordnungen von Empfangsspulen entsprechend einer Ausführungsform der Erfindung; Fig. 5 eine Darstellung einer Mehrkanal-Cochleaelektrode als Teil des Mehrfrequenz-Systems zur Verbesserung der elektrischen Stimulation des Gehörs; Fig. 6 eine schematisierte Darstellung einer menschlichen Cochlea zur Verdeutlichung ihrer Tonhöhenspezifität. Die Zahlen repräsentieren jene Frequenz in Hz, die an einem bestimmten Ort entlang der Cochlea eine maximale Aktivität in den abführenden Nervenfasern hervorruft; Fig. 7 einen schematisierten Schnitt durch eine Mehrkanal-Cochleaelektrode entsprechend der Erfindung; Fig. 8 eine perspektivische Darstellung einer Giessform zur Herstellung der Mehrkanalelektrode gemäss Fig. 7; Fig. 9a eine alternative Ausführungsform einer erfin-dungsgemässen Mehrkanalelektrode; Fig. 9b die Einführung der Elektrode aus Fig. 9a; Fig. 10 ein elektrisches Blockschaltbild eines externen Schallprozessor/Senders; Fig. 11 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführung der Schaltung zur Dynamikbereichkompression aus Fig. 10 und Fig. 12 ein elektrisches Schaltbild einer bevorzugten Ausführungsform des Senders gemäss Fig. 10.

Im Normalfall werden Schallwellen durch das Aussenohr 10 ans Trommelfell 12 geleitet, welches mit den Gehörknöchelchen 14 des Mittelohres in Verbindung steht und diese in Bewegung setzt, wodurch die Schnecke 16 angeregt wird. Die Cochlea (Schnecke) ist ein schneckenhausförmiges Gebilde mit ca. 2 1/2 Windungen. Sie enthält einen oberen Kanal 18, die sogenannte Scala vestibuli, und einen unteren Kanal 20, die Scala tympani. Zwischen den beiden Schalen befindet sich der Ductus cochlearis 22. In den beiden flüssigkeitsgefüllten Schalen entstehen, hervorgerufen durch einfallende Schallwellen, Flüssigkeitswellen, die durch die Wandlerfunktion des Innenohres elektrische Impulse auslösen, welche von Nervus acusticus 24 zum Gehirn weitergeleitet und als Höreindrücke interpretiert werden.

In Menschen mit vollständiger sensorineuraler Taubheit " wandelt das Innenohr die einfallenden Schallwellen nicht in elektrische Signale um, die zum Gehirn weitergeleitet werden könnten. Aus diesem Grunde dient das der vorliegenden Erfindung zugrundeliegende Stimulationssystem der direkten elektrischen Stimulation der Cochlea.

Das System beinhaltet einen Mehrkanal-Schallprozessor/ Sender 30, der am Körper getragen werden kann. Der Sender ist mit dem implantierten Empfanger gekoppelt. Die Kopplung geschieht vorzugsweise induktiv mit Hilfe der Spulen 36 und 38, welche mit dem Schallprozessor/Sender 30 in Verbindung stehen und Spulen 32 und 34, welche Teil der implantierten Empfangseinrichtung sind.

Wie in der Folge detaillierter beschrieben, erzeugt der Schallprozessor/Sender 30 eine Mehrzahl von Trägersignalen, welchen eine Reihe von Signalen aus dem hörbaren Frequenzbereich aufmoduliert sind. Die Sendesignale werden von der implantierten Empfangseinrichtung aufgenommen und demoduliert. Das demodulierte Signal steht durch die Drähte 42 und 44 mit der Mehrkanalelektrode 46 in Verbindung, welche in die Cochlea implantiert ist. Die Mehrkanalelektrode enthält an ihrer Oberfläche eine Mehrzahl von Elektrodenkontakten, die einer örtlich selektiven Stimulation der Cochlea entsprechend deren Frequenzanordnung dienen.

In einer bevorzugten Ausführungsform enthält das Mehrfrequenz-System vier Kanäle entsprechend vier Frequenzbändern, in die der Hörbereich aufgeteilt wird.

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Fig. 2 ist ein elektrisches Blockschaltbild einer Ausführung des Schallprozessor/Senders, in der dieser vier Kanäle entsprechend 0,25-0,5 KHz, 0,5-1,0 KHz, 1,0-2,0 KHz und 2,0—4,0 KHz enthält. Der Aufbau jedes Kanales wird in Form eines Blockschaltbildes für Kanal 1 verdeutlicht. Jeder Kanal enthält ein Bandpassfilter 50, abgestimmt auf das gewünschte Frequenzband (z.B. 0,25—0,5 KHz für Kanal 1). Am Eingang des Filters 50 liegt ein Audiosignal, das vom Mikrophon 52 aufgenommen und durch einen geregelten Verstärker 54 verstärkt wurde. Hinter dem Verstärker 54 umfasst das Signal noch einen weiten Frequenzbereich, wie in 55 verdeutlicht, nach dem Durchgang durch das Bandpassfilter 50 ist der Frequenzbereich, wie in 57 angedeutet, eingeschränkt. In den Kanälen zur Verarbeitung der tieferen Frequenzen können Schaltungen zur Signalverzögerung angebracht werden, die der Nachahmung der im gesunden Ohr vorhandenen Zeit, die die Wanderwelle über die Länge der Cochlea benötigt, dienen.

