DE3485926T2

DE3485926T2 - Cochleares implantationssystem mit psychologischem testen oder programmieren mittels kartographierter reaktionen des patienten, vorgesehen zur codierung.

Info

Publication number: DE3485926T2
Application number: DE8787200716T
Authority: DE
Inventors: Peter A Crosby; Christopher N Daly; Janusz A Kuzma; David K Money; James F Patrick; Peter M Seligman
Original assignee: Commonwealth of Australia
Current assignee: Commonwealth of Australia
Priority date: 1983-04-11
Filing date: 1984-04-09
Publication date: 1993-04-22
Anticipated expiration: 2004-04-10
Also published as: EP0124930A1; AU563754B2; DE3485926D1; US4532930A; JPS611200A; DE3485547D1; DE3482548D1; AU7325187A; EP0247649B1; CA1212501A; EP0124930B1; EP0241101A1; EP0247649A1; AU595883B2; EP0241101B1; AU597661B2; AU7322787A; JPH0412141B2; AU2668384A

Description

Die Erfindung betrifft in der Hauptsache eine cochleare Prothese oder ein implantierbares Hörprothesensystem oder ein bionisches Ohr, d. h. ein System von Bauteilen, das die Wiederherstellung eines gewissen Hörvermögens bei Gehörlosen zur Aufgabe hat. Hauptzielsetzung der Erfindung ist die Verbesserung der Sprachkommunikation, wobei jedoch ebenfalls die Bedeutung der Wahrnehmung von Umgebungsgeräuschen berücksichtigt wird.
Bei vielen Gehörlosen ist der Grund für die Taubheit das Fehlen oder die Zerstörung der Haarzellen in der Cochlea, welche akustische Signale in Nervenimpulse umwandeln. Diese Personen sind somit nicht in der Lage, herkömmliche Hörhilfen zu nutzen, wie laut die akustische Stimulierung auch erfolgen mag, da keine Möglichkeit besteht, auf normale Weise aus Schallgeräuschen Nervenimpulse zu erzeugen.
Das cochleare Implantationssystem versucht, diese Haarzellen in der Cochlea dadurch zu umgehen, daß die Hörnervenfasern direkt elektrisch stimuliert werden, wodurch Schallgeräusche vom Gehirn wahrgenommen werden. Zur Verwirklichung dieser Zielsetzung sind in der Vergangenheit viele Wege aufgezeigt worden, zu denen die Implantation von Elektroden in der Cochlea gehören, die mit der Außenwelt über ein Kabel und einen am Schädel des Patienten angebrachten Steckverbinder verbunden und an ausgeklügelte Mehrkanaleinrichtungen angeschlossen sind, wobei die Kommunikation mit einem externen Rechner über Hochfrequenzenergie- und Datenverbindungen erfolgt.
Die hierin beschriebene Erfindung umfaßt eine in die Cochlea implantierte Mehrkanalelektrode, die mit einer implantierten Mehrkanal-Stimulationseinrichtung verbunden ist, welche Energie und Daten von einem extern versorgten tragbaren Sprach-Prozessor empfängt, wobei die Sprachverarbeitungsstrategie auf bekannten psychophysischen Gegebenheiten basiert und mit Hilfe einer Diagnose- und Programmiereinrichtung auf jeden einzelnen Patienten abgestimmt wird.
Zum optimalen Verständnis der Erfindung ist es erforderlich, auf die Physiologie und Anatomie des menschlichen Gehörs einzugehen und sich Kenntnisse über die Eigenschaften des Sprachsignals zu verschaffen. Da die durch elektrische Stimulation erzeugten Hörempfindungen darüberhinaus anders sind als die bei Personen mit normalem Hörvermögen durch akustische Stimulation ausgelösten Wahrnehmungen, muß die Psychophysis der elektrischen Stimulation des Hörsystems erläutert werden.

Die Struktur der Cochlea

Bei Personen mit normalem Hörvermögen trifft Schall, wie in der Fig. 1 dargestellt, auf das Trommelfell auf, um über ein System von als Ossikel bezeichneten und als Hebel zur Verstärkung und Abstimmung der Schallimpedanz wirkenden Knöchelchen zu einem Hammer oder einer Membran übertragen zu werden, der/die als ovales Fenster bezeichnet wird. Die cochleare Kammer hat im gestreckten Zustand eine Länge von etwa 35 mm und ist praktisch auf ihre volle Länge durch eine Trennwand geteilt. Diese Trennwand wird als Basilarmembran bezeichnet. Die untere Kammer wird Paukentreppe genannt. Am ferngelegenen Ende kommuniziert eine Öffnung zwischen den oberen und unteren Hälften. Die Cochlea ist mit einer Flüssigkeit gefüllt, deren Viskosität dem zweifachen Wert des Wassers entspricht. Die Paukentreppe umfaßt einen weiteren Piston bzw. eine weitere Membran, der/die rundes Fenster genannt wird und dazu dient, die Verdrängung der Flüssigkeit aufzunehmen, wenn das ovale Fenster bewegt wird. Bei akustischer Aktivierung des ovalen Fensters über die Knöchelchen wird die Basilarmembran durch die Bewegung der in der Cochlea befindlichen Flüssigkeit verschoben. Aufgrund ihrer mechanischen Eigenschaften ergibt sich eine maximale Schwingung der Basilarmembran bei niedrigen Frequenzen am ferngelegenen Ende oder Apex und bei hohen Frequenzen in der Nähe des Bodens oder des ovalen Fensters. Die Verschiebung der Basilarmembran stimuliert eine Ansammlung von als Haarzellen bezeichneten Zellen, die in speziellen Stützzellen auf der Basilarmembran angeordnet sind. Bewegungen dieser Haare führen zu elektrischen Entladungen in Fasern des achten Nervs oder Hörnervs. So übertragen die Nervenfasern von Haarzellen, die dem runden Fenster (dem Basalende der Cochlea) am nächsten sind, Informationen über Hochfrequenzschall und weiter abgelegene Fasern Informationen über Niederfrequenzschall. Dies wird als tonotopische Organisation der Nervenfasern in der Cochlea bezeichnet.
Ein Verlust des Hörvermögens kann viele Ursachen haben und tritt in der Regel auf zweierlei Art auf. Ein konduktiver Verlust des Hörvermögens ist dann gegeben, wenn die normalen mechanischen Wege, über welche der Schall die Haarzellen erreicht, beispielsweise durch Beschädigung der Ossikel blockiert sind. Einem konduktiven Verlust des Hörvermögens kann häufig durch Einsatz von Hörgeräten abgeholfen werden, die den Schall so verstärken, daß die akustische Information die Cochlea erreicht. Bei bestimmten Arten eines konduktiven Hörverlusts kann auch durch chirurgische Eingriffe Abhilfe geschaffen werden.
Ein sensorineuraler Hörverlust ist die Folge einer Schädigung der Haarzellen oder Nervenfasern in der Cochlea. Bei dieser Art von Patienten bringen herkömmliche Hörhilfen keine Verbesserung, da die Mechanismen der Umwandlung von Schallenergie in Nervenimpulse geschädigt sind. Dieser Funktionsverlust kann durch direkte Stimulation des Hörnervs teilweise wieder wettgemacht werden.
Bei dem hier beschriebenen System und bei einigen anderen cochlearen Implantationssystemen nach dem Stand der Technik werden die zur Stimulation dienende(n) Elektrode(n) durch einen chirurgischen Eingriff in die Paukentreppe in unmittelbarer Nähe der Basilarmembrane angeordnet, wie dies als Querschnitt in Fig. 1B dargestellt ist, wobei zwischen den Elektroden fließende Ströme eine neurale Stimulation in Nervenfasergruppen bewirken.
Das menschliche Sprachsystem besteht aus einer Anzahl von Resonanzhöhlen, den Mund- und Nasenhöhlen, die dadurch erregt werden können, daß Luft durch die Glottis oder Stimmbänder strömt und diese zum Schwingen bringt. Die Schwingungsfrequenz ist als Tonhöhe des Sprechers hörbar und schwankt zwischen etwa 100 und 400 Hz. Die Tonhöhe ist bei weiblichen Personen in der Regel höher als bei männlichen Sprechern.
Die Tonhöhe der menschlichen Stimme ist ausschlaggebend für die Satzbetonung, so daß es dem Zuhörer beispielsweise möglich ist, zwischen einer Aussage und einer Frage zu unterscheiden, während einer Rede oder eines Vortrags Sätze zu trennen und festzustellen, welchen Teilen eine besondere Bedeutung zukommt. Zusammen mit der Signalamplitude ergibt dies die sogenannte prosodische Information.
Sprache entsteht dadurch, daß der Sprechende die Stimmbänder erregt und zur Erzeugung verschiedener Laute die akustischen Höhlen durch Bewegung der Zunge, der Lippen und der Backen bewegt. Andere Geräusche werden auf andere Weise wie zum Beispiel durch den Durchgang von Luft zwischen den Zähnen und der Zunge erzeugt, um nicht gesprochene Laute zu bilden. So ist der Laut "z" ein stimmhafter Laut, während "s" einen stimmlosen Laut darstellt; "b" ist ein stimmhafter Laut und "p" ein nicht gesprochener oder stimmloser Laut usw.
Das Sprachsignal kann auf verschiedene Weise analysiert werden. Eine nützliche Analysentechnik ist hierbei die Spektralanalyse, gemäß der das Sprachsignal im Frequenzbereich analysiert wird und ein Spektrum Berücksichtigung findet, das die Amplitude (und Phase) der Frequenz gegenüberstellt. Sind die Hohlräume des Sprachsystems aktiviert, so entsteht eine Anzahl von Spektralspitzen, wobei die Frequenzen und die relativen Amplituden dieser Spektralspitzen auch in Abhängigkeit von der Zeit variieren.
Die Anzahl der als FORMANTEN bezeichneten Spektralspitzen liegt zwischen etwa 3 und 5. Diese Formanten werden ausgehend vom Formanten mit der niedrigsten Frequenz, der normalerweise als F1 bezeichnet wird, bis zu den Formanten mit der höchsten Frequenz durchnumeriert, wobei auf die Tonhöhe in der Regel als Fo Bezug genommen wird. Für die verschiedenen Vokale charakteristische Laute werden vom Sprechenden dadurch erzeugt, daß die Form der Mund- und Nasenhöhlen verändert wird, wodurch sich eine Änderung der Frequenzen und der relativen Intensitäten dieser Formanten ergibt.
Insbesondere ist festgestellt worden, daß der zweite Formant (F2) für die Übertragung von Vokalinformationen wichtig ist. So können zum Beispiel die Vokallaute "oo" und "ee" bei identischer Stimmgebung der Stimmbänder erzeugt werden, wobei sie dennoch aufgrund der unterschiedlichen Charakteristiken des zweiten Formanten verschieden klingen.
Die Sprache beinhaltet natürlich eine Vielzahl von verschiedenen Lauten, deren Erzeugung kompliziert ist. Zum Verständnis des Implantationssystems genügt es aber, sich daran zu erinnern, daß es zwei Hauptarten von Lauten gibt, und zwar die gesprochenen (stimmhaften) und die nicht gesprochenen (stimmlosen) Laute, und daß die Verständlichkeit des Sprachsignals zum größten Teil vom Zeitverlauf der Frequenzen und Amplituden der Formanten abhängig ist.

Psychophysik

Der Begriff der Psychophysik dient im Rahmen dieser Beschreibung als Hinweis auf das Studium von Wahrnehmungen von Patienten durch elektrische Stimulation des Hörnervs. Bei einer Stimulation mit Frequenzen zwischen 100 und 300 Impulsen je Sekunde wird ein Geräusch wahrgenommen, dessen Tonhöhe sich in Abhängigkeit von der Stimulationsrate verändert. Dies ist eine so ausgeprägte Wahrnehmung, daß die Möglichkeit besteht, durch entsprechende Variation einem Patienten eine Melodie zu übermitteln.
Durch Stimulation der Elektrode mit einer der Tonhöhe (Fo) proportionalen Rate können prosodische Informationen dem Patienten übermittelt werden. Diese Idee wird bei einigen cochlearen Implantationssystemen als alleinige Methode der Informationsübertragung benutzt und läßt sich mit einer einzigen Elektrode realisieren.
Wichtiger ist die Übertragung von Formanteninformationen zum Patienten, da hierin der größte Teil der Verständlichkeit des Sprachsignals enthalten ist. Im Rahmen von psychophysischen Tests ist festgestellt worden, daß genau wie ein akustisches Signal, das zur Stimulation des ferngelegenen Endes der Cochlea eine Niederfrequenzempfindung erzeugt, und ein Signal, das zur Stimulation des nahegelegenen Endes eine Hochfrequenzempfindung auslöst, ein ähnliches Phänomen bei der elektrischen Stimulation zu beobachten ist. Die durch die elektrische Stimulation an verschiedenen Stellen innerhalb der Cochlea ausgelösten Empfindungen sind von den Probanden als Wahrnehmungen bezeichnet worden, die in bezug auf "Schärfe" oder "Dämpfung" und weniger im Hinblick auf die Tonhöhe als solche variieren. Der Unterschied bei Frequenzwahrnehmungen zwischen Elektroden ist jedoch dahingehend, daß der Formant oder die Spektralinformation durch Wahl der Elektrode oder des Stimulationspunktes innerhalb der Cochlea kodiert werden kann.
Durch phsychophysische Tests ist festgestellt worden, daß bei der wahrgenommenen Lautstärke von durch elektrische Stimulation des Hörnervs erzeugten Geräuschen der dynamische Bereich größer ist als der Dynamikbereich der Stimulation als solcher. So kann zum Beispiel ein Dynamikbereich von 2 bis 20 dB bei der elektrischen Stimulation zu Wahrnehmungen führen, die vom kaum wahrnehmbaren unteren Schwellenwert bis zur Schmerzschwelle reichen. Bei Menschen mit normalem Hörvermögen liegt der Dynamikbereich der Schallwahrnehmung in einer Größenordnung von 100 dB.
Auch haben psychophysische Untersuchungen ergeben, daß die Höhe der Schallwahrnehmungen durch elektrische Stimulation ebenfalls von der Stimulationsfrequenz abhängig ist, wobei die wahrgenommene Tonhöhe jedoch nicht der Stimulationsfrequenz entspricht. So liegt insbesondere der höchste Ton, der allein durch den Mechanismus einer Veränderung der Stimulationsrate wahrnehmbar ist, in der Größenordnung von 1 kHz und führt eine Stimulation mit über diesem Maximalpegel liegenden Werten zu keiner Erhöhung der Frequenz oder der Tonhöhe des wahrgenommenen Geräusches. Des weiteren ist bei einer elektrischen Stimulation innerhalb der Cochlea die wahrgenommene Tonhöhe von der Position der Elektrode abhängig. Bei Mehrfachelektrodensystemen sind die durch Stimulation einer Elektrode bedingten Empfindungen nicht von den Wahrnehmungen zu trennen, die durch gleichzeitige Stimulation in der Nähe befindlicher Elektroden ausgelöst werden.
Auch sind die Wahrnehmungsqualitäten in bezug auf Tonhöhe, "Schärfe" und Lautstärke in Abhängigkeit von Stimulationsrate, Elektrodenposition und Stimulationsamplitude nicht beliebig veränderbar.
Einige cochleare Implantationssysteme nach dem Stand der Technik sind so angeordnet, daß eine Anzahl von Elektroden gleichzeitig im Verhältnis zur Energie in bestimmten Frequenzbändern stimuliert werden, jedoch geschieht dies ohne Bezugnahme auf die durch Stimulationsstrom in nahegelegenen Stimulationselektroden bedingten Wahrnehmungen. Das Ergebnis ist eine gegenseitige Beeinflussung zwischen den Kanälen, wodurch die Lautstärke beeinträchtigt wird.

Stand der Technik

Eine Anzahl von Versuchen ist unternommen worden, um unter Verwendung von Elektroden, die in einen oder in der Nähe eines Teils der cochlearen Struktur eingesetzt sind, durch elektrische Stimulation der Hörnervfasern ein brauchbares Hörvermögen zu schaffen. Systeme mit einem einzigen Elektrodenpaar sind hierbei von House (Ann. Otol. Rhinol. Laryngol 85, Supp. 27, 1976), Michelson (USA-Patent 3 751 605) und Bartz (USA-Patent 3 752 939) vorgeschlagen worden.
Bei jedem dieser Systeme wird von einem externen Sprach- Prozessor der akustische Eingang in ein Signal umgewandelt, das zur Übertragung durch die Haut zu einer in den Körper implantierten Empfänger/Stimulatoreinrichtung geeignet ist. Bei diesen Vorrichtungen wird ein kontinuierlich variierendes Reizsignal dem Elektrodenpaar zugeführt, welches zumindest einen Teil der Hörnervfasern stimuliert und somit eine Hörempfindung produziert.
Das aus einem gegebenen akustischen Eingang erzeugte Stimulationssignal ist bei jedem dieser Systeme verschieden, und obwohl bei jedem dieser Systeme eine gewisse Wirksamkeit nachgewiesen werden konnte, waren von System zu System und bei den einzelnen Systemen von Patient zu Patient starke Leistungsschwankungen festzustellen. Da die Konzeption dieser Systeme auf empirischem Wege entwickelt wurde und nicht auf detaillierten psychophysischen Erkenntnissen basiert, ist es nicht möglich gewesen, den Grund für diese Veränderlichkeit herauszufinden. Demgemäß konnte sie auch nicht eingeschränkt werden.
Ein alternativer Versuch war die Nutzung der tonotopischen Organisation der Cochlea zur Stimulierung von Gruppen von Nervenfasern in Abhängigkeit vom Frequenzspektrum des akustischen Signals. Mit dieser Technik arbeitende Systeme sind von Ricard (USA-Patent 4 207 441), Hochmair (Med & Biol Eng. & Comput., 1981, 19, 141-148), Doyle (USA-Patent 3 449 768) und Kissiah (USA-Patent 4 063 048) vorgeschlagen worden.
Das von Kissiah beschriebene System umfaßt eine Reihe von Analogfiltern, um das akustische Signal in eine Anzahl von Frequenzkomponenten mit jeweils einem vorbestimmten Frequenzbereich innerhalb des Hörspektrums auf zuteilen. Diese Analogsignale werden in digitale Impulssignale umgewandelt, deren Impulsrate der Frequenz des jeweils repräsentierten Analogsignals entspricht, wobei die Digitalsignale benutzt werden, um den Teil des Hörnervs zu stimulieren, der normalerweise die Informationen im gleichen Frequenzbereich überträgt. Die Stimulation wird durch eine Anordnung aus voneinander abgesetzten Elektroden innerhalb der Cochlea erreicht.
Bei diesem System erfolgt eine elektrische Stimulation mit Raten bis zur Grenze des normalen akustischen Frequenzbereichs von beispielsweise 10 kHz und wird jede Elektrode getrennt wirksam. Da die maximale Rate der Erregung einer Nervenfaser aufgrund physiologischer Mechanismen auf 1 oder 2 kHz begrenzt ist und bei elektrischen Impulsen in Raten über 800 Hz von der Wahrnehmung her kaum ein Unterschied besteht, erscheint es nicht angebracht, eine Stimulation mit den vorgeschlagenen Raten zu bewirken. Die gegenseitige Beeinflussung zwischen den von verschiedenen Elektroden erzeugten Stimulusströmen ist unberücksichtigt geblieben, die nach unseren Erfahrungen in Abhängigkeit von der relativen Taktgebung der Stimuluspräsentation zu beträchtlichen, unkontrollierten Lautstärkenschwankungen führen. Auch dieses System umfaßt einen perkutanen Steckverbinder, der die Gefahr einer Infektion in sich birgt.
Das von Doyle vorgeschlagene System begrenzt die Stimulationsrate für eine Fasergruppe auf einen Wert, bei dem eine Faser auf sequentielle Reizsignale ansprechen könnte. Es umfaßt eine Vielzahl von Übertragungskanälen, wobei jeder Kanal ein einfaches Energie/Datenverbundsignal an ein bipolares Elektrodenpaar sendet. Die Spannungsquellenstimulation erfolgt durch zeitabhängigen Multiplexbetrieb ähnlich dem nachstehend beschriebenen, später von Ricard benutzten System, wobei ähnliche unkontrollierte Lautstärkenschwankungen auch bei der empfohlenen unabhängigen Stimulation von angrenzenden Elektrodenpaaren auftreten. Darüberhinaus verbietet sich aufgrund der Notwendigkeit einer der Anzahl der Elektrodenpaare entsprechenden Anzahl von Übertragungsstrecken der Einsatz dieser Art von System mit mehr als nur einigen Elektroden.
Das von Ricard vorgeschlagene System umfaßt ebenfalls eine Filtergruppe zur Analyse des Schallsignals und eine einzelne Hochfrequenzstrecke zur Übertragung von sowohl Energie als auch Daten zum implantierten Empfänger/Stimulator, der zeitabhängige Multiplex-Ausgänge an in die Cochlea implantierte Elektrodensätze gibt. Für die Stimulation wird eine Einphasenspannung benutzt, wobei jeweils eine Elektrode an eine Spannungsquelle angeschlossen wird, während der Rest an eine gemeinsame Erdleitung gelegt ist. Es wird versucht, Reizströme dadurch voneinander zu trennen, daß kleine Stücke Silastic- Material in die Anordnung zwischen den Elektroden eingesetzt werden. Da für die Stimulation eine Einphasenspannung benutzt wird und die Elektroden nach Anlegen eines jeden Stimulus auf den gemeinsamen Referenzpegel zurückgeführt werden, erfolgt aufgrund der kapazitiven Beschaffenheit der Schnittstelle zuwischen Elektrode und Elektrolyt auf die Dauer von einigen Hundert Mikrosekunden nach Rückführung der Ansteuerungsspannung auf Null ein gewisser Stromdurchgang. Hierdurch wird die Übertragungsdämpfung der Ladung (und somit die Elektrodenkorrosion) verringert, wobei jedoch diese Ladungsauffrischphase sich nun zeitweilig mit dem oder den anschließenden Stimulus/Stimuli überlappt. Hierbei würde jede räumliche Überlappung dieser Reizsignale dann zu unkontrollierten Lautstärkeschwankungen führen.
Bei dem von Forster et al. beschriebenen System (USA-Patent 4 267 410) erfolgt die Stimulation auf vorbestimmte Dauer mit Zweiphasenstrom, was eine gute zeitliche Kontrolle sowohl der Stimulations- als auch der Auffrischphase gestattet. Durch Ausnutzung einer festen Impulsdauer wird jedoch eine Veränderung dieses Parameters verhindert, wie diese aufgrund physiologischer Unterschiede bei den einzelnen Patienten notwendig sein mag. Desweiteren stellt das bei diesem System beschriebene Datenübertragungssystem eine starke Beschränkung der für eine Stimulation mit konstanter Rate verfügbaren Anzahl der Impulsraten dar.
Ein allen implantierten Empfänger/Stimulator-Einrichtungen gemeinsames Merkmal besteht darin, daß die zur Aktivierung der implantierten Elektronik (falls vorhanden) und zur Lieferung des Stimulationssignals erforderliche Energie von einer externen Spannungsquelle entweder direkt vom Datensignal oder von einem getrennten Energiesignal stammt.
Die einfachsten und somit zuverlässigeren Systeme sind die mit einer einzigen Verbindung arbeitenden Systeme, wie sie von Ricard und Hochmair beschrieben wurden. Beim Hochmair- Multikanalsystem wird die FM-Datenkodierung benutzt, um selbst während langer Intervalle zwischen den Stimuli kontinuierlich Energie zu übertragen. Der energetische Wirkungsgrad ist bei dieser Lösung natürlich niedriger als bei Anordnungen, bei denen Energie nur dann übertragen wird, wenn die Stimulation kurz bevorsteht oder tatsächlich im Gange ist, wie dies beim Ricard-System und dem hierin beschriebenen System der Fall ist.
Beim Ricard-System wird ein Startimpuls mit ausreichender Energie zur Aktivierung der Elektronik zu Beginn einer jeden Stimulationsfolge ausgesendet. Während jeder Folge wird jede Elektrode nur einmal stimuliert, so daß bei einer Reihe von Stimuli zu einer einzigen Elektrode die Anzahl der Startimpulsstöße gleich der Anzahl der Stimuli ist. Als Verbesserung dieser Technik ist der Fortfall der Notwendigkeit des Startimpulses zu sehen, indem der Energieverbrauch der Elektronik zwischen Stimuli (wenn keine Energie empfangen wird) auf ein Minimum beschränkt wird, so daß sich die Elektronik bei Empfang der zweiten und anschließenden Stimulusdatenfolgen immer noch im aktiven oder angesteuerten Zustand befindet. Dieses Konzept wird im Rahmen der hierin beschriebenen Erfindung genutzt.
Um die Konfiguration des cochlearen Implantationssystems zu ermöglichen, muß die psychophysische Ansprechung des einzelnen Patienten auf die Stimulation in Betracht gezogen werden. Das System nach Merzenich benutzt ein Verbindungssegment zwischen der implantierten Stimulatoreinrichtung und der Elektrodenanordnung, mit dem die auf die Ansprechung des jeweiligen Patienten abgestimmte Elektrodenkonfiguration gewählt werden kann. Dies geschieht im Rahmen eines zweiten chirurgischen Eingriffs nach Durchführung der Implantation. Bei anderen Systemen können mehrere implantierte Elektroden zum Einsatz kommen, wobei nach dem Testen entschieden wird, welche Elektrode(n) als Einzelkanal zu stimulieren ist/sind. Die vorgenannte US-A-3 751605 betrifft die Analogstimulation und genau wie die vorerwähnte US-A-3 752 939 einen Tonregelkreis, der in eine Analog-Vorverarbeitungsschaltung zum Umformen des Frequenzspektrums eingefügt ist.
Ein verbesserter Sprach-Prozessor ist in EP-A-0 054 418 beschrieben.
DE-A-3 008 777 hat eine Multikanal-Hörprothese zur elektrischen Stimulation von Hörnerven zum Gegenstand.
In keiner der vier letztgenannten Vorveröffentlichungen ist die Arbeitsweise eines kompletten cochlearen Implantationssystems als psychophysische Testeinrichtung mit Möglichkeiten zur Abstimmung der Einrichtung auf die individuellen Erfordernisse des jeweiligen Patienten beschrieben, wie dies bei der vorliegenden Erfindung nach Patentanspruch 1 der Fall ist.
Die Präambel zu Patentanspruch 1 ist aus WO-A-80/02 767 bekannt.
Die mit den Kennzeichnungsmerkmalen des Patentanspruchs 1 zu realisierende Zielsetzung besteht darin, daß die Konfiguration des Systems auf jeden einzelnen Patienten individuell abgestimmt werden kann. Die verschiedenen Formanten einschließlich der Frequenz F2 und der Amplitude F2 werden kartographisch erfaßt, wobei gleichzeitig festgelegt wird, mit welcher/welchen Elektrode(n) die Basilarmembran stimuliert werden soll, um die Kommunikation mit einer Diagnose-und Programmiereinrichtung zur Steuerung eines tragbaren Sprach- Prozessors zu ermöglichen. Auf diese Weise wird der Datenspeicher des tragbaren Sprach-Prozessors auf jeden einzelnen Patienten individuell abgestimmt, um die optimale Wirkung zu erzielen und ein verbessertes Aufnahmevermögen von Umgebungsgeräuschen zu gewährleisten.
Der Erfindungsgegenstand ist bei niedrigem Energieverbrauch leistungsfähig und vom Aufbau her so flexibel, daß andere (noch nicht definierte) Sprachverarbeitungsstrategien ebenfalls berücksichtigt werden können.
Zum besseren Verständnis dieser Erfindung wird auf die nachfolgende Detailbeschreibung und die beigefügten Zeichnungen Bezug genommen werden.

KURZBESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN

Die Fig. 1A und 1B zeigen eine Innenansicht der Anatomie des menschlichen Gehörgangs bzw. einen Querschnitt der Cochlea.
Fig. 2 ist ein Blockschaltbild des cochlearen Implantationssystems nach der Erfindung als Ganzes.
Fig. 3 zeigt eine bildliche Darstellung der zum System gehörigen Komponenten einschließlich der implantierbaren Teile und der vom Patienten zu tragenden Teile.
Fig. 4 stellt die erfindungsgemäß verwendete Zweiphasenstromwellenform dar.
Fig. 5 ist ein Blockschaltbild des in den Körper (das Ohr) implantierbaren Empfängers/Stimulators.
Fig. 6 zeigt den Elektrodenschaltkreis für die Erzeugung des bipolaren Stimulationsstroms.
Fig. 7 ist ein Blockschaltbild der Stimulationsstromerzeugung mit verteilter Erdung.
Fig. 8 zeigt das vom Sprach-Prozessor stammende Energie/Datensignalformat.
Fig. 9 stellt ein Blockschaltbild des implantierten Empfänger/Stimulator-Digitalschaltkreises dar.
Fig. 10 zeigt ein Blockschaltbild des implantierten Empfänger/Stimulator-Analogschaltkreises.
Fig. 11 stellt den Stoßdetektor- und Taktgebungsschaltkreis dar.
Fig. 12 zeigt den Referenzstromgenerator.
Fig. 13 stellt einen programmierbaren Stromerzeuger dar.
Fig. 14 zeigt die Taktgebungswellenformen des programmierbaren Stromerzeugers.
Fig. 15 stellt den Ausgangskreis (a) und die Ausgangstaktgebungswellenformen (b) des Ausgangsspiegels dar.
Fig. 16 zeigt den Ausgangsschaltkreis des Empfängers/ Stimulators.
Fig. 17 ist ein Blockschaltbild des Sprach-Prozessors.
Fig. 18 zeigt ein Blockschaltbild der Vorderseite des Sprach-Prozessors.
Fig. 19 stellt ein Blockschaltbild der Kodiereinrichtung des Sprach-Prozessors dar.
Fig. 20 ist ein Adressenverzeichnis für den programmierbaren Festwertspeicher (PROM).
Fig. 21 zeigt ein Schaltbild der Ausgangsstufe des Sprach-Prozessors.
Fig. 22 stellt ein Blockschaltbild der Schnittstelle des Sprach-Prozessors dar.
Fig. 23a ist ein Schaltbild des Netzwerks für die Stromfeinabstimmung und
Fig. 23b zeigt die Nennübertragungsfunktion in Abhängigkeit von den externen Feinabstimmungsanschlüssen.
Fig. 24 veranschaulicht Zustand und Ausgangstaktgebung des Ausgangsschaltkreises.