Das Signal 57 wird dann durch einen Komparator 58 geschickt, wodurch ein begrenztes Signal 59 entsteht, das in seinen Nulldurchgängen mit den Nulldurchgängen von Signal 57 übereinstimmt.

Das begrenzte Signal 59 wird an einen Frequenzspannungswandler 60 geleitet, welcher eine veränderliche Gleichspannung erzeugt, die zur Frequenz des Signales 59 proportional ist. Der Frequenzspannungswandler enthält geeignete Baugruppen, wie z.B. einen monostabilen Multivibrator, der vom Signal 59 getriggert wird, um Pulse gleicher Pulsbreite zu erzeugen, die die gleiche Wiederholrate wie die Pulse aus Signal 59 besitzen. Der Ausgang des monostabilen Multivi-brators steht mit einem Tiefpassfilter in Verbindung, das eine veränderliche Gleichspannung abgibt, die der Pulsrate proportional ist.

Das Spannungssignal am Ausgang des Wandlers 60 wird dann an einen Spannungsfrequenzwandler 62 gelegt, etwa einen spannungsgesteuerten Oszillator, dessen Ausgangssignal 63 aus einer Folge von Pulsen besteht, die eine konstante Pulsbreite besitzen und deren Pulsfolgefrequenz der den Oszillator kontrollierenden Spannung entspricht.

Die Pulsfolgefrequenz des Signales 63 kann innerhalb eines gewissen Bereiches, etwa zwischen 40 und 400 Hz liegen, während das Bandpassfilter einen grösseren oder kleineren Frequenzbereich herausfiltern kann.

Wie noch ausführlicher beschrieben werden wird, kann der Hörnerv Wiederholfrequenzen im stimulierenden Signal unter ca 400 Hz am besten erkennen. Aus diesem Grunde wird die oben beschriebene Transformation des vom Bandpassfilter herausgefilterten Frequenzbandes in den für den Hörnerv bestgeeigneten Bereich niedriger Frequenzen vorgenommen. Dieser Bereich liegt in vielen Fällen zwischen 40 und 400 Hz, kann aber auch erheblich grösser sein.

Das Signal am Ausgang des Bandpassfilters 50 wird auch an die Hintereinanderschaltung eines Gleichrichters 66 und eines logarithmischen Verstärkers 68 geschickt, wodurch eine Gleichspannung entsteht, die lorarithmisch von der Amplitude des vom Gleichrichter 66 gleichgerichteten Signals abhängt.

Alle Kanäle enthalten gleiche Schaltungsgruppen hinter den verschiedenen Bandpassfiltern. Bei jedem Kanal erzeugt der monostabile Multivibrator Ausgangspulsfolgen mit Pulsen variabler Pulsbreite, deren Wiederholfrequenz zwischen 40 und 400 Hz variiert, entsprechend dem Frequenzbereich, der für die Stimulation der Cochlea besonders geeignet ist. Diese Pulsfolgen werden im Sender 74 Trägersignalen aufmoduliert.

In der abgebildeten Ausführung mit vier Kanälen verwendet der Mehrkanalsender vier Trägersignale, von denen zwei bei 12 MHz und die anderen zwei bei 31 MHz liegen.

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Die Pulsfolgen der Kanäle 1 und 3 werden verwendet, um 12 MHz-Trägersignale zu modulieren, die Pulsfolgen der Kanäle 2 und 4 modulieren 31 MHZ-Trägersignale. Die Trägersignale, denen die Signale der Kanäle 1 und 2 aufmoduliert sind, liegen an einer Sendespule, und die Träger, denen die Signale der Kanäle 3 und 4 aufmoduliert sind, liegen an einer zweiten Sendespule. Die beiden Trägerfrequenzen, die an einer Sendespule anliegen, sind also verschieden, und eine gegenseitige Beeinflussung der Kanäle kann vermieden werden.

Die Verwendung von nur jeweils einer Sendespule für zwei Kanäle stellt eine Vereinfachung dar. Es kann sich aber aus anderen Gründen als günstig erweisen, für jeden Kanal eine eigene Sendespule zu verwenden.

Auf Fig. 3 ist der Aufbau einer bevorzugten Ausführungsform der Mehrkanal-Empfangseinrichtung für vier Kanäle ersichtlich.

Jeder Kanal beinhaltet eine Spule 81—84, wobei die Spulen 81 und 82 induktiv mit der Sendespule 76 und die Spulen 83 und 84 induktiv mit der Sendespule 78 verkoppelt sind. Jeder der Empfangsspulen 81—84 ist ein Kondensator 85 parallelgeschaltet, wodurch Schwingkreise mit 12 oder 31 MHz Resonanzfrequenz entstehen.

Das von der Spule 81 aufgenommene Signal gelangt an einen Demodulator, bestehend aus der Diode 86, dem Kondensator 87 und dem Widerstand 88. Im Falle der Verwendung von Pulsbreitenmodulation und -démodulation kann eine Zenerdiode parallel zum Widerstand 88 angebracht werden, wodurch die Spannung am Detektorausgang limitiert wird. Dadurch können Spannungsschwankungen durch Änderungen der Kopplung zwischen Sende- und Empfangsspule minimiert werden.