DETAILBESCHREIBUNG

Die Fig. 1A zeigt zur Einführung die Innenansicht der Anatomie des menschlichen Gehörorgans und die Fig. 1B einen vergrößerten Querschnitt der Cochlea. Hierbei bedeuten:
a: den Ohrkanal, i: Ohrtrommel,
b: den Mittelohrknochen oder Ossicles, j: Stimulationselektrode,
k: Ganglionzellen,
c: halbkreisförmige Kanäle, l: Scala Tympani,
d: Nervenstränge, m: Scala Vestibuli,
e: die Eustachsche Röhre, n: Haarzellen,
f: einen Teil der Cochlea, o: Platinringe,
g: rundes Fenster, p: Verbindungsdrähte zu anderen Elektroden,
h: Steigbügel und ovales Fenster,
q: silikonhaltiger Träger.

Das cochleare Implantationssystem

Das cochleare Implantationssystem nach Fig. 2 umfaßt nach der Erfindung mehrere Komponenten, wobei die Komponenten der linken Seite A der Fig. 2 außerhalb des Körpers liegen, während die rechte Seite B die Komponenten im Körper zeigt. Eine Elektrodenanordnung 1 wird in die Cochlea implantiert. Bei der hier beschriebenen Ausführungsform nach der Erfindung umfaßt die Elektrode eine Anzahl von Platinringen oder -bändern, die mit einem elastischen silikonhaltigem Trägermaterial vergossen sind. Insgesamt sind 32 Platinbänder vorgesehen, von denen die 22 distalen Bänder aktive Elektroden darstellen, welche an die Anschlußdrähte angelötet sind. Die 10 sich anschließenden Elektrodenbänder dienen zur Versteifung und stellen eine Hilfe bei der chirurgischen Insertion dar. Nach einer typischen Anordnung haben die Elektrodenringe eine Dicke von etwa 0.05 mm und eine Breite von 0.3 mm, wobei die Außendurchmesser im Bereich von 0.6 mm am Proximalende bis zu 0.4 mm am Distalende liegen. Der Durchmesser der Ringe verändert sich übergangslos, so daß die Anordnung ungefähr über die distalen 10 mm hinweg konisch ist. Die Ringe sind über die distalen 25 mm der Elektrodenanordnung hinweg im Mittenabstand von 0.75 mm positioniert, wobei alle freiliegenden Außenflächen der Ringe als aktive Elektrodenfläche benutzt werden. Bei dem silikonhaltigen Material kann es sich zum Beispiel um das von Dow Corning hergestellte Produkt MDX4-4210 handeln. Die 22 Elektrodendrähte verlaufen in einem Kabel 2 von der Elektrode zur Empfänger/Stimulator-Einrichtung (RSU) 3 über einen Steckverbinder 4. Die hierin beschriebene Erfindung ist nicht auf den Einsatz dieser Art von Elektrodenanordnung beschränkt, so daß eine Anzahl alternativer Elektrodenausführungen nach dem Stand der Technik zum Einsatz kommen können, sofern die Drähte von den aktiven Elektrodenstellen sich an den Anschluß legen lassen. Die Empfänger/Stimulator-Einrichtung (RSU) 3 empfängt Informationen und Energie von einer externen Quelle über eine abgestimmte und an der Empfänger/- Stimulator-Einrichtung befestigte und unmittelbar unter der Haut befindliche Empfangsspule 5. Die Empfänger/Stimulator- Einrichtung überträgt ebenfalls elektrische Stimulationsimpulse zur Elektrode. Nach der hierin beschriebenen Erfindung wird der elektrische Anschluß zwischen der Elektrode und der Empfänger/Stimulator-Einrichtung über eine Steckverbindung hergestellt, damit die Empfänger/Stimulator-Einrichtung ausgewechselt werden kann, ohne die Elektrode explantieren zu müssen. Die Energie sowie Daten und die entsprechende Intensität für die zu stimulierende Elektrode werden über die Haut mit Hilfe einer induktiven Verbindung 6 für Betrieb mit Hochfrequenz von einem externen tragbaren Sprach-Prozessor (WSP) 7 übertragen. Bei normalem Betrieb nimmt der tragbare Sprach- Prozessor akustische Stimuli über ein bequem zu tragendes Mikrofon 8 auf, um dem Signal Informationen zu entnehmen, die zur Bestimmung der Stimulationselektrode, der Rate und der Amplitude herangezogen werden.
Da jeder Patient unterschiedlich auf eine elektrische Stimulation reagiert, muß der tragbare Sprach-Prozessor auf die jeweiligen Erfordernisse des einzelnen Patienten abgestimmt werden. Daher besitzt der tragbare Sprach-Prozessor einen löschbaren programmierbaren Festwertspeicher (EPROM), der für den einzelnen Patienten entsprechend programmiert wird.
Die Ansprechung des Patienten wird eine kurze Zeit lang nach Implantation der Empfänger/Stimulator-Einrichtung unter Benutzung des tragbaren Sprach-Prozessors des Patienten getestet; die Ergebnisse dieser Tests werden herangezogen, um den tragbaren Sprach-Prozessor auf die speziellen Erfordernisse des jeweiligen Patienten einzustellen. Dies geschieht durch Anschluß des tragbaren Sprach-Prozessors über einen Steckverbinder und Kabel 9 an eine Schnittstelleneinheit (IU) 10. Die (IU) selbst ist über ein Kabel und einen Steckverbinder 11 an einen als Diagnose- und Programmiereinheit (DPU) bezeichneten Universalrechner 12 angeschlossen
Eine bildliche Darstellung des vom Patienten benutzten Systems ist aus Fig. 3 ersichtlich. Die Elektrodenanordnung 20 ist flexibel und paßt sich der Form der Cochlea an, wenn sie entlang der Basilarmembran eingesetzt wird, welche die Paukentreppe vom Rest der Cochlea trennt. Die Elektrodenanordnung ist über ein mit Silastic-Material ummanteltes Kabel 21 mit der Empfänger/Stimulator-Einrichtung 22 verbunden. Dieses Kabel ist eine Spezialausführung, um eine gewisse Entlastung zu gewährleisten und so ein Brechen der Drähte zu verhindern. Die Empfangsspule für Informationen und Energie ist eine einzelne Windung aus Platinlitzendraht 23, der über Transformator mit der implantierten Elektronik in der Empfänger/Stimulator-Einrichtung gekoppelt ist.
Eine außen am Körper getragene Spule 24 wird über der Stelle der implantierten Empfänger/Stimulator-Einrichtung zum Beispiel einfach durch Klebeband oder eine Vorrichtung am Kopf angelegt und mit dem Sprach-Prozessor 29 durch ein Koaxialkabel 26 verbunden. Ein herkömmliches Hörgerätemikrofon 27 wird am gleichen Ohr wie die Übertragungsspule getragen, wobei eine Mikrofonzuleitung 28 im gleichen Kabel wie die koaxiale Spulenzuleitung enthalten ist. Alternative Mikrofonausführungen sind möglich, zu denen ein Mikrofon 33 gehört, das im Gehäuse des tragbaren Sprachprozessors angeordnet ist oder auf einem Krawattenhalter gehalten oder an der Kleidung befestigt oder an der Vorrichtung angebracht wird, die zur Aufnahme der Übertragungsspule dient.
Das Kabel ist am tragbaren Sprach-Prozessor durch einen abnehmbaren Steckverbinder 32 angeschlossen. Zur Energieversorgung des tragbaren Sprach-Prozessors dienen herkömmliche Batterien, wie sie auf dem Markt erhältlich sind (zum Beispiel die bei 30 gezeigten Zellen 3 AA). Eine Möglichkeit ist vorhanden, um externe Signalquellen wie beispielsweise ein Fernsehgerät, ein Radio oder ein bei gesellschaftlichen Anlässen herumzureichendes hochwertiges Mikrofon mittels Stecker anzuschließen.
In den nachfolgenden Abschnitten werden alle Komponenten des cochlearen Implantationssystems näher erläutert.

Strategie der Sprachverarbeitung

Hauptzielsetzung der Erfindung ist die Ermöglichung einer verbesserten Sprachkommunikation für Personen, die an einem starken Verlust ihres Hörvermögens leiden, so daß bei der Konstruktion der Schwerpunkt auf die Optimierung von Stimulationsparametern für Sprachsignale gelegt worden ist. Es ist jedoch ebenfalls wichtig, Umgebungsgeräusche wie zum Beispiel von Telefonen, Türklingeln, Alarmsirenen usw. übertragen zu können, die zum täglichen Leben des Menschen gehören. Wir haben festgestellt, daß durch die von uns gewählten Maßnahmen trotz des Nachdrucks auf die Sprachkommunikation auch eine gute Wahrnehmung von Umgebungsgeräuschen möglich ist, so daß wir meinen, daß die wirksame Wahrnehmung von Umgebungsgeräuschen durch diese Arbeitsweise keinerlei Einbußen erfährt.
Fachleute sind der Meinung, daß der größte Teil der Verständlichkeit des Sprachsignals im zweiten Formanten liegt. Diese Tatsache läßt sich durch Hochpaßfilterung einer Sprachpassage bei 1 kHz nachweisen. Das Ergebnis ist ebenso verständlich wie das ursprüngliche Signal. Obwohl also der erste Formant einen Großteil der Natürlichkeit des Signals enthält, trägt er wenig zur Verständlichkeit bei.
Ebenfalls kann festgestellt werden, daß der dritte Formant und höhere Formanten nicht so viele Informationen enthalten wie der zweite. Angesichts des begrenzten Wissens über die gegenseitige Beeinflussung von Elektroden bei gleichzeitiger Stimulation einer Anzahl von Elektroden hat sich bis heute die Stimulationsmethode als am wirksamsten erwiesen, gemäß der eine Kodierung des zweiten Formanten auf einer entsprechenden Elektrode oder an einem entsprechenden Punkt in der Cochlea erfolgt, um die wichtigsten Formanteninformationen bereitzustellen. Die Amplitude der Stimulation wird von der Amplitude des zweiten Formanten abgeleitet.
Das beschriebene System liefert auch prosodische Informationen in Form der Impulsrate. Während bei anderen Systemen jedoch die Stimulation mit Tonhöhe erfolgt, wird bei diesem System die Stimulationsrate auf den Bereich von 100 bis 250 Hz verdichtet, also auf den Bereich, in dem die größte Tonhöhenunterscheidung von der Stimulationsimpulsrate erreicht wird.
Ein zusätzlicher Faktor ist der, daß nur die oberen 10 bis 20 dB des jeweiligen akustischen Stimulationspegels zur Bestimmung der Stimulusamplitude herangezogen werden. Dies bedeutet, daß anstelle einer Verdichtung des gesamten akustischen Lautstärkenbereichs zu einem kleinen Bereich der möglichen elektrischen Stimulation nur der obere Teil genutzt wird. Tatsächlich wird die Amplitude des Signals intern durch einen aus 5 Bits bestehenden Binärkode repräsentiert, der lediglich 25 dB des Dynamikbereichs bringt.
Die Strategie der Sprachverarbeitung läßt sich wie folgt zusammenfassen:
1. Die dominierende Spektralspitze im Bereich von etwa 300 Hz bis etwa 4 kHz wird zur Kodierung der Elektrodenposition benutzt.
2. Die Amplitude der zur Kodierung der Elektrodenposition benutzte vorherrschende Spektralspitze wird zur Bestimmung der Stimulationsamplitude herangezogen.
3. Die Tonhöhe (Fo) wird verdichtet und zur Bestimmung der Stimulationsrate benutzt.
Bei stimmlosen Lauten und Umgebungsgeräuschen werden vom System weiter Reizsignale erzeugt, wobei die Stimulationsrate und die Elektrodenposition jedoch in Abhängigkeit von der genauen Art des Schallsignals bestimmt werden. Bei Zischlautkonsonanten ("s") zum Beispiel ist die Stimulationsrate ziemlich hoch, jedoch nicht konstant, wobei die stimulierte Elektrode eine solche ist, die eine HF-Empfindung auslöst.
Eine zweite alternative Sprachverarbeitungsstrategie hat sich bei einigen Patienten ebenfalls als brauchbar erwiesen, wobei von uns festgestellt wurde, daß es von Vorteil ist, wenn Patienten Strategien zur Wahl angeboten werden können. Die zweite Strategie ist der vorstehend erwähnten ähnlich, indem die Elektrodenposition ausgehend von der Frequenz des zweiten Formanten kodiert wird. Die Stimulationsrate liegt jedoch bei der Frequenz von F1 oder des ersten Formanten, wobei die Stimulationsamplitude ausgehend vom Wert der Spitze des Schallsignals zum Zeitpunkt der Spitze F1 festgelegt wird. Dies hat den Vorteil, daß die Stimulationsrate schneller ist und bei einigen Patienten mehr natürlich klingende Sprachempfindungen ausgelöst werden. Da darüberhinaus das Signal F1 amplitudenmoduliert und vorübergehend als Fo-Rate strukturiert ist, nehmen die Patienten auch die Tonhöhe Fo wahr, was zur Übertragung von prosodischen Informationen von Nutzen ist. Die beiden alternativen Strategien und die Methode zu ihrer Realisierung werden später noch näher beschrieben.
Eine von uns in Betracht gezogene weitere Sprachverarbeitungsstrategie besteht darin, den Patienten mit der aus einem ankommenden Sprachsignal heraus gezogenen Rate F1 zu stimulieren, die Stimulation jedoch so zu strukturieren, daß die Reizsignale bei der Rate Fo freigegeben werden.
Das hier beschriebene cochleare Implantationssystem ist nicht auf eine bestimmte Sprachverarbeitungsstrategie beschränkt. Tatsächlich ist es sogar eine der Stärken der Erfindung, daß die implantierte Empfängereinrichtung gegenüber der gewählten Sprachverarbeitungs- oder Schallkodierstrategie "transparent" ist und daß weitere Entwicklungen auf diesem Gebiet ohne Veränderungen des Implantats einbezogen werden können, die weitere chirurgische Eingriffe beim Patienten erforderlich machen würden.

Der elektrische Stimulationsimpuls

Wie aus der Fig. 4 ersichtlich, ist der zur elektrischen Stimulation der Cochlea benutzte Impuls ZWEIPHASIG, d. h. er umfaßt eine Periode negativer Stromstimulation gefolgt von einer gleichen Periode positiver Stromstimulation mit der gleichen Amplitude, wobei die beiden Perioden (als Phasen phi 1 und phi 2 bekannt) durch eine kurze stimulationsfreie Periode getrennt sind. Phi 1 und phi 2 können im Bereich von 50 bis 400 Mikrosekunden (in der Regel 200 Mikrosekunden) liegen, wobei das Zwischenintervall normalerweise eine Dauer von etwa 50 Mikrosekunden hat. Die Amplitude von phi 1 und phi 2, deren Dauer sowie die Dauer des Zwischenintervalls werden in Abhängigkeit von den Informationen festgelegt, die aus dem vom Sprach-Prozessor übertragenen Signal dekodiert werden. Die Istwerte dieser Parameter werden bei jedem Patienten für jede Elektrode einzeln in Abhängigkeit vom Ergebnis der psychophysischen Tests des Patienten bestimmt, wie dies noch näher zu beschreiben sein wird. Die Umkehrung der Polarität von phi 1 und phi 2 ist wichtig, da hierdurch gewährleistet ist, daß im Stimulus keine reine Gleichstromkomponente enthalten ist. Dies ist von Bedeutung, da eine Langzeit-Gleichstromerregung zu Elektrodenkorrosion und zu einer möglichen späteren Schädigung der Cochlea selbst führen kann.
Die Fragen der Elektrodenelektrochemie und des Ladungsausgleichs gelten bei cochlearen Implantaten als bedeutender als zum Beispiel bei den allgemein bekannten Herzschrittmachern. Der Grund hierfür ist der, daß ein cochlearer Stimulator Nervenfasern stimuliert, während ein Herzschrittmacher dazu vorgesehen ist, eine Herzmuskelstimulation zu bewirken. Es wird angenommen, daß Nervengewebe durch elektrische Stimulation leichter geschädigt werden können, so daß das hierin beschriebene cochleare Implantationssystem mit strengeren Sicherheitsfaktoren als Herzschrittmacher konstruiert sind.
Das System ist sorgfältig aufgebaut, so daß die gleiche Stimulusquelle für beide Stimulationsphasen benutzt wird.
Der zweiphasige Impuls wird einfach durch Umkehrung der Anschlüsse an den Elektroden erzeugt. Auf diese Weise ergibt sich eine äußerst gute Ladungssymmetrie, die zu einem hohen Sicherheitsniveau führt, sofern die Dauer von phi 1 und phi 2 gleich ist. Bei anderen Systemen nach dem Stand der Technik sind Kondensatoren mit den Elektroden in Reihe geschaltet, um das Problem der Ladungsasymmetrie zu bewältigen. Die Notwendigkeit von Kondensatoren in einem cochlearen Implantant bringt Einschränkungen im Hinblick auf die mögliche Mindestlautstärke mit sich, da für jede Elektrode ein Kondensator erforderlich wäre. Somit würden bei einem 22- Kanal-Stimulator 22 Kondensatoren benötigt, bei denen es sich in der Regel um für 0.5 Mikrofarad, 25 V ausgelegte Keramikkondensatorchips handelt.
Die Stimulationsschaltung ist als Konstantstromquelle konzipiert. Dies bietet gegenüber einer Konstantspannungsquelle den Vorteil, daß bei einer Änderung der Elektrodenimpedanz (was häufig beobachtet werden konnte) der der Elektrode zugeführte Strom über einen großen Bereich von Elektrodenimpedanzen hinweg unverändert bleibt. Der Strom ist von einigen Mikroampere bis zu 2 mA regelbar, so daß ein sehr großer Bereich von Lautstärkenempfindungen erzeugt werden kann und eine Kompensation von großen Schwankungen zwischen den einzelnen Patienten möglich ist.
Außerdem besitzt das System das einzigartige Merkmal, daß die der Cochlea zugeführten Stimulusströme bekannt sind, da das System zur Erzeugung des Konstantstromstimulus sehr charakteristisch und so aufgebaut ist, daß es über einen großen Bereich hinweg von vielen Parametern (wie z. B. der Übertragungsspulenposition) weitgehend unabhängig ist.
Die Stimuluserzeugungsschaltung in der Empfänger/Stimulator- Einrichtung ist so konzipiert, daß sie in einer von zwei Betriebsarten eingesetzt werden kann. Die erste Betriebsart wird als "multipolare" Stimulation oder Stimulation "mit gemeinsamer Erdung" bezeichnet. Bei dieser Betriebsart wird eine Elektrode als "aktive" Elektrode bestimmt, während alle anderen Elektroden als gemeinschaftliche Stromquelle dienen. In Phase 2 werden die Anschlüsse umgekehrt, so daß die "aktive" Elektrode als Stromquelle fungiert und die normalen Elektroden als Stromsenke wirksam werden. Die Wahl der Stimulusreihenfolge ist unabhängig von Einschränkungen oder Grenzen im Schaltungsaufbau, wobei jeder Weg bei der Implementierung des Schaltkreisaufbaus wählbar ist.
Die zweite Betriebsart ist die "bipolare" Stimulation. Bei dieser Betriebsart erfolgt die Stimulation zwischen zwei bestimmten Elektroden, die beispielsweise als A und B bezeichnet sind. In Phase 1 wird Strom durch A zugeführt und durch B gezogen. In Phase 2 erfolgt die Stromzufuhr durch B und das Stromziehen durch A, ohne daß irgendwelche sonstigen Elektroden bei der Stimulation eine Rolle spielen. Die Empfänger/Stimulator-Einrichtung ist so aufgebaut, daß jedes beliebige Elektrodenpaar für die bipolare Stimulation gewählt werden kann. Somit ist eine große Flexibilität im Hinblick auf die Wahl der Stimulationsstrategie gegeben.
Es sei darauf hingewiesen, daß nur diese beiden speziellen Stimulationsarten gewählt worden sind. Das hierin beschriebene System schließt jedoch andere Stimulationsarten nicht aus. So könnte zum Beispiel ein multipolares System oder ein System mit verteilter Erdung benutzt werden, bei dem nicht alle anderen Elektroden als verteilte Erde fungieren, wobei jede Elektrode zu jeder Zeit als Stromquelle, Stromsenke oder als inaktive Elektrode während einer Stimulationsphase unter entsprechender Modifizierung des Empfängers/Stimulators gewählt werden könnte.

Testen und Programmierung des tragbaren Sprach-Prozessors

Sobald der Empfänger/Stimulator und die Elektrode durch chirurgischen Eingriff implantiert sind, wird dem Patienten eine kurze Zeit von in der Regel etwa 2 Wochen zur Genesung gewährt. Nach der Genesung wird eine Reihe von psychophysischen Tests durchgeführt, um die Empfindlichkeit und Schärfe der durch Stimulation der Elektroden ausgelösten Wahrnehmungen festzustellen. Dies geschieht durch einen Otologen mit Hilfe der Diagnose- und Programmiereinrichtung ("DPU"), der Schnittstelleneinheit und des eigenen Sprach-Prozessors des Patienten.
Die Tests können ausschließlich unter der Aufsicht des Otologen durchgeführt werden, der einen Stimuluspegel festlegen, den Stimulus auslösen und den Patienten zu seinen Empfindungen befragen kann. Eine andere Technik, die sich für uns als nützlich erwiesen hat, besteht darin, den Patienten seine eigene Stimuluspegelschwelle durch Betätigen eines Knopfes, eines Schiebers oder eines sonstigen vom Patienten betätigten Regelelements zur Einstellung des Stimuluspegels bestimmen zu lassen. So kann der Patient angewiesen werden, den Stimuluspegel bei jedem Pegelwert auf den Schwellenwert oder den angenehmen Wert einzustellen. Diese Methode gestattet ein wesentlich schnelleres Testen des Patienten.
Sobald die erforderlichen psychophysischen Informationen erfaßt sind, benutzt der Otologe die Diagnose- und Programmiereinrichtung, um ein Programm zur Erstellung einer "KARTOGRAPHIE" zu fahren, welche die für den Normalbetrieb des Sprach-Prozessors erforderlichen Informationen enthält. Diese Kartographie beinhaltet Daten über die mit welcher Amplitude zu stimulierende Elektrode bei verschiedenen Kombinationen der Frequenz F2 und der Amplitude F2 für die erstgenannte Sprachverarbeitungsstrategie.
Vor dem Einspeichern der Informationen in den Speicher des Sprach-Prozessors jedoch hat der Otologe die Möglichkeit, mit Hilfe des eigenen Sprach-Prozessors des Patienten über eine in der Diagnose- und Programmiereinrichtung (DPU) gespeicherte vorläufige KARTOGPAPHIERUNG mit dem Patienten zu sprechen. An der KARTOGRAPHIERUNG können Änderungen vorgenommen werden, bis entschieden wird, daß die darin enthaltenen Informationen die bestmögliche Leistungsfähigkeit für den Patienten gewährleisten. Nachdem dies geschehen ist, wird die DPU benutzt, um die KARTOGRAPHIERUNG in den EPROM (löschbaren programmierbaren Festwertspeicher) des Sprach- Prozessors zu schreiben. Der Sprach-Prozessor kann danach von der DPU getrennt und unabhängig davon benutzt werden.
Von uns ist ebenfalls eine Vorrichtung entwickelt worden, um die Funktion des externen Sprach-Prozessors überwachen zu können. Hierbei handelt es sich im wesentlichen um die Elektronik eines implantierbaren Empfängers/Stimulators, die um einfache Schaltkreise ergänzt wird, um die Stimulusstromausgänge in ein Schallsignal rückzuverwandeln. In der Praxis erfolgt die Überwachung in der Weise, daß die Senderspule vom tragbaren Sprach-Prozessor des Patienten auf der Test-oder Überwachungseinrichtung angebracht und mit einem Kopfhörerpaar abgehört wird. Dies ist nützlich, da auf diese Weise die ordnungsgemäße Funktion aller Komponenten des Systems außerhalb des Körpers schnell und leicht überprüft wird, wobei von uns festgestellt worden ist, daß dies auch eine Hilfe sein kann, um im Gerät vermutete Probleme aufzuspüren.

Gebrauch des cochlearen Implantats

Bei Gebrauch bringt der Patient die Spuleneinheit und das Mikrofon in einer direkt über dem Implantationspaket liegenden Position hinter dem Ohr an. Ein Abstand von höchstens 10 mm zwischen den äußeren und inneren Spulen hat sich als zufriedenstellend erwiesen. Der Sprach-Prozessor kann auf TEST- Betrieb eingestellt werden, um einen konstanten Stimulus zu erhalten und so bei der Spulenpositionierung zu helfen. Sobald die Spule richtig sitzt, kann der Sprach-Prozessor auf RUN eingestellt und in der normalen Betriebsart benutzt werden.
Ist bei RUN-Betrieb eine Periode gegeben, während welcher der Schallpegel relativ konstant ist, so interpretiert dies der tragbare Sprach-Prozessor als Hintergrundgeräusch und verhindert so die Erzeugung von Stimulusimpulsen. Dies hat zur Folge, daß die unnötige und störende Stimulation aufgrund von Hintergrundrauschen eingeschränkt wird. Unter gewissen Umständen jedoch mag der Patient den Hintergrund nicht als störend empfinden und das Signal vollständig hören wollen. In derartigen Fällen kann die Position SQUELCH OVERRIDE (Geräuschsperre übersteuern) benutzt werden.
Der tragbare Sprach-Prozessor kann in einer Hemdtasche, einem Halfter oder einem sonstigen Kleidungsaufsatz getragen werden. Das Mikrofon sitzt auf dem oder in der Nähe des Ohres und ist im wesentlichen als Richtmikrofon vorgesehen, damit der Patient seine Aufmerksamkeit einem bestimmten Sprecher zuwenden kann. Alternativ ist eine Buchse vorhanden, in welche ein Handmikrofon oder ein Radio- oder TV-Anschluß eingesteckt werden kann.

Empfänger/Stimulator (IMPLANTAT); Allgemeine Beschreibung

Fig. 5 zeigt eine schematische Darstellung des Empfängers/ Stimulators bzw. des cochlearen Implantats. Energie und Daten kommen von einer einzelnen, außen getragenen Spule 40 mit einem Durchmesser von eta 30 mm, die aus etwa 8 bis 15 Windungen aus isoliertem Kupferdraht besteht. Diese Spule wird vom außen befindlichen tragbaren Sprach-Prozessor angesteuert, wobei die zu übertragenden Informationen durch den tragbaren Sprach-Prozessor aus dem ankommenden Sprachsignal kodiert werden.
Die Energie wird durch eine aus einer einzigen Windung bestehende Platinspule 41 zugeführt, bei der Mehrfachlitzen aus feinem Platindraht zusammengewickelt sind und die einen Durchmesser von etwa 28 mm hat. Litzendraht wird verwendet, um die Festigkeitseigenschaften der Spule zu verbessern und Verluste durch den "Hauteffekt" zu verringern, der bei Platin bei diesen Frequenzen ausgeprägt ist. Beide Spulen besitzen einen "Luftkern", d. h. zu ihrer Funktion werden keine magnetischen Werkstoffe verwendet. Dies bietet im Vergleich zu Systemen, bei denen dies der Fall ist, Vorteile aufgrund kleinerer Abmessungen und Gewichtseinsparungen.
Während die Senderspule in der Regel zur Erzielung der erforderlichen Induktanz 8 bis 5 Windungen umfaßt, besitzt die im Körper befindliche Empfängerspule nur eine einzige Windung. Dies bietet dahingehende Vorteile, daß die Einzelwindung sehr robust ausgeführt werden kann, Isolierungsprobleme wesentlich verringert werden und die elektrische Ableitung in umliegendes Gewebe auf ein Minimum beschränkt bleibt, da an der Spule nur eine sehr niedrige Spannung anliegt.
Der elektrische Anschluß an diese Empfangsspule aus Platin erfolgt durch zwei hermetische und isolierte Durchführungen 42 zu einem Titangehäuse 43.
Die von dieser Spule empfangene Energie wird durch einen Kleintransformator 44 mit Spezialwicklung auf einer Ferritperle auf einen brauchbaren Spannungspegel hochtransformiert. Der Kondensator 45 im Sekundärschaltkreis des Transformators dient der Abstimmung der gesamten Empfangsschaltung einschließlich der Platinspule und des Transformators. Der Transformator hat eine zweite Funktion, indem er den Empfänger/Simulator-Schaltkreis von der externen Spule trennt. Würde dies nicht geschehen, so könnte die außenliegende Spule als eine extracochleare Elektrode wirken, falls ein elektrischer Strompfad zum umliegenden Gewebe vorhanden wäre. Durch Benutzung des Transformators zur elektrischen Trennung der außenliegenden Spule besteht die Möglichkeit eines direkten Kontakts der Spule mit diesem Gewebe. Nach der hierin sowie in der ebenfalls schwebenden Anmeldung von Kuzma beschriebenen Ausführung ist das implantierbare Paket zum Schutz von Silikongummi umschlossen, jedoch ist die elektrische Trennung und Isolierung nicht vom Silikongummi abhängig.
Die sekundärseitig im Transformator induzierte Spannung wird durch eine Silikondiode 46 gleichgerichtet und durch einen Netzfilterkondensator 48 gefiltert. Es ist festgestellt worden, daß die Leistung des Energiekopplungssystems über einen Bereich von etwa 10 mm hinweg eine ausreichende Energieübertragung gewährleistet, wenn die Sender- und Empfängerspulen koaxial angeordnet sind, wobei eine gewisse seitliche Fehlausrichtung bei kürzeren Abständen möglich ist. Die Zener-Diode 47 stellt einen gewissen Überspannungsschutz dar.
Spule/Transformator sind zur Regeneration von Daten ebenfalls durch den Leiter 49 direkt mit der integrierten Empfänger/- Stimulator-Schaltung 50 verbunden.
Aufgrund der Beschaffenheit der induktiven Kopplung ist es möglich, daß Impulse zu Beginn der Stimulusstöße verpaßt (d. h. nicht erfaßt) werden, wobei das induktive System ausreichend Energie speichern kann, um einige zusätzliche Schwingungszyklen auf der Empfängerseite zu erzeugen, selbst wenn vom Sender keine Energie mehr übertragen wird. Diese Auswirkungen bedeuten, daß die Anzahl der am Empfänger erfaßten Impulse von der Anzahl der übertragenen Impulse um einen oder zwei Impuls(e) abweichen kann, so daß dies bei der Strategie der Informationskodierung Berücksichtigung finden muß.
Eine Elektrodenanordnung mit Platinringen 52 (von denen 21 in Fig. 5 zu sehen sind) wird durch chirurgischen Eingriff in die Paukentreppe (Fig. 1B) in Kontakt mit der Basilarmembran der Cochlea implantiert. Die Ringe sind in einem konischen Träger eingebettet, der so geformt ist, daß er lose in den abnehmenden Querschnitt der Paukentreppe paßt, und der beispielsweise durch eine Öffnung in der Membran des runden Fensters eingesetzt wird. Die Distanz, auf welche die Elektrode eingesetzt werden kann, ist von Patient zu Patient verschieden und abhängig von der Physiologie, der Anatomie und der Ätiologie der Schwerhörigkeit des Patienten. In der Regel kann die Elektrodenanordnung 17 bis 22 mm tief eingelassen werden. Die Elektrodenanordnung wird über ein Kabel 53 an einen in der vorerwähnten Kuzma-Anmeldung beschriebenen Steckverbinder 54 angeschlossen. Der Steckverbinder 54 stellt den Anschluß zu den Ausgängen 55 der integrierten Schaltung her, um der ausgewählten Elektrode Stimulusströme von kontrollierter Amplitude und Dauer zuzuführen.
Bei der hierin beschriebenen Ausführungsform sind eine getrennte Gleichrichterdiode und eine Zener-Diode vorgesehen, um das Implantat mit Energie zu versorgen und zu schützen. Alternativ können die Gleichrichterdiode und der Überspannungsschutz in die integrierte Empfänger/Stimulator-Schaltung als solche eingebaut werden. Dies bietet den offensichtlichen Vorteil, daß weniger Einzelkomponenten innerhalb des Implantats benötigt werden, wobei sich gleichzeitig kleinere Abmessungen und eine größere Zuverlässigkeit ergeben können.

Stimulus- oder Reizstromerzeugung

Die Methode der Erzeugung des zweiphasigen Stromimpulses ist schematisch in Fig. 6 dargestellt. In diesem Schema ist mit Vdd die größte Plus-Spannung in der Empfänger/Stimulator- Einrichtung und mit Vss die niedrigste Minus-Spannung oder Erde bezeichnet. Normalerweise hat Vdd einen Wert von 11 V gegenüber dem mit 0 V angesetzten Wert Vss.
Die Stimuluserzeugungsschaltung umfaßt eine regelbare Stromsenke 60, bei welcher der Strom durch die dem Implantat übertragenen Daten bestimmt wird. Jede der 22 Elektroden (zum Beispiel die mit der Bezugsziffer 61 bezeichnete Elektrode Nr. 3) kann entweder mittels der mit "a" gekennzeichneten Schalter (z. B.: 1a, 2a, 3a, usw.) an die Vdd- Versorgungsspannung oder mittels der mit "b" gekennzeichneten Schalter (z. B.: 1b, 2b, 3b, usw.) an die geregelte Stromsenke angeschlossen werden. Diese Schalter werden als MOS-Transistoren für Anreicherungsbetrieb vorgesehen und im Nachstehenden noch näher zu beschreiben sein. Bei A sind keine Elektroden mit einer aktiven Schaltung verbunden, so daß die Elektrodenspannungen "schweben". Dieser Zustand ist gegeben, wenn dem Implantat keine Energie zugeführt wird.
Bei B wird die (als Referenzelektrode bezeichnete) Elektrode Nr. 2 durch Schließen des Schalters 2a mit der Plus-Spannung verbunden und die Elektrode Nr. 3 (als aktive Elektrode bezeichnet) durch Schließen des Schalters 3b an die Stromsenke angeschlossen. Somit fließt Strom aus der Elektrode 2 durch die cochlearen Strukturen und in die Elektrode 3. Die über die Elektroden hinweg anliegende Spannung ist abhängig von den Elektrodenimpedanzen, wobei jedoch die zugeführte Ladung genau bekannt ist. Dies ist die Phase 1 oder phi 1.
Bei C sind die Anschlüsse vertauscht, wobei nunmehr die Elektrode 2 mit der Stromsenke verbunden ist und die Elektrode 3 an der Plus-Spannungsversorgung anliegt, so daß die Fließrichtung des Stromes genau umgekehrt verläuft. Da die Stromsenke für beide Phasen gleich ist, hat der Strom eine gleiche Stärke, jedoch das umgekehrte Zeichen. Ist also die Zeit des Stromdurchgangs bei beiden Phasen gleich, so entspricht die in Phase 1 zugeführte Ladung auch der in Phase 2, wobei die beaufschlagte Netto-Gleichstromladung den Wert 0 hat.
Bei der bipolaren Ausführung sind lediglich zwei Elektroden mit der Stromsenke verbunden, während bei allen anderen Elektroden die Schaltkreise geöffnet bleiben. Für den einfachen bipolaren Betrieb werden benachbarte Elektroden als Aktive Elektrode und Referenzelektrode festgelegt, obwohl jedes beliebige Elektrodenpaar hierfür ausgewählt werden kann. So können bipolare Elektroden auf jede gewünschte Entfernung bis zur Länge der Anordnung voneinander getrennt sein. Hierdurch bietet sich der Vorteil, daß eine alternative Elektrode gewählt werden kann, wenn die benachbarte Elektrode ungeeignet ist, und die Möglichkeit der Anwendung unterschiedlicher Stimulationsstrategien, wie diese in Zukunft entwickelt werden mögen. Des weiteren ist es möglich, die Aktive Elektrode der Referenzelektrode numerisch vor- oder nachlaufend zu wählen, um die Reihenfolge des Stromdurchgangs in den Elektroden steuern zu können.
Bei der anderen Art der Stimulation wird eine Elektrodenkonfiguration "mit gemeinsamer Erdung" oder eine "multipolare" Elektrodenkonfiguration benutzt, wie diese in der Fig. 7 dargestellt ist. Bei dieser Betriebsart wird eine Elektrode gegenüber allen anderen, miteinander verbundenen Elektroden stimuliert. Dies bedeutet, daß in Phase 1 (Fig. 7A) die Elektrode 2 mit der Stromsenke verbunden ist, während alle anderen Elektroden an der Plus-Spannungszufuhr anliegen. Somit wird Strom von der Elektrode 2 gezogen und von allen anderen Elektroden zugeführt. Die Stromverteilung zwischen den Elektroden mit gemeinsamer Erdung ist von einer Reihe von Faktoren abhängig, zu denen (in erster Linie) die Elektrodenimpedanz zu zählen ist.
Wie in Fig. 7 B gezeigt, sind in Phase 2 die Anschlüsse vertauscht, so daß die Aktive Elektrode nun an Vdd anliegt, während alle anderen Elektroden mit der Stromsenke verbunden sind. Somit ist der Strom in der Aktiven Elektrode (in diesem Fall Elektrode 2) der geregelte zweiphasige Stromimpuls. Die anderen Elektroden weisen Stromwellenformen auf, die ebenfalls zweiphasig sind, jedoch eine niedrigere Amplitude haben, da sich der Rückstrom auf alle anderen Elektroden verteilt. Somit ergibt sich bei dieser Konfiguration in der Cochlea eine breitere Streuung des Stroms.
Zwischen Stimuli und während der Energieversorgung des Implantats sind alle Elektroden durch Schließen der Schalter "a" und öffnen der Schalter "b" an Vdd angeschlossen, wie dies die Fig. 6 zeigt. Da alle Elektroden miteinander kurzgeschlossen sind, wird somit jede Elektrodenrestpolarisierung beseitigt. Ein Ladungsungleichgewicht könnte sich zum Beispiel ergeben, wenn phi 1 nicht gleich phi 2 wäre, was der Fall sein könnte, wenn aufgrund von Veränderungen der Spulenkopplung eine unterschiedliche Anzahl von Datenimpulsen von der Empfänger/Stimulator-Einrichtung für die Zeiten phi 1 und phi 2 empfangen würden. Wäre dies der Fall, wenn die Elektroden zwischen Stimuli nicht miteinander verbunden sind, so könnten die Elektroden nach der Stimulation schließlich polarisiert sein, so daß im Verlauf von Jahren eine Korrosion der Elektroden auftreten könnte. Elektrodenkorrosion kann sich auf die Leistung einer Elektrode nachteilig auswirken und dazu führen, daß toxische Korrosionsprodukte in der Cochlea zurückbleiben. Die Polarisierung aller Elektroden relativ zum Körper ist theoretisch nicht möglich, da das System geschlossen ist. Es ist ersichtlich, daß die Aufrechterhaltung des Ladungsausgleichs zwischen Elektroden ebenfalls möglich ist, ohne daß Ausgangskondensatoren erforderlich wären, wie dies im Vorstehenden bereits erwähnt wurde.
Der Vorteil, über eine Anzahl von möglichen Stimulationsarten verfügen zu können, ist darin zu sehen, daß eine Abstimmung auf die am natürlichsten klingenden oder die am besten verständlichen Wahrnehmungen für den jeweiligen Patienten nach Einsetzen des Implantats erfolgen kann, ohne diese Entscheidung vorher treffen zu müssen.

Datenübertragungsformat

Die Energie/Daten-Verbindung umfaßt zwei magnetisch gekoppelte Induktoren mit einem Kopplungskoeffizienten, der von der Anordnung der externen Primärspule relativ zur implantierten Sekundärspule abhängig ist. Die Datenübertragung erfolgt durch Steuerung der Anzahl der Erregerzyklen, die zur Senderspule gehen, die zwischen Impulsstößen stark gedämpft wird. Am Empfänger wird die Datensignalenergie zur Stimulation und ebenfalls zur Ansteuerung der Stimulatorelektronik benutzt.
Digitale Daten werden in der Anzahl der zu einem Stoß gehörigen Zyklen kodiert, während die Analogfunktionen direkt durch die Stoßdauer gesteuert werden. Am Empfänger sind sowohl die Anzahl der erfaßten Impulse als auch die Länge des empfangenen Stoßes von der Kopplung zwischen den Spulen abhängig. Mit der nachstehend beschriebenen Spulenkonfiguration durchgeführte Tests haben je nach Spulenposition zwischen der Anzahl der gesendeten und der empfangenen Impulse eine Differenz von einem und gelegentlich zwei Impulsen ergeben. Daher kommt zur Kodierung digitaler Daten eine Methode zur Anwendung, bei der Zählfehler von mindestens drei Impulsen zulässig sind.
Am Sender wird die zu übertragende Anzahl N als Stoßlänge 8N + 4 Impulse kodiert, während der Empfänger bei der Dekodierung die empfangene Impulszählung durch 8 geteilt wird. Dieser Prozeß ist in nachfolgender Tabelle für einige der ersten Ganzzahl zusammenfassend dargestellt: Ganzzahl Kodierte Länge Dekodierbereich (ohne Fehler)
Fig. 8 zeigt das Format der Datenübertragung zum Implantat. Jedesmal, wenn ein Stimulus benötigt wird, erfolgt die Übertragung eines aus sechs Impulsstößen bestehenden Datenblocks mit einer Impulsrate von 2,5 MHz. Diese Übertragungsfrequenz wurde gewählt, um Stimuli von mehr als 1 kHz anlegen zu können, wobei jedoch als vorausgesetzt gilt, daß alternative Ausführungsformen mit anderen Frequenzen in den Rahmen der vorliegenden Erfindung fallen. Die vorstehend beschriebene Datenkodierung gewährleistet ein robustes, selbsttaktendes Datenformat, das keine aufwendige Prüfung auf Fehler notwendig macht. Dies steht im Kontrast zu anderen Systemen, bei denen die Daten digital kodiert werden, wobei ein Plus oder Minus von ein oder zwei Impulsen zu groben Fehlern führen kann.
Die Wahl der Übertragungsfrequenz ist von einer Anzahl von Faktoren abhängig. So sind zunächst zur induktiven Kopplung von Energie auf eine angemessene Distanz durch Körpergewebe niedrige Frequenzen (bevorzugt von weniger als einigen Zehntel MHz) wünschenswert. Bei Frequenzen von über 10 MHz oder dergleichen ist eine wirksame Übertragung der notwendigen Energie nicht möglich. Niedrige Frequenzen werden in der Regel in Schrittmachern nach dem Stand der Technik verwendet, um Informationen (und gelegentlich Energie) an einen in einer Metallhülle eingeschlossenen Schrittmacher zu geben, wobei mit einer Frequenz von 16 kHz gearbeitet werden kann. Bei Frequenzen von mehr als etwa 50 kHz ist es nicht möglich, Energie mit annehmbarer Leistung zu einem Metallbehälter zu leiten, so daß die Empfängerspulen außerhalb des Behälters liegen müssen, wie dies bei dieser Ausführungsform der Fall ist. Alternative Verpackungstechniken, bei denen kein Metall zur Verwendung kommt, würden die Übertragung von Energie zu einer Empfängerspule innerhalb der Pakets bei höheren Frequenzen zulassen. Bei dem vorstehend beschriebenen Kodiersystem und bei irgendeinem sonstigen Kodiersystem, das zur Übertragung der äquivalenten Informationsmenge mit gleichen Raten genutzt werden könnte, wird die benutzbare Mindestfrequenz in Abhängigkeit von der Informationsübertragungsrate des Kanals zum Zeitpunkt seiner Benutzung (d. h. zur Übertragung eines Stimulusimpulses mit minimaler Verzögerung) bestimmt. Und schließlich wurde aus anderen Gründen die CMOS-Technologie gewählt, nachdem die moderne CMOS-Technik mit Frequenzen von nur wenigen MHz zuverlässig arbeitet. Selbstverständlich wäre es möglich, bei einer höheren Frequenz ein Modulations-Demodulationsschema zu benutzen (wie zum Beispiel die Frequenzumtastung, die Frequenzmodulation oder die Phasenkodierung), um die Informationen zu übertragen, jedoch würde hierdurch das Ganze weiter kompliziert, ohne daß sich hieraus irgendein Vorteil ableiten ließe.
Sequentielle Impulsbursts oder Impulsstöße müssen durch mindestens ein ausreichendes Intervall getrennt sein, um das "Burst- oder Stoßende" erfassen zu können: zwischen den Bursts oder Stößen wird mit einem Intervall von 20 Taktperioden gearbeitet, wobei das System so ausgelegt ist, daß auch längere Intervalle zwischen den Bursts oder Stößen toleriert werden können. Dieses Merkmal bietet einen Vorteil dahingehend, daß einem jeden Stimulusblock ein konstantes Zeitintervall zugeordnet werden kann, so daß sich zwischen Stimulusimpulsen an verschiedenen Elektroden kein Zittern ergibt. Anderenfalls hätten kodierte Blöcke unterschiedliche Längen und würde die Stimuluszeit relativ zum Start des Blocks in Abhängigkeit von den kodierten Daten varieren.
Der Stimulatorschaltkreis umfaßt sechs mögliche Zustände (S0 bis S5), wobei die Erfassung des Endes eines jeden Bursts oder Stoßes benutzt wird, um den Schaltkreisstatus in den nächsten sequentiellen Zustand zu ändern. Diese Zustände sind ebenfalls in Fig. 8 dargestellt. Ein eindeutig definierter Burst oder Stoß (der SYNC-Burst, für den N=0) wird zur Rückstellung des Systems herangezogen.

SYNC-Burst

Der SYNC-Burst wird am Anfang des Blocks gesendet, um den Systemzustand auf den Status S0 zurückzustellen. Die empfangene Burst- oder Stoßlänge muß aus weniger als 8 Impulsen bestehen, wobei eine übertragene Burstlänge von 4 Impulsen zu bevorzugen ist.

Elektrodenwahl

Die Wahl der Aktiven Elektrode erfolgt in Abhängigkeit von der aus dem zweiten Burst dekodierten Nummer. So wird zum Beispiel die Elektrode 5 als Aktive Elektrode gewählt, wenn die Nummer 5 aus dem zweiten Burst dekodiert wird.

Betriebsartenwahl

Wie beschrieben, gibt es zwei mögliche Grundbetriebsarten, und zwar die bipolare und die multipolare Stimulation. Bei der bipolaren Stimulation jedoch kann als Referenzelektrode jede der restlichen, d. h. nicht aktiven Elektroden gewählt werden. Die aus dem dritten Burst oder Betriebsarten-Burst dekodierte Nummer dient zur Bestimmung der Referenzelektrode, wie dies hierin im Detail beschrieben ist. Diese Nummer wird als Stimulationsbetriebsart bezeichnet. Die multipolare Stimulation, bei der eine Aktive Elektrode gegen alle anderen miteinander verbundenen Elektroden stimuliert wird, ist die Betriebsart 1.
Bei der bipolaren Stimulation ist die Referenzelektrodennummer gleich der Nummer der Aktiven Elektrode + (Betriebsart -1). Ist beispielsweise die Nummer 6 die Aktive Elektrode und die Betriebsart = 4, so ist die Referenzelektrode 6+4-1= 9. Nach dieser Anordnung könnte es den Anschein haben, daß die Nummer der Aktiven Elektrode immer niedriger sein muß als die der Referenzelektrode. Geht die gewählte Referenzelektrodenummer jedoch über 22 hinaus, so ergibt sich die tatsächliche Referenzelektrode als die gewählte Nummer minus 22 wie zum Beispiel:
Aktive Elektrode = 10
Betriebsart = 15
Benutzung Referenzelektrode = (10+15 =25) -22 = 3

Stromamplitudenregelung

Die Amplitude des Ausgangsstroms wird in Abhängigkeit von der Dauer des Amplitudenbursts bestimmt. Dieser Burst hat eine Mindestlänge von 16 Impulsen, mit welcher der maximale Stimulusstrom von etwa 1 mA erzeugt wird, wobei die Amplitude in Schritten von etwa 3 % für jede Zunahme der Burstdauer um 400 nS reduziert wird. Diese Verlängerung der Burst- oder Stoßdauer ergibt sich durch Ergänzung des Bursts um einen Zyklus dieser Periode. Die Relation zwischen der Wahrnehmungslautstärke und der Stimulusamplitude ist ebenfalls logarithmisch, so daß die verfügbaren Stromstufen optimal genutzt werden können.
Dieser Methode der Verringerung der Amplitude in Abhängigkeit von einer zunehmenden Burstlänge wurde gegenüber der Alternative einer von der Dauer abhängigen Erhöhung der Amplitude der Vorzug gegeben, da hiermit der maximal mögliche Stimulus definiert wird. Da darüberhinaus Empfindungen gleicher Lautstärke durch Stimuli von in etwa gleicher Ladung ausgelöst werden können, kann die Verwendung von maximalen Stimulusraten mit Hilfe von Stimuli von hoher Amplitude und kurzer Dauer untersucht werden.
Obwohl die Stromamplitude nicht numerisch kodiert ist, um die Auswirkungen von Kopplungsveränderungen (wie beispielsweise dem Impulsburst für die Elektrodenwahl) auszuschalten, ist offensichtlich, daß ein Fehler von ein oder zwei Eingangsimpulsen nur zu einem kleinen Fehler beim Stimulationsstrom führt.

Impulsdauerregelung

Die Dauer der beiden Phasen des Stimulationsimpulses, d. h. der Phase 1 und der Phase 2 nach Fig. 4 wird direkt in Abhängigkeit von der Dauer der beiden Stimulationsbursts bestimmt. Da jeder Burst aus einer Ganzzahl von Übertragungszyklen (bei einer Übertragungsfrequenz von 2.5 MHz mit einer Dauer von jeweils 400 nS) besteht, ist die Impulsdauer in Schritten von 400 nS einstellbar. Bei der vorhandenen Sprachprozessor-Kodiereinrichtung beträgt die maximale Länge eines Stimulationsbursts 1022 Impulse oder 408.8 Mikrosekunden. Innerhalb der Empfängerschaltung selbst steht jedoch der Verwendung längerer Bursts nicht entgegen, wenn dies erforderlich sein sollte. Bei normalem Betrieb ist die Dauer der beiden Stimulusphasen gleich, wobei die Einstellung jedoch getrennt erfolgt und auf Wunsch verschieden sein kann.

Funktionsbeschreibung

Die nachstehend beschriebene Empfänger/Stimulator-Ausführung basiert auf der normalen und herkömmlichen CMOS-Technologie mit Metallgatter, wobei die Schaltkreise mit einem Gatterfeld realisiert werden, das bisweilen als unspezifische logische Schaltung bezeichnet wird, wie es von AMI, TI, IMI, LSI Logic und Motorola geliefert wird. Logische Schaltungen sind im allgemeinen von einer Reihe von Lieferanten wie zum Beispiel den vorgenannten Firmen erhältlich. Die verwendete spezielle Logikschaltung stammt von AWA Microelectronics und ist von keiner der genannten Firmen lieferbar. Viele konstruktive Merkmale sind ebenfalls mit alternativen Technologien und Techniken wie zum Beispiel der Technologie mit Siliziumsteuerelektrode und der Philosophie des Standardzellenaufbaus realisierbar, wobei als vorausgesetzt gilt, daß derartige Abwandlungen dennoch in den Rahmen der vorliegenden Erfindung fallen.
Das bei dieser Ausführung verwendete Gatterfeld umfaßt rund 2000 N- und P-Kanal-Anreicherungs-Vorrichtungen ähnlicher Abmessungen in einem Zentralfeld, wobei zusätzliche Vorrichtungen um den Schaltkreis herum angeordnet sind.
Bei einer einzelnen N-Kanal-Feldvorrichtung mit einem Schwellenwert Vthn, ergibt sich (im Bereich starker Inversion) der Drainstrom bei ausreichender Drain-Source-Spannung (Vds) aus der Formel
Ids = Kn · ((Vgs-Vthn)2).
Demgegenüber gilt für zwei in Reihe geschaltete Vorrichtungen mit einem gemeinsamen Gatteranschluß die Formel
Ids = (Kn/2) · ((Vgs-Vthn)2))
und für zwei parallel geschaltete Vorrichtungen die Formel
Ids = (2·Kn) · ((Vgs-Vthn)2)).
Die in dieser Beschreibung verwendete Ausdrucksweise dient dazu, eine einzelne Feldvorrichtung als Vorrichtung "1X", zwei in Reihe geschaltete Vorrichtungen als Vorrichtung "1/2X", zwei parallel geschaltete Vorrichtungen als Vorrichtung "2X" usw. zu definieren, da dies der Relation der jeweiligen Drainströme bei gleichem Vgs entspricht. Diese Ausdrucksweise gilt für Anschlüsse mit jeder beliebigen Anzahl von Vorrichtungen.
Typische Werte für Feldvorrichtungen sind Kp = 10 uA/(V2) und Kn = 20 uA/(V ).
Die Peripherievorrichtungen umfassen Puffertransistoren, für die Kpb = Kbvn = 500 uA/(V2). Einzelne, in Reihe oder parallel geschaltete Anschlüsse dieser Vorrichtungen werden mit B, 1/2B und 2B bezeichnet. Am Umfang befinden sich ebenfalls "lange" Vorrichtungen von geringer Steilheit, bei denen in der Regel Kpl = Knl = 0.15 uA/V2). Zusätzlich sind zwei Zener-Dioden an der Peripherie angeordnet.

Funktionsbeschreibung digitaler Schaltkreise

Die integrierte Schaltung des Stimulators umfaßt sowohl digitale als auch analoge Schaltkreisfunktionen.
Ein Blockschaltbild des digitalen Schaltungsaufbaus ist in Fig. 9 dargestellt. Vom abgestimmten Transformator 400, 401 empfangene Signalenergie wird durch die Diode 402 gleichgerichtet und zur Ansteuerung der Schaltung benutzt. Ein Filterkondensator 403 hält die Versorgungsspannung zwischen Datenblöcken. Der Burstdetektor- und Bursttaktgewinnungsschaltkreis 404 dient zur Erfassung eines anliegenden Signals und zur Gewinnung eines Taktsignals aus dem direkt aus dem abgestimmten Schaltkreis stammenden Datensignal 405. Der Hüllkurvendetektorausgang BURST 407 wird im Verlauf von Signalbursts überprüft, während ein Schwellenwertdetektor das TAKT-Signal 406 aus dem nicht gleichgerichteten Signaleingang erzeugt.
Das TAKT-Signal wird an den Vorteiler- und SYNC-Detektor- Schaltkreis 408 gegeben, der drei Funktionen hat. Zunächst führt er die Operation der Division durch 8 durch, die zur Dekodierung von Digitaldaten und zur Erzeugung des ClOCK8- Signals 409 erforderlich ist. Zweitens erfolgt eine Prüfung von SYNC 412 auf Signalbursts von weniger als acht Impulsen und drittens wird BURST16 während der Zeit kontrolliert, während der ein Burst eine Länge von 16 Taktzyklen überschreitet. Der BURST16-Ausgang 410 dient zur Steuerung verschiedener Analogfunktionen, wie dies nachstehend noch zu beschreiben sein wird.
Im Herzen der Schaltung befindet sich der Zustandszähler 422. Er besitzt sechs Ausgänge S0-S5 (423-427, 420), die den Gesamtbetrieb der Schaltung steuern. Es kann jeweils nur ein einziger Ausgang überprüft werden, so daß als Systemzustand zu irgendeinem Zeitpunkt der zu dieser Zeit festgestellte Ausgang definiert wird.
Bei normalem Betrieb verbleibt der Zustandszähler zwischen Datenblöcken im Status S5, wobei der SYNC-Burst 412 ein RÜCKSTELL-Signal 419 erzeugt, mit dem der Systemzustand auf S0 gesetzt wird. Der Zustandszähler wird während des Rests des Blocks durch das DATEN-Signal 418 bis S5 fortgeschaltet, das am Ende eines jeden Datensignalbursts (d. h. nicht SYNC) bestätigt wird.
Die DATEN- UND RÜCKSTELL-Signale werden durch den Fehlerdetektorschaltkreis 415 erzeugt, der ebenfalls erfaßt, ob ein DATEN-Burst im Zustand S5 (empfangen wird oder ein SYNC- Burst in einem anderen Zustand als S5 auftritt. Hierbei handelt es sich um Fehlerzustände, wobei eine Stimulation durch Bestätigung des SPERR-Signals 421 verhindert wird. Der SPERR-Zustand ist ebenfalls unter zwei anderen Bedingungen gegeben, die mit dem Versorgungsspannungspegel zusammenhängen. Diese Bedingungen werden durch Analogteile der Schaltung erfaßt und durch Bestätigung von VLOW 416 und VLOGIC 417 signalisiert. VLOW ist liegt an, wenn die Versorgungsspannung zu Anfang der ersten Stimulusphase niedriger ist als die für einen ausreichenden Spannungsbereich für die Ausgangsstromquelle erforderliche Spannung, während VLOGIC gegeben ist, wenn die Versorgungsspannung so weit abfällt, daß die Möglichkeit eines Datenverlusts besteht. Die Rückstellung des SPERR-Zustands wird durch einen nachfolgenden SYNC-Burst bewirkt, der im Status S5 empfangen wird.
Der Elektrodenzähler 428 wird durch das S5-Signal 420 zurückgestellt und während des Zustands S0 fortgeschaltet, wie dies nachstehend beschrieben ist. Am Ende von S0 wird der Wert im Aktivelektrodenspeicher 31 mit 22 mit der Bezugsziffer 430 bezeichneten Ausgängen A1-A22 gespeichert. Im Zustand S1 kann der Zähler 428 weiter fortgeschaltet werden, wobei sein Ausgang direkt benutzt wird, um die mit der Bezugsziffer 429 bezeichneten Referenzeklektrodenausgabe R1-R22 anzuwählen.
Das Betriebsarten-Gatter 413 legt das TAKT8-Signal 409 während des Zustands S0 direkt an den Elektrodenzähler, während im Zustand S1 der TAKT8-Sendeimpuls ausgeblendet wird. Das BIPOLAR-Signal 414 liegt an, wenn vom Betriebsarten-Burst zwei oder mehr TAKT8-Taktimpu1se erzeugt werden. Bei Betriebsart = 1 und multipolarer Arbeitsweise wird während des BETRIEBSARTEN-Bursts ein einziger TAKT8-Impuls erzeugt, wobei die Aktive Elektrode stets gleich der Referenzelektrode ist und POLAR nicht anliegt, wohingegen bei bipolarem Betrieb die Aktive Elektrode und die Referenzelektrode verschieden sind. Der in der Elektrodenzählerschaltung verwendete Zähler ist eine zyklische Ausführung, d. h. der nächste Zählwert nach 22 ist 1, so daß die Referenzelektrodennummer niedriger als die Nummer der Aktiven Elektrode gewählt werden kann.
Eine kombinatorische Logik wird zur Ableitung des STIM-Signals 411 herangezogen, das sowohl im Zustand S3 als auch im Zustand 54 ansteht, sofern BURST16 gegeben ist. Die Signale AN und RN zur Anwahl der Aktiven Elektrode und der Referenzelektrode sind nur dann gegeben, wenn STIM ansteht und SPERRE 421 nicht anliegt.