Die Spannung am Ausgang 90 des Detektors bewegt sich vorzugsweise zwischen 0 und 3 Volt und hat eine Frequenz zwischen 40 und 400 Hz entsprechend dem Modulationssignal.

Besonders für Systeme zur Gewebestimulation mit einer kleinen Zahl voneinander unabhängiger Kanäle, die zur gleichen Zeit mit verschiedenen Signalen beaufschlagt werden, besonders für Systeme mit zwischen 2 und 9 Kanälen, kann folgende Methode vorteilhaft verwendet werden: Um den durch die Verwendung einer Mehrzahl von Empfangsspulen entstehenden Platzbedarf zu reduzieren, werden die Empfangsspulen überlappend und in Gruppen angeordnet.

Obwohl jede der Empfangsspulen innerhalb einer Gruppe auf eine eigene Frequenz abgestimmt ist, würde die Gegeninduktivität der zwei oder drei Empfangsspulen zu einem unannehmbar starken Übersprechen führen, wären die Spulen einfach übereinander angeordnet. Ordnet man die Spulen, wie in Fig. 4 abgebildet, so an, dass sich ihre gegenseitigen Magnetflüsse kompensieren, dann verschwindet ihre Gegeninduktivität. Man erhält dadurch jeweils zwei oder drei voneinander unabhängige Kanäle mit vernachlässigbarem Übersprechen, die nur unwesentlich mehr Platz benötigen als ein einzelner Kanal. Diesem Konzept entsprechend sind in Fig. 4 jeweils die Spulen 81 und 82 und 83 und 84 in zwei voneinander getrennten Gruppen angeordnet, wobei die beiden Gruppen verschiedene Möglichkeiten für die Anordnung zweier Spulen innerhalb einer Gruppe zur Kompensation der Gegeninduktivität veranschaulichen sollen. 85,86 und 87 sind 3 zu einer Gruppe vereinigte Spulen mit kompensierter Gegeninduktivität. Jede der Spulen hat einen Durchmesser in der Grössenordnung von 1,5—2 cm und der Abstand zwischen den beiden Gruppen von Spulen beträgt ca. 3 cm, um ein Übersprechen zwischen den Gruppen zu verhindern.

Da die Spulen 81 und 82 auf verschiedene Frequenzen abgestimmt sind (z.B. 12 und 31 MHz), empfängt und de5

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moduliert jeder Empfangskanal nur das Signal des im zugehörigen Sendekanales. Das demodulierte Signal aus jedem der Empfangskanäle wird an eine Mehrkanalelektrode geleitet, wie sie etwa in Fig. 5 abgebildet ist. Jeder Kanal kann mit einem oder mehreren Elektrodenkontakten 92 verbunden sein, die entlang des Körpers der Mehrkanalelektrode angeordnet sind, um so bestimmte Stellen entlang der Cochlea für gezielte Tonhöhenperceptionen stimulieren zu können.

Bei Verwendung verschiedener Anschlussschemata können bipolare Stimulation, unipolare Stimulation gegen eine entfernte Masseelektrode oder Stimulation gegen eine verteilte gemeinsame Masse verwendet werden.

Die Mehrkanalelektrode besteht aus einem länglichen Giesskörper aus Silikonelastomer wie z. B. Silastic, in welchem eine Mehrzahl von Drähten, angedeutet durch 91, eingebettet sind. Jeder Draht endet in einer Kontaktkugel 92, die an der Oberfläche des Elektrodenkörpers 90 liegt. Die Anordnung der Kontaktkörper an der Oberfläche der Elektrode ermöglicht nach der Implantation der Elektrode in die Cochlea die selektive Stimulation einzelner Cochlearegionen. Wie aus der schematischen Darstellung einer menschlichen Cochlea in Fig. 6 ersichtlich, befinden sich die Ansprechgebiete für hohe Frequenzen im basalen Bereich, jene für tiefere Frequenzen im apikalen Bereich der Cochlea. Dadurch können entsprechend der Plazierung der Elektrodenkontakte 92 innerhalb der Cochlea gewünschte Tonhöhenperzeptio-nen hervorgerufen werden. Durch die zusätzliche Variation der Stimulationsfrequenz kann ein Tonhöhenkontinuum erzielt werden.

Der schematisierte Schnitt durch die Mehrkanalelektrode in Fig. 7 illustriert die Unterbringung der Drähte 93 und 94 innerhalb der Elektrode. Zur Vereinfachung sind nur zwei Drähte abgebildet. Jeder der Drähte ist zum Zwecke der Zugentlastung gewellt, was auch das Biegen der Elektrode bei ihrer Einführung in die Cochlea erleichtert.

In einer bevorzugten Ausführung bestehen die Drähte aus teflonisoliertem Platin (90%)-Iridum (10%) mit einem Durchmesser von 25 (im. Die Kugeln an den Enden der Drähte sind 0,3 mm im Durchmesser und werden durch Aufschmelzen des Drahtes in einer Flamme, wobei sich eine Kugel formt, erzielt.

Die Kontaktkugeln sind in Paaren in zwei einander entlang des Elektrodenkörpers gegenüberhegenden Reihen angeordnet.

In einer bevorzugten Ausführungsform beträgt der grösste Durchmesser der Elektrode 0,9 mm und nimmt zur Spitze hin auf 0,5 mm ab. Die Gesamtlänge der Elektrode muss einer Einführung der Elektrode in die Cochlea über eine Länge von 20—25 mm entsprechen.

In Fig. 8 ist eine von zwei gleichen Formhälften 96 zur Herstellung der Mehrkanalelektrode dargestellt. Sie enthält eine enger werdende Rille 97 der gewünschten Elektrodengeometrie. In der Rille befindet sich eine Mehrzahl von Löchern 98, die alle mit einem Vakuumkanal 99 in Verbindung stehen. Bei der Herstellung der Mehrkanalelektrode werden zunächst die Drähte im Kanal der Formhälfte positioniert, indem die kugelförmigen Enden der Drähte mit Hilfe der Vakuumansaugung in den Löchern 98 der Formhälften festgehalten werden. Danach wird die Form zusammengebaut und in die Kanäle 97 Silastic-Material gepresst. Die Vakuumansaugung, sichergestellt durch die Löcher 98, gewährleistet die exakte Positionierung der Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Elektrodenkörpers.

In Fig. 9a ist eine alternative Ausführung der Elektrode 100 dargestellt, die in ihrer Krümmung der Cochlea entsprechend hergestellt ist.

Aus Fig. 9b ist die Methode der Einführung dieser Elektrode in die Cochlea dargestellt: Ein gerader Stab 102, etwa ein Stahldraht, befindet sich im Inneren der Elektrode und wird langsam herausgezogen, während die Elektrode in die Cochlea eingeführt wird. Dadurch nimmt die Elektrode 100 ihre ursprüngliche Form wieder an.

Andere bisher nicht erwähnte mögliche Konfigurationen von externen und implantierten Subsystemen sind:

1) Eine 4- oder Mehrkanal-Elektrode eingeführt in die Cochlea in Verbindung mit einem 4-Kanal-Implantat und einem externen Einkanal-Schallprozessor/Sender.

In diesem Fall kann entweder ein Elektrodenkanal zur Stimulation ausgewählt werden oder eine beliebige Zahl von Elektrodenkontakten untereinander verbunden werden. In letzterem Fall können unterschiedliche Schwellen für verschiedene Elektrodenkontakte durch entsprechende Anpassung kompensiert werden.

2) Eine Einkanal-Elektrode am runden Fenster oder in dessen Nähe fixiert in Verbindung mit einer grösseren Masseelektrode, die auch ausserhalb der Cochlea angebracht wird, kann zusammen mit einem Einkanal-Implantat und einem externen Einkanal-Schallprozessor/Sender verwendet werden.

Das System beschrieben in 1) wurde bereits an einigen ausgewählten vollkommen tauben Freiwilligen erprobt, und es kann ohne zusätzliches Lippenablesen, nur durch die Elektrostimulation alleine, ein offenes Sprachverständnis von 60—70% für unbekannte Wörter oder Sätze erzielt werden. Das bedeutet, dass diese Prothese bereits als eine wertvolle Hörhilfe für vollkommen Taube betrachtet werden kann.

Das System in 2) dagegen ist vorwiegend für nicht vollständig Taube, sondern schwer Hörgeschädigte und für hörgeschädigte Kinder vorgesehen.

Sowohl für die Einkanal- als auch für die Mehrkanal-Ausführung des externen Schallprozessor/Senders besteht die Möglichkeit, die Schallwellen nicht in Pulsketten umzuwandeln, sondern das Analogsignal zu verwenden. In diesem Fall sind eine geeignete Dynamikbereichkompression und eine Kompensation der Abhängigkeit der Lautstärke von der Frequenz sehr wichtige Eigenschaften des Schallprozessor/Senders. Beide Eigenschaften sind deshalb so wichtig, weil der Dynamikbereich zwischen der Stimulusintensität, die für einen Schwellenhöreindruck und jener, die für einen zu lauten Höreindruck nötig ist, viel kleiner ist als im akustischen Fall für Normalhörende, und erschwerenderweise ausserdem in mehreren Fällen eine starke Abhängigkeit der Schwelle und überschwelliger Lautstärkeempfindungen von der Stimulationsfrequenz zu verzeichnen ist.

Zur Dynamikbereichkompression werden vorzugsweise Nichtlinearitäten verwendet. Diese Nichtlinearitäten können logarithmisch sein, einer Potenzfunktion gehorchen, aus einer stückweise linearen Funktion bestehen oder von einer anderen geeigneten Form sein.

Die Nichtlinearität wird vorzugsweise mit Hilfe geeignet verschalteter Differenzverstärker oder Operationsverstärker in Verbindung mit Diodennetzwerken oder als Dioden geschalteten Transistoren realisiert.

Um die Entstehung unerwünschter Frequenzen durch die Dynamikbereichkompression zu reduzieren, kann die Nichtlinearität von einem frequenzversetzten Signal angesteuert werden. In diesem Falle können die geradzahligen Verzerrungsprodukte durch ein schmalbandiges HF-Bandpassfilter im nach oben frquenzversetzten Signal eliminiert werden, bevor das Signal wieder in den ursprünglichen hörbaren Frequenzbereich heruntergemischt wird.

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Eine weitere Möglichkeit, Verzerrungsprodukte zu vermindern, ist die, mehrere Nichtlinearitäten innerhalb von oktavbreiten Bändern zu verwenden.