Funktionsbeschreibung der Analogschaltkreise

Ein Blockschaltbild mit den analogen Schaltkreisfunktionen ist in Fig. 10 dargestellt.
Die Versorgungsspannungsüberwachung 250 legt die digitalen Signale VLOW 416 und VLOGIC 417 unter den vorbeschriebenen Bedingungen an, während VHIGH 251 angelegt wird, wenn die Versorgungsspannung einen vorbestimmten Grenzwert übersteigt. VHIGH wird zur Steuerung des Nebenschlußreglerschaltkreises 252 benutzt, wobei in der Regel die maximale Versorgungsspannung auf 2,0 V über den Wert VLOW begrenzt wird.
Der Referenzstromgenerator 253 erzeugt den Strom Ir 261, der von Vorrichtung zu Vorrichtung in Abhängigkeit von Veränderungen des Herstellungsprozesses variiert. Über das Stromabgleichnetzwerk 254 wird dann Iref auf einen Wert innerhalb von 10% des Nennwertes von 1 uA eingestellt. Der Abgleich erfolgt so, daß je nach Bedarf die Eingänge A, B und C (255, 256, 257) mit Vss oder Vdd verbunden werden.
Die Amplitude des Ausgangsstromes Io 260 der programmierbaren Stromquelle 259 wird entsprechend der Dauer des Amplitudenbursts nach dem Annäherungsverhältnis
Io = Imax · exp(-k·t) mA
eingestellt, wobei in der Regel
Imax = 2,0 mA
k = 0,1
bei t = Amplitudenburstlänge (in uSek).
Die Ausgangsstufe dieser Stromquelle 259 hat eine Ausgangsimpendanz von über 1 Megohm. Die Stromquelle wird während der Zustände S3 und S4 mit der angewählten Elektrode über das gewählte Ausgangsschaltungsnetzwerk (zum Beispiel 261) verbunden, wie dies nachstehend beschrieben ist.
Während der Intervalle zwischen Datenblöcken, wenn sich der Schaltkreis im Zustand S5 befindet, sind alle Analogschaltkreise mit Ausnahme des Referenzstromgenerators und der Versorgungsspannungsüberwachung abgeschaltet. Die digitale Schaltungsanordnung zieht nur Leckstrom, wobei der Gesamtschaltkreisstromdrain weniger als 5 Mikroampère ausmacht.
Der Stromversorgungskondensator wird so groß wie möglich gewählt, um die Versorgungsspannung bei Fehlen eingehender Datensignale so lange wie möglich über dem VLOW-Pegel zu halten, wobei der Wert aber gleichzeitig klein genug ist, um beim Starten von VDD = 0 mit möglichst wenigen Stimulusblöcken VDD auf einen Wert über VLOW erhöhen zu können. Ein zu großer Kondensator führt dazu, daß Stimuli zu Beginn der Stimulusfolge (beispielsweise bei einer von einer Sprachäußerung abgeleiteten Folge) fehlen, während bei einem zu kleinen Kondensator Stimuli verlorengehen, da der Empfänger/ Stimulator nicht in der Lage ist, zwischen angrenzenden Blöcken der gleichen Stimulusfolge den Wert Vdd über Vlogic zu halten. Beim Betrieb der Stromversorgung zerfällt am Stromversorgungskondensator die Ladung zwischen Stimuli, unabhängig davon, ob diese von einem Spracheingang oder einer sonstigen Signalquelle stammen. Aus diesem Grund ist es wichtig, den Energieverbrauch des Schaltkreises zwischen Stimuli auf ein Minimum zu begrenzen.
Wir haben festgestellt, daß der beste Wert für den Stromversorgungsfilterkondensator bei unserem Schaltungsaufbau 0,5 Mikrofarad beträgt, durch den ein Intervall von mindestens 200 mS (bei VHIGH - VLOW = 2 V) zwischen Stimuli möglich ist, bevor der nächste Stimulus durch den Abfall von VDD unter VLOW gesperrt werden kann. In der Praxis hat sich gezeigt, daß bei von der normalen Sprache abgeleiteten Eingängen dieses Intervall kaum überschritten wird. Bei diesem Wert von CS können für die Vorladung bei maximaler Spulentrennung bis zu 5 bis 10 Stimulusblöcke erforderlich sein: wiederum wird diese kurze Verzögerung nicht von Personen wahrgenommen, an denen die Implantation ausgeführt wurde.

Detaillierte Schaltkreisbeschreibung

Beim Aufbau der Empfänger/Stimulator-Schaltung kommen zu einem großen Teil herkömmliche Techniken zur Anwendung, wie sie dem Fachmann allgemein bekannt sind. Der Stimulator jedoch umfaßt eine Anzahl neuartiger Merkmale, die hier im Detail beschrieben werden.

Burstdetektor und Taktgewinnungsschaltkreis

Der Burstdetektor- und Taktgewinnungsschaltkreis ist in der Fig. 11 dargestellt. Das nicht gleichgerichtete Eingangssignal 281 wird über das normale Eingangsschutznetzwerk 282 an den aus den Vorrichtungen 283 und 284 gebildeten Inverter angelegt. Die Charakteristiken dieser Vorrichtungen sind so gewählt, daß die Inverterschwelle auf 70-80% des Wertes VDD eingestellt ist, wodurch die Nachschwingtoleranz in den Empfängerschaltkreisen am Ende der Bursts erhöht wird. Der Inverter 285 stellt die Signalpolarität wieder her, während der Puffer 286 das TAKT-Signal 293 verteilt, das ansteht, wenn das Eingangssignal über dem Schwellenwert liegt. Der Inverter 287 schaltet die P-Kanal-Vorrichtung 288 ein, wenn das TAKT-Signal vorliegt, so daß der DET-Knotenpunkt 290 nach oben gesetzt wird. Die Konstantstromsenke 291 dient dazu, die Kapazitanz des DET-Knotenpunkts in Abwesenheit des TAKT- Signals auf Vss zu entladen. Die Intensität dieses Entladungsstroms wird so gewählt, daß DET unter den Schwellenwert des nachfolgenden Schmitt-Triggers 292 gezogen wird, sobald ein TAKT-Signal auf die Dauer von 3-5 Mikrosekunden nicht mehr anliegt. Der Schmitt-Trigger gewährleistet einen rauschfreien Betrieb selbst bei diesem relativ langsamen Übergang des DET-Knotenpunkts.

Referenzstromgenerator

Der Referenzstromgenerator hat die Aufgabe, einen stabilen Referenzstrom zu liefern, ohne daß zu diesem Zweck externe Komponenten notwendig wären. Auch muß der Stromverbrauch niedriggehalten werden, da dieser Schaltkreis im Zustand S5 nicht abschaltet, wenn die Stromzufuhr zu diesem Schaltkreis unterbrochen wird.
Die Grundschaltung ist aus Fig. 12 ersichtlich. Ein Stromspiegel wird von den Vorrichtungen 301 und 304 gebildet, die sich den gleichen Vgs teilen. Da der K-Wert der Vorrichtung 301 dem Vierfachen der Vorrichtung 304 entspricht, ergibt sich:
I1 = 4 · I2
Die Vorrichtungen 300 und 303 sind jeweils "lange P-Vorrichtungen" mit ähnlichen K-Werten, Klp, und Schwellenspannungen Vthlp. Die Vorrichtung 302 ist ein N-Kanal- Peripheriegerät, dessen Drain und P-Mulde mit Vdd verbunden, dessen Gatter an VSS angeschlossen und dessen Quelle an die Vorrichtung 303 gelegt ist. Auf diese Weise angeschlossen wirkt die Vorrichtung wie die in Fig. 12 gezeigte bipolare npn-Vorrichtung. Der Spannungsabfall über die Vorrichtung 303 hinweg ist ein Vbe.
Ausgehend von der Annahme, daß an der Vorrichtung 303 die Gate-Source-Spannung Vgs303 anliegt, welche die Schwellenspannung der Vorrichtung um Vd überschreitet, so ergeben sich
Vgs303 = Vthlp + Vd
sowie I2 = Klp · ((Vgs303-Vthlp)2)
= Klp · (Vd2).
Bei der Vorrichtung (300)
Vgs300 = Vgs303 + Vbe
= Vthlp + Vd + Vbe.
Somit I1 = Klp · ((Vd + Vbe)2).
Da I1 = 4 · 12, ergibt sich entweder Vd = Vbe oder
I1 = I2 = 0.
Dies bedeutet, daß der Schaltkreis zwei stabile Schaltpunkte besitzt, und zwar entweder Nullstrom oder
I1 = 4 · Klpl · Vbe2
I2 = Klp · Vbe2.
Durch Einbau einer entsprechenden Anfahrschaltung läßt sich der Nullstromschaltpunkt vermeiden, wobei dann
Ir = I1 = 4 · Klpl · Vbe2.
Der Spannungsabfall Vbe ist ebenso wie alle K-Wertverhältnisse durch den Herstellungsprozeß genau definiert. Der überwiegende Grund für eine Veränderlichkeit von Ir ist somit die während der Herstellung zu erwartende Streuung des Absolutwertes von Klp. Normalerweise ergibt sich hier über Vorrichtungen hinweg eine Veränderung von bis zu 2:1, so daß die Verwendung des Stromabgleichnetzwerkes durch diese Veränderlichkeit notwendig ist.
Für den Fachmann ist ersichtlich, daß die Empfindlichkeit dieses Schaltkreises gegenüber Stromversorgungsschwankungen durch Verwendung von Kaskoden-Ausführungen für die Vorrichtungen 300 und 304 ohne weiteres verbessert werden kann.
Der Wert Ir kann entweder durch Änderung der relativen K-Werte für die Vorrichtungen 301, 304, 305 oder durch Änderung der überhöhten Ansteuerung der Vorrichtung 300 ausgehend von dem hier gezeigten Wert von ein Vbe variiert werden.
Das Stromabgleichnetzwerk 254 ist als Ganzes in Fig. 23a dargestellt. Es umfaßt eine Reihe von veränderbaren Verhältnisstromspiegeln, bei denen die Verhältnisse und somit die Stromübertragungsfunktion als Ganzes des Netzwerkes mit Hilfe externer Anschlüsse an Vss oder Vdd eingestellt werden können. Die Tabelle in Fig. 23b zeigt die Nennübertragungsfunktion in Abhängigkeit von den externen Abgleichanschlüssen. Bei diesem Schaltkreis sind zum Abgleich der Referenzstromquelle keine externen Komponenten erforderlich
Die Arbeitsweise des Schaltkreises ist unter Berücksichtigung des Schließens der Kontakte B dargestellt sind die Kontakte B offen, so ist I1 = 2 · Iin, während sich im geschlossenen Zustand von B die Funktion I1 = 3 · Iin ergibt. Bei B in geöffneter Stellung ergibt sich ein Nennverhältnis von 1,0, während im geschlossenen Zustand von B der Wert bei 1,5 liegt. Das Schließen der Kontakte A dient zur Erhöhung des Stromübertragungsverhältnisses um einen Faktor von 1,25, während sich das Verhältnis um einen Faktor von 0,444 verändert, wenn die Kontakte C geschlossen werden.

Programmierbare Stromquelle

Die Schaltung für die programmierbare Stromquelle wird in zwei Abschnitten beschrieben, die zum einen den programmierbaren Stromgenerator und zum anderen den zugehören Ausgangsspiegel zum Gegenstand haben. Der Schaltkreis des programmierbaren Stromgenerators ist in Fig. 13 mit Taktgebung nach Fig. 14 gezeigt, während Schaltkreis und Taktgebung des Ausgangsspiegels aus Fig. 15 ersichtlich sind.
Die Funktionsweise des programmierbaren Stromgenerators ist leicht zu verstehen, indem man einen großen Transistor in Anreicherungsausführung in Betracht zieht, dessen Gatterspannung so eingestellt ist, daß er in einem unterhalb des Schwellenwertes liegenden Bereich arbeitet, wobei das Verhältnis von Ids zu Vgs überwiegend exponential ist. Der Wert Ids dieser Vorrichtung wird mit Hilfe von Stromspiegeln entsprechend multipliziert, um zum Ausgangsstrom zu werden. Ein als SHC-Kondensator bezeichneter Kondensator wird zwischen Gatter und Quelle angeschlossen und auf die Spannung Vgs aufgeladen. Eine Stromsenke wird nun angeschlossen, um die Entladung dieses Kondensators zu bewirken. Erfolgt die Entladung des Kondensators mit konstanter Rate, so nimmt Vgs linear ab und es ergibt sich eine exponentiale Abnahme des Ausgangsstroms in Abhängigkeit von der Zeit. Der endgültige Ausgangsstrom wird durch die Zeit bestimmt, während der die Entladung des Kondensators SHC erfolgt.
Nach Fig. 13 ist die vorstehend beschriebene große Vorrichtung mit der Bezugsziffer 334 bezeichnet und der Kondensator SHC ist zwischen dem Knotenpunkt SHC und Vdd angeschlossen. Die Entladung des Knotenpunkts SHC erfolgt durch den von den Vorrichtungen 335, 336 und 337 gebildeten Stromspiegel, sofern S2 und BURST16 anstehen, wenn TD anliegt und die Vorrichtung 335 abgeschaltet ist. Die Entladungsrate liegt nominell bei 24 uA und ergibt sich aus Iref = 1 uA multipliziert mit 2 im Stromspiegel 320, 342 und nochmals mit 12 im Spiegel 336, 337. Der Kondensator SHC wird nur im Zustand 52 bei anliegendem BURST16 entladen.
Der Kondensator SHC wird während der Zustände S0, S1 und auf die Dauer des Status S2 aufgeladen, während der kein BURST anliegt. Während dieser Zeit werden die Signale TREF 343 und TREFN ((344), aktiv niedrig) von der kombinatorischen Logik 339, 340, 341 und 346 angelegt, um die Vorrichtungen 332, 329 und 331 zuzuschalten. Der Stromspiegel 342, 321 erzeugt den Strom Iref von etwa 5 uA, während der die Stromquelle 332 und die geregelte Stromsenke 330 umfassende Rückkopplungskreis den Kondensator SHC so auflädt, daß der Wert Ids von 334 gleich Iref ist. Die Vorrichtung 333 wird als Kaskoden- Vorrichtung 334 eingesetzt. Die Stabilität der Rückkopplungsschleife wird durch den zusätzlichen Einbau des Widerstands 348 zum Zwecke der Phasenkompensation gewährleistet.
Während der Zustände S3 und S4 werden nach teilweiser Entladung des Kondensators SHC die Vorrichtung 332 abgeschaltet und die Vorrichtungen 326 und 324 zugeschaltet. Der Wert Ids von der Vorrichtung 334 wird mit einem Faktor von etwa 50 durch den Spiegel 323, 327 und nochmals mit einem weiteren Faktor von 2 durch die Kaskoden-Anordnung der großen P-Kanal- Vorrichtungen 328 multipliziert. Der Strom Ipr mit einem Maximalwert von 0,5 mA wird durch den Ausgangsspiegel weiter mit einem Faktor von 4 multipliziert.
Im Zustand S5 ist Iref gleich 0 und die Vorrichtung 324 abgeschaltet, wodurch der Stromverbrauch in diesem Bereich der Schaltung auf den Leckwert verringert wird. Die P-Kanal-Vorrichtungen 338 und 341 begrenzen während dieser Zeit die Drift des SHC-Knotenpunkts.
Der Ausgangsspiegel (Fig. 15) wird während der Zustände S3 und S4 zugeschaltet, sofern BURST16 ansteht. Unter diesen Bedingungen wird die Vorrichtung 314 abgeschaltet und das Übertragungsgatter zugeschaltet. Ein Übertragungsgatter ist eine P-Kanal-Vorrichtung, die mit einer N-Kanal-Vorrichtung parallelgeschaltet ist -- Gate zu Gate, Source zu Source, Drain zu Drain. Der von den Vorrichtungen 310 und 311 gebildete Stromspiegel (Fig. 15) definiert die Intensität des Ausgangsstroms Io als das Vierfache der Intensität des Eingangsstroms Ipr, während die Vorrichtung 312 als Kaskode- Vorrichtung 310 benutzt wird. Die Ausgangsimpedanz dieses Stromspiegels ist selbst bei großen Ausgangsströmen sehr hoch und macht bei einem Ausgangsstrom von 2 mA mehr als 1 Megohm aus.
Ist die Ausgangsstufe nicht freigegeben, so ist der Ausgangsknotenpunkt durch die Vorrichtung 315 am Vdd geklemmt. Die Ausgangsbedingungen für diesen Knotenpunkt sind somit die gleichen wie zu Beginn einer jeden Ausgangsphase, so daß der Ladungsausgleich bei Ausgangsimpulsen von gleicher Amplitude und gleicher Dauer verbessert wird.
Die Vorrichtung 314 hält die Vorrichtung 312 abgeschaltet, wenn der Stromkreis nicht zugeschaltet und das Übertragungsgatter 313 offen ist.

Ausgangsschaltkreis

Der Empfänger/Stimulator umfaßt 22 Ausgangsschaltkreise, und zwar je einen für jeden Elektrodenausgang. Ein solcher Schaltkreis ist als Schema in Fig. 16 dargestellt: der Ausgang wird mit Vdd verbunden, wenn das Signal S5 ansteht, und an Vdd oder die programmierbare Stromquelle gelegt, wenn die Anwahl durch die Steuereingänge An 368, Rn 369 und BIPOLAR 370 erfolgt. Das Signal S3 dient zur Steuerung des Multiplexers 362, um während des Zustands S3 den Eingang An an das NOR-Gatter 366 und während des Zustands S4 an die Vorrichtung 363 zu legen und den Gegenanschluß für den Ausgang vom NOR-Gatter 361 herzustellen.
Während des Zustands S5 liegt das Signal S5 an und wird der Ausgang des NOR-Gatters 366 nach unten gesetzt, um die Vorrichtung 363 zuzuschalten und den Ausgang mit Vdd zu verbinden. Zu diesem Zeitpunkt sind alle Ausgänge miteinander verbunden.
Wird dieser Ausgang als die Aktive Elektrode gewählt, so wird während der Zustände S3 und S4 ein An angelegt. Liegt S3 während des Zustands S3 an, so ist die Vorrichtung 364 zugeschaltet, um den Ausgang mit der Stromsenke zu verbinden. Steht demgegenüber S4 während des Zustands S4 an, so ist An mit dem Eingang des NOR-Gatters 366 verbunden, wodurch der Ausgang nach unten gesetzt und der Ausgang an Vdd gelegt wird.
Wird der Ausgang als Referenzelektrode gewählt (bipolare Betriebsart), so ist die Elektrode bei Anliegen von S3 mit VDD und bei Anliegen von S4 mit der Stromsenke verbunden.
Bei multipolarem Betrieb liegt BIPOLAR nicht an, und sind entweder An und Rn gemeinsam aktiviert (für die Aktive Elektrode) oder gemeinsam nicht aktiviert (für alle anderen Elektroden). Liegt An an, so ist die Schaltkreisfunktion wie im Vorstehenden für die Aktive Elektrode (bipolare Betriebsart) beschrieben, wobei das AND-Gatter 361 abgeschaltet ist. Andernfalls ist der Ausgang des AND-Gatters 361 hoch und erfolgt der Anschluß des Ausgangsknotenpunkts wie bei der Referenzelektrode (bipolare Betriebsart) beschrieben.
Gemäß der Fig. 16 liegen die Signale An, Rn und BIPOLAR nur während der Zustände S3 und S4 an. Das Signal S4 ist somit nicht als ausdrücklicher Eingang zum Ausgangsschaltkreis erforderlich. Die Zustandsübersicht für den Ausgangsschaltkreisausgang ist zusammen mit erläuternden Anmerkungen nachstehend aufgeführt. An Rn (siehe Anm. 1) BIPOLAR S3 S5 AUSGANGANSCHLÜSSE (siehe Anm. 2) Vdd und Io BIPOLAR MULTIPOLAR
Anmerkung 1:
An und Rn liegen nur während der Zustände S3 und S4 an, sofern BURST16 gegeben ist.
Anmerkung 2:
Ist BIPOLAR nicht gegeben und liegt An nicht an, so setzt der Multiplexer bei Nichtanliegen von S3 das Gatter der Vorrichtung 364 nach oben. Die Vorrichtung 364 ist nur dann zugeschaltet, wenn S4 und BURST16 anliegen, wenn der Ausgangsstromspiegel zugeschaltet ist und die Spannung auf der Leitung Io um mehr als einen Schwellenwert unter Vdd liegt (siehe Fig. 15). Ansonsten wird die Leitung Io auf Vdd gehalten und ist die Vorrichtung 364 abgeschaltet.
Alle Zustandssignale (S0-S5) werden zu den in Fig. 8 aufgeführten Zeiten durch den Zustandszähler (422 Fig. 9) erzeugt, wie dies aus der Fig. 24 ersichtlich ist. Diese Figur zeigt ebenfalls die Taktgebung der Ausgangssteuersignale An, Rn und BIPOLAR.

Tragbarer Sprach-Prozessor (WSP)

Der tragbare Sprach-Prozessor hat die Aufgabe, ein von einem Mikrofon ankommendes Schallsignal aufzunehmen und nach entsprechender Verarbeitung die zugehörigen Stimulationsblöcke zu der dem Patienten implantierten Empfänger/Stimulator-Einrichtung zu senden. Der tragbare Sprach-Prozessor muß klein, leicht und für geringen Energieverbrauch konzipiert sein, da er am Körper zum Beispiel in einer Hemdtasche getragen und batteriebetrieben sein soll. Der Energieverbrauch ist auf das Minimum zu beschränken, um die Zeit zwischen einem Batteriewechsel oder einer Nachladung möglichst lang zu halten. Der tragbare Sprach-Prozessor muß darüberhinaus den dem Patienten eigenen psychophysischen Charakteristiken angepaßt werden können.
Ein Blockschaltbild des Sprach-Prozessors ist in Fig. 17 dargestellt. Ein Mikrofon 80 empfängt den akustischen Eingang. Bei diesem Mikrofon kann es sich um ein herkömmliches Hörgerätemikrofon, das zum Beispiel an einem Haken über dem Ohr getragen wird, oder um ein besseres Mikrofon in Studioausführung handeln. Auch kann das Mikrofon durch eine andere Signalquelle wie zum Beispiel den Audioausgang eines Fernsehgeräts oder Radios ersetzt werden. Die Flexiblität bei der Wahl des Eingangs bietet Vorteile für den mit dem Implantat ausgestatteten Patienten.
Die Hauptzielsetzung der Konstruktion des tragbaren Sprach- Prozessors besteht darin, dem Benutzer eine Sprachkommunikation zu ermöglichen, wobei sich dies auch in der Stimulationsstrategie und der Beschreibung der Begriffe wiederspielt. Ebenso wichtig ist es jedoch, die Wahrnehmung von Umgebungsgeräuschen auf Seiten des Benutzers zu gewährleisten, wobei dies auch durch die Stimulationsstrategie ermöglicht wird, obwohl diese im Hinblick auf die Sprachkommunikation optimiert ist. Darüberhinaus kann aus einer Reihe von Möglichkeiten die für jeden Patienten bestgeeignete Strategie gewählt werden.
Das Tonsignal wird durch die Vorderseite 81 des SprachProzessors verstärkt und verarbeitet. Hieraus werden drei Signale erzeugt:
A: START Dient dazu, die Erzeugung eines Stimulusimpulsblocks durch die Kodiereinrichtung zu starten.
B: ELSEL Dies ist eine Spannung, um zu bestimmen, welche Elektrode für die Stimulation angewählt werden sollte.
C: STAMP Dies ist eine Spannung, um die Stimulationsamplitude an der angewählten Elektrode festzulegen.
Bei jedem Auftreten des START-Signals wird ein einzelner Stimulusblock aus Impulsbursts durch die Kodiereinrichtung 82 des Sprach-Prozessors eingeleitet. Die ELSEL- und STAMP- Signale dienen zur Festlegung von Stimulusparametern der Elektrode und des Stimuluspegels, entsprechend denen die vorbeschriebenen Sprachverarbeitungsstrategien ausgewählt werden. Eine auf F1 basierende alternative Sprachverarbeitungsstrategie ist erfindungsgemäß ebenfalls möglich.
Ein 8-Bit-Analog-Digital-Umsetzer 83 ("ADU") wandelt die ELSEL- und STAMP-Signale zur Benutzung durch die Kodiereinrichtung in Zahlenwerte um. Eine Analogmultiplexer- und Abtast-Halteschaltung 92 mit zwei Eingängen wird durch die Kodiereinrichtung (zwecks Signalwahl) und den ADU-Chip (für die Abtast-Halteregelung) gesteuert, so daß das richtige Signal zur richtigen Zeit an den ADU 83 angelegt wird. Die Kodiereinrichtung arbeitet mit einem Programm, das in einem UV-löschbaren PROM 84 gespeichert ist und das ebenfalls zur Speicherung der Karthographierung zwischen F2 und der Elektrode sowie A2 und der Stimulationsamplitude für jede Elektrode dient. Die Stimulationsamplitude weist zum STAMP-Signal für jede Elektrode eine andere Relation in Abhängigkeit von den Stimulationsschwellenwerten für die jeweilige Elektrode auf.
Diese drei Signale werden von fünf Grundsignalen abgeleitet, die im Vorderteil des tragbaren Sprach-Prozessors erzeugt werden. Der Sprach-Prozessor eines jeden Patienten kann so aufgebaut sein, daß eine Auswahl zwischen zwei oder drei alternativen Stimulationsstrategien möglich ist und so entschieden wird, welcher Satz aus drei der nachfolgenden sechs möglichen Signalen zur Verwendung kommt. Die fünf Grund- Signale sind:
Fo die Sprech- oder Grundfrequenz
Fo' das frequenzumgesetzte Signal Fo
F2 eine der Frequenz F2 proportionale Spannung
A2 eine der Amplitude des Signals F2 proportionale Spannung
F1 eine Impulskette mit der Frequenz der dominierenden Spektralspitze (F1)
A die Amplitude des akustischen Gesamtsignals.
Die von der Vorderseite kommenden Daten werden durch den Kodierchip zu dem in Fig. 8 gezeigten und hierin beschriebenen Format kodiert und an die über ein Koaxialkabel 86 mit der Übertragungsspule 87 verbundene Ausgangsstufe 85 gelegt. Die Übertragungsspule wird über einen an der Spule befindlichen einzelnen Kondensator 88 auf die richtige Frequenz abgestimmt.
Ein Steckverbinder 89 im tragbaren Sprach-Prozessor erlaubt den Anschluß an die Schnittstelleneinheit oder IU, die während der mit dem Patienten durchgeführten Tests benutzt wird, und gestattet die Einprogrammierung der Parameter in die im tragbaren Sprach-Prozessor befindliche Kartographie des Patienten.
Der tragbare Sprach-Prozessor wird durch Versorgungsspannungen von +5V und -5V angesteuert, die durch einen mit Batterien 91 betriebenen Gleichspannungswandler 90 erzeugt werden. Die Batteriespannung kann im Bereich von 3-7 V liegen, so daß eine große Auswahl in bezug auf Anzahl und Art der Batterien möglich ist, zu denen die überall erhältlichen Primärelemente oder wiederaufladbare Zellen gehören.
Der Sprach-Prozessor hat die Form eines kleinen Kästchens, das ohne weiteres in einer Tasche, an einem Gürtel oder in einem Täschchen unter der Kleidung zu tragen ist. Der einfachen Handhabung wegen wird das Kabel vom Mikrofon und der am Ohr befindlichen Spule über einen Steckverbinder an den tragbaren Sprach-Prozessor angeschlossen.

Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors

Übersicht

Um die Funktion der Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors zu verstehen, ist es zunächst notwendig, sich über die Beschaffenheit des Sprachsignals klar zu werden. Die Sprache kann in zwei Kategorien unterteilt werden: gesprochene (stimmhafte) und nicht gesprochene (stimm lose) Laute. Gesprochene Laute werden durch Schwingungen der Glottis erzeugt, die eine Erregerquelle für ein Resonanzsystem darstellt, das aus den Mund- und Nasenhöhlen besteht. Es wird eine Anzahl von Resonanzen (Formanten) gebildet, von denen jedoch die drei niedrigsten die meisten Informationen enthalten.
Bei nicht gesprochenen Lauten spielt die Glottis als Erregerquelle keine Rolle, da diese Art von Geräuschen durch den Durchgang von Luft zum Beispiel zwischen der Zunge und den Zähnen (wie bei "s" sowie "th" und "f") oder durch stoßartige Schallimpulse (wie bei "p" und "t") oder durch den Durchgang von Luft durch den Rachen wie bei "h") erzeugt wird.
Der tragbare Sprach-Prozessor ist so aufgebaut, daß er mit einer von zwei Stimulationsstrategien arbeiten kann, wobei aus drei Parameterschätzungen bestehende Sätze des Schalleingangs wie folgt zur Anwendung kommen:

STRATEGIE 1:

(a) Die Frequenz des zweiten Formanten (Resonanzfrequenz) (F2) wird zur Elektrodenposition/Anwahl kodiert.
(b) Die Frequenz der glottalen Erregung wird bei gesprochenen Lauten (Tonhöhe oder Fo) zur Stimulationsrate kodiert.
(c) Die Amplitude des zweiten Formanten (A2) wird zur Stimulationsamplitude kodiert.
Es ist festgestellt worden, daß diese drei Parameter zu einem großen Teil für die Verständlichkeit der Sprache und insbesondere von Informationen verantwortlich sind, die nicht von den Lippen abgelesen werden können.
Wie jedoch im Einleitungsteil dieser Beschreibung im Abschnitt Psychophysik erwähnt wurde, unterscheidet sich die wahrgenommene Tonhöhe bei sich ändernder Stimulusfrequenz von der Stimulationsfrequenz. Somit muß das Sprachsignal Fo über eine Umwandlung übersetzt und abgesetzt werden, durch welche die Stimulationsfrequenz (Fo') eine Wahrnehmung erzeugen kann, die in der Nähe der tatsächlichen Frequenz Fo liegt.