Es ist weiters möglich, einen geregelten Verstärker zu verwenden, der ausreichend geringe Ansprech- und Abfallzeitkonstanten von 2 —10 ms bzw. 100 — 300 ms besitzt. Der Amplitudencharakteristik dieses geregelten Verstärkers kann durch das Einfügen geeigneter Nichtlinearitäten in den Signalweg die gewünschte Form verliehen werden.

Die Schaltung zur Dynamikbereichkompression kann der Schaltung zur Frequenzgangskompensation auch vorangeschaltet werden. In diesem Fall ist zwar das Ausmass der nötigen Frequenzgangskompensation geringer, sie muss aber sehr präzise vorgenommen werden.

Fig. 10 zeigt das Blockschaltbild eines Ein- oder Mehrkanal-Schallprozessors samt Sender. Ein Mehrkanal-Stimula-tor besteht aus mehreren im wesentlichen identischen Kanälen mit jeweils eigener hochfrequenter Übertragung. Jeder Kanal ist für ein bestimmtes Tonfrequenzband zuständig, welches durch das jeweilige Bandfilter herausgefiltert wird. Im Falle eines Einkanal-Stimulators wird nur einer dieser Kanäle aufgebaut und daher kann das Bandfilter 103 entfallen. Das von einem Elektret-Mikrophon 104 aufgenommene Signal besitzt einen Dynamikumfang von über 80 dB. Die Transformation dieses grossen Dynamikbereiches auf den Bereich der zulässigen Stimulationsintensität von etwa 10 dB erfolgt mit Hilfe von weiter unten genauer beschriebenen Dynamik-Kompressoren 107 und/oder einer eingangsgesteuerten Rückwärtsregelung, die auf den Regelverstärker 105 einwirkt. Im Vergleich zur Dynamikkompression mit nichtlinearen Elementen besitzt die Regelung den Vorteil der geringen zeitlich bewirkten nichtlinearen Verzerrung, infolge der endlichen Ansprechzeit werden aber bei plötzlich einsetzenden lauten Signalen noch Störspitzen durchgelassen, sodass im allgemeinen sowohl eine Dynamikkompression als auch eine Regelung verwendet wird.

Die Schaltung 106 zur Anpassung des Frequenzganges an die vorher gemessene Frequenzabhängigkeit der Iso-Lautheitskurven des Patienten beinhaltet frequenzabhängige Bauteile wie RC- oder LC-Glieder. Sie ist in konventioneller Weise aufgebaut. Im Prinzip kann sie auch nach der Dynamikkompressionsschaltung 107 eingebaut werden, wobei in diesem Falle nur geringe, aber sehr exakte Frequenzbeeinflussungen erforderlich sind. Über einen amplitudenmodulierten Sender 108 mit dem Ausgangskreis 109 gelangt das zu übertragende Signal an den implantierten, abgestimmten Empfangskreis 110 und den Demodulator 111 und von dort zur Elektrode 112.

Fig. 11 zeigt die zur Dynamikkompression verwendete Schaltung. Sie basiert auf der integrierten Schaltung 122 (TL441), die im wesentlichen aus vier über Spannungsteiler unterschiedlicher Dämpfung angesteuerte Differenzverstärker, deren Ausgänge parallelgeschaltet sind, besteht. Die Ausgangsspannung, die als Differenzspannung zwischen den Punkten 122 und 123 (y bzw. y) zur Verfügung steht, hängt logarithmisch von der Eingangsspannung an 121 ab. Diese Eingangsspannung wird über den Kondensator 113, der der Abblockung eventuell vorhandener Gleichspannungen dient, dem Eingang 124 der Schaltung 112 zugeführt. Der Widerstand 120 dient der Festlegung des Gleichspannungspegels am Eingang 124 der Schaltung. Die Differenzspannung zwischen den Punkten 122 und 123 wird in konventioneller Weise mit Hilfe eines Operationsverstärkers 114, der mit den Widerständen 115 bis 118 eine Subtrahierschaltung bildet, in eine Eintaktspannung umgeformt. Das Trimm-Potentiometer 119 dient zum Abgleich der Offset-Spannung.

Fig. 12 ist das Schaltbild des amplitudenmodulierbaren Senders. Der Sender besteht aus dem Oszillator 120, der die

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Trägerfrequenz von 12 MHz erzeugt, und der Leistungsendstufe. Der Ausgangskreis 126 bildet zusammen mit dem auf dieselbe Frequenz abgestimmten implantierten Empfangskreis 127 ein Bandfilter. Ein stromgesteuertes, also am Eingang hochohmig angesteuertes, Bandfilter zeigt bei einer bestimmten Kopplung, der sogenannten kritischen Kopplung, ein Maximum der in den Sekundärkreis induzierten Spannung. In der Umgebung dieses stationären Punktes wird daher die induzierte Sekundärspannung nur wenig von der Kopplung abhängen. Bei der hier verwendeten induktiven Kopplung werden also die Toleranzeigenschaften bezüglich einer Lageverschiebung der Sendespule bei dem zu kritischer Kopplung führenden Abstand zwischen Sende- und Empfangsspule sehr günstig sein. Durch geeignet gewählte Kreisgüten wird ein «kritischer Abstand» von etwa 10 bis 12 mm erhalten. Bei einem Sendespulendurchmesser von 23 mm und einer Verschiebung von +10 mm ändert sich die Sekundärspannung nur um — 5%.

Da wegen der geforderten hohen Kreisgüte des Sendekreises eine Sättigung des Ausgangstransistors 128 vermieden werden muss, kann zur Amplitudenmodulation die Kollektormodulation nicht verwendet werden, sondern es muss entweder mit Emitter-Strommodulation oder mit Basismodulation (wie in dem hier gezeigten Beispiel) gearbeitet werden. Die Modulationsspannung wird über den Widerstand 133, die Ankopplungswicklung 134 und den Widerstand 130 der Basis zugeführt. Der Widerstand 130 wird entsprechend der geforderten Ausgangsleistung ausgewählt und ermöglicht eine genaue Dosierung der HF-Ansteuer-Leistung ohne eine anderenfalls notwendige, aber umständliche Änderung der Windungszahl der Ankopplungswicklung 134. Die Kondensatoren 131 und 132 dienen zum HF-mässigen Verbinden des Modulationseingangs und der Betriebsspannungszuführung mit Masse. Die Schottky-Diode 127 verhindert im Falle unbeabsichtigter Sättigung des Ausgangstransistors das Auftreten von Instabilitäten, die zu Störschwingungen Anlass geben könnten.

Der Ausgangskreis 126 des Senders befindet sich auf einem Ohrstück aus Plexiglas und kann auf diese Weise genau über der implantierten Empfangsspule positioniert werden.

Der gesamte Sender ist in Miniaturbauweise ausgeführt, sodass er ebenfalls auf diesem Ohrstück untergebracht werden kann. Das hat den Vorteil der sehr geringen Abstrah-lung elektromagnetischer Wellen, da sämtliche hochfrequenzführende Leitungen kürzer als 2 cm sind und daher kaum als Antenne wirken.

Die beschriebene Methode der Elektrostimulation des Gehörs unter Verwendung eines Mehrfrequenz-Systems entsprechend der vorliegenden Erfindung vermittelt ein verbessertes Hörvermögen in vollkommen Tauben und in schwer Hörgeschädigten.

Die Verwendung einer Aufteilung des Schallsignals in Bänder und die selektive Stimulation verschiedener Stellen innerhalb der Cochlea verbessert die Qualität und Verständlichkeit der Höreindrücke. Da die implantierte Empfängerschaltung ausschliesslich passive elektronische Komponenten enthält, ist keine Versorgungsleistung nötig, und es müssen nur die Stimulationssignale selbst durch die Haut hindurch ins Körperinnere übertragen werden.

Die Hörprothese inklusive der Mehrkanal-Cochleaelektrode kann leicht hergestellt werden, und die Herstellungsmethode gewährleistet eine exakte Positionierung der Elektrodenkontakte zur Erzielung der gewünschten Tonhöheneindrücke bei der Stimulation der Cochlea. Während in der bevorzugten Ausführungsform Pulsbreitenmodulation verwendet wird, können auch andere Modulationsstrategien wie Amplituden- oder Frequenzmodulation verwendet werden.

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Analoge Stimulationssignale nach geeigneter elektronischer Verarbeitung können ebenso wie gepulste oder digitale Signale verwendet werden. Während in der beschriebenen digitalen Ausführung die Audiofrequenzbänder in entsprechende Signalbänder zwischen 40 und 400 Hz transformiert werden, können die entsprechenden Signalbänder sowohl in der digitalen wie auch in der analogen Schaltungsausführung den gleichen Frequenzumfang wie die Audiofrequenzbänder besitzen.

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6 Blatt Zeichnungen

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   PATENTANSPRÜCHE

   1. Anordnung zur elektrischen Stimulation eines Rezeptors, mittels eines Stimulationssignals, dadurch gekennzeichnet, dass sie umfasst:

   — eine Modulations-Sendeeinheit, die mindestens ein mit dem Stimulationssignal moduliertes Trägersignal aussendet,