STRATEGIE 2:

(a) Die Frequenz des zweiten Formanten (F2) wird zur Elektrodenposition/Anwahl kodiert.
(b) Die Frequenz des ersten Formanten (F1) wird zur Stimulationsrate kodiert.
(c) Die Amplitude des Gesamtsignals (A) wird zur Stimulationsamplitude kodiert.
Diese alternative Strategie der Sprachverarbeitung bietet den Vorteil einer schnelleren Stimulationsrate, die unserer Ansicht nach bei bestimmten Patienten zu einer natürlicher klingenderen Sprache führt. Da insbesondere die Stimulationsrate F1 ist und die Kodierung der Stimulationsamplitude aus der Gesamtamplitude des Schalleingangs bei Sprachsignalen erfolgt, wird die Fo-Modulation des Sprachsignals ebenfalls vom Patienten als eine Modulation der Stimulusamplitude wahrgenommen. Diese Strategie einer Betriebsart mit schnellerer Stimulation kann jedoch zu höherem Energieverbrauch und somit zu einer Verkürzung der Batterielebensdauer führen.
Wir haben festgestellt, daß die optimale Wahl der Sprachverarbeitungsstrategie vom Patienten abhängig ist, wobei bestimmten Patienten eine Strategie mehr "zusagt" als eine andere, obwohl in beiden Fällen die Leistung im Rahmen von Sprachkommunikationstests ähnlich ist. Es ist somit als Vorteil anzusehen, daß die optimale Strategie der Sprachverarbeitung für jeden einzelnen Patienten individuell gewählt werden kann, wobei dieses Merkmal nach dem Stand der Technik jedoch nicht gegeben ist.
Fig. 18 zeigt ein Blockschaltbild der Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors, wobei die Schaltkreiselementenblöcke einzeln gekennzeichnet sind. Generell ist bei dieser Ausführungsform jeder Block nach herkömmlichen Schaltkreistechniken gefertigt, wobei jeder Fachmann in der Lage wäre, einen Schaltkreis zur Reproduktion der beschriebenen Funktionen herzustellen. Die Wahl der Stimulationsstrategie erfolgt im Sprach-Prozessor über Schaltkreisbrücken oder Schalter 120 und 121.

Vorverstärker und Rauschsperre

Das Mikrofon oder die sonstige Signalquelle 100 wird durch einen mit hoher Verstärkung und niedrigem Energiebedarf arbeitenden Mikrofonvorverstärker 101 mit automatischer Verstärkungsregelung (AGC) verstärkt. Die automatische Verstärkungsregelung macht es der Vorderseite möglich, ohne Begrenzung auf herkömmliche Weise zu arbeiten, wobei die AGC eine Ansprechzeit von etwa 1 Millisekunde und eine Abfallzeitkonstante von etwa 220 Millisekunden hat. Die Spannung zur Regelung dieser Verstärkung wird jedoch überwacht und während Perioden hoher Verstärkung (d. h. bei L-Signalen) durch einen Minimumdetektor 114 gespeichert und als Referenzpegel verwendet.
Der Vorverstärker hat eine maximale Verstärkung von 80 dB bei einer vollen Verstärkungsbandbreite von 4,4 kHz. Vorverzerrung und Deemphasis sind möglich, um den Einsatz verschiedener Mikrofone zu kompensieren, da bei herkömmlichen Miniatur-Hörgeräterichtmikrofonen oberhalb von etwa 1 kHz eine Vorverzerrung von 6 dB/IOktave erforderlich ist.
Es sind Schaltungen vorhanden, um ein RAUSCHSPERRE-Signal (SQUELCH) zu erzeugen, das zur Deaktivierung der Kodiereinrichtung innerhalb der Zeiten dient, in denen kein Signal ansteht. Steigt das Eingangssignal um einen vorbestimmten Wert über den im Minimumdetektor (durch das Dämpfungsglied 115) eingestellten Pegel an, so erzeugt ein Komparator 116 ein Logikpegelsignal, um die Kodier-Einrichtung des Sprachprozessors zu aktivieren. Ansonsten wird davon ausgegangen, daß nur das Hintergrundgeräusch vorhanden ist und die Kodiereinrichtung sowie die Ausgangsstufe abgeschaltet sind. Der Rauschsperreschaltkreis umfaßt eine Zweitauslösung von etwa 200 Millisekunden, so daß die Kodiereinrichtung 0,2 Sekunden nach Ende des letzten lauten Signals abschaltet.
So wird bei gesprochenen Lauten die Kodiereinrichtung während des Sprechens durch das RAUSCHSPERRE-Signal aktiviert, wobei zwischen Wörtern Verzögerungen von bis zu 0,2 Sekunden möglich ist, bevor die Kodiereinrichtung abschaltet. Bei nicht gesprochenen Signalen wie zum Beispiel durch Warnvorrichtungen, Telefone, Türen usw. erzeugten Umgebungsgeräuschen, die stoßartig auftreten, wird die Kodiereinrichtung ebenfalls durch den RAUSCHSPERRE-Schaltkreis aktiviert, um Stimuli zu erzeugen.
Der Rauschsperreschaltkreis bietet den Vorteil, daß die Batterielebensdauer geschont wird, da die Kodiereinrichtung und die Ausgangsstufe nur bei Anliegen eines ausreichenden Signals aktiv sind. Ein weiterer Vorteil besteht darin, daß der Patient bei Verwendung in einer Umgebung mit einem hohen Pegel an kontinuierlichem Hintergrundgeräusch keiner lästigen oder unverständlichen Stimulation ausgesetzt wird. Unter gewissen Umständen ist es jedoch wünschenswert, alle Hintergrundgeräusche wahrzunehmen, so daß der Patient die Möglichkeit hat, den Rauschsperreschaltkreis durch einen Schalter an der Frontplatte des tragbaren Sprach-Prozessors zu deaktivieren, so daß die Kodiereinrichtung und die Ausgangsstufe kontinuierlich zugeschaltet bleiben.

Extraktion des zweiten Formanten (F2)

Die Frequenz des zweiten Formanten variiert in Abhängigkeit von der jeweiligen Äußerung und der jeweils sprechenden Person zwischen etwa 800 Hz und 3300 Hz. Um diesen Formanten zu extrahieren, wird ein Hochpaßfilter 102 verwendet. Da jeder nachfolgende Formant eine geringere Amplitude hat als der jeweils vorhergehende, könnten bei einigen sprechenden Personen Werte F1 den Ausgang des Filters dominieren, wenn der Filter auf eine niedrigere Frequenz eingestellt wird.
Der Filter ist für eine Reihe von sprechenden Personen auf eine Vordominanz von F2 optimiert. Dieser Filter benutzt wegen der im Durchlaßbereich erforderlichen Verstärkung einen Mehrfachrückkopplungsschaltkreis mit unendlicher Verstärkung. In der Regel liegt die Verstärkung bei 4,5, wobei Q = 1,3 und Fo = 1,87 kHz.
Der Ausgang des Hochpaßfilters geht durch einen Nulldurchgangsdetektor 103 mit Hysterese, um durch Rauschen oder die Intrusion von Frequenzen F3 erzeugte fremde Durchgänge auszuscheiden. Zur Kompensation von Schwankungen der Signalspitzenamplitude wird der Hysteresisbetrag vom Ausgang eines Spitzendetektors 109 abgeleitet, mit dem der Pegel entsprechend eingestellt wird. Der Hysteresisbetrag liegt bei etwa 20%.
Der Ausgang des Nulldurchgangsdetektors wird als Eingang an einen Frequenz-Spannungs-Wandler 104 gelegt, der aus einem monostabilen Glied mit nachfolgendem Tiefpaßfilter besteht. Da die von diesem Schaltkreis erzeugte Spannung mit einem Zittern behaftet ist, arbeitet ein weiterer Hysteresisschaltkreis 105 mit der die Frequenz F2 repräsentierenden Spannung, wobei der Hysteresisbetrag etwa 14% ausmacht. Der endgültige Ausgang der F2-Schätzungsschaltung ist eine der Frequenz bei 1 kHz je Volt proportionale Spannung.

Amplitude des zweiten Formanten (A2)

Die Amplitude des F2-Signals hinter dem Hochpaßfilter ergibt sich über den Spitzendetektor 109. Der Ausgang eines zweipoligen Linearphasen-Tiefpaßfilters mit einer Eckfrequenz von 35 Hz liefert eine geglättete Schätzung der Formantenamplitude A2.

Extraktion der Tonhöhe (Fo)

Die periodische Erregung des Resonanzsystems des Stimmtrakts während einer gesprochenen Äußerung führt zu einer amplitudenmodulierten Signalhüllkurve. Die Erregungsrate oder Tonhöhe wird von dieser Hüllkurve durch Vollwellengleichrichtung unter Einsatz einer herkömmlichen Vollwellengleichrichterschaltung abgeleitet, die um einen Operationsverstärker 106 herum aufgebaut ist. Beim gleichgerichteten Signal ist der Gleichstrompegel durch Wechselstromkopplung in einem Kondensator 107 entfernt, der einen Nullwert bei etwa 70 Hz anlegt; das Signal geht sodann durch einen Tiefpaßfilter. Dieser Filter 108 ist ein 3-poliger 200 Hz Tiefpaßfilter in der Ausführung nach Sallen und Keys. Die Vollwellengleichrichtung dient zur Verdopplung der "Träger"- oder Resonanzfrequenz und vereinfacht somit das Problem der Trennung der Frequenz des ersten Formanten von der Tonhöhe.
Das resultierende Signal wird in eine der Frequenz proportionale Spannung umgewandelt, wobei die Schaltkreisanordnung mit der des Stromlaufs F2 (mit Ausnahme der entsprechenden Zeitkonstanten) identisch ist und aus einem Nulldurchgangsdetektor 110 mit einem durch einen Spitzendetektor 177 eingestellten Hysteresispegel besteht. Ein Frequenz-Spannungs- Wandler 112 erzeugt eine der Frequenz Fo bei 130 Hz je Volt proportionale Spannung.
Ein durch diese Spannung angesteuerter spannungsgeregelter Oszillator 113 erzeugt sodann eine weitere Frequenz Fo', die dem Wert Fo proportional, aber nicht unbedingt gleich ist. Der spannungsgeregelte Oszillator umfaßt einen einstellbaren Eingangsspannungsbereich sowie eine einstellbare Korrekturmöglichkeit, um über den Bereich der linearen Umwandlung von Fo zu Fo' hinweg eine Regelung zu ermöglichen. Diese Frequenz Fo' wird als Stimulationsrate für eine Patientenelektrode benutzt, die durch F2 angewählt und mit einem in Relation zu A2 stehenden Pegel stimuliert wird.

Schaltkreise für die Extraktion des ersten Formanten (F1) und der Amplitude

Ein dem Mikrofonvorverstärker nachgeschalteter Spitzendetektor 118 verfolgt Spitzen im Signal, bei dem mit der Rate F1 anliegende Spitzen dominieren. Der Wert der Spitze wird in einem Spitzenhalteschaltkreis 119 festgehalten und zur Bestimmung der Stimulationsamplitude benutzt. Dieser Schaltkreis ist mit einem Operationsverstärker ausgeführt, der einen Kondensator durch eine Diode auflädt, wobei die Kondensatorspannung zum Additionspunkt des Operationsverstärkers zurückgeführt wird. Somit folgt die Kondensatorspannung den Spitzen im Signal, während der Ausgang des Operationsverstärkers zwischen der Negativversorgungsschiene und dem anstehenden Spitzenwert schwingt. Der Ausgang des Operationsverstärkers ist mit einem Kondensator und einem Widerstand mit dem START-Eingang der Kodiereinrichtung verbunden, um die Kodiereinrichtung mit der Rate F1 zu starten, wenn diese angewählt ist. Ein START-Impuls wird bei jedem Abfall der Eingangssignalamplitude unter den jeweils anstehenden Spitzenwert erzeugt, so daß die Stimulation der Kodiereinrichtung mit der Rate F1 und mit einer Amplitude erfolgt, die durch den Wert der letzten Spitze im Signal bestimmt wird.

Sonstige Schaltkreise

Die beiden Spannungen B: ELSEL und C: STAMP werden über eine durch den Analog-Digital-Umsetzer und die Kodiereinrichtung geregelte Analogmultiplexer- und Abtasthalteschaltung mit zwei Eingängen an den Analog-Digital-Umsetzer gelegt, wie dies in Fig. 17 dargestellt ist.
Zusätzliche Regel- und Steuerschaltungen (nicht dargestellt) bieten dem Patienten die Möglichkeit, über den an der Frontplatte des tragbaren Sprach-Prozessors angeordneten Schalter eine TEST-Funktion zu starten. Die TEST-Funktion dient dem Zweck, einen für das Ohr angenehmen Stimuluspegel bei einer konstanten Rate an der zur Wahrnehmung der niedrigsten Frequenz bestimmten Elektrode zu erreichen. Diese Elektrode ist in der Regel die dem Scheitelpunkt nächstgelegene Elektrode. - Hierdurch ergibt sich für den Patienten eine bekannte und konstante Wahrnehmung, so daß von ihm auf leichte und einfache Weise die Spulenposition verändert werden kann. Die TEST- Funktion bewirkt lediglich, daß der Eingang zum spannungsgeregelten Oszillator 113 konstant ist und einen niedrigen Pegel aufweist und der Ausgang des Weges A2 dem maximalen Wert entspricht. Darüberhinaus ist die TEST-Funktion so ausgelegt, daß der Stromversorgung eine Prüflast beaufschlagt wird und eine Leuchtdiode aufleuchtet, wenn noch eine ausreichende Batterieleistung vorhanden ist. Dieses Merkmal ist nützlich, um den Patienten vor einem möglichen Ausfall der Batterie zu warnen.

Kodiereinrichtung des Sprach-Prozessors

Übersicht

Der Kodierchip des Sprach-Prozessors dient der Erzeugung von Impulsburstfolgen, die anschließend über die Ausgangsstufe zu dem dem Patienten implantierbaren Empfänger/Stimulator übertragen werden. Die Impulsburstfolge wird durch ein in einer elektronischen Speichervorrichtung wie zum Beispiel einem EPROM (beispielsweise 27C16) gespeicherten Programm gesteuert, wobei die Anzahl der Impulse in den veränderlichen Teilen der Impulsburstfolge durch den Ausgang eines Analog- Digital-Umsetzers und das im Speicher befindliche Programm festgelegt wird.
Der Kodierchip des Sprach-Prozessors ist im wesentlichen ein flexibler, programmierbarer Impulsgeber. Der Kodierchip ist in der Lage, Folgen von Impulsen mit konstanter Frequenz zu erzeugen, wobei die Anzahl der Impulse und die Zeit zwischen Impulsbursts entweder durch das interne Programm oder in Abhängigkeit von einem extern (über einen externen Analog- Digital-Umsetzer) angelegten Analogsignal bestimmt wird. Die Frequenz der Ausgangsimpulse wird durch die Frequenz des Taktgebers bestimmt, wobei das System so ausgelegt ist, daß es ausgehend von Gleichstrom bis zu einer Frequenz arbeiten kann, die von den praktischen Grenzen (etwa 10 MHz) der CMOS- Technologie abhängig ist, nach welcher die Erfindung realisiert ist.
Erfindungsgemäß wird der Kodierchip zur Erzeugung des Impulsburstblocks benutzt, der zur Energieversorgung und zur Steuerung des implantierbaren Empfängers/Stimulators erforderlich ist. Das Format dieser Impulsburstblöcke ist in Fig. 8 dargestellt. Der Kodierchip ist jedoch flexibel ausgelegt und für eine Anzahl von Anwendungen einsetzbar, bei denen Impulsbursts oder -stöße erzeugt werden müssen. Insbesondere wird erwartet, daß sich der Kodierchip in den Fällen als nützlich erweisen wird, in denen ein anderes Datenkodierformat zur Verwendung kommt, wie zum Beispiel bei zukünftigen Generationen von Empfängerstimulationskonzepten.

Architektur

Fig. 19 ist ein Blockschaltbild der Kodiereinrichtung, in dem alle Funktionsblöcke dargestellt sind. In gewisser Weise ist die Architektur der Kodiereinrichtung der eines herkömmlichen Mikroprozessors ähnlich, nachdem ein Adreßbus, ein Datenbus, eine Befehlsdekodierlogik usw. vorgesehen sind.
Im Gegensatz zu herkömmlichen Mikroprozessoren gibt es jedoch keine arithmetisch-logische Einheit (ASU), da von der Kodiereinrichtung keine Rechenoperationen ausgeführt zu werden brauchen.
Die Kodiereinrichtung weist ebenfalls Ähnlichkeiten mit einem herkömmlichen Zustandsapparat auf. Die Kodiereinrichtung ist jedoch nicht so aufgebaut, daß in Abhängigkeit von während früherer Zustände erzeugten Daten Programmsprünge möglich wären, wobei im Rahmen des für den Betrieb der Kodiereinrichtung vorgesehenen Programms jeder Befehl genau einmal von Anfang bis Ende ausgeführt wird.
Die Kodiereinrichtung hat die Aufgabe, in Abhängigkeit von den ihr auf dem Datenbus vorliegenden Daten und vom Inhalt des gerade aus dem Speicher abgerufenen Befehls eine Anzahl von Impulsen in einem Burst zu erzeugen. Der Inhalt des Speicheradreßbus stammt entweder vom Programmzähler (zum Beispiel bei Befehlsabrufen), aus internen Registern (Elektrodenspeicherung, F2-Speicherung und A2-Speicherung) oder vom Datenausgang des Analog-Digital-Umsetzers - oder von hieraus gebildeten Kombinationsmöglichkeiten.
In der Kodiereinrichtung sind Schaltungen enthalten, so daß der Betrieb durch externe Steuerleitungen aktiviert oder unterbrochen wird, die symbolisch bei 130 gezeigt sind. Ist der Kodierchip AKTIVIERT, so leitet jeder START-Impuls (symbolisch bei 131 dargestellt) eine Folge von Impulsbursts ein, die als Block bezeichnet und im Vorstehenden definiert sind. Innerhalb eines Blocks auftretende START-Impulse werden überlesen. Dies ist für eine Kodiereinrichtung für ein cochleares Implantationssystem wichtig, da es im Hinblick auf das vorbeschriebene Energie-/Datensignalformat entscheidend ist, daß alle Blöcke ordnungsgemäß abgearbeitet werden.
Jeder Burst von Impulsen wird ausgehend von 0 fortlaufend numeriert. Die Anzahl der Bursts innerhalb eines jeden Blocks ist konstant und wird durch das im EPROM gespeicherte Programm festgelegt. Die Anzahl von Impulsen in jedem Burst kann festgelegt sein oder anhand der EPROM-Kartographierung zwischen dem Analog-Digital-Umsetzer (eine Adresse) und der Impulszählung bei dieser Adresse bestimmt werden. Eine festgelegte Verzögerung zwischen Bursts (8 Taktzeiten) ist zur Dekodierung des nächsten Befehls und zum Laden der Impulszählung für den nächsten Burst erforderlich.
Zwischen dem START-Impuls und dem ersten Burst ist eine Startverzögerung vorgesehen. Diese Zeit ist gleich der VER- ZÖGERUNG ZWISCHEN BURSTS und berücksichtigt ein Zittern mit +2, -0 Taktzyklen, da die START-Impulse relativ zum internen Taktgeber asynchron sind. Ein Block wird durch einen START- Impuls nur dann gestartet, wenn der Chip aktiv ist. Änderungen an den Freigabeeingängen zur Kodiereinrichtung innerhalb eines Blocks bleiben wirkungslos, wobei alle Blöcke fertig abgearbeitet werden. Dies ist als ein wichtiges Sicherheitsmerkmal des cochlearen Implantationssystems anzusehen, da es für den Patienten möglicherweise gefährlich oder unbehaglich wäre, wenn der Impulsblock nicht das erforderliche Format hätte, nachdem in diesem Fall falsche Stimulusimpulse erzeugt würden, die vom Empfänger-Stimulator zum Patienten gehen.
Es wird davon ausgegangen, daß sich die Kodiereinrichtung in einem der nachstehenden vier Zustände befindet:
1. STOPP/HALT Warten auf einen START-Impuls zur Einleitung des Betriebs;
2. ABRUF/FETCH: ein Befehl wird von dem durch den Programmzähler bestimmten Speicherplatz abgerufen und in den BEFEHLS- SPEICHER 134 geladen;
3. DATEN/DATA: der auf vorstehende Weise abgerufene Befehl wird dekodiert und aus dem PROM stammende Daten werden in den DATENSPEICHER 139 geladen. Das zur Bereitstellung der Adresse für diese Daten benutzte Register wird durch Bits bestimmt, die im Befehlsspeicher gesetzt und von der Befehlsdekodiereinrichtung 133 dekodiert werden; und
4. ZÄHLUNG/COUNT: der 9-stufige Synchron-Binärzähler (Burstzähler 142) wird aktiviert und zählt aufwärts. Sobald der ZÄHLERWERT dem Zahlenwert im DATENSPEICHER entspricht, wird vom 9-Bit-Binärkomparator 140 das A=B Signal 145 angelegt und der nächste Zyklus im internen Taktgeber und Zustandsgenerator 132 eingeleitet.
Die Arbeitsweise der Kodiereinrichtung ist so, daß von einem START-Impuls der erste Befehlsabruf aus dem Speicher unter einer vom PROGRAMMZÄHLER 135 bestimmten Adresse eingeleitet wird. Der auf diese Weise abgerufene Befehl wird in den BEFEHLSSPEICHER 134 geladen.
Der nächste Zustand ist der DATEN-Status, wobei Daten aus dem Speicher in den DATENSPEICHER 139 geladen werden und bei Bedarf auch in andere Speicher geladen werden können, zu denen der ELEKTRODENSPEICHER 136, der F2-SPEICHER 137 oder der A2- SPEICHER 138 gehören. Die Speicheradresse, unter der die Daten abgerufen werden, wird durch den Befehl festgelegt, wobei verschiedene Steuersignale (symbolisch bei 148 gezeigt) aus dem Befehl in der BEFEHLSDEKODIEREINRICHTUNG 133 dekodiert werden.
Der nächste Status ist der ZÄHL-Zustand, wobei der 9-Bit- BINÄRZÄHLER 142 vom Anfangswert auf den Zahlwert im DATEN- SPEICHER 139 aufwärtszählt und sich ein neuntes Bit aus dem gerade anstehenden Befehl ergibt. Während des Zählens kann das interne Taktsignal an den AUSGANG-Stift gelegt werden, um unter der Kontrolle durch die BURSTZÄHLERSTEUERLOGIK 143 zur Ausgangsstufe übertragen zu werden. Ein 9-BIT-BINÄR- KOMPARATOR 140 stellt fest, wenn die beiden Zahlenwerte gleich sind, wobei die Zählung unterbrochen und der nächste ABRUF-Zustand eingegeben wird.
Der Kodierchip arbeitet also die Zustände ABRUF/FETCH, DATEN/DATA und ZÄHLUNG/COUNT ab, bis aus dem Speicher der STOPP/HALT-Befehl kommt, wobei dann der weitere Betrieb eingestellt wird und sich die Kodiereinrichtung im STOPP/ HALT-Zustand befindet.
Die Eingangssignale zur Kodiereinrichtung sind:
START 131 Ein Signal (d. h. Fo'), das extern von der Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors mit einer vom ankommenden Sprachsignal abhängigen Rate erzeugt wird.
FREIGABE/ENABLE 130 Ein oder mehrere Freigabesignal(e) (je nach Ausführung), mit dem/denen von der Kodiereinrichtung Impulsblöcke als Ansprechung auf einen START- Impuls erzeugt werden können.
Zusätzlich zu diesen Steuersignalen ist der Adreßbus 146 bidirektional, wobei die Kodiereinrichtung Speicheradressen ausgibt und die Daten vom Analog-Digital-Umsetzer zur Kartographierung zwischen F2, A2 und der Anzahl der Impulse ebenfalls an den Adreßbus gelegt werden. Fünf Bits (A7 bis A3) von den acht Datenbits des Analog-Digital-Umsetzers sind direkt mit dem Adreßbus verbunden, während die anderen drei Bits (AD2-AD0) als Eingang an Spezialstifte gelegt werden, die intern zum jeweils richtigen Zeitpunkt mit dem Adreßbus gekoppelt werden.
Der Datenbus 147 wird als Eingang nur an die Kodiereinrichtung gelegt und stammt aus dem Speicher. Es sollte beachtet werden, daß im Falle des tragbaren Sprach-Prozessors der Speicher ein UV-löschbarer PROM ist, wobei die ausschließliche Verwendung dieser Art von Speicher jedoch nicht vorgeschrieben ist. Tatsächlich wird innerhalb der Schnittstelleneinheit der Diagnose- und Programmiereinrichtung zur Emulation des PROM ein Direktzugriffsspeicher benutzt. Mit anderen Speichertechnologien wie zum Beispiel EE-PROMS könnte ebenfalls gearbeitet werden.
Die Ausgänge zur Kodiereinrichtung sind wie folgt:
OUTPUT: Bursts von Ausgangsimpulsen, die zur HF-Ausgangsstufe des tragbaren Sprach-Prozessors übertragen werden.
DAMP: Ein Signal, das anliegt, wenn kein Ausgang von Impulsen erfolgt, um die Dämpfung der HF-Ausgangsstufe zu ermöglichen.
DOUT: Eine Ausgangsleitung, die programmgesteuert eingestellt/zurückgestellt wird (wie dies nachstehend noch näher zu beschreiben sein wird). Diese Leitung ist für eine zukünftige Erweiterung vorgesehen und könnte zum Beispiel zur Justierung des übertragenen Energiepegels zur Energieeinsparung oder zur Erweiterung in weitere programmgesteuerte Speicheradressenplätze besonders nützlich sein.
Zusätzlich zu diesen Eingangs- und Ausgangssignalen werden zahlreiche Steuersignalbusverbindungen zur Kopplung der Kodiereinrichtung mit dem Analog-Digital-Umsetzer und dem Speicher verwendet. Von besonderer Bedeutung ist das Signal CE 149, das zur Chipfreigabe für den Speicher und ebenfalls zum Umsetzungsstart für den Analog-Digital-Umsetzer dient. Anstatt einer Freigabe des Speichers auf die Gesamtzeit gestattet ein getrenntes Chipfreigabe-Signal von der Kodiereinrichtung die Verwendung von Halbleiterspeichern, deren Energieverbrauch im nicht aktivierten Zustand geringer ist.
Der aus dem Speicher abgerufene Befehl ist ein aus 8 Bits bestehendes Wort, wobei für die Bitzuordnung die folgende Definition gilt. BIT ETIKETT
wobei diese Bits die folgenden Funktionen haben:
MUX Multiplexer. Dieses Bit wird als Ausgang direkt an einen Stift gelegt und benutzt, um einen oder zwei analoge Eingänge zum Analog-Digital-Umsetzer programmgesteuert anzuwählen. Der Einfachheit der Schnittstellenverbindung wegen wird das Komplement für dieses Bit ebenfalls als Ausgang an einen Stift gelegt.
A10 Dieses Bit wird während des Datenzyklus mit dem höchstwertigen Bit des Adreßbus verknüpft und gestattet einen Zugriff auf Daten aus jeder Hälfte des 2048 Bytes umfassenden Adressenplatzes. Die Strategie der Adressierung ist im Nachstehenden eingehender erläutert.
RS0, RS1, RS2 REGISTERANWAHL. Diese Bits bestimmen, welches Register während des Datenzyklus mit dem Adreßbus verknüpft werden soll. Dies ist im Detail nachstehend beschrieben.
BC0, BC1 Burstzählersteuerung. Diese Bits werden benutzt, um die Betriebsart des Burstzählers zu dekodieren, wie dies nachstehend noch näher zu beschreiben sein wird.
EXT (Erweiterung). Dieses Bit wird benutzt, um einen Eingang von einem zusätzlichen Bit an den Zahlenkomparator zu legen, damit eine Zählung mit 9 Bits erfolgen kann, um das Burstzählertaktintervall um zusätzliche 256 Impulse des Burstzählertaktgebers zu verlängern.

Adressenanwahl

Die im DATENSPEICHER gespeicherten Daten werden während des DATEN-Zustands aus dem Speicher ausgelesen. Der Platz dieser Daten im Speicher wird durch den Inhalt des jeweils aktiven Adreßbus bestimmt. Die Registeranwahlbits im Steuerwort dienen zur Festlegung der Quelle der Speicheradresse innerhalb des DATEN-Zyklus. Die Bitzuordnung und die Nutzung jeder dieser Möglichkeiten sind nachstehend beschrieben. Es ist ebenfalls denkbar, daß die Registeranwahlbits zur Definition des von der Kodiereinrichtung auszuführenden Befehls aus der Menge von 8 möglichen Befehlen herangezogen werden.
Zum Verständnis der folgenden Beschreibungen empfiehlt es sich, Einsicht in die Fig. 20 zu nehmen, in der grafisch erläutert ist, wie sich die 1024 Bytes einer jeden Hälfte des PROM-Adressenplatzes aufteilen. Der Leser sollte beachten, daß diese Aufteilung der optimalen Nutzung des vorhandenen Adressenplatzes dient, wobei dies außerdem einige der ungewöhnlich scheinenden Bitzuordnungen erklären mag. In den Registeranwahlbits sind RS2, RS1 und RS0 hinter dem Befehlsnamen angegeben.
FIX - Feste Daten (000) Der Programmzähler (der am Ende der ABRUF/FETCH-Funktion fortgeschaltet wurde) wird auf den Adreßbus geschaltet. Somit werden die nach dem Befehl im nächsten Byte im Speicher gespeicherten DATEN in den DATENSPEICHER geladen. Der Programmzähler wird sodann fortgeschaltet. In dieser Betriebsart werden Verzögerungen oder Datenbursts von fester Dauer generiert, da die Anzahl der innerhalb des Bursts zu sendenden Impulse im Festspeicher (ROM) gespeichert wird.
FXDT - Feste Daten und Kippstufe DOUT (001) Dieser Befehl ist mit dem FIX-Befehl identisch mit der Ausnahme jedoch, daß der Zustand der DOUT-Ausgangsleitung verändert ist.
ANMERKUNG: Die DOUT-Leitung wird am Anfang eines Blocks immer auf 0 zurückgestellt.
FXAT - Feste Daten und Flipflop 101 zur Anwahl der Kippstufe A10
Dieser Befehl entspricht dem FIX-Befehl mit der Ausnahme jedoch, daß ein als Flipflop zur Anwahl von A10 bezeichneter Flipflop mit Kippstufe versehen ist. Dieser Flipflop befindet sich in der Befehlsdekodiereinrichtung und dient zur Anwahl entweder des A10D-Signals oder von AD2 (dem Eingangsbit des Analog-Digital-Umsetzers), um die Eingänge entweder in zwei Speicherhälften zu kartographieren oder die Amplitudengenauigkeit um ein Bit zu vergrößern.
ANMERKUNG: Der Flipflop zur Anwahl von A10 wird am Anfang eines Blocks immer auf 0 zurückgestellt.
a) Wenn der Adresseingang der ADC-Wert (8 Bit) ist, wird das A10 Bit dazu verwendet auszuwählen, welche Hälfte des 2K·8-PROM enthält F2 zur Elektrodenkartografierung, die ermittelt werden soll. A10 wird dann auf A10D unter Programmsteuerung gesetzt.
b) Im Instruktionsadressplatz ist A10 das bedeutsamste Bit des Programmzählers.
c) Im Elektroden- und Amplitudeneingang (ADC) kann der A10 Bit auf zweierlei Art benutzt werden:
i. Zu bestimmen in welcher Hälfte des Adressplatzes die Kartografierung gefunden werden soll (wie in "a") unter Programmsteuerung von A10D.
ii. Als ein Extrabit (weniger bedeutsam) des ADC Eingangs, um die Genauigkeit des ADC Dateneingangs von 5 auf 6 Bit auszudehnen.
Die Auswahl von i. oder ii. verläuft unter Programmsteuerung.

F2ADC-EINGANG (Wert F2), ANALOG-DIGITAL-UMSETZER 111

Der aus 8 Bits bestehende Ausgang aus dem Analog-Digital-Umsetzer wird an die Bits 2 bis 9 des Adreßbus (MSB ist A9) gelegt, wobei die Bits 0 und 1 des Adreßbus auf logisch 1 gesetzt werden. Die Daten in diesem PROM- Bereich sind die Kartographierung zwischen F2 und der Elektrodennummer. Der Analog-Digital-Umsetzer ist von der Referenzspannung so ausgelegt, daß ein Wert von 11000000 (=224) oder größer nicht erreicht werden kann, um sicherzustellen, daß der Wert des Analog-Digital- Umsetzers nicht auf den Programmadressenplatz übergreift.
Alternativ kann entschieden werden, daß das Programm im PROM Adressenplatz in einer Hälfte des PROM (zum Beispiel A10=1) belegt und die Kartographierung zwischen F2 und Elektrode in der anderen Hälfte (A10=0) untergebracht wird. Dies bedeutet, daß eine Begrenzung des Adressenplatzes für die Kartographierung zwischen F2 und Elektrode dann unnötig ist, und daß der volle Bereich von 8 Bits genutzt werden kann.
Gleichzeitig mit dem Lesen des Analog-Digital-Umsetzers wird der aus 8 Bits bestehende Wert F2 ebenfalls im 8 Bits umfassenden F2-SPEICHER 137 gespeichert, aus dem er später wieder ausgelesen werden kann.
Zusätzlich werden die Bits D7 bis D2 der so aus dem PROM erhaltenen DATEN (d. h. die Elektrodennummer) im korrigierten Zustand und in umgekehrter Bit-Reihenfolge im ELEKTRODEN- SPEICHER 136 gespeichert.
Die in Fig. 20 gezeigte Anordnung ist für die Kodierung der Elektrodennummer in die Bits 6 bis 2 des Ausgangs vom PROM vorgesehen, wobei D1 = 1 und D0 = 0. Hierdurch ergibt sich eine Kodierung der Elektrodennummer n als 4·n + 2. Es ist jedoch ebenfalls möglich, die Elektrodennummer als 8·n + 4 zu kodieren, indem die Elektrodennummer um 1 Bit nach links verschoben wird und D2 = 1 und D0 = D1 = 0 gesetzt werden. Wie aus der vorstehenden Systembeschreibung ersichtlich, wird die Elektrodennummer im Impulsburst zum Implantat mit 8·n +4 kodiert. Der Kodierchip ist im Hinblick auf die Kodierung der Elektrodennummer flexibel, um zukünftige Entwicklungen nutzen zu können, die mit einem anderen Elektrodenkodiersystem arbeiten, die in bezug auf die maximale Stimulationsrate Vorteile bieten könnten.
F2L-Speichereingang (011) Die im F2-SPEICHER gespeicherten Daten, die zuvor aus einem F2ADC-Befehl (111) (Fig. 18) generiert wurden, werden erneut an den Adreßbus gelegt. Bei Benutzung zusammen mit dem Befehlsbit A10D ergibt sich die Möglichkeit der Wahl von zwei DATEN-Werten für jeden Wert F2ADC.
Dies ist wichtig, da hierdurch die Anwendung anderer Stimulationsstrategien in der Zukunft möglich wird, indem zum Beispiel mehr als nur eine Elektrode für jeden Wert F2 benutzt wird und die Elektroden paarweise stimuliert werden.
Alternativ mag es wünschenswert sein, für jede Elektrode unterschiedliche Stimulusimpulslängen zur Verfügung zu haben, die in der zweiten Hälfte des Speicheradressenplatzes gespeichert werden könnten, wobei der Zugriff mit diesem Befehl möglich wäre.
ADCE - Eingang Analog-Digital-Umsetzer und Elektrode (110) Die 5 höchstwertigen Bits des Analog-Digital-Umsetzers werden an die Bits A5-A9 des Adreßbus gelegt. Die 5 niederwertigsten Bits enthalten den Inhalt des Elektrodenspeichers (Fig. 19) in umgekehrter Bit-Reihenfolge. Die Elektrodennummer muß im PROM unbedingt auf nicht mehr als 1011 (23) beschränkt bleiben, um ein Übergreifen dieses Teils des Adressenplatzes in den anderen Adressenplatz zu verhindern. Bei der hier beschriebenen Ausführung ergibt sich somit zwangsläufig eine Beschränkung der Elektrodenanzahl auf 23.
Wie im Vorstehenden jedoch erwähnt, hat der Elektrodenspeicher eine Länge von 6 Bits, wobei die Wahl, welche der fünf von den sechs Bits an den Adreßbus zu legen sind, von der Art der Kodierung der Elektrodennummer als 4·n + 2 oder 8·n + 4 abhängt. Ein externer Steuereingang zum Kodierchip bietet dem Benutzer die Möglichkeit zu wählen, mit welcher Kodierungsstrategie gearbeitet werden soll und welche 5 der 6 Bits hierbei an den Adreßbus zu legen sind.
Es ist möglich, ein zusätzliches Präzisions-Bit im Analog- Digital-Umsetzer zu benutzen, indem es an die A10-Leitung gelegt wird, wenn der FXAT-Befehl nach Blockbeginn eine ungerade Anzahl von Malen (z. B.: 1·) abgearbeitet worden ist. Ansonsten enthält A10 den Inhalt von A10D, um aus jeder beliebigen Speicherhälfte die Erzeugung von Impulsfolgen zu ermöglichen. Gleichzeitig mit der Abarbeitung des ADCE- Befehls werden die sechs höchstwertigen Bits (A10 bis A5) zur späteren Wiederverwendung im internen A2-SPEICHER 138 gespeichert. Das A2-Speicher-Datenbit von A10 enthält somit entweder AD2 (vom Analog-Digital-Umsetzer) oder A10D aus dem jeweils vorliegenden Befehl.
A2L-A2-Speicher und Elektrode (010) Dieser Befehl ist identisch mit ADCE (gemäß vorstehender Beschreibung) mit der Ausnahme jedoch, daß anstelle des Eingangs des Analog-Digital-Umsetzers die vorher im A2-Speicher durch einen ADCE-Befehl gespeicherten Daten benutzt werden. Die Daten werden nicht erneut im A2-Speicher gespeichert, sondern gehalten.
HALT - Halt oder Stopp (100) Dies ist ein Sonderbefehl, der dazu benutzt wird, das Ende einer Folge und die Initiierung des HALT/STOPP-Zustands anzuzeigen. Der ganze Kodierchip ist zwischen Stimulationsfolgen im HALT/STOPP-Zustand vorhanden. Der HALT/STOPP-Befehl erzeugt ebenfalls ein Steuersignal zum Lesen des Analog- Digital-Umsetzers (RD). Hierdurch ist gewährleistet, daß der Analog-Digital-Umsetzer zur Umwandlung der zum Zeitpunkt des ersten, innerhalb des Blocks auszuführenden Befehls vorliegenden Daten bereit ist, so daß Daten vom Analog-Digital- Umsetzer beim erstmaligen Lesen im Block den Wert am Blockanfang bilden.

Burstzählersteuerbits

Die Burstzählersteuerbits entscheiden, ob während der Burstzählung Taktimpulse übertragen werden oder eine Rückstellung des Burstzählers am Ende eines Bursts erfolgt.
BCO wird benutzt, um die Taktimpulse auf die Dauer des Bursts an den Ausgangsstift zu legen oder zu sperren.
BC1 wird benutzt, um eine Rückstellung des Burstzählers zu ermöglichen, sobald festgestellt wird, daß der Burstzähler und die im Datenspeicher befindlichen Daten gleich sind.
Sind sowohl BC0 als auch BC1 gleich Null, so wird der Taktimpuls zum Burstzähler durch 2 geteilt, um eine Verdopplung der Zeit zu erreichen, während welcher der Taktgeber an den Ausgang gelegt ist und die im Einstellzustand anliegenden Signale RG (Rückstellgatter) nach oben gesetzt sind. Die Anwahl der Taktgebung zum Burstzähler entweder durch die Schaltung 141 zur Teilung durch 2 (Fig. 19) oder direkt durch den Taktgenerator 144 erfolgt über einen Elektronikschalter, dessen Zustand durch Steuerleitungen von der Befehlsdekodiereinrichtung 133 gesetzt wird.
Der aus Burstzähler und Steuerlogik 143 bestehende Teil dient zur Erzeugung von Impulsen in Abhängigkeit von dem innerhalb des DATEN-Zyklus in den DATENSPEICHER 139 geladenen Zahlenwert. Der BURSTZÄHLER 142 beginnt mit der Zählung am Ende des DATEN-Zyklus und zählt, bis der Wert in einem Bitbinärzähler 142 gleich dem Zahlenwert im DATENSPEICHER 139 ist, wobei zu diesem Zeitpunkt die Zählung gestoppt und ein neuer Abrufzyklus eingeleitet wird.
Der BURSTZÄHLER 142 ist ein 9-stufiger Synchron-Binär-Vorwärtszähler. Die Steuerung des BURSTZÄHLERS 142 erfolgt durch die Bits EXT sowie BCO und BC1 im jeweils vorliegenden Befehl. Mit dem Bit EXT werden die aus 8 Bits bestehenden Daten durch Anfügung eines zusätzlichen (höchstwertigen) Bits auf 9 Bits erweitert. Der Zustand von BCO bestimmt, ob der Taktgeber auf die Dauer des Bursts mit dem AUSGANG-Stift verbunden ist oder nicht (d. h. EINSCHALT-BURST oder AUSSCHALT- BURST), während mit BC1 festgelegt wird, ob am Ende des jeweiligen Bursts eine Rückstellung des BURSTZÄHLERS erfolgen soll oder nicht.
Es ist somit die Möglichkeit gegeben, eine unterschiedliche Anzahl von Impulsen innerhalb eines konstanten Zeitintervalls zu erzeugen. Dieses Merkmal ist wichtig, da hiermit sichergestellt werden kann, daß alle Stimulusblöcke eine konstante Zeitdauer haben. Dies ist von Bedeutung, um bei der Taktgebung ein Zittern zwischen den an den Patienten gehenden Stimulusimpulsen auszuschalten, wie dies zum Zwecke bestimmter psychophysischer Untersuchungen erforderlich und bei einigen Sprachverarbeitungsstrategien wichtig sein kann. Wäre zum Beispiel ein konstantes Zeitintervall von 256 Taktimpulsen erforderlich, so würde sich der folgende Ereignisablauf ergeben.
1. Am ENDE des letzten Befehls erfolgt die Rückstellung des BURSTZÄHLERS (BC1 = 1 für diesen Befehl).
2. Die Daten für die erforderliche Anzahl von Impulsen (N) werden über die Kartographierung im PROM in den DATEN- SPEICHER geladen, wobei der Ausgang freigegeben wird und keine Rückstellung des BURSTZÄHLERS erfolgt, wenn das Ende des BURSTS erreicht ist (BC0 = 1, BC1 = 0).
3. Mit dem nächsten Befehl werden feste Daten von 248 Impulsen (248 Zählimpulse + 8 Impulse für ABRUF- und DATEN-Zeit = 256) geladen, wobei der Ausgang nicht freigegeben ist und der Burstzähler am Ende zurückgestellt wird (BC1 = 1, BC0 = 0). Somit zählt der Zähler ohne Ausgang vom letzten Datenwert bis zur Gesamtanzahl der Impulse, wobei das Zeitintervall ab Beginn der Impulserzeugung bis zum Ende des AUSSCHALT- BURSTS konstant ist.
Durch diese Konzeption entfällt die Notwendigkeit von Rechenoperationen im Kodierchip.
Ein weiterer Zustand, bei dem BC0 = 0 = BC1 und der normalerweise bedeutungslos wäre, wird benutzt, um sehr lange Impulsbursts zu erzeugen. In diesem Zustand wird der Eingangstakt zum Burst-Zähler durch 2 vorgeteilt, so daß die Zeit, während welcher der Zähler zählt, genau doppelt so lang ist wie bei Anliegen des normalen Taktes. Demgemäß kann die Anzahl der Ausgangsimpulse bei gleichem Zahlenwert im Datenspeicher verdoppelt werden. Dieser Zustand wird durch den Befehlsdekodierschaltkreis erfaßt, über den die entsprechenden internen Steuersignale zugeschaltet werden.
Die Gleichheit zwischen dem 9-Bit-Vorwärtszähler und dem 8-Bit-Datenspeicher plus Bit EXT vom jeweils anstehenden Befehl wird durch ein kombinatorisches Logikschaltnetz in Form eines 9-Bit-Binärkomparators 140 erfaßt. Das Gleichheitssignal (A=B) geht zurück an den internen Taktgeber und Zustandsgenerator 132, der Signale freigibt, um das Weiterzählen des Vorwärtszählers zu verhindern.
Liegt das EIN-Signal an (aus dem jeweiligen Befehl dekodiert), so wird das Taktsignal an den AUSGANG-Stift gelegt und das DAMP-Signal freigegeben.

Interner Taktgeber und Zustandsgenerator

Dem internen Taktgeber und Zustandsgenerator 132 kommt die Aufgabe zu
- die Nullsetzung des Kodierchips beim Einschalten der Stromversorgung zu bewirken;
- den Taktimpuls mit dem auf dem Chip integrierten Kristalloszillator 144 zu erzeugen;
- die Initialisierungsfolge zu generieren, mit der das Programm im EPROM gestartet wird, wenn bei aktiviertem Chip ein START-Impuls empfangen wird.
Die Nullsetzung beim Einschalten der Stromversorgung wird an einem Stift PORN 151 erfaßt, der einige Zeit nach Anlegen der Spannung hochschaltet. Dieses Signal läßt sich leicht mit einem Widerstands- und Kondensatornetzwerk erzeugen. Die Nullsetzung beim Einschalten der Stromversorgung hat die Funktion sicherzustellen, daß der Kodierchip bis zu einem bekannten Zustand eingeschaltet wird. Darüberhinaus sind bei dieser Ausführungsform in der Vorderseite des Sprach-Prozessors Schaltungen vorgesehen, um einen Betrieb der Kodiereinrichtung zu verhindern, wenn die Versorgungsspannung nicht ausreicht, was der Fall sein kann, wenn die Batterielebensdauer sich ihrem Ende nähert. Dies ist ein wichtiges Sicherheitsmerkmal im System, um zu verhindern, daß aufgrund einer durch eine zu niedrigen Versorgungsspannung bedingten fehlerhaften Arbeitsweise der logischen Schaltungen Störimpulsblöcke zum Implantat übertragen werden.
Ein Kristalloszillator wird auf herkömmliche Weise aus einer Kette einer ungeraden Anzahl von Invertern gebildet. Dieser wird sodann mit einem Schaltkreis zum Teilen durch 2 verbunden, wobei der resultierende Taktimpuls stark gepuffert und auf den Rest des Chips verteilt wird. Der Teiler ist nur aktiviert, solange der Kodierchip arbeitet, um Energie einzusparen. Dies ist wichtig, da bei der CMOS-Technologie praktisch der gesamte Energieverbrauch des Chips von kapazitiver Aufladung und Entladung von Knotenpunktkapazitanz abgeleitet wird, wohingegen der Verbrauch an Gleichstrom effektiv null ist. Der Schaltkreis zur Teilung durch 2 gewährleistet ein genau gleiches Impuls-/Pausenverhältnis des internen Taktimpulses und somit des externen Ausgangssignals, was für einen optimalen Wirkungsgrad der Ausgangsstufe wichtig ist.
Die Initialisierungsfolgesteuerung ist so aufgebaut, daß alle Freigabeeingänge aktiviert sein müssen, damit vom START-Impuls der Betrieb der Kodiereinrichtung eingeleitet werden kann. Nachdem das Programm im Speicher gestartet ist, bleiben weitere Änderungen an den START- oder Freigabeeingängen wirkungslos, bis der jeweils anstehende Block fertig abgearbeitet (d. h. der HALT/STOPP-Befehl ausgeführt) ist.

Befehlsspeicher und Befehlsdekodiereinrichtung

Der BEFEHLSSPEICHER 134 ist ein 8-Bit-Speicher mit D-Gate, der zusammen mit dem jeweils vorliegenden Befehl in den ABRUF/FETCH-Zyklus geladen wird. Der Inhalt von RS0-RS2 im Befehlsspeicher wird sodann durch die kombinatorische Logikschaltung 133 dekodiert und zur Bestimmung der Quelle der Adreßbusbits herangezogen, um die vorbeschriebene Burst- Zählung zu erhalten. Der Speicher enthält Daten über die Impulsburstlänge, die aus den ELSEL-Daten und den STAMP-Daten von der Vorderseite des Sprach-Prozessors kartographisch erfaßt sind. Die BEFEHLSDEKODIERLOGIK dekodiert
die Bits RS0-RS2 im jeweils vorliegenden Befehl und setzt Signale, um die entsprechend gespeicherten Daten oder Daten aus dem Analog-Digital-Umsetzer an den ADRESSBUS im DATEN- Zyklus freizugeben.
Die Taktgebung während des DATEN-Zyklus erfolgt so, daß der Adreßbus von verschiedenen Signalen für die Speicherfreigabe oder das Lesen des Analog-Digital-Umsetzers gesetzt wird, bevor die Speicherdaten in den DATENSPEICHER (oder ggf. in andere Speicher) eingelesen werden. Somit hat der Speicher ungefähr 2.3 Taktzyklen zur Stabilisierung der Daten zur Verfügung (etwa 1 uS), die selbst für langsame Speicher ausreichen sollte.
Ein Gatternetz dient zur Dekodierung des jeweils vorliegenden Befehls und zur Freigabe der entsprechenden internen Steuersignale, um Signale an den Adreßbus zu legen. Auch werden Signale erzeugt, um den Inhalt des Datenbus zum Zeitpunkt S2 je nach Befehl in den Elektrodenspeicher, den F2-Speicher oder den Amplitudenspeicher zu geben. Verschiedene interne Steuersignale 148 werden auf Teile der Kodiereinrichtungsschaltung verteilt.

Adreßbuszuteilungslogik und Programmzähler

Der Speicher enthält sowohl das Programm als auch die Daten für die Kartographierung zwischen F2 und Elektrodennummer und die Elektrodennummer in Kombination mit Amplitudendaten zur Numerierung der Impulse (die letztendlich für die Steuerung der Stimulusstärke oder -dauer maßgeblich sind). Daher sind Vorkehrungen getroffen, daß der Adreßbuseingang zum Speicher von folgenden Quellen stammen kann.
1. Programmzähler.
2. Analog-Digital-Umsetzer (8 Bits).
3. F2-Speicher (gespeicherte Daten vom Analog-Digital-Umsetzer).
4. Elektrodenspeicher plus die 5 höchstwertigen Bits des Analog-Digital-Umsetzers.
5. Amplitudenspeicher plus Elektrodenspeicher.
Der Adressenplatz ist entsprechend Fig. 20 kartographiert, wobei ebenfalls Gatter vorgesehen sind, um bei Verwendung des Programmzähler, des Eingangs zum Analog-Digital-Umsetzer oder des F2-Speichers als Eingang bei einigen Adreßbits Zustände 1 zu garantieren.
Der F2-SPEICHER 137 (Fig. 19), der A2-SPEICHER 138 und der ELEKTRODENSPEICHER 136 sind jeweils einfach zugeschaltete D-Flipflops, die in den DATEN-Zyklus geladen werden, wenn die entsprechenden Zustandskodes im BEFEHLSSPEICHER 134 gesetzt sind. Diese Speicherausgänge werden für den gesamten DATEN-Zyklus durch Übertragungsgatter an den ADRESSBUS gelegt, falls diese durch die Befehlsdekodierlogik angewählt werden.
Der PROGRAMMZÄHLER 135 ist ein 6-stufiger Synchron-Binärzähler, der für jeden ABRUF-Zyklus einmal und einmal im DATEN- Zyklus rückwärts zählt, wenn Festdaten aufgerufen werden. Der PROGRAMMZÄHLER wird durch ein internes Signal, das von einem START- Impuls im internen Taktgeber und Zustandsgenerator stammt, oder durch PORN zurückgestellt. Das höchstwertige Bit des PROGRAMMZÄHLERS wird während des ABRUF-Zyklus an A10 freigegeben. Im DATEN-Zyklus kann ein Bit A10D aus dem BEFEHLSSPEICHER an A10 gelegt werden, um eine der Halbspeicherkartographierungen freizugeben (ausgenommen bei FESTEN Befehlen).
Der Grund, warum der PROGRAMMZÄHLER als Rückwärtszähler ausgeführt ist, besteht darin, die Möglichkeit eines Eindringens von Daten aus dem Analog-Digital-Umsetzer in den Programmplatz im Speicher und so die Erzeugung fehlherhafter Impulsebursts zu verhindern. Somit beginnt das Programm immer mit der Adresse 7FF (HEX) (der obersten Adresse) und zählt rückwärts bis Adresse 783 (HEX), um dann bei einem Gesamtprogrammplatz von 64 Bytes ausgehend von der Adresse 3FF (HEX) fortzufahren und bis auf 383 (HEX) rückwärtszu- zählen. Dieser Programmplatz reicht selbst für komplizierte Programmbursts aus, wie sie bei der Mehrfachelektrodenstimulation gegeben sein mögen.
Tatsächlich ist es bei der hierin beschriebenen Ausführung möglich, das höchstwertige Bit der Startadresse des Programms (d. h. A10) zu bestimmen, indem ein extern verfügbarer Stift entweder logisch hoch oder niedrig geschaltet wird. Dies bietet den Vorteil, daß ein EPROM mit zwei verschiedenen Programmen vorgesehen werden kann, die dem Benutzer zur Auswahl zur Verfügung stehen. So können zum Beispiel zwei Programme für eine laute Umgebung und eine ruhige Umgebung oder für Musik oder Sprache usw. erstellt werden. Die Startadresse kann demgemäß auf entweder 7FF (Hex) oder 3FF (Hex) gesetzt werden.
Da die gesamten 8 Bits des Eingangs eines Analog-Digital- Umsetzers nicht immer benutzt werden, werden die 3 niederwertigsten Bits an den Adreßbus über Drei-Zustands -Trennstufen gelegt, die durch Signale freigegeben werden, welche durch die Befehlsdekodierlogik in Abhängigkeit von Befehlen erzeugt werden, für die alle Bits benötigt werden (d. h. F2ADC). Dies ist im Schaltbild nicht dargestellt, da von jedem Fachmann diese Funktion kopiert werden könnte.
Das A10-Bit kann aus einer von 3 Quellen stammen:
1. dem niederwertigsten Bit des AMPLITUDENSPEICHERS
2. dem höchstwertigen Bit des Programmzählers
3. dem Bit A10D aus dem jeweils vorliegenden Befehl
4. dem AD2-Bit-Eingang des Analog-Digital-Umsetzers.
Logikschaltungen sind vorgesehen, um zur gegebenen Zeit zwischen diesen Eingängen wählen zu können.
Der Elektrodenspeicher ist ein 6-Bit-Speicher, wobei die sechs Bits der aus dem F2-Eingang in Abhängigkeit vom Befehl F2ADC kartographierten Elektrodennummer im Speicher gespeichert werden. Entweder die oberen oder die unteren 5 Bits können bei einem Befehl ADCE oder A2L mittels einer Anordnung von Multiplexern an den Adreßbus freigegeben werden. Hiermit soll die Kodierung des Elektrodenimpulsbursts als entweder 4N+2 ODER 8n+4 (je nach Empfängerausführung) ermöglicht werden, ohne die EPROM-Adressierung zu beeinträchtigen. Die Wahl, welche 5 Bits an den Bus gelegt werden, erfolgt durch Verbindung des extern vorhandenen Stifts ELOPT mit VCC oder GND. Diese Logikschaltung ist nicht in Fig. 19 gezeigt, da sie nur den Betrieb der Kodiereinrichtung betrifft.
Der externe Adreßbus wird durch Drei-Zustands-Bustreiber angesteuert. Die Adressenbits 5, 6, 7, 8 und 9 werden auf den Drei-Zustands-Pegel gesetzt, wenn der Analog-Digital- Umsetzer gelesen werden soll, da die Daten des Analog-Digital- Umsetzers dann an den Adreßbus zu legen sind. Bei diesen Ausgangsstiften erfolgt bei Bedarf zur Speicherung in den internen Speichern ebenfalls eine Rückkopplung in den Chip.

Prüfsignalselektor (TEST)

Wegen der Beschränkung hinsichtlich der Anzahl der Stifte ist ein direkter Zugriff auf alle internen Signale nicht möglich. Alle wichtigen internen Signale werden jedoch an drei im Verhältnis von 8:1 arbeitende Multiplexer in einem Prüfsignalselektor 152 gegeben. Die Anwahlsignale für diese Multiplexer werden nach außen geführt und sind als TPS0, TPS1 und TPS2 gekennzeichnet. Somit stehen unter Verwendung von nur sechs Stiften 24 interne Signale zur Verfügung. Bei normalem Betrieb sind TPS0, TPS1 und TPS2 mit logisch 1 verknüpft, wobei die an den Ausgängen zur Verfügung stehenden Signale solche Signale sind, die für den normalen Betrieb der Kodiereinrichtung von Nutzen sind.
Darüberhinaus können alle Adreßbusstifte auf DREI-Zustand gesetzt werden, wenn der Chip im Testbetrieb arbeitet (d. h. TPS0, TPS1 und TPS2 nicht alle mit logisch 1 verknüpft), wobei eine der Freigabeleitungen zugeschaltet ist. Dieser Zustand gestattet Zugriff zum Adreßbus von außen (zum Beispiel zum Programmieren des EPROM, solange dieser Spannung führt).
Dies ist ein wichtiges Merkmal für die einfache Benutzung des Systems als Ganzes, da es sich hierdurch erübrigt, während der Durchführung psychophysischer Tests am Patienten den EPROM vom Schaltkreis zu trennen. Neben den Vorteilen der einfachen Benutzung bedeutet dies auch, daß die Möglichkeit besteht, die Technologie einer kompakteren Bauweise zu nutzen (wie beispielsweise Chipträger ohne Zuleitungen, die keine provisorische Befestigung an der Leiterplatte im tragbaren Sprach- Prozessor notwendig machen). Außerdem ist hierdurch zukünftig die Möglichkeit gegeben, daß mehr als nur eine Vorrichtung sich den gleichen Adreßbus teilen, wenn beispielsweise die Integration einer mikroprozessorgesteuerten Sprachverarbeitungsstrategie gewünscht würde oder wenn der Steuerungsspeicher im gleichen PROM wie das Kodiereinrichtungsprogramm und die Patientendatenkartographierung gespeichert werden soll.