   — eine Empfangseinheit mit mindestens einem Demo-dulator,

   — eine eingangsseitig mit dem Demodulator und aus-gangsseitig mit dem Rezeptor verbindbare Übertragereinheit.
2. 2. Anordnung nach Anspruch 1, wobei das Stimulationssignal Frequenzanteile in mindestens zwei Frequenzbändern besitzt, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit aus-gangsseitig (76, 78) mindestens zwei, je mit Stimulationssignalanteilen eines Bandes modulierte Trägersignale aussendet.
3. 3. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 oder 2, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Übertragereinheit eine in die Cochlea implantierbare Mehrkanalelektrode (90) ist.
4. 4. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 3, für einen Rezeptor, der an unterschiedlich gelegenen Stellen mit Signalen in unterschiedlichen Frequenzbändern stimulierbar ist, dadurch gekennzeichnet, dass die Übertragereinheit eine Mehrkanalelektrode (90) umfasst, mit Verbindungsstellen für den Rezeptor, die an ihr unterschiedlich gelegen sind (92).
5. 5. Anordnung nach einem der Ansprüche 1—4, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit eine Pulsfrequenzmodulationseinheit umfasst, allenfalls pulsbreitenmodulierbar, wobei die Amplitude des Stimulationssignals dann die Pulsbreite und die Frequenz des Stimulationssignals die Pulsfrequenz moduliert.
6. 6. Anordnung nach den Ansprüchen 2 und 4, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangseinheit eine Mehrkanal-Empfangs- und Demodulationseinrichtung (81, 86) umfasst, bei der jeder Kanal einem der Frequenzbänder zugeordnet ist und dass eine Verbindungseinrichtung (42,44) vorgesehen ist, zum Verbinden mindestens eines Kanaleingangs der Mehrkanalelektrode mit mindestens einem der Empfangseinheitskanal-Ausgänge.
7. 7. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 — 6, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit eine eingangsseitige Wandlereinrichtung (52, 54) umfasst, um Wandeln von Gehörsignalen in elektrische Signale zur Modulation des Trägersignals.
8. 8. Anordnung nach einem der Ansprüche 2—7, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit mindestens eine Frequenzweiche (50) umfasst, zur Trennung der Stimulationssignal-Frequenzanteile.
9. 9. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 — 8, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangseinheit eingangsseitig mindestens eine auf das Trägersignal abgestimmte Empfangsspule (81) und mindestens einen Demodulator (86, 88) umfasst.
10. 10. Anordnung nach Anspruch 2, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Mehrkanalelektrode einen länglichen biokompatiblen Giesskörper (90) umfasst, in dessen Innerem sich mindestens zwei Drähte (93,94) befinden, von denen jeder an einem Elektrodenkontakt (92) endet, der an der Oberfläche des Körpers an verschiedenen Stellen angebracht ist, derart, dass ihre Positionen Stellen verschiedener Rezeptions-Frequenzbänder der Cochlea entsprechen.
11. 11. Anordnung nach Anspruch 10, dadurch gekennzeichnet, dass jeder Draht (93, 94) innerhalb des Giesskörpers

    (90) gewellt ist, um die Biegsamkeit des Körpers mit den Drähten für die Einführung in die Cochlea zu verbessern.
12. 12. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 11, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit eine Mehrzahl von Kanälen umfasst, die je einem Frequenzband entsprechen, dass jeder Kanal ein Bandpassfilter (50) umfasst, einen Pulsgenerator (70), sowie einen Frequenzdetektor (58), der die Frequenz eines Ausgangssignals des Bandpassfilters (50) detektiert und die Frequenz des Pulsgenerator-Ausgangssignals (71) steuert, einen Amplitudendetektor (66, 68), der die Amplitude des Bandpassfilter-Ausgangssignals (57) detektiert und die Pulsform des Pulsgenerator-Ausgangssignals (71) steuert sowie eine Modulatoreinheit (74), an welcher ein Trägersignal mit dem Ausgangssignal (71) des Pulsgenerators (70) moduliert wird.
13. 13. Anordnung nach Anspruch 12, dadurch gekennzeichnet, dass der Pulsgenerator (70) ein monostabiler Multivi-brator ist, wobei der Amplitudendetektor (66,68) die Pulsbreite steuert.
14. 14. Anordnung nach einem der Ansprüche 6 bis 13 für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass mindestens die Empfangseinheit Empfangskanäle umfasst, die auf folgende Empfangssignal-Frequenzbänder abgestimmt sind:

    0,25-0,5 KHz, 0,5-1,0 KHz, 1,0-2 KHz und 2,0-4 KHz.
15. 15. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 —14, dadurch gekennzeichnet, dass die Empfangseinheit mindestens vier Frequenzkanäle umfasst, jeder Kanal eine Spule (81, 82) umfasst, dass die Sendeeinheit mindestens zwei Spulen (76, 78) umfasst, von denen jede mit mindestens zwei modulierten Trägersignalen beaufschlagt wird, wobei mindestens je zwei Spulen (81, 82) der Empfangsheinheit mit einer der Spulen (76, 78) der Sendeeinheit gekoppelt sind.
16. 16. Anordnung nach Anspruch 15, dadurch gekennzeichnet, dass die je zwei Spulen (81, 82) der Empfangseinheit, die mit derselben Spule (76) der Sendeeinheit gekoppelt sind, überlappend angeordnet sind, um die Gegeninduktivität zu minimalisieren.
17. 17. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 —16, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit mindestens eine Spule zur ausgangsseitigen Übertragung von mindestens zwei modulierten Trägersignalen umfasst, und dass die Empfangseinheit mindestens zwei Spulen umfasst, wobei die Spule der Sendeeinheit mit den Spulen der Empfangseinheit gekoppelt ist.
18. 18. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 — 17, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit eine Mehrzahl von frequenzselektiven Kanälen umfasst, die einer Anzahl von Frequenzbändern innerhalb des Hörbereiches entspricht, und dass jeder Kanal eine Bandpassfilteranordnung (50) zur Herausfilterung des ihm zugeordneten Frequenzbandes aufweist, eine Einrichtung (107) zur Dynamikbereich-Kompression, eine Einrichtung

    (106) zur Kompensation des Kanalfrequenzganges sowie einen Modulator (108) zur Modulation eines Trägersignals mit dem durch die Einrichtungen bereitgestellten analogen Schallsendeeinheitssignal, und dass am Ausgang eine Sendeanordnung (76) vorgesehen ist.
19. 19. Anordnung nach Anspruch 18, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression

    (107) mindestens ein Bauteil mit nichtlinearer Übertragungskennlinie umfasst, welche zur Kompression ausgenützt wird.
20. 20. Anordnung nach Anspruch 19, dadurch gekennzeichnet, dass das Bauteil ein logarithmischer Verstärker (68) ist.
21. 21. Anordnung nach einem der Ansprüche 19 oder 20, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression eine Einrichtung zur Versetzung der

    2

    5

    10

    15

    20

    25

    30

    35

    40

    45

    50

    55

    60

    65

    3

    657 984

    Frequenz nach oben umfasst, ihr nachgeschaltet, einen logarithmischen Verstärker, danach eine Einrichtung zur Versetzung der Frequenzlage an ihren Ursprung.
22. 22. Anordnung nach einem der Ansprüche 19—21, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression eine Anordnung umfasst, welche innerhalb mindestens eines oktavbreiten Frequenzbandes nichtlinear ist, wobei diese Nichtlinearität zur Kompression ausgenützt wird.
23. 23. Anordnung nach einem der Ansprüche 19 bis 22, dadurch gekennzeichnet, dass die Einrichtung zur Dynamikbereichkompression einen geregelten Verstärker umfasst.
24. 24. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 bis 23, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit mindestens zwei frequenzgetrennte Kanäle umfasst und jeder Kanal einen nicht im Sättigungsbereich betriebenen, basismodulierten Leistungsverstärker umfasst.
25. 25. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 —24, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit mindestens zwei frequenzgetrennte Kanäle umfasst, deren jeder einen nicht im Sättigungsbereich betriebenen, emittermodulierten Leistungsverstärker umfasst.
26. 26. Anordnung nach einem der Ansprüche 1—25, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit und die Empfangseinheit je mindestens zwei frequenzgetrennte Kanäle umfassen und dass zwischen den Kanälen der Einheiten Bandpassfilter angeordnet sind, die Ausgangskreise (78) der Sendeeinheit und abgestimmte Eingangskreise (81, 85) der Empfangseinheit umfassen.
27. 27. Anordnung nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, dass die Bandpassfilter (76, 81, 85) kritisch gekoppelt sind.
28. 28. Anordnung nach einem der Ansprüche 1 — 27, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Sendeeinheit an einem Haken zur Befestigung am Ohr montiert ist.
29. 29. Empfangseinheit mit mindestens einem Demodulator für eine Anordnung nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass sie als Mehrkanal-, Empfangs- und Demodulationseinrichtung ausgebildet ist, mit einer Mehrzahl unabhängiger Kanäle, von denen jeder Kanal eine auf eine bestimmte Frequenz abgestimmte Spule umfasst, und je einen Demodulator zur Démodulation des mit der Spule empfangenen modulierten Trägersignals.
30. 30. Empfangseinheit nach Anspruch 29, dadurch gekennzeichnet, dass die Spulen der Kanäle in örtlich getrennten Gruppen angeordnet sind, und dass die Spulen innerhalb einer Gruppe überlappend angeordnet sind, um so die Gegeninduktivität und damit die Kopplung der Spulen zu minima-lisieren.
31. 31. Empfangseinheit nach einem der Ansprüche 29 oder 30 für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass die Demodulatoren ausgangsseitig mit einer in die Cochlea implantierbaren Mehrkanalelektrode der Übertragereinheit verbunden sind.
32. 32. Empfangseinheit nach Anspruch 31, dadurch gekennzeichnet, dass die Mehrkanalelektrode einen länglichen biokompatiblen Giesskörper umfasst, in dessen Innerem sich mindestens zwei Drähte befinden, von denen jeder an einem Elektrodenkontakt endet, wobei die Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Körpers angebracht sind, derart, dass ihre Position der Position unterschiedlicher Rezeptions-Frequenzbänder an der Cochlea entspricht.
33. 33. Eingangsseitig mit einem Demodulator und ausgangsseitig mit einem Rezeptor verbindbare Übertragereinheit für die Anordnung nach Anspruch 1, für die Stimulation des Gehörs, dadurch gekennzeichnet, dass sie eine Mehrkanalelektrode zur Implantation in die Cochlea umfasst, mit einem länglichen biokompatiblen Giesskörper, in dessen Innerem sich mindestens zwei Drähte befinden, von denen jeder an einem Elektrodenkontakt endet, wobei die Elektrodenkontakte an der Oberfläche des Körpers derart angebracht sind, dass ihre Position der Position unterschiedlicher Rezeptions-Frequenzbänder an der Cochlea entspricht, und wobei die Drähte gewellt sind, um Zugentlastung und Flexibilität der Elektrode zu erreichen.
34. 34. Verfahren zur Herstellung einer Übertragereinheit nach Anspruch 33, dadurch gekennzeichnet, dass man a) eine Mehrzahl von Drähten mit endständigen Kontakten herstellt,

    b) die Drähte wellt,

    c) die Drähte in eine Giessform einbringt und dabei die Kontakte in Position hält,

    d) die Giessform mit biokompatiblem Material füllt, zum Erhalt der Mehrkanalelektrode.
35. 35. Verfahren nach Anspruch 34, dadurch gekennzeichnet, dass man die Drähte mittels Vakuumansaugung in Position hält.