BEISPIELPROGRAMM FÜR SPRACHPROZESSOR-KODIEREINRICHTUNG

Ein Beispielprogramm für die Übertragung von Stimulusblöcken zum Implantat ist nachstehend aufgezeigt und als Grundlage für die folgende Beschreibung heranzuziehen. Mit diesem Programm wird eine Folge von Impulsbursts entsprechend der Definition der Stimulusimplusblöcke nach Fig. 8 erzeugt. Es gilt als vorausgesetzt, daß die Verwendung anderer Programme zur Erzeugung des gleichen Stimulusblocks und für verschiedene Patienten möglich ist (beispielsweise, um eine bipolare Stimulation zu bewirken oder Stimulusblöcke mit unterschiedlichen Stimulusimpulslängen -- phi 1 und phi 2 zu erzeugen). SCHRITT ADRESSE BEFEHL DATEN MNEMONIC
Dieses Programm besteht aus 11 Schritten, von denen jeder einen ABRUF/FETCH-, DATEN/DATA- und ZÄHL/COUNT-Zyklus umfaßt. Die Taktgebung für den ersten Schritt ist aufgeführt und ist für die anderen Schritte ähnlich.
Das Programm wird mit Eintreffen eines START-Impulses von der Vorderseite des Sprach-Prozessors eingeleitet, wobei davon ausgegangen wird, daß die Kodiereinrichtung freigegeben ist. Durch den START-Impuls wird der Programmzähler auf 11111 zurückgestellt und erfolgt die Rückstellung des Burstzählers auf 0, um den internen Taktgeber und Zustandsgenerator zu starten. Im ersten ABRUF/FETCH-Zyklus enthält der Adreßbus 7FF, die Adresse des ersten Befehls. Die Inhalte dieser Adresse (61 HEX) werden während des ersten ABRUF/FETCH-Zyklus in den Befehlsspeicher übernommen. Der Programmzähler wird am Ende des ABRUF/FETCH-Zyklus rückwärtsgeschaltet.
Des weiteren sind die Kodiereinrichtung und der Analog- Digital-Umsetzer so angeordnet, daß die Umwandlung durch den Analog-Digital-Umsetzer einsetzt, sobald der erste Befehl aus dem Speicher abgerufen wird. Auf diese Weise erfolgt die Umwandlung des am Eingang anliegenden Wertes durch den Analog-Digital-Umsetzer gleichzeitig mit der Ausführung des ersten Befehls oder dergleichen durch die Kodiereinrichtung. Der verwendete Analog-Digital-Umsetzer ist eine Analogvorrichtung AD 7574 mit der wünschenswerten Charakteristik, daß weitere Startumwandlungssignale überlesen werden, bis die vorhergehenden Daten gelesen sind.
Innerhalb des Datenzyklus wird der Befehl als Festdatenanweisung dekodiert, so daß der Programmzähler erneut zum Adreßbus freigegeben wird. Die Inhalte des nächsten Bytes (bei 7FB) im Programm (04 HEX) werden während des DATEN-Zyklus in den Datenspeicher übernommen, wobei der Programmzähler erneut am Ende des DATEN-Zyklus abwärtszählt. Die Burstzählersteuerbits werden durch den Inhalt des Befehlsspeichers gesetzt.
Am Ende des DATEN-Zyklus beginnt der ZAHL-Zyklus, wobei der Burstzähler zur Zählung auf 4 Zyklen freigegeben wird. Nach 4 Zyklen wird die Gleichheit des Burstzählers und des Datenspeichers erfaßt und ein Impuls erzeugt, der den nächsten ABRUF/FETCH-Zyklus einleitet. Diese vier Impulse werden als Ausgang an den OUTP-Stift gelegt und der Burstzähler am Ende zurückgestellt. Diese zum Empfänger/Stimulator übertragenen vier Zyklen bilden den SYNCH-Burst gemäß Fig. 8.
Für Schritt 2 wird der nächste Befehl (3C HEX) aus der Adresse 7F7(HEX) geladen und erfolgt die Rückwärtszählung des Programmzählers. Die Daten vom Analog-Digital-Umsetzer werden gelesen. Am Analog-Digital-Umsetzer war zuvor eine Umwandlung während des ersten Befehls über die gleiche Leitung gestartet worden, die benutzt wird, um die Chip-Freigabe des EPROMS zu bewirken.
Der Ausgang des Analog-Digital-Umsetzers (8 Bits) wird an die Adreßbusbits 2 bis 9 gelegt, wie dies in Fig. 20 dargestellt ist, wobei an der so erzeugten Adresse vom EPROM eine Nummer abgelesen wird. Mit dieser Nummer wird die angewählte Elektrode als 8·n + 4 kodiert, wobei die Nummer als eine Anzahl von Impulsen an den Ausgang gelegt wird. Die Elektrodennummer wird ebenfalls während des DATEN-Zyklus im ELEKTRODENSPEICHER gespeichert. Die tatsächlich angewählte Elektrode ist abhängig von der Art und Weise, in welcher das ELSEL-Signal für diesen speziellen Patienten kartographisch in der Elektrodennummer erfaßt wird. Eine detaillierte Erläuterung der Kartographierungsalgorithmen folgt später noch in dieser Beschreibung.
Die kartographierte Nummer vom F2 ABC-Eingang wird als Impulsburst an den Ausgang gelegt. Am Ende dieses Bursts wird der Burstzähler nicht zurückgestellt, sondern in dem Zustand belassen, in dem die Gleichheit EQ erfaßt wurde. In Schritt 3 wird der nächste Befehl (40) beim nächsten ABRUF/ FETCH- Zyklus in den BEFEHLSSPEICHER freigegeben. Die konstanten Daten, 248 gehen während des DATEN-Zyklus in den DATEN- SPEICHER. Der Burstzähler wird freigegeben, um mit der Zählung ausgehend von seinem Endwert bis 248 fortzufahren, zu welchem Zeitpunkt der Zähler zurückgestellt und der nächste Befehl abgerufen wird. Somit haben der Aktivelektrodenburst und die anschließende Verzögerung zwischen Bursts unabhängig von der zum Empfänger/Stimulator übertragenen tatsächlichen Anzahl eine Dauer von 256 Zeittakten.
Schritt 4 führt zur Übertragung eines 12 Impulse umfassenden Bursts, mit dem im vorliegenden Beispiel die Kodierung der Stimulationsart als 1 oder multipolar erfolgt. Andere Stimulationsarten könnten benutzt werden. Auf Schritt 4 folgt eine konstante Periode ohne Ausgang, wobei der FIX-Befehl in Schritt 5 die Verzögerung zwischen den Bursts bewirkt.
Für Schritt 6 gilt der Befehl ADCE, wobei die 5 Bits im Elektrodenspeicher entsprechend der Fig. 20 in umgekehrter Bitreihenfolge an die Bits 4 bis 0 des Adreßbus gelegt und die 5 höchstwertigen Bits des Ausgangs vom Analog-Digital- Umsetzer an die Bits 9 bis 5 des Adreßbus gegeben werden. Die für den Platz geltenden Daten im EPROM bewirken sodann die Kodierung der Stimulusamplitude für die jeweils angewählte Elektrode für den Wert des Eingangssignals (STAMP), das durch die aus dem Analog-Digital-Umsetzer ausgelesene Zahl repräsentiert wird. In Schritt 7 wird die Verzögerung zwischen den Bursts erzeugt, um die Verzögerung nach dem in Schritt 6 erzeugten Amplitudenburst festzulegen.
Die Schritte 8, 9 und 10 dienen der Erzeugung der Zeiten Phi 1 und Phi 2, die in diesem Beispiel eine Dauer von 255 Taktimpulsen haben, obwohl für Phi 1 und Phi 2 auch andere Zeiten gewählt werden könnten.
Und schließlich ist der letzte Befehl in Schritt 11 ein STOPP/HALT-Befehl. Durch diesen Befehl wird die Datenübermittlung durch die Kodiereinrichtung gestoppt und ebenfalls der Analog-Digital-Umsetzer gelesen, um sicherzustellen, daß der Analog-Digital-Umsetzer bereit ist, nach Abruf des ersten Befehls aus dem nächsten Impulsblock eine Umwandlung zu beginnen. Außerdem wird, wie bei diesem Beispiel ersichtlich, durch den STOPP/HALT-Befehl der Zustand des MUX-Bits geändert, so daß die an den Analog-Digital-Umsetzer gehenden Daten für den Start des nächsten Blocks ELSEL-Daten sind. Es sollte beachtet werden, daß sich der Wert des MUX-Bits mit Schritt 1 des Programms ändert, so daß die nächste Umwandlung durch den Analog-Digital-Umsetzer (für den Amplitudenburst) zu einer Umwandlung des STAMP-Signals führt. Durch das MUX-Bit wird eine Signalsteuerleitung wirksam, um eines von zwei an den Analog-DigitalUmsetzer gehenden Analogsignalen anzusteuern, wie dies in Fig. 17 dargestellt ist.

AUSGANGSSTUFE

Die Ausgangsstufe ist eine HF-Ausgangsstufe der Klasse D mit zwei Anreicherungs-Isolierschicht-Feldeffekttransistoren (FETs), wie sie in Fig. 21 dargestellt ist. Das Signal "AUSGANG" von der Kodiereinrichtung erfährt durch einen Kondensator 200 und einen Widerstand 201 eine Pegelverschiebung gegenüber den Logikpegeln der Kodiereinrichtung. Ein N-Kanal- FET 203 mit einem niedrigen EINSCHALT-Widerstand und einem unter dem Logikschwingbereich liegenden Schwellenwert wird durch dieses pegelumgesetzte Signal eingeschaltet. Der Drain des FET ist über ein Koaxialkabel 205 mit der vom Patienten getragenen Spule 207 verbunden. Zur Feinabstimmung der Spule wird ein Kondensator 206 gewählt. Der Wert des Kondensators ist abhängig von der Länge des Koaxialkabels, da die Parallelkapazitanz des Koaxialkabels als solches zur Abstimmungskapazitanz beiträgt.
Das andere Ende der Spule ist mit der Versorgung mit dem größten Positivwert verbunden. Beim Einschalten des N-Kanal-FET wird Strom durch die Spule gezogen. Bei Abschaltung dieses FET steigt die über die Spule hinweg anliegende Spannung sinusförmig auf etwa 35 V an. Taktgebung und Feinabstimmung erfolgen in der Weise, daß die über die Spule hinweg anliegende Spannung somit für eine Ausgangsstufe der Klasse D typisch ist, die aus Impulsen in Sinushalbwellenform mit einer Amplitude von etwa 35 V gebildet wird.
Ein P-Kanal-Anreicherungs-Isolierschicht-Feldeffekttransistor FET 202 ist über eine Siliziumdiode 203 mit der Spule parallelgeschaltet. Dieser FET wird eingeschaltet und schließt somit die Spule kurz, wenn das DAMP-Signal von der Kodiereinrichtung anliegt. Dies dient dem Zweck, am Ende eines jeden Bursts etwaige Restschwingungen in dem feinabgestimmten Schaltungssystem durch Dämpfung auszuschalten, so daß die richtige Anzahl von Impulsen vom implantierten Empfänger/- Stimulator empfangen wird.
Der Aufbau der Spule berücksichtigt zahlreiche Faktoren, zu denen beispielsweise die folgenden gehören:
1. Festlegung der Anzahl von Windungen dergestalt, daß durch das Verhältnis zwischen den Windungen der externen Spule und der internen Spule das Anlegen der richtigen Spannung am Empfänger/Stimulator gewährleistet ist.
2. Wahl der Induktanz zur Sicherstellung der richtigen Resonanzfrequenz, wobei ein hoher Q-Wert für hohe Leistung steht und kein zu großer Abgleichkondensator erforderlich ist.
3. Wahl des Durchmessers, um die optimale Kopplungsleistung zur innen getragenen Spule zu erreichen und hinsichtlich der Spulentoleranz einen gewissen seitlichen Versatz zuzulassen.
4. Wahl des Aufbaus dergestalt, daß eine einfache, flache Spule verwendet werden kann, damit es möglich ist, die Spule unauffällig unter dem Haar des Patienten über der Implantationsstelle zu tragen.

Diagnose- und Programmiereinrichtung und Schnittstelleneinheit

Die Diagnose- und Programmiereinrichtung und die Schnittstelleneinheit werden während der Tests zur Bestimmung der Psychophysis des Patienten zusammen mit einem tragbaren Sprach-Prozessor benutzt und zur Erstellung eines Programms und einer Kartographierung im tragbaren Sprach-Prozessor eingesetzt. Bei der Diagnose- und Programmiereinrichtung handelt es sich um ein herkömmliches, auf dem Markt frei erhältliches Mikrocomputer-System, das durch Software ergänzt worden ist. Die Schnittstelleneinheit ist eine speziell entwickelte Einrichtung, die als Schnittstelle zwischen der Diagnose- und Programmiereinrichtung und dem tragbaren Sprach- Prozessor dienen soll.
Die Diagnose- und Programmiereinrichtung umfaßt eine Kommunikationsschnittstelle, über die eine Kommunikation zwischen der Einrichtung selbst und der Schnittstelleneinheit möglich ist. Nach der hierin beschriebenen Ausführungsform ist ein aus 16 Bits bestehendes Parallelkommunikationsglied vorgesehen, jedoch könnten genau so gut andere Formate oder Konfigurationen wie beispielsweise serielle oder parallele Anordnungen mit einer anderen Datenwegbreite verwendet werden.
Wie im vorhergehenden Abschnitt beschrieben, arbeitet die Kodiereinrichtung des tragbaren Sprach-Prozessors in der Weise, daß Befehle aus dem EPROM im tragbaren Sprach-Prozessor abgerufen werden und eine Kartographierung der von der Vorderseite des Sprach-Prozessors ankommenden Formantendaten (F2 und A2) erfolgt, um die entsprechende Elektroden- und Amplitudenwahl für den implantierten Empfänger/Stimulator zu ermöglichen. Auf die Algorithmen für die Kartographierung wird in einem späteren Abschnitt näher eingegangen. Während des Testens sowie während der Einstellung des tragbaren Sprach-Prozessors des Patienten müssen die folgenden Funktionen ausgeführt werden:
1. Übertragung bekannter und kontrollierter Stimuli auf den Patienten an vorbestimmte Elektroden. Die Stimuli führen zu einer Ansprechung seitens des Patienten, die registriert wird. Verschiedene Tests werden ausgeführt wie zum Beispiel eine Messung der Schwellenwerte, die Tonhöheneinstufung von Elektroden und die Lautstärkeneinstellung der Stimulusintensität.
2. Verwendung der im Rahmen der vorstehenden Tests ermittelten psychophysischen Daten zur Erstellung einer Kartographierung zwischen F2 und der zu stimulierenden Elektrode und A2 und der Stimulationsamplitude an jeder Elektrode.
3. Testen der so erstellten Kartographierung mit Hilfe des eigenen Sprach-Prozessors des Patienten unter Benutzung eines Live-Schalleingangs wie zum Beispiel der Sprache.
4. Sind die Daten geeignet, so sind dieses Programm und die Daten in den PROM des tragbaren Sprach- Prozessors zu geben. Hierbei werden im PROM möglicherweise vorher vorhandene Daten gelöscht und der PROM mit den neuen Daten programmiert, die auf der Basis der Ergebnisse der psychophysischen Tests des Patienten erzielt worden sind.
Fig. 22 zeigt ein Blockschaltbild der Schnittstelleneinheit. Die Schnittstelleneinheit ist eine Mikroprozessorvorrichtung von herkömmlichem Aufbau. Ein Prozessor 220, der im vorliegenden Fall ein Z80 ist, bei dem es sich aber auch um jeden aus einer Reihe von auf dem Markt erhältlichen Prozessoren handelt könnte, ist das Herzstück des Geräts und dient zur Ansteuerung eines Datenbus, eines Adreßbus und einer Anzahl von als Steuerbus bezeichneten Steuerleitungen. Der Systemspeicher 221 umfaßt ROM und RAM mit den dazugehörigen erforderlichen Speicherdekodier- und Schnittstellenschaltungen.
Ein Systemereignistaktgeber 222 dient zur zeitlichen Abstimmung von Ereignissen wie zum Beispiel dem Anlegen von Stimuli oder der Dauer der Löschung des PROM. Eine Parallelkommunikationsschnittstelle 224 mit 16 Eingangs- und 16 Ausgangsleitungen 225 und entsprechenden Verbindungsleitungen gestattet eine Kommunikation mit der Diagnose- und Programmiereinrichtung. Der Rest der Schaltung dient zur Steuerung des tragbaren Sprach-Prozessors.
Der tragbare Sprach-Prozessor arbeitet nach dem Steuerungsprinzip, daß der PROM im tragbaren Sprach-Prozessor gesperrt und der Kodiereinrichtung statt dessen ein SCHATTEN-RAM 228 zur Verfügung gestellt wird. Dieser RAM erscheint dem tragbaren Sprach-Prozessor wie der PROM, wobei der Zugriff zu ihm über die Adreß-, Daten- und Steuerbussysteme am tragbaren Sprach-Prozessor von der im vorstehenden Abschnitt beschriebenen Kodiereinrichtung aus erfolgt. Der Zugriff zu diesem RAM ist jedoch auch durch den Prozessor der Schnittstelleneinheit möglich, so daß die Schnittstelleneinheit jede Art von Programmen oder Daten im Schatten-RAM erstellen kann, um auf diese Weise den Betrieb des tragbaren Sprachprozessors zu regeln und zu steuern.
Die Buszuteilungslogik 231 dient für die Zuteilung des tragbaren Sprach-Prozessors und des Prozessors der Schnittstelleneinheit für den Zugriff zum Schatten-RAM. Es besteht die Möglichkeit, mit Hilfe der im Abschnitt "Kodiereinrichtung" erwähnten Prüfsignalselektoren den Adreßbus an der Kodiereinrichtung zu sperren. Der Datenbus geht als Eingang nur zur Kodiereinrichtung. Die Buszuteilungslogik sperrt also den Adreßbus der Kodiereinrichtung und somit den PROM des tragbaren Sprach-Prozessors, um dem Prozessor der Schnittstelleneinheit den Schatten-RAM zur Verfügung zu stellen, indem ein Adreßbusschalter 230 und ein Datenbusschalter 229 zugeschaltet werden. Gleichzeitig wird die Kodiereinrichtung selbst abgeschaltet, um die Erzeugung von Stimulusblöcken zu verhindern, die Stördaten enthalten und den Patienten mit unerwünschten Stimuli belästigen könnten.
Der tragbare Sprach-Prozessor benutzt die Zeitänderungsdaten von der Vorderseite des Sprach-Prozessors, um Elektrodennummer und Stimulusamplitude kartographisch zu erfassen und zu kodieren. Bei Verwendung der Schnittstelleneinheit muß die Möglichkeit vorhanden sein, Stimuli anzulegen, die ebenfalls zeitveränderlich sind. Dies geschieht durch Verwendung eines 8-Bit-Speichers 227, der vom Prozessor der Schnittstelleneinheit geladen wird. Bei normalem Betrieb der Kodiereinrichtung, bei dem veränderliche Daten notwendig sind, wird der Wert des Analog-Digital-Umsetzers als Eingang an den Adreßbus gelegt, wobei die Ausgangsdaten auf dem Datenbus vom PROM erscheinen. Die Kartographierung zwischen der veränderlichen ABC-Adresse und den an das Implantat zu sendenden Ausgangsdaten wird im PROM festgelegt.
Unter der Kontrolle der Schnittstelleneinheit wird von der Buszuteilungslogik festgelegt, wann ein Lesen des Analog- Digital-Umsetzers durch Dekodierung der Steuerleitungen des tragbaren Sprach-Prozessors erfolgen soll. Zu diesem Zeitpunkt sind der PROM des tragbaren Sprach-Prozessors und der Schatten-RAM der Schnittstelleneinheit gesperrt, wobei der 8-Bit-Datenspeicher mit dem Datenbus verbunden wird. Somit ist der Prozessor der Schnittstelleneinheit in der Lage, den Datenspeicher Byte um Byte zu aktualisieren, um veränderliche Daten an die Kodiereinrichtung des tragbaren Sprach-Prozessors zu geben. Mit anderen Worten: der normale Prozeß der Kartographierung veränderlicher Daten des Analog-Digital-Umsetzers von einer Adresse zu Daten wird umgangen. Die Schnittstelleneinheit ist so angeordnet, daß die Daten im Datenspeicher auf der Basis von Impulsburst zu Impulsburst aktualisiert werden können, so daß die Möglichkeit besteht, unter der Kontrolle der Schnittstelleneinheit über die Diagnose- und Programmiereinrichtung Bursts mit veränderlichen Impuls zählen zum Implantat zu senden.
Das Kommunikationsprotokoll zwischen der Diagnose- und Programmiereinrichtung und der Schnittstelleneinheit ist in Form von Nachrichtenaustauschvorgängen konzipiert, zu denen Hardware-Handshaking (in den Schaltungsaufbau eingebettet) und Software-Handshaking gehören, um die Zuverlässigkeit der Datenkommunikation zu erhöhen. Dies ist wichtig, um sicherzustellen, daß von der Diagnose- und Programmiereinrichtung in der Schnittstelleneinheit ankommenden fehlerhafte Daten, die durch einen Hardware-Fehler oder eine Störung im System bedingt sind, nicht zur Übermittlung von falschen Stimuli an den Patienten führen.
Das normale Stimulusprotokoll für das Testen des Patienten besteht in der Verwendung von Stimulusfolgen, bei denen die Amplitude der an den Patienten gegebenen Stimulusimpulse eine Trapezwellenform hat. Mit anderen Worten: Start mit dem kleinstmöglichen Stimuluspegel, Erhöhung auf den gewünschten Stimuluspegel innerhalb einer bekannten Zeit und Verweilen bei diesem Pegel auf die jeweils erforderliche Dauer, wobei danach wieder ein linearer Abfall auf den Mindestpegel erfolgt. Um diese Form von Stimulushüllkurve zu präsentieren, muß der Prozessor der Schnittstelleneinheit in der Lage sein, den Datenspeicher gleichzeitig mit der Ausführung anderer Aufgaben wie beispielsweise der Kommunikation mit dem Leitrechner der Diagnose- und Programmiereinrichtung sehr schnell zu aktualisieren. Die Software innerhalb der Schnittstelleneinheit ist so strukturiert, daß dies erleichtert wird, indem alle Eingänge und Ausgänge der Kommunikation und auch veränderliche Daten zur Kodiereinrichtung in herkömmlicher Weise über Ringpuffer gehen, wobei dem Ausgang zum Datenspeicher die höchste Priorität zuerkannt wird.
Darüberhinaus ist die Schnittstelleneinheit in der Lage, die steigenden, fallenden und konstanten Abschnitte der trapezförmigen Stimulusamplitudenhüllkurve mit interner Software in Abhängigkeit von genauen Befehlen von der Diagnose- und Programmiereinrichtung zu generieren. Dies ist ein wichtiges Merkmal, da hierdurch die Möglichkeit gegeben ist, den Prozessor der Schnittstelleneinheit in wirtschaftlichster Weise zu nutzen, ohne daß immer eine Kopplung der Diagnose- und Programmiereinrichtung erforderlich ist, um Stimuli auf der Basis von Burst zu Burst zu berechnen. Es ist jedoch ebenfalls möglich, Stimuli in beliebiger anderer Weise anzulegen, wobei alle veränderlichen Bursts auf der Basis von Burst zu Burst von der Diagnose- und Programmiereinrichtung her gesetzt werden können. Dies bietet insofern einen Vorteil, daß bisher ungenutzte oder unberücksichtigte Stimuli zukünftig aktiviert werden können, wenn sich dies für psychophysische Tests oder für Forschungszwecke als zweckmäßig erweisen sollte.
So werden zwischen der Diagnose- und Programmiereinrichtung und der Schnittstelleneinheit Kommunikationsvorgänge definiert, zu denen zu zählen sind: das Laden und Lesen der Inhalte des Schatten-RAM oder des zum tragbaren Sprach- Prozessor gehörigen PROM; der Aufbau von Stimuli mit regelbarer Zeit zwischen Stimuli und definierbaren Inhalten für jeden Burst innerhalb des Blocks; und verschiedene organisatorische Aufgaben wie zum Beispiel das Löschen von PROMs, Rückstellungen und Warteschlangenverwaltung.
Die Durchführung der Tests am Patienten dient dem Zweck, an vorbestimmte Elektroden Stimuli mit bekannten Stimuluspegeln anzulegen und den Patienten im Hinblick auf eine Ansprechung zu befragen. Das Anlegen der Stimuli erfolgt unter der Kontrolle der Diagnose- und Programmiereinrichtung anhand von Befehlen, die vom Benutzer (wie zum Beispiel einem Otologen) über die Tastatur eingegeben werden. Die Software in der Diagnose- und Programmiereinrichtung wird sorgfältig ausgearbeitet, damit es schwierig ist, Stimuli zum Patienten zu übertragen, die unangenehm laut sind, obwohl die am Implantat möglichen Pegel in keinem Fall ausreichen, um physiologische Schädigungen auszulösen.
Der Patient kann gebeten werden, Schwellenwerte, angenehme Werte und angenehme Maximalwerte für jede einzelne Elektrode oder eine Untergruppe von Elektroden zu benennen. Ein weiterer Test, bei dem der Patient um Teilnahme gebeten werden kann, wird als Tonhöheneinstufung bezeichnet, wobei dem Patienten die Aufgabe zukommt, die Einstufung psychophysisch gleich lauter Stimuli an verschiedenen Elektroden entsprechend der jeweiligen Tonhöhe vorzunehmen. Diese Tonhöheneinstufung wird durch die Software in der Diagnose- und Programmiereinrichtung erleichtert, mit der beliebige Elektrodenpaare für die Stimulation bestimmt werden, wobei der Patient dann anzugeben hat, ob an der zweiten Elektrode die Tonhöhe höher oder niedriger ist als die der ersten Elektrode. Nachdem alle möglichen Paare getestet sind, kann eine Konfusionsmatrix erstellt werden, wobei dann die Tonhöheneinstufung der Elektroden vorgenommen wird.
Die Lautstärkeneinstellung ist ein zusätzlicher Test, bei dem der Patient gebeten wird, verschiedenen Stimulipegeln an einer oder mehreren Elektrode(n) Lautstärkenwerte zuzuordnen, damit das Verhältnis zwischen Stimulusstrom und psychophysischen Lautstärkenwahrnehmungen bestimmt werden kann.
Sobald die am Patienten durchgeführten Tests abgeschlossen sind, werden die aus den Tests stammenden Daten benutzt, um eine Kartographierung oder Tabelle für die Umsetzung von VF2 in die Elektrodennummer und von A2 in die Amplitude zu erstellen. Dieser Umsetzungsprozeß findet durch die Software in der Diagnose- und Programmiereinrichtung statt. Eines der wesentlichen Merkmale des Systems ist die Fähigkeit, jeden Kartographierungsalgorithmus zwischen akustischen Signalparametern und Stimulationsparametern allein durch Änderung der Software in der Diagnose- und Programmiereinrichtung zu verwenden. So besteht also bei zunehmenden Erfahrungen mit cochlearen Implantaten und bei Vorliegenden umfassenderer psychophysischer Informationen die Möglichkeit, weitere Stimulationsstrategien oder Kartographierungsalgorithmen vorteilhaft zu nutzen. Die bei dieser Ausführungsform verwendeten Kartographierungsalgorithmen sind im Detail in einem nachfolgenden Abschnitt beschrieben.
Die so erstellte Kartographierung muß in den PROM des tragbaren Sprach-Prozessors des Patienten einprogrammiert werden. Somit muß die Möglichkeit gegeben sein, den PROM im tragbaren Sprach-Prozessor des Patienten zu löschen und neuzuprogramieren. Ein Weg, auf dem dies geschehen könnte, ist der, daß der Benutzer (zum Beispiel der Otologe) den PROM aus dem Sprach-Prozessor entfernt, ihn unter Verwendung herkömmlicher Löschvorrichtungen löscht und den PROM unter Einsatz herkömmlicher Programmiereinrichtungen programmiert.
Es wäre jedoch ein offensichtlicher Vorteil, wenn dieser fehleranfällige Prozeß vermieden werden könnte, so daß die Schnittstelleneinheit Schaltungen umfaßt, um die Löschung und Neuprogrammierung des EPROMS zu ermöglichen, während dieser weiterhin durch Steckverbinder mit dem tragbaren Sprach-Prozessor gekoppelt bleibt.
Die Möglichkeit einer Löschung und Neuprogrammierung des PROMS, ohne diesen aus dem tragbaren Sprach-Prozessor ausbauen zu müssen, bietet die folgenden Vorteile:
1. weniger fehleranfälliger Prozeß, da Laien nicht mit empfindlichen Elektronikbauteilen umzugehen brauchen;
2. zuverlässigerer Aufbau, da der PROM durch Löten dauerhaft mit der Schaltung verbunden werden kann. Außerdem ist es hierdurch möglich, neuere Einbautechnologien zu verwenden (zum Beispiel zuleitungsfreie Chipträger), wodurch die Größe des tragbaren Sprach-Prozessors verringert werden kann;
3. robustere Bauweise des tragbaren Sprach-Prozessors, da die einzigen von außen zugänglichen Teile das Batteriefach und der Steckverbinder für den Anschluß an die Schnittstelleneinheit sind. Ein kleines Fenster für die UV-Bestrahlung zum Löschen des PROM kann ebenfalls ohne weiteres im Gehäuse des tragbaren Sprach-Prozessors ausgebildet werden. Und
4. geringerer Innenraumbedarf im tragbaren Sprach-Prozessor, da ein PROM-Sockel nicht erforderlich ist.

KARTOGRAPHIERUNG ZWISCHEN AKUSTISCHEN PARAMETERN UND STIMULA- TIONSPARAMETERN

Eines der wesentlichsten Merkmale des hierin beschriebenen Systems ist die Möglichkeit, die Systemkonfiguration auf jeden einzelnen Patienten abzustimmen. Nach erfolgter Implantation werden mit dem aus Diagnose- und Programmiereinrichtung/- Schnittstelleneinheit bestehenden System Tests am Patienten durchgeführt, um die psychophysischen Charakteristiken des Patienten zu messen. Diese Charakteristiken werden zur Erstellung einer Kartographierung zwischen akustischen Signalparametern und Stimulationsparametern herangezogen, die in einem EPROM im patienteneigenen tragbaren Sprach-Prozessor gespeichert wird. Im wesentlichen werden hierbei die psychophysischen Variablen von den akustischen Variablen getrennt, wobei die Verknüpfung über die Kartographierung erfolgt.
Bei der Erstellung der Kartographierung sind zwei Hauptparameter von Bedeutung. Hierbei handelt es sich um die Wahl der Elektrode ausgehend von der F2-Frequenz oder die Art und Weise, in der die Elektroden Teilen des Frequenzspektrums zugeordnet werden; und die Art und Weise, in der akustische Stimulussignale (oder die Lautstärke) kartographisch in den elektrischen Stimuluspegel einbezogen werden, der für die wahrgenommene Lautstärke maßgeblich ist.
Wie bereits erwähnt, wird die tonotopische Anordnung von entlang der Basilarmembran im Abstand voneinander vorgesehener Elektroden genutzt. Somit sollte gewährleistet sein, daß vom runden Fenster weiter entfernte Elektroden (die Apikalelektroden) Wahrnehmungen mit der niedrigsten Frequenz erzeugen, während dem runden Fenster nächstgelegene Elektroden (die Basalelektroden) zu Wahrnehmungen mit der höchsten Frequenz führen, wobei die wahrgenommene Frequenz als monotonische Funktion von niedrig auf hoch vom Apikalende zum Basalende zunehmen sollte. Im Idealfall sollten in einem System im gleichen Abstand voneinander angeordnete Elektroden gleiche Teile des Akustikspektrums im F2-Bereich logarithmisch zugeordnet werden. So würde zum Beispiel bei einem F2-Bereich von etwa 800 Hz bis etwa 3 kHz jeder der bei dieser Ausführungsform vorgesehenen 22 Elektroden etwa ein Zehntel einer Oktav zugeordnet. Der Ausgang von der Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors erzeugt ein F2-Signal, bei dem es sich um eine der F2-Frequenz linear proportionale Spannung handelt. Um gleichmäßige logarithmische Frequenzteilungen der Elektroden zu erhalten, ist es somit notwendig, das lineare F2-Signal logarithmisch zu kartographieren, wobei zu diesem Zweck eine Genauigkeit von 8 Bits im Analog-Digital- Umsetzer erforderlich ist.
Im wirklichen Leben jedoch wird die Sache dadurch kompliziert, daß es bisweilen notwendig ist, den Elektroden ungleiche Frequenzanteile zuzuordnen. So kann es zum Beispiel vorkommen, daß bei einem Patienten nicht alle Elektroden einwandfrei arbeiten, beispielsweise aufgrund nicht vorhandener funktionierender Nervenfasern in einem Teil der Basilarmembran. Hier wäre also eine gleichmäßige logarithmische Aufteilung des Frequenzspektrums nicht angebracht und müßte nach einem anderen Konzept verfahren werden. Das hierin beschriebene System bietet das besondere Merkmal einer beliebigen Zuordnung von Frequenzbändern zur Elektrode in der Kartographierung (sofern die Bänder nicht überlappen), wobei diese Zuordnung durch die Diagnose- und Programmiereinrichtung realisiert werden kann. Da die Zuordnung von Frequenzbändern zu Elektroden einfach dadurch erfolgt, daß die entsprechenden Nummern in den EPROM des tragbaren Sprach-Prozessors eingegeben werden, ist dies für eine Reihe von Kartographierungsalgorithmen möglich.
Die zweite Facette der Kartographierung ist die Einstufung der Lautstärke im Verhältnis zum Stimulationsstrom. Dies ist ein besonders kompliziertes Thema vor allem im Zusammenhang mit dieser Ausführungsform, bei welcher die Kartographierung zwischen akustischen Parametern und Stimulationsparametern durch die Merkmale der automatischen Verstärkungsregelung und Rauschsperre an der Vorderseite des tragbaren Sprach- Prozessors und die nichtlinearen Schaltungen in der Vorderseite des tragbaren Sprach-Prozessors zur Erzeugung des STAMP- Signals behindert wird. Das aus Diagnose- und Programmiereinrichtung/Schnittstelleneinheit bestehende System kann benutzt werden, um Stimuli unterschiedlicher Strompegel auf vorbestimmte Elektroden am Patienten zu übertragen, um den Schwellenpegel (d. h. den niedrigsten Pegel, an dem die Stimulation zuverlässig wahrgenommen wird) und die angenehme Maximallautstärke zu ermitteln, bei der es sich um den maximalen Stimulationspegel handelt, den der Patient über längere Zeit hinweg ertragen kann. Das Problem liegt dann bei der Kartographierung des akustischen Signalbereichs, wie er vom STAMP-Signal in diesem Stimulationsbereich repräsentiert wird.
Ein Weg, diese Kartographierung vorzunehmen, besteht darin, Stimuli mit allen möglichen Pegeln zwischen dem Schwellenwert und der angenehmen Maximallautstärke an den Patienten zu geben und den Patienten zu bitten, eine Einstufung der wahrgenommenen Lautstärke beispielsweise nach einer freigewählten Skala von 1 bis 100 vorzunehmen. Die Daten dieser Lautstärkeneinstufung können sodann bei der Kartographierung mit berücksichtigt werden, so daß die akustische Lautstärke dem Patienten gegenüber genau der wahrgenommenen Lautstärke entspricht. Die in der Diagnose- und Programmiereinrichtung hierfür erforderliche Software ist ziemlich einfach.
Die Durchführung dieser Tests erfordert jedoch viel Zeit, da für jede Elektrode die Lautstärkeneinstufung einzeln vorgenommen werden muß. Anhand von an einer Anzahl von Patienten durchgeführten Messungen haben wir festgestellt, daß es ausreicht, für die Funktion der Lautstärkenzunahme zwischen dem Stimuluspegel und der wahrgenommenen Lautstärke ein analytisches Modell zu erarbeiten und dieses zur Erstellung der Kartographierung zu benutzen. Somit kann die Lautstärkenkartographierung zwischen der akustischen Lautstärke, dem Stimuluspegel und der wahrgenommenen Lautstärke durch Messung nur der Schwellenwerte und der angenehmen Pegel mit ausreichender Genauigkeit vorgenommen werden.
Es sei nun von einer Funktion zwischen der wahrgenommenen Lautstärke, L, und der übertragenen Stimulusladung, c, ausgegangen. Bei konstanter Impulsbreite (Phi 1 und Phi 2 gleich und konstant) steht die übertragene Ladung im Verhältnis zum Stimulusstrom, i, und wird von einem Potenzgesetz ausgegangen mit dem Ergebnis
L = k · 1x
wobei k und x Konstanten sind und x in der Größenordnung von 10 liegt. Somit:
log(L) = log(k) + x·log(i).
Der Stimulusstrom, i, und die in der Stimulusamplitudenburstlänge kodierte Zahl, C, stehen nach einem anderen Potenzgesetz in Relation. Dieses Potenzgesetz ist abhängig von den Charakteristiken der integrierten Stimulatorschaltung und der Wahl der Bauteile und entspricht in etwa
i = a·bC und a·bC= ca. 2 mA,
wobei die übertragene Zahl 0 ist, a eine Konstante darstellt und mit b das Verhältnis aufeinanderfolgender Stromschritte (ungefähr 0.97) bezeichnet ist. Tatsächlich sollte der Exponent jedoch nicht C, sondern C-16 sein, da zum Starten des programmierbaren Stromerzeugerschaltkreises 16 Impulse erforderlich sind. Dieser Faktor bleibt für den Augenblick jedoch unberücksichtigt, da er eine Konstante darstellt, die der in der Kartographierung zu speichernden Zahl hinzuzufügen ist. Somit ergibt sich
log(i) = log(a) + C·log(b).
Die Amplitude des zweiten Formanten, A, steht im Verhältnis zur Lautstärke des akustischen zweiten Formantensignals, L', nach einem Potenzgesetz
L' = d·A0.6
wobei d eine Konstante darstellt und der Exponent, 0,6 auf experimentellem Wege festgelegt ist, wie dies dem Fachmann allgemein bekannt sein dürfte.
Der Sprach-Prozessor muß den Strompegel C zur gemessenen Amplitude A in Relation setzen. Somit muß ein Verhältnis zwischen der Lautstärke des Eingangssignals, L', und der wahrgenommenen Lautstärke, L, in Ansatz gebracht werden. Das einfachste Verhältnis ist L'= L und könnte benutzt werden. Dies setzt voraus, daß ein Stimuluspegel an den Patienten gelegt wird, welcher ein analog der Sprachamplitude am Ausgang der automatischen Verstärkerregelung und nicht des Originalsprachsignals darstellt.
Die Kombination der vorstehenden Gleichungen ergibt
log(L) = Log(k) + x·(log(a) + C·log(b))
= f + g.C,
wobei f und g Konstanten darstellen, die anhand der Daten der Lautstärkeneinstufung für jeden einzelnen Patienten festzulegen sind. Durch mit einer Anzahl von Patienten durchgeführte Tests ist jedoch die Möglichkeit gegeben, die Konstanten f und g empirisch zu bestimmen, wobei die für jede Elektrode ermittelten Schwellenwerte und die angenehmen Maximalpegel benutzt werden, um die Kartographierung zwischen dem akustischen Pegel und der Stimulusamplitude zu erstellen.
Bei dem hierin beschriebenen System ist nur eine Kartographierung von 31 Lautstärkenpegeln im Bereich der Stimuluspegel zwischen dem Schwellenwert und dem angenehmen Maximallautstärkenpegel vorgesehen. Versuche haben ergeben, daß dies ausreichen sollte. Das System ist jedoch nicht auf eine Änderung des Stimuluspegels allein durch eine Veränderung des Stimulusstroms beschränkt, da ebenfalls die Möglichkeit besteht, die Stärke der mit dem Stimulus abgegebenen Ladung durch eine Veränderung der Dauer von Phi 1 und Phi 2 zu variieren. Diese Mechanik der Veränderung des Stimuluspegels zur Erreichung einer genaueren Regelung könnten bei anderen Einstufungsalgorithmen oder unterschiedlichen Sprachverarbeitungsstrategien genutzt werden, wie sich diese in Zukunft ergeben könnten. Der Aufbau des Kodierchips bietet die Möglichkeit, daß einzelne oder alle an den Empfänger/Stimulator gehenden Bursts veränderlich sind, so daß andere Kartographierungs- oder Kodierungsstrategien leicht zu entwickeln sein dürften.
Ein in der Figur nicht dargestellter zusätzlicher Teil des Diagnose- und Programmiersystems ist eine Vorrichtung zur akustischen Überwachung des Informationsausgangs des Sprach- Prozessors, der zum implantierbaren Empfänger/Stimulator übertragen wird. Eine solche Vorrichtung dient als Hilfe bei der Fehlersuche und -beseitigung, wenn von einem Patienten eine Störung gemeldet wird. Der Otologe kann den patienteneigenen Sprach-Prozessor mit der dazugehörigen Spule an einen Simulator anschließen und eine akustische Simulation des Similatorausgangs abhören. Bei unserer Ausführung umfaßt der Stimulator darüberhinaus eine Anzeige, welche Elektrode innerhalb des jeweiligen Stimulationsblocks stimuliert wird.
Dieses Merkmal gestattet eine visuelle Interpretation des Umfangs der Benutzung einer jeden Elektrode und kann dem Otologen helfen, die bestmögliche Konfiguration der Tonhöheneinstufung bei der Kartographierung festzulegen, um die in der akustischen Umgebung verfügbaren Elektroden in einer optimalen Weise zu nutzen.
In seiner einfachsten Form umfaßt ein solcher Simulator eine komplette Empfänger/Stimulatorschaltung entsprechend der Beschreibung der Erfindung. Anstatt jedoch die Ausgänge des Empfängers/Stimulators an eine Elektrodenanordnung zu legen, wird jeder Ausgang über eine Leuchtdiode mit einer Prüflast wie zum Beispiel einem Kopfhörerpaar verbunden. Mit jedem Anlegen eines Stimulationsimpulses bewirkt die Aktivelektrode ein Aufleuchten der zugehörigen Leuchtdiode auf die Dauer von Phi 1 oder Phi 2 (je nach Polarität), wobei im Kopfhörer ein Schallimpuls hörbar wird, dessen Intensität proportional dem Stimulationsstrom ist.
Andere Ausführungsformen sind ebenfalls gebaut worden, die mit herkömmlichen, auf dem Markt frei erhältlichen integrierten Schaltungen ausgestattet sind, um den entsprechend der Fig. 8 definierten Datenstrom zu dekodieren, damit eine Anzeige für die jeweils angewählte Elektrode aufleuchtet, und um einen Schallimpuls zu erzeugen, dessen Amplitude zur kodierten Stimulusstromamplitude in Relation steht. Außerdem ist es möglich, Schaltungen (wie zum Beispiel eine Reihe von abgestimmten Filtern) einzubauen, um einen Impulsburst mit einer der angewählten Elektrode proportionalen Frequenz zu erzeugen und so einen Anhaltspunkt bezüglich der Frequenzwahrnehmung auf Seiten des Patienten zu erhalten.

SICHERHEITSMERKMALE

Verschiedene Merkmale des Systems wirken zusammen, um zu verhindern, daß schmerzhafte oder unangenehme Stimuli oder falsche Stimuli zum Beispiel durch eine falsche Elektrode an den Patienten gehen:
1. Was die allgemeine Sicherheit angeht, so ist es rein physikalisch unmöglich, genug Energie zu übertragen, um dem Patienten einen Stromschlag zu versetzen, da das System von außen über ein Induktivglied mit Strom versorgt wird.
2. Zur Verhinderung nachteiliger Stimuli spielen mehrere Faktoren eine Rolle:
Der Amplitudenimpulsburst ist so kodiert, daß eine größere Anzahl von Impulsen eine niedrigere Amplitude ergibt. Somit steht zur Versorgung ein absoluter Maximalstrom zur Verfügung, der durch den Mindestimpulsbreitenburst bestimmt wird, wobei irgendwelche Fehler in der Kommunikationsverbindung (die normalerweise zu zusätzlichen Impulsen fuhren) einen Strom von niedrigerem Wert ergeben. Die angenehmen Pegel werden für jede Elektrode und jeden Patienten nach erfolgter Implantation mit Hilfe des tragbaren Sprach-Prozessors, der Diagnose- und Programmiereinrichtung und der Schnittstelleneinheit gemessen. Dieser Maximalpegel wird sodann in der Kartographierung im tragbaren Sprach-Prozessor gespeichert, so daß es nicht möglich ist, einen über den angenehmen Maximalpegel hinausgehenden Stimulusstrom zu kodieren, unabhängig davon, welcher akustische Eingang auch anliegen mag.
Da für Phi 1 und Phi 2 die gleiche Stromquelle benutzt wird und die Dauer gleich ist und durch das Programm im EPROM im tragbaren Sprach-Prozessor festgelegt wird, ist eine ausgezeichnete Ladungssymmetrie gewährleistet. Diese wird weiter dadurch verbessert, daß alle Elektroden miteinander kurzgeschlossen werden, wenn keine Stimulation erfolgt. Auf diese Weise ist langfristig nicht mit dem Problem einer Elektrodenkorrosion zu rechnen.
3. Die Übertragung falscher Stimuli kann neben den vorgenannten Maßnahmen auch durch verschiedene andere Möglichkeiten verhindert werden:
Die Informationsbursts, mit denen Nummern übertragen werden müssen (d. h. die Bursts für die Elektrodenanwahl und die Betriebsartenwahl), werden so kodiert, daß eine falsche Anzahl von ankommenden Impulsen toleriert wird. Der Empfänger/Stimulator besitzt Schaltungen zur Erfassung der Stromversorgungsspannung, wobei die Übertragung von Stimuli verhindert wird, wenn die Spannung für den zuzuführenden Strom nicht ausreicht. Der Empfänger/Stimulator ist mit Schaltkreisen versehen, um die richtige Reihenfolge der Impulsbursts zu erfassen. Wird die richtige Reihenfolge nicht erf aßt, so wird die Stimulation verhindert.
Wie ersichtlich, gibt es also eine Kombination von Merkmalen, die in der Weise wirksam werden, daß eine Übertragung von nachteiligen, falschen oder unerwünschten Stimuli verhindert wird.
Die vorstehende Beschreibung der Ausführungsformen nach der Erfindung dient lediglich der Veranschaulichung und ist nicht im einschränkenden Sinne zu sehen. Andere Ausführungen der Erfindung sind mit Bezug auf die vorstehende Offenlegung für den Fachmann ohne weiteres vorstellbar.
Die Figuren, auf die in den Patentansprüchen Bezug genommen ist, dienen nur dem besseren Verständnis des Erfindungsgegenstands und stellen keinerlei Einschränkung hinsichtlich der Interpretation dieser Erfindung dar.

Claims

1. Cochleares Implantationssystem mit einem außerhalb des Körpers eines Patienten angeordneten Sprach-Prozessor (7, 29), welcher eine Einrichtung (82) zur Kodierung von Schall in Stimulationssignale aufweist, einen in den Körper implantierbaren Empfangsstimulator (3, 22), und mit einer Elektrodenanordnung (20), welche in die Cochlea eines Patienten zum Empfang elektrischer Signale aus der Kodiereinrichtung implantierbar ist; psychophysikalische Testeinrichtungen (12, 10) zur Durchführung psychophysikalischer Tests des Hörnervensystems des Patienten während des Empfangs der elektrischen Signale durch den Empfangsstimulator; Einrichtungen zur kartographischen Aufzeichnung von Daten (Fig. 20) umfassend einen Eingang für die Daten aus der Testeinrichtung zur Aufbereitung der Daten in einer Karte, welche die Stimulationsstrategie eines Patienten wiedergibt; Einrichtungen zur Signalumwandlung (80, 81, 82, 83, 84, 85) (Fig. 17) zur Umwandlung von Hörsignal- Informationen in elektrische Signale in der Schallstimulations-Kodiereinrichtung für diesen Patienten; und Datenspeichereinrichtungen (84) zur löschbaren Programmierung und Speicherung der kartographierten Daten in der Kodiereinrichtung, wobei die gespeicherten Daten repräsentativ für die Sprachsignale sind, welche auf den Tests und die Kartographierung basieren, wobei die psychophysikalischen Testeinrichtungen Einrichtungen zur Stimulation der Cochlea aufweisen (Fig. 5), dadurch gekennzeichnet, daß die psychophysikalischen Testeinrichtungen ferner Einrichtungen zur Eintragung (220, 221, 222), Anzeige und Speicherung (221) der Ergebnisse der zur Verfügung gestellten Vielzahl von Eingangssignalen für das Hörnervensystem eines Patienten, Einrichtungen (220, 224) zur Bemessung der Kartographierung zwischen akustischen und Stimulations- Parametern, Einrichtungen zur Prüfung der Kartographierung bevor diese in die Stimulationseinrichtung des Patienten eingegeben wird, und Einrichtungen (WSP), um die Steuerung der Reizhöhe durch den Patienten während des Tests zur Verfügung zu haben, aufweisen.

2. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 1, gekennzeichnet durch vom Patienten betätigbare Steuereinrichtungen in der Testeinrichtung zur Bestimmung der Stimulations-Schwellwerte und der erträglichen Werte.

3. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die den Schall in Stimulationssignale kodierende Einrichtung eine Speichereinrichtung (84) zur Speicherung der Konfiguration der Schall in Stimulationssignale kodierenden Einrichtung aufweist.

4. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 3, dadurch gekennzeichnet, daß die Speichereinrichtung ein löschbarer, programmierbarer und nur lesbarer Speicher (84) ist.

5. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß Übertragungseinrichtungen (85, 87) zur Übertragung kodierter elektrischer Signale vorhanden sind, welche für die Parameter der Sprachstimulation aus der Kodiereinrichtung zum Empfangsstimulator repräsentativ sind.

6. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektrodenanordnung eine Reihe von in Abständen angeordneten Platinringen (52) aufweist, die auf einem flexiblen Streifenträger mit konisch verlaufendem Durchmesser (53) befestigt sind.

7. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtung vorhanden sind, welche einen Leckagestrom an Elektroden abgeben, die nicht zur Stimulation von weniger als 10 Mikroampere ausgewählt wurden.

8. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Elektroden mit einem konstanten Zweiphasenstrom (Fig. 4, 60) beaufschlagt werden, wodurch ein Null-Gleichstrom an die Elektroden bewirkt wird und Korrosionsprobleme im wesentlichen vermieden werden.

9. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen (Fig. 6) zur Auswahl einer bipolaren Stimulation aus irgendeinem Paar der Elektroden dieser Anordnung vorhanden sind.

10. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, daß diese Auswahleinrichtung in der Kodiervorrichtung enthalten ist.

11. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Steuerung des Empfangsstimulators durch die Kodiervorrichtung vorhanden sind, wobei eine solche Steuerung Variationen von mindestens einer oder mehreren Impulsraten, Impulsamplituden, Impulsdauerintervallen zwischen den Phasen eines zweiphasigen Stromimpulses umfaßt, und die Auswahl von zwei aus irgendwelchen Elektrodenreizströmen angewendet werden soll.

12. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Auswahl der Elektrode oder der Elektroden, welche für die Stimulation verwendet wird oder werden, in der externen Kodiervorrichtung für Schall-in-Stimulation erfolgt.

13. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Speichervorrichtung ein programmierbarer nur lesbarer Speicher ist.

14. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß eine Geräuschsperre (115, 116) zur Vermeidung der Zuführung unangenehmer Stimulationen an den Patienten vorhanden ist.

15. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Geräuschsperre zur Vermeidung der Zuführung unangenehmer Stimulationen eine Datenkarte aufweist, die in der Kodiervorrichtung gespeichert ist, wobei die maximal erlaubbare elektrische Stimulation für den Patienten, welche von den Daten in der Datenkarte erzeugt werden kann, unterhalb der Größe liegt, die Unbehagen hervorruft.

16. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 14, dadurch gekennzeichnet, daß die Geräuschsperre zur Vermeidung der Zuführung unangenehmer Stimulationen eine Schaltung mit einer üblichen Stromquelle zur zweiphasigen Stromreizung gleicher Dauer und Amplitude aufweist.

17. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Programmierung des Speichers zur Kodiervorrichtung getrennt anfügbar ist, wenn es während des Tests des Patienten gewünscht wird, um den Speicher auf der Basis der Wahrnehmungen des Patienten zu konfigurieren oder zu erneuern.

18. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Programmierung des Speichers Einrichtungen umfaßt, um Elektrodenunteranordnungen bis zu allen Elektroden der Anordnung auszuwählen und für die Stimulation im Ansprechen auf ein vorgegebenes Höreingangssignal zu verwenden.

19. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Stimulationseinrichtungen vorhanden sind, um die Ordnung der Rangstufe der Elektroden in der Anordnung auszuwählen und die Kodiereinrichtung aufgrund des Ansprechens auf die Auswahl eines solchen Ranges durch den Patienten zu konfigurieren.

20. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Auswahleinrichtungen zur gleichzeitigen unabhängigen Auswahl bestimmter Elektroden zur Stimulation, der Stimulationsrate und der Stimulationsamplitude für jede Stimulation vorhanden sind.

21. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, daß akustische Simulationseinrichtungen in der Test- und Programmiereinrichtung vorhanden sind, um die Stimulationssignale zu überwachen, welche dem implantierten Stimulator zugeführt werden.

22. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Anzeigeeinrichtungen zur kontinuierlichen Anzeige eines sichtbaren Hinweises der Elektrode vorhanden sind, die von den übertragenen Daten aus der Schall-in-Stimulation-Kodiereinrichtung für Überwachungszwecke ausgewählt wurde.

23. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Impulserzeugung in der Schall-in-Stimulation-Kodiereinrichtung zur Erzeugung einer Information vorhanden sind, die zur Anwendung einer bekannten und unveränderbaren Reihe von Stimulationsimpulsen von dem implantierbaren Stimulator zu ausgewählten Elektroden führt, um den Betrieb des Systems zu variieren.

24. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Steuerung des Stimulators durch die Schall-in-Stimulation-Kodiereinrichtung Einrichtungen zur Übertragung und zum Empfang von Leistung und Daten aufweist, wobei die Mittel (23, 45) zum Empfang von Leistung und Daten eine Empfangsspuleneinrichtung umfaßt, welche abstimmbar ausgebildet ist.

25. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 24, dadurch gekennzeichnet, daß die Empfangsspuleneinrichtung über einen Transformator (44) mit einer Leistungs- und Datenschaltung im Stimulator gekoppelt ist.

26. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß eine Schalteinrichtung (120, 121) in der Kodiereinrichtung vorhanden ist, welche die Auswahl verschiedener Stimulationsstrategien zuläßt.

27. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß in der Schalteinrichtung (120, 121), welche in der Kodiereinrichtung zur Auswahl verschiedener Stimulationsstrategien vorhanden ist, die Frequenz des zweiten Formanten des akustischen Signals in eine Elektrodenauswahl, die Sprachfrequenz in eine Stimulationsrate und die Amplitude des zweiten Formanten in eine Stimulationsamplitude kodiert werden, wobei jede dieser Kodierungen in dieser Kodiereinrichtung durchgeführt wird.

28. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 26, dadurch gekennzeichnet, daß in der zuletzt genannten Einrichtung die Frequenz des zweiten Formanten des akustischen Signals in eine Stimulationsrate und die Amplitude des akustischen Gesamtsignals in die Stimulationsamplitude kodiert wird.

29. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 19 oder 20, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Programmierung der Speichereinrichtung dazu verwendet wird eine Auswahl einer optimalen Sprach-Prozeß-Strategie zu ermöglichen.

30. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Kodiereinrichtung Einrichtungen (115, 116) vorhanden sind, um ein Signal zur Deaktivierung der Schall-in-Stimulation-Kodiervorrichtung während der Perioden eines relativ konstanten akustischen Signals zu erzeugen.

31. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Konfiguration des Programms in der Speichereinrichtung für unterschiedliche psychophysikalische Variablen der Patienten vorhanden sind.

32. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Schalteinrichtungen (132) vorhanden sind, um den Betrieb der Kodiervorrichtung zu verhindern, wenn eine inadequate Versorgungsspannung vorliegt, um zu verhindern, so daß keine ungewollten Impulse an den Stimulator übertragen werden.

33. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Schalteinrichtungen (250) zur Verhinderung der Zuführung von Reizimpulsen durch den Stimulator an die Elektrodenanordnung vorhanden sind, wenn die Spannungsversorgung des Stimulators ungenügend ist, um eine erforderliche Folgespannung an die Elektrodenanordnung zu bewirken.

34. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Programmeinrichtungen zur Programmierung der Speichereinrichtung vorhanden sind, während die Speichereinrichtung mit der Kodiereinrichtung verbunden ist.

35. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Kodiervorrichtung Einrichtungen zur Formung einer Impulsgruppe und Mittel zur Steuerung dieser Einrichtungen vorhanden sind, wobei diese Mittel die Speichereinrichtungen umfassen, welche für die Hörwahrnehmungen des Patienten als Reaktion auf die wahrgenommene elektrische Anregung kennzeichnend sind.

36. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß die Kodiereinrichtung und der implantierbare Stimulator integrierte Schaltkreise aufweisen, wobei der Schaltkreis der Kodiervorrichtung derartig programmiert ist, daß er Impulsfolgen konstanter Frequenz (Fig. 8) aussendet und die Anzahl der Impulse sowie die Zeit zwischen den Impulsgruppen durch eine dieser Steuereinrichtungen bestimmt wird.

37. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 35, dadurch gekennzeichnet, daß die Impulsgruppen in hintereinanderfolgenden Rahmen von Datengruppen formatiert werden (Fig. 8), wobei jeder Rahmen eine zurücksetzende Startgruppe, eine aktive Elektrodenauswahlgruppe, eine Elektrodenkonfigurations-Modusgruppe, eine Amplitudengruppe und zwei Gruppen für die zwei Phasen der Stimulationsimpulse aufweist, sowie Einrichtungen um für ein Zeitintervall zwischen jeder Gruppe innerhalb eines jeden Rahmens zu sorgen.

38. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß Schalteinrichtungen (101) vorhanden sind, um die Spitzen von 10 bis 20 dB der Stromgröße des akustischen Reizes zu verwenden und die Reizamplitude für diese Amplitudengruppe zu bestimmen.

39. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 37, dadurch gekennzeichnet, daß eine Schaltung zur Minimierung des Energieverbrauchs durch den Stimulator vorhanden ist, um zu ermöglichen, daß der Stimulator sich in einem aktiven Zustand befindet, wenn nachfolgend Reizdatenrahmen übertragen werden, so daß die Notwendigkeit für einen Startimpuls in jedem Stimulationsrahmen vermieden wird.

40. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 35, gekennzeichnet durch einen Rahmen einer Datengruppe, umfassend zwei Phasen-Stimulationsgruppen von konstanter Dauer.

41. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in der Kodiereinrichtung Einrichtungen zur Bestimmung der Amplitude des Ausgangsstromes durch die Dauer der Amplitudengruppen und Einrichtungen zur Reduzierung der Amplitude durch zunehmende Gruppendauer vorhanden sind.

42. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß der Stimulator einen digitalen Schaltkreis mit einer Fehlerermittlungsschaltung (415) aufweist, um Signale für eine Zustandszähleinrichtung (422) zur Rückstellung des Zählers zu erzeugen und der Zustandszähler durch Rahmenfolgen von Datengruppen aus der Kodiervorrichtung durch ein vom Rückstellsignal unterscheidbares Signal am Ende jeder Datengruppe beaufschlagt wird.

43. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 13, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Löschung und erneuten Programmierung der Speichereinrichtung vorhanden sind, während sie in der Kodiereinrichtung eingeführt sind.

44. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß die Einrichtung zur Ladung der Speichereinrichtung dem Wahrnehmungsvermögen eines jeden Patienten zugeschnitten ist, wobei die Speichereinrichtung so programmiert ist, daß das Wahrnehmungsvermögen sich widerspiegelt.

45. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 44, dadurch gekennzeichnet, daß in der Schall-zur-Stimulation-Kodiervorrichtung Einrichtungen zur Auswahl einer Elektrode von allen Elektroden zur Stimulation vorhanden sind.

46. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Erzeugung einer monotonen im wesentlichen exponentiell abnehmenden Beziehung zwischen einer kodierten Stromamplitude einer Stimulanz an die Elektroden und des tatsächlichen an die Elektroden gelieferten Stromes vorgesehen sind.

47. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 46, dadurch gekennzeichnet, daß Einrichtungen zur Begrenzung des an die Elektroden zu liefernden Stromes vorhanden sind.

48. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, daß in den Kodiereinrichtungen Einrichtungen vorhanden sind, um die Erzeugung von Sprach-Stimulationssignalen während einer Verzögerungsperiode eines konstanten Hintergrundgeräusches unmöglich zu machen.

49. Cochleares Implantationssystem nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, daß die Kodiervorrichtung Schalteinrichtungen aufweist, welche für den Patienten unangenehme Impuls folgen an den Empfangsstimulator verhindert